汪漢 蔡琳 鄧曉奇 李錦 童琳 劉漢雄

(西南交通大學(xué)附屬醫(yī)院 成都市第三人民醫(yī)院心內(nèi)科 成都市心血管病研究所，四川 成都 610031)

參數(shù)優(yōu)化是心臟再同步化治療(cardiac resynchronization therapy，CRT)中的關(guān)鍵一環(huán)，AV或VV間期不恰當(dāng)將削弱CRT的療效，而其優(yōu)化則可使CRT發(fā)揮最大療效[1]。如何優(yōu)化AV/VV間期而獲取CRT的最大療效意見尚不統(tǒng)一。此前，筆者[2]提出了一種CRT快速優(yōu)化的新算法，該新算法的最佳AV、VV間期以及主動(dòng)脈瓣前向血流速度時(shí)間積分(aortic velocity time integral，AVTI)與心臟彩超計(jì)算的“迭代法”一致性較好，且耗時(shí)明顯減少，較腔內(nèi)心電圖法左室射血分?jǐn)?shù)提高且終點(diǎn)事件發(fā)生率低，具有一定的合理性和臨床推廣價(jià)值。

之前，筆者的研究[2]提出最佳VV間期=0.5(LVPace～P-RVPace～A)。其中，LVPace～P代表左心室起搏至肺動(dòng)脈瓣血流頻譜起始時(shí)間，RVPace～A代表右心室起搏至主動(dòng)脈瓣血流頻譜起始時(shí)間。此公式是基于本文所述雙心室起搏模式下心力衰竭患者的心臟電-機(jī)械耦聯(lián)關(guān)系而提出的，依據(jù)本文介紹的電-機(jī)械耦聯(lián)理論，筆者[3]曾提出最佳AV間期=最佳AV=AVlong-AAreflow，該公式與CRT相關(guān)指南[4]推薦的Ritter法實(shí)質(zhì)一致而形式不同?，F(xiàn)主要探討雙心室起搏模式下心力衰竭患者的心臟電-機(jī)械耦聯(lián)的基礎(chǔ)理論。

1 資料和方法

1.1 人群資料

納入了2007年6月—2009年4月在本院準(zhǔn)備行CRT的心力衰竭患者20例，均行心內(nèi)電生理檢查。納入標(biāo)準(zhǔn)：紐約心功能分級(jí)Ⅱ～Ⅲ級(jí)，且不論病因；排除標(biāo)準(zhǔn)：完全性房室傳導(dǎo)阻滯、右束支傳導(dǎo)阻滯、左室室壁瘤及有節(jié)段性室壁運(yùn)動(dòng)障礙、慢性心房顫動(dòng)、慢性腎臟疾病、嚴(yán)重肝腎功能不全的患者。納入病例按體表心電圖QRS波群形態(tài)分為左束支傳導(dǎo)阻滯(left bundle-branch block，LBBB)組及正常QRS組，進(jìn)入研究前收集兩組性別、年齡、基礎(chǔ)疾病譜和心律失常發(fā)作等基本情況。

1.2 研究方法

所有患者均經(jīng)股靜脈分別放標(biāo)測(cè)電極導(dǎo)管于左心室后游離壁、右心室心尖、左心室前間隔及右心室前間隔4個(gè)部位，各部位分別標(biāo)記序號(hào)為1～4號(hào)。雙心室起搏模式的編碼方法共4個(gè)：A模式，右心室前間隔—左心室前間隔；B模式，左心室前間隔—右心室心尖；C模式，右心室心尖—左心室后游離壁；D模式，右心室前間隔—左心室后游離壁。每一患者均分別按上述4種起搏模式以高于自身心率15 次/min的頻率起搏30次。

1.2.1 電同步性記錄方法

采用美國(guó)ST.JUDE MEDICAL公司的Ensite3000電生理系統(tǒng)的Ensite Array非接觸式標(biāo)測(cè)球囊多電極導(dǎo)管進(jìn)行標(biāo)測(cè)：記錄每一模式起搏的左心室腔內(nèi)電活動(dòng)、體表心電圖和起搏導(dǎo)管解剖位置，至少記錄10個(gè)間期。

1.2.2 機(jī)械同步性的記錄

運(yùn)用德國(guó)西門子公司的全數(shù)字化超聲診斷系統(tǒng)Acuson Sequia 512彩色多普勒超聲診斷儀的速度向量成像(velocity vector imaging，VVI)功能，顯示心肌的運(yùn)動(dòng)速度向量并同時(shí)分析心肌運(yùn)動(dòng)的多個(gè)機(jī)械同步性參數(shù)。

