KR101310747B1 - 비침습적 심근 전기활동 매핑 방법 - Google Patents

비침습적 심근 전기활동 매핑 방법 Download PDF

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Abstract

본 발명의 일 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법은 심전도 데이터 또는 심자도 데이터를 측정하는 단계, 및 심전도 데이터 또는 심자도 데이터를 이용하여 심근 표면의 전기적 활동 정도를 매핑하는 단계를 포함한다. 심전도 데이터 또는 심자도 데이터의 신호원은 스칼라 양인 심근 표면 전위이고, 매핑은 심근 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 벡터와 특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가한 제한 행렬을 병합한 수정 리드필드 벡터를 사용한다.

Description

비침습적 심근 전기활동 매핑 방법{Noninvasive mapping method of myocardial electric activity}
본 발명은 심근 전기활동 매핑 방법에 관한 것으로, 더 구체적으로 심전도 혹은 심자도로 측정한 다채널 데이터로부터 회귀성 파동이나 이소성 흥분 등의 주기성을 갖는 심근전기활동의 위치를 추정하는 방법에 관한 것이다.
많은 심장질환에서 심근(myocardium)의 회귀성 흥분(reentry excitation) 또는 이소성 흥분(ectopic beats)이 원인이 된다. 이러한 심근의 전도이상(conduction anormaly)은 뇌졸중(stroke)의 원인이 되는 심방 부정맥(atrial arrhythmia), 빈맥(tachycardia), 및 심부전(heart failure) 등으로 발전되며, 심정지(cardiac arrest)에 의한 심장돌연사(Sudden Cardiac Death)를 일으키는 심실세동(ventricular fibrillation)의 기전이기도 하다.
이러한 심근의 전도이상을 직접 검출하기 위하여, 종래에는 허벅지의 대동맥 혹은 대정맥을 통하여 카테터 전극을 삽입하여 심내막 전위(endocardium potential)를 위치를 바꾸어가며 일일이 측정하거나, 개흉 수술시 심외막(epicardium)에 다채널 전극 패치 등을 부착하여 측정하였다.
비침습적인 방법으로는 심전도와 심자도 등이 있다. 심전도는 흉곽(thorax) 및 팔다리에 다수의 전극을 붙여 전위를 측정한다. 심자도는 SQUID(Superconducting Quantum Interference Device) 또는 원자자력계과 같은 초고감도의 자기센서를 이용하여 심근전기활동(mycocardial electric activity)을 측정한다.
심전도와 심자도의 경우, 전도이상 추출은 다채널 심근전기활동 측정 데이터를 기반으로 수학적으로 역문제의 해법에 대응된다. 즉, 전류 소스(current source)는 국지화되도록 추정된다.
본 발명은 다채널 심근전기활동 측정 데이터를 기반으로 한 전류원 추출방법에 관한 것이다. 역문제(inverse problem) 해법을 통한 전류원 추출 방법은 여러 가지가 있다. 기본적으로 전류원은 단수 혹은 복수의 위치에서의 전류 쌍극자들(current dipoles)로 가정된다. 측정된 전위 분포 또는 자기장의 분포를 가장 잘 설명하도록 전류 쌍극자의 크기 및 방향이 추정된다.
전류 쌍극자를 전류원으로 가정했을 경우, Minimum norm estimation 방법은 전류 쌍극자의 위치를 고정하고 전류 쌍극자의 크기와 방향을 선형방정식을 풀어 구한다. 비선형 최적화 방법(nonlinear optimization)(예를 들어, simplex, conjugate gradient 등), 랜덤 추정 방법(randomized estimation)에 의한 전역 비선형 최적화 방법(global nonlinear optimization)(예를 들어, 유전알고리즘, simulated annealing 등)은 회귀적 방법(iterative trial)에 의해 전류 쌍극자의 크기, 방향, 및 위치까지 구한다.
소위, EP(electrophysilogy) 테스트는 카테터를 사용한 심근전기 활동을 검사한다. EP 테스트는 인체 내부로 탐침을 삽입하여, 심내막에 전극을 접촉하여 심근전기 활동을 측정한다. EP 테스트는 침습적이어서 항상 그 시술의 위험성을 내포한다. 특히, 측정 가능 부위는 심내막으로 한정된다. 카테터가 대동맥을 통하여 좌심실 및 좌심방으로 유입될 수 있으나, 카테터는 격벽을 천공하지 않고서는 우심실 및 우심방으로 갈 수 없다. 또한, 카테터가 대정맥을 통하여 우심방 및 우심실로 유입될 수 있으나, 카테터는 격벽을 천공하지 않고서는 죄심실 및 좌심방으로 갈 수 없다.
또한, 전극을 바른 위치에 놓기 위하여 환자 및 의사는 수 시간이 될 수도 있는 시술시간 동안 x-ray 등의 방사선에 피폭될 수 있다. 더욱이, 2차원 방사선 영상은 카테터 위치의 공간적 정보를 주지 못하기 때문에, 심근 전기 활동의 공간적 매핑을 위해서는 별도의 자기적 위치 추적 장치(예, Carto system) 등의 수단이 필요하다.
심외막 전극 어레이의 경우, 환자는 개흉 수술의 큰 부담이 있으며, 전극 부착 등에 고도의 기술이 요구된다. 또한, 심외막 전극 어레이는 시술 후의 예후 관찰 등에 활용할 수 없다.
비침습적 전류 매핑의 경우, 다채널 심전도 또는 다채널 심자도 측정 결과를 활용하여 전류원의 위치는 역문제를 풀어서 알 수 있다. 그러나, 비침습적 전류 매핑은 비침습적 측정 결과를 이용하는 다수 해를 가지는(ill-posed) 역문제 해법에 의한 전류원의 추정이다. 따라서, 작은 전류원이나 깊은 전류원에 의한 추정오차가 매우 크다. 따라서, 비침습적 전류 매핑은 임상활용에 한계가 있다.
