雙心室起搏模式下心力衰竭患者的心臟電-機械耦聯(lián)研究

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間期以及主動脈瓣前向血流速度時間積分(aortic velocity time integral，AVTI)與心臟彩超計算的“迭代法”一致性較好，且耗時明顯減少，較腔內(nèi)心電圖法左室射血分數(shù)提高且終點事件發(fā)生率低，具有一定的合理性和臨床推廣價值。

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脈瓣血流頻譜起始時間，RVPace～A代表右心室起搏至主動脈瓣血流頻譜起始時間。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-機械耦聯(lián)關(guān)系而提出的，依據(jù)本文介紹的電-機械耦聯(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Ⅱ～Ⅲ級，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)段性室壁運動障礙、慢性心房顫動、慢性腎臟疾病、嚴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個部位，各部位分別標(biāo)記序號為1～4號。雙心室起搏模式的編碼方法共4個：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ST.JUDE MEDICAL公司的Ensite3000電生理系統(tǒng)的Ensite Array非接觸式標(biāo)測球囊多電極導(dǎo)管進行標(biāo)測：記錄每一模式起搏的左心室腔內(nèi)電活動、體表心電圖和起搏導(dǎo)管解剖位置，至少記錄10個間期。

1.2.2 機械同步性的記錄

運用德國西門子公司的全數(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，顯示心肌的運動速度向量并同時分析心肌運動的多個機械同步性參數(shù)。

1.2.3 電活動及機械運動的耦聯(lián)關(guān)系

各種電同步性及機械同步性設(shè)備記錄的參數(shù)的時間軸均與體表心電圖的時間軸同步，以起搏刺激信號為時間零點參照，再對照Ensite Array球囊和超聲心動圖記錄的解剖模型，提取任一時間點除極及復(fù)極電位擴布的空間位置，并提取任一空間位置的電活動和機械運動隨時間變化的數(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個解剖部位的每一部位的部位序號、該部位以Ensite Array球囊標(biāo)測到的開始電激動(包括除極及復(fù)極)時間(T電除極、T電復(fù)極和ΔT電= T電復(fù)極-T電除極)、超聲心動圖VVI功能檢測到的開始機械運動的時間(T機械)，并計算出二者的差值ΔT電機械=T機械-T電除極，以供作電-機械耦聯(lián)關(guān)系分析用。

1.3 統(tǒng)計學(xué)分析

數(shù)據(jù)均采用SPSS 19.0進行分析?；€數(shù)據(jù)中計量資料用均數(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；計數(shù)資料用百分率表示，采用卡方檢驗或Fisher確切概率法計算；對照非接觸式球囊和超聲心動圖標(biāo)測結(jié)果，提取起搏模式編碼、解剖部位序號、對應(yīng)解剖部位電激動開始時間(T電除極、T電復(fù)極和ΔT電)、機械運動的時間(T機械)和二者的差值(ΔT電機械)做多變量分析尋找與電-機械耦聯(lián)時間相關(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，平均左室射血分數(shù)35.4%±5.3%。對照非接觸式球囊和超聲心動圖標(biāo)測結(jié)果，提取數(shù)據(jù)點的起搏模式編碼、解剖部位序號和對應(yīng)解剖部位電激動開始時間(T電除極、T電復(fù)極和ΔT電)、機械運動的時間(T機械)和二者的差值ΔT電機械= T機械-T電除極，作如下列表(表1、表2)。

表1 電-機械耦聯(lián)(ΔT電機械)數(shù)據(jù)表

表2 各分組、起搏模式和解剖部位的ΔT電機械值 單位：ms

2.2 與電-機械耦聯(lián)時間有關(guān)系的因素

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

表3 各自變量對因變量(電-機械耦聯(lián)時間)的影響的多因素方差分析

表4 各解剖部位間ΔT電機械的兩兩多重比較(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-機械耦聯(lián)時間，造成電同步性與機械同步性的差異(電同步時機械運動可能不同步，而電不同步時機械運動可能同步)，這可解釋臨床上用單純的心電學(xué)指標(biāo)來進行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-機械耦聯(lián)時間的空間分布規(guī)律。