1.2.3 電活動(dòng)及機(jī)械運(yùn)動(dòng)的耦聯(lián)關(guān)系

各種電同步性及機(jī)械同步性設(shè)備記錄的參數(shù)的時(shí)間軸均與體表心電圖的時(shí)間軸同步，以起搏刺激信號(hào)為時(shí)間零點(diǎn)參照，再對(duì)照Ensite Array球囊和超聲心動(dòng)圖記錄的解剖模型，提取任一時(shí)間點(diǎn)除極及復(fù)極電位擴(kuò)布的空間位置，并提取任一空間位置的電活動(dòng)和機(jī)械運(yùn)動(dòng)隨時(shí)間變化的數(shù)據(jù)。各例患者均在每一種起搏模式下，記錄該起搏模式編碼、前述4個(gè)解剖部位的每一部位的部位序號(hào)、該部位以Ensite Array球囊標(biāo)測(cè)到的開始電激動(dòng)(包括除極及復(fù)極)時(shí)間(T電除極、T電復(fù)極和ΔT電= T電復(fù)極-T電除極)、超聲心動(dòng)圖VVI功能檢測(cè)到的開始機(jī)械運(yùn)動(dòng)的時(shí)間(T機(jī)械)，并計(jì)算出二者的差值ΔT電機(jī)械=T機(jī)械-T電除極，以供作電-機(jī)械耦聯(lián)關(guān)系分析用。

1.3 統(tǒng)計(jì)學(xué)分析

數(shù)據(jù)均采用SPSS 19.0進(jìn)行分析。基線數(shù)據(jù)中計(jì)量資料用均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差表示，若為正態(tài)分布的數(shù)據(jù)，組間差異則采用t檢驗(yàn)；計(jì)數(shù)資料用百分率表示，采用卡方檢驗(yàn)或Fisher確切概率法計(jì)算；對(duì)照非接觸式球囊和超聲心動(dòng)圖標(biāo)測(cè)結(jié)果，提取起搏模式編碼、解剖部位序號(hào)、對(duì)應(yīng)解剖部位電激動(dòng)開始時(shí)間(T電除極、T電復(fù)極和ΔT電)、機(jī)械運(yùn)動(dòng)的時(shí)間(T機(jī)械)和二者的差值(ΔT電機(jī)械)做多變量分析尋找與電-機(jī)械耦聯(lián)時(shí)間相關(guān)的因素：以某一變量為因變量，其他變量為自變量，以多因素方差分析過程判定某自變量與因變量的關(guān)系是否具有顯著性。以P<0.05為差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

2 結(jié)果

2.1 基線資料

共納入受試者20例，男性12例，基礎(chǔ)疾病中高血壓心臟病、冠心病、心肌病及甲亢性心臟病分別為5、4、10及1例；其中有12例合并心動(dòng)過緩。受試者的平均年齡為(47.4±14.2)歲，左心室內(nèi)徑(48.3±11.7)mm，平均左室射血分?jǐn)?shù)35.4%±5.3%。對(duì)照非接觸式球囊和超聲心動(dòng)圖標(biāo)測(cè)結(jié)果，提取數(shù)據(jù)點(diǎn)的起搏模式編碼、解剖部位序號(hào)和對(duì)應(yīng)解剖部位電激動(dòng)開始時(shí)間(T電除極、T電復(fù)極和ΔT電)、機(jī)械運(yùn)動(dòng)的時(shí)間(T機(jī)械)和二者的差值ΔT電機(jī)械= T機(jī)械-T電除極，作如下列表(表1、表2)。

表1 電-機(jī)械耦聯(lián)(ΔT電機(jī)械)數(shù)據(jù)表

表2 各分組、起搏模式和解剖部位的ΔT電機(jī)械值 單位：ms

2.2 與電-機(jī)械耦聯(lián)時(shí)間有關(guān)系的因素

對(duì)此表數(shù)據(jù)作多因素方差分析，以ΔT電機(jī)械為因變量，其他變量為自變量。結(jié)果如表3～表5，提示起搏模式對(duì)ΔT電機(jī)械的影響無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義，而以解剖部位對(duì)ΔT電機(jī)械的影響最為顯著。

表3 各自變量對(duì)因變量(電-機(jī)械耦聯(lián)時(shí)間)的影響的多因素方差分析

表4 各解剖部位間ΔT電機(jī)械的兩兩多重比較(最小顯著性差異法)

表5 各起搏模式間ΔT電機(jī)械的兩兩多重比較(最小顯著性差異法)

2.3 最佳VV間期的推導(dǎo)

從表1中可以發(fā)現(xiàn)ΔT電機(jī)械在空間分布上具有不均勻性，即不同的解剖部位有不同的電-機(jī)械耦聯(lián)時(shí)間，造成電同步性與機(jī)械同步性的差異(電同步時(shí)機(jī)械運(yùn)動(dòng)可能不同步，而電不同步時(shí)機(jī)械運(yùn)動(dòng)可能同步)，這可解釋臨床上用單純的心電學(xué)指標(biāo)來進(jìn)行CRT優(yōu)化欠可靠的原因。另外，從表4中可以發(fā)現(xiàn)ΔT電機(jī)械受解剖部位的影響最大，而與起搏模式的相關(guān)性不明顯，這可能反映了心臟電-機(jī)械耦聯(lián)時(shí)間的空間分布規(guī)律。

據(jù)以上理論，臨床上在CRT雙心室起搏時(shí)，可分別找出ΔT電機(jī)械數(shù)值最大及最小的解剖部位，并計(jì)算出ΔT電機(jī)械的最大值與最小值的差值ΔΔT電機(jī)械，則在此兩個(gè)部位作雙部位起搏時(shí)，將其起搏的時(shí)間差程控為ΔΔT電機(jī)械(即ΔT電機(jī)械數(shù)值最大的解剖部位起搏的時(shí)間-ΔT電機(jī)械數(shù)值最小的解剖部位起搏的時(shí)間)，在理論上即可獲得最佳的機(jī)械同步，即：最佳VV 間期=ΔΔT電機(jī)械，亦即左心室起搏的ΔT電機(jī)械(LVΔT電機(jī)械)與右心室起搏的ΔT電機(jī)械(RVΔT電機(jī)械)之差，可表達(dá)為最佳VV 間期=LVΔT電機(jī)械-RVΔT電機(jī)械(見圖1)。

注：VTI為血流速度時(shí)間積分。圖1 最佳VV間期的推導(dǎo)示意圖

然而，在實(shí)踐中無法準(zhǔn)確定位出ΔT電機(jī)械最大與最小的部位，甚至不能測(cè)出起搏部位的ΔT電機(jī)械，往往只能選擇空間距離相差較遠(yuǎn)的部位，而且CRT術(shù)后優(yōu)化也無法選擇起搏部位，這樣就無法達(dá)到心室收縮的時(shí)間離散度最小，只能使其空間離散度較小，即讓各部位收縮盡量在中心部位匯合。在激動(dòng)正向和反向傳導(dǎo)的速度不一定相等的情況下，為使左右雙心室起搏引起的機(jī)械收縮恰在中心部位融合，以達(dá)心室最佳的機(jī)械同步，應(yīng)分析從一側(cè)心室起搏至另一側(cè)心室機(jī)械收縮的全過程，以左心室起搏為例，這一“全過程”包括：左心室電激動(dòng)開始、左心室起搏的電-機(jī)械耦聯(lián)時(shí)間(LVΔT電機(jī)械)、左心室機(jī)械等容收縮、左心室流出道機(jī)械射血開始、左心室至右心室的電激動(dòng)傳導(dǎo)時(shí)間、右心室電-機(jī)械耦聯(lián)時(shí)間(RVΔT電機(jī)械)、右心室機(jī)械等容收縮和右心室流出道機(jī)械射血開始。即從左心室電激動(dòng)開始至右心室流出道機(jī)械射血開始，而左心室電激動(dòng)開始可以用體表心電圖左心室起搏刺激信號(hào)為標(biāo)志，右心室流出道機(jī)械射血開始則可以用超聲心動(dòng)圖肺動(dòng)脈瓣前向血流頻譜起始部為標(biāo)志。

如果以 LVPace～P表示體表心電圖左心室起搏刺激信號(hào)至超聲心動(dòng)圖上肺動(dòng)脈瓣前向血流頻譜起始的時(shí)間間期，以RVPace～A為體表心電圖右心室起搏刺激信號(hào)至超聲心動(dòng)圖上主動(dòng)脈瓣前向血流頻譜起始的時(shí)間間期，即可計(jì)算出使雙心室起搏引起的機(jī)械收縮同時(shí)到達(dá)中心部位的VV間期，即最佳VV間期= 0.5(LVPace～P-RVPace～A)。這就是筆者提出的雙心室起搏室間間期優(yōu)化的新算法的原理。

3 討論

本研究利用非接觸式Ensite Array等勢(shì)圖記錄電同步性，同時(shí)以心臟組織超聲多普勒的VVI功能顯示心肌的運(yùn)動(dòng)速度向量并同時(shí)分析心肌運(yùn)動(dòng)的多個(gè)機(jī)械同步性參數(shù)。二者對(duì)照分析電活動(dòng)及機(jī)械運(yùn)動(dòng)的耦聯(lián)關(guān)系，經(jīng)統(tǒng)計(jì)分析發(fā)現(xiàn)ΔT電機(jī)械在空間分布上具有不均勻性，并找出了與ΔT電機(jī)械有關(guān)系的因素。據(jù)此推論建立了心臟電機(jī)械同步性耦聯(lián)的數(shù)量關(guān)系的應(yīng)用新模型：即最佳電間期=ΔΔT電機(jī)械。進(jìn)一步考慮起搏到收縮的全過程，筆者認(rèn)為：最佳VV間期=0.5(LVPace～P- RVPace～A)。