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

注：VTI為血流速度時間積分。圖1 最佳VV間期的推導(dǎo)示意圖

然而，在實踐中無法準(zhǔn)確定位出ΔT電機械最大與最小的部位，甚至不能測出起搏部位的ΔT電機械，往往只能選擇空間距離相差較遠的部位，而且CRT術(shù)后優(yōu)化也無法選擇起搏部位，這樣就無法達到心室收縮的時間離散度最小，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械收縮恰在中心部位融合，以達心室最佳的機械同步，應(yīng)分析從一側(cè)心室起搏至另一側(cè)心室機械收縮的全過程，以左心室起搏為例，這一“全過程”包括：左心室電激動開始、左心室起搏的電-機械耦聯(lián)時間(LVΔT電機械)、左心室機械等容收縮、左心室流出道機械射血開始、左心室至右心室的電激動傳導(dǎo)時間、右心室電-機械耦聯(lián)時間(RVΔT電機械)、右心室機械等容收縮和右心室流出道機械射血開始。即從左心室電激動開始至右心室流出道機械射血開始，而左心室電激動開始可以用體表心電圖左心室起搏刺激信號為標(biāo)志，右心室流出道機械射血開始則可以用超聲心動圖肺動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至超聲心動圖上肺動脈瓣前向血流頻譜起始的時間間期，以RVPace～A為體表心電圖右心室起搏刺激信號至超聲心動圖上主動脈瓣前向血流頻譜起始的時間間期，即可計算出使雙心室起搏引起的機械收縮同時到達中心部位的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等勢圖記錄電同步性，同時以心臟組織超聲多普勒的VVI功能顯示心肌的運動速度向量并同時分析心肌運動的多個機械同步性參數(shù)。二者對照分析電活動及機械運動的耦聯(lián)關(guān)系，經(jīng)統(tǒng)計分析發(fā)現(xiàn)ΔT電機械在空間分布上具有不均勻性，并找出了與ΔT電機械有關(guān)系的因素。據(jù)此推論建立了心臟電機械同步性耦聯(lián)的數(shù)量關(guān)系的應(yīng)用新模型：即最佳電間期=ΔΔT電機械。進一步考慮起搏到收縮的全過程，筆者認為：最佳VV間期=0.5(LVPace～P- RVPace～A)。

在筆者既往的研究[2-3]中，運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個月后，與腔內(nèi)心電圖組相比，新算法組左室射血分數(shù)高，血漿腦鈉肽水平低，且終點事件發(fā)生率較低。因此，筆者認為新算法有一定的合理性及臨床推廣性。

筆者的研究認為ΔT電機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，然而很少有研究探討；其次ΔT電機械與解剖位置的關(guān)系最為顯著。由以上兩點，根據(jù)電機械活動耦聯(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量竇性心律時經(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來取代經(jīng)房室結(jié)順向激動，實際參數(shù)設(shè)置后不會出現(xiàn)心室感知，故雙心室感知的時間差并無實際意義。

本研究所采用的體表心電圖及超聲心動圖均屬常規(guī)設(shè)備，體表心電圖的起搏刺激信號十分明確，超聲心動圖的大動脈血流頻譜起始部形態(tài)清晰，易于確認，其客觀性及重復(fù)性較其他各項超聲指標(biāo)有明顯的優(yōu)勢，因此，此種新算法不依賴于任何特定的起搏器型號及相應(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圖，更由于它是通過計算得出結(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，因為“迭代法”需要測量多次超聲指標(biāo)，而其選用的超聲指標(biāo)多為AVTI、左室射血分數(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，且在長達數(shù)小時的測量過程中患者的全身狀況、心率、心功能等均會發(fā)生改變，這顯然會影響結(jié)果判斷，造成誤差[6]。其他如心導(dǎo)管壓力檢測雖可評價同步性，但無法獲得電-機械耦聯(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行的研究，無法準(zhǔn)確描述心臟電-機械耦聯(lián)現(xiàn)象及其變化規(guī)律，不能建立心臟電機械同步耦聯(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及機械運動的耦聯(lián)關(guān)系的測量并不能完全保證電活動時間與機械活動時間是在同一個心動周期內(nèi)，這是本研究最大的缺點。

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)，是對心臟電-機械耦聯(lián)現(xiàn)象新的補充。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，亟需進一步的前瞻性大樣本的多中心研究。