在筆者既往的研究[2-3]中，運(yùn)用前瞻性的研究比較了這種新算法與腔內(nèi)心電圖、傳統(tǒng)的超聲“迭代法”的AVTI，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，新算法的AVTI與“迭代法”一致性較高，且優(yōu)于腔內(nèi)心電圖算法；隨訪18個(gè)月后，與腔內(nèi)心電圖組相比，新算法組左室射血分?jǐn)?shù)高，血漿腦鈉肽水平低，且終點(diǎn)事件發(fā)生率較低。因此，筆者認(rèn)為新算法有一定的合理性及臨床推廣性。

筆者的研究認(rèn)為ΔT電機(jī)械在空間分布上具有不均勻性，在經(jīng)典的心電學(xué)理論中，這是共識(shí)，然而很少有研究探討；其次ΔT電機(jī)械與解剖位置的關(guān)系最為顯著。由以上兩點(diǎn)，根據(jù)電機(jī)械活動(dòng)耦聯(lián)規(guī)律[5]推導(dǎo)出最佳VV間期。此公式表述了電同步與機(jī)械同步的數(shù)量關(guān)系，可減少腔內(nèi)心電圖法只考慮電同步的誤差。腔內(nèi)心電圖法導(dǎo)致誤差的另一原因是需測(cè)量竇性心律時(shí)經(jīng)房室結(jié)順向下傳的左、右心室腔內(nèi)心電圖上感知R波峰值的時(shí)間差，但CRT發(fā)揮治療作用的原理是以雙心室起搏的逆向激動(dòng)來取代經(jīng)房室結(jié)順向激動(dòng)，實(shí)際參數(shù)設(shè)置后不會(huì)出現(xiàn)心室感知，故雙心室感知的時(shí)間差并無實(shí)際意義。

本研究所采用的體表心電圖及超聲心動(dòng)圖均屬常規(guī)設(shè)備，體表心電圖的起搏刺激信號(hào)十分明確，超聲心動(dòng)圖的大動(dòng)脈血流頻譜起始部形態(tài)清晰，易于確認(rèn)，其客觀性及重復(fù)性較其他各項(xiàng)超聲指標(biāo)有明顯的優(yōu)勢(shì)，因此，此種新算法不依賴于任何特定的起搏器型號(hào)及相應(yīng)的程控設(shè)備，不需要復(fù)雜的影像設(shè)備如組織多普勒超聲心動(dòng)圖，更由于它是通過計(jì)算得出結(jié)果，較各種通過多次調(diào)試即“迭代法”得出的結(jié)果更為準(zhǔn)確，因?yàn)椤暗ā毙枰獪y(cè)量多次超聲指標(biāo)，而其選用的超聲指標(biāo)多為AVTI、左室射血分?jǐn)?shù)和組織速度色彩顯像等主觀性較大的指標(biāo)，難于保證其重復(fù)性，且在長(zhǎng)達(dá)數(shù)小時(shí)的測(cè)量過程中患者的全身狀況、心率、心功能等均會(huì)發(fā)生改變，這顯然會(huì)影響結(jié)果判斷，造成誤差[6]。其他如心導(dǎo)管壓力檢測(cè)雖可評(píng)價(jià)同步性，但無法獲得電-機(jī)械耦聯(lián)的信息，只可作為基礎(chǔ)研究的輔助指標(biāo)之一。因此使用以上方法所進(jìn)行的研究，無法準(zhǔn)確描述心臟電-機(jī)械耦聯(lián)現(xiàn)象及其變化規(guī)律，不能建立心臟電機(jī)械同步耦聯(lián)的數(shù)量關(guān)系的模型，也不能為CRT優(yōu)化算法的應(yīng)用提供理論基礎(chǔ)。值得提出的是電活動(dòng)及機(jī)械運(yùn)動(dòng)的耦聯(lián)關(guān)系的測(cè)量并不能完全保證電活動(dòng)時(shí)間與機(jī)械活動(dòng)時(shí)間是在同一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)，這是本研究最大的缺點(diǎn)。

本研究為心力衰竭患者CRT優(yōu)化新算法提供了理論依據(jù)，是對(duì)心臟電-機(jī)械耦聯(lián)現(xiàn)象新的補(bǔ)充。然而，由該理論形成的CRT快速優(yōu)化新算法的應(yīng)用目前僅為單中心研究，亟需進(jìn)一步的前瞻性大樣本的多中心研究。