본 발명의 해결하고자 하는 일 기술적 과제는 심자도 또는 심전도로 측정한 다채널 데이터로부터 회귀성 파동이나 이소성 흥분 등의 주기성을 갖는 심근전기활동의 위치를 추정하는 방법에 관한 것으로, 심근 표면의 스칼라 전위값을 공간 필터링 방법으로 계산한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법은 심전도 데이터 또는 심자도 데이터를 측정하는 단계; 및 심전도 데이터 또는 심자도 데이터를 이용하여 심근 표면의 전기적 활동 정도를 매핑하는 단계를 포함한다. 상기 심전도 데이터 또는 심자도 데이터의 신호원은 스칼라 양인 심근 표면 전위이고, 상기 매핑은 심근 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 벡터와 특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가한 제한 행렬을 병합한 수정 리드필드 벡터를 사용한다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 매핑하는 단계는 최소 분산 공간 필터(Minimum Varaiance Spatial filter)를 사용하고, 상기 최소 분산 공간 필터로 구하려는 상기 신호원과 상관된 다른 위치에서의 신호원으로부터의 간섭을 막기 위해 제약조건은 다른 위치의 신호원의 영향을 억압할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 매핑하는 단계는 심근 및 흉곽을 포함할 수 있는 주변 기관의 전기적 도체 모델에 경계요소방법(Boundary Element Method)을 사용하기 위하여 표면 메쉬를 구성하는 단계; 심근 상의 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 백터를 계산하는 단계; 다채널 측정된 심전도 또는 심자도 데이터를 이용하여 공분산 행렬을 추출하는 단계; 특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가하여 제한 행렬을 구하는 단계; 상기 리드필드 벡터로부터 상기 제약조건이 포함된 수정 리드필드 벡터를 구하는 단계;및 상기 수정 리드필드 벡터 및 상기 공분산 행렬을 이용하여 심근 표면의 꼭지점의 전기적 활동파워를 계산하는 단계를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 심장 및 흉곽을 포함하도록 MRI 또는 CT를 측정하는 단계; MRI 또는 CT 데이터를 이용하여 환자 개별화된 심장 및 기관의 전기적 도체 모델을 구성하는 단계; 및 독립요소분석법 등의 2차 이상의 고차 통계를 이용하여 국지화를 원하는 심전도 파형 또는 심자도 파형을 분리하는 단계 중에서 적어도 하나를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 매핑하는 단계는 상기 수정 리드필드 벡터를 이용하여 최소 분산 공간필터를 구성하는 단계; 상기 제약조건이 포함된 최소 분산 공간 필터를 이용하여 표면 전위의 전기적 활동 정도를 추출하는 단계; 상기 표면 전위를 이용하여 전류 소스를 추출하는 단계; 복수의 표면 전위의 전기적 활동 사이의 허수 결맞음성을 계산하는 단계; 및 상기 전류 소스에 의하여 형성되는 비정상회로 루트의 절개 위치를 추출하는 단계 중에서 적어도 하나를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 심근 상의 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 백터를 계산하는 단계는 심근 메쉬 표면의 단위 전위에 의해 형성되는 기관 표면의 전위를 경계요소방법에 의해 계산하는 단계; 및 경계요소방법에 의해 기관 표면의 전위로부터 심전도 전극에서의 전위 또는 심자도 센서에서의 자기장을 계산하는 단계를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 매핑하는 단계는 심근 및 흉곽을 포함할 수 있는 주변 기관의 전기적 도체 모델에 경계요소방법(Boundary Element Method)을 사용하기 위하여 표면 메쉬를 구성하는 단계; 심근 상의 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 백터를 계산하는 단계; 다채널 측정된 심전도 또는 심자도 데이터를 이용하여 공분산 행렬을 추출하는 단계; 특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가하여 제한 행렬을 구하는 단계; 상기 리드필드 벡터로부터 상기 제약조건이 포함된 수정 리드필드 벡터를 구하는 단계; 상기 수정 리드필드 벡터를 이용하여 최소 분산 공간필터를 구성하는 단계; 및 상기 제약조건이 포함된 최소 분산 공간 필터를 이용하여 표면 전위의 전기적 활동 정도를 추출하는 단계를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 매핑하는 단계는 상기 표면 전위를 이용하여 전류 소스를 추출하는 단계; 복수의 표면 전위의 전기적 활동 사이의 허수 결맞음성을 계산하는 단계; 및 상기 전류 소스에 의하여 형성되는 비정상회로 루트의 절개 위치를 추출하는 단계 중에서 적어도 하나를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 심근전기활동 매핑 방법은 심방부정맥의 아이솔레이션(isolation) 수술에 있어서, 심방부정맥의 회귀성 파동이 만들어내는 에프-파(f-wave)를 심자도 데이터 또는 심전도 데이터를 비침습적으로 측정한다. 이어서, 이 방법은 심방부정맥의 원인이 되는 회귀성 파동을 국지화하여 위치를 추정한다. 따라서, 이 방법은 효과적인 아이솔레이션(isolation) 수술을 할 수 있도록 도울 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법을 설명하는 흐름도이다.
도 2a 및 도 2b는 본 발명의 다른 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법을 설명하는 흐름도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 심자도 측정 장치를 설명하는 도면이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 심근의 반시계 방향의 주기적 회전성 흥분을 나타내는 도면이다.
도 5는 도 4의 심근 전위의 변화로부터 발생하는 자기장을 심자도 센서들이 놓이는 각 위치에서 계산된 심자도 데이터 또는 자기장을 이용하여 본 발명의 심근 전기활동 매핑 방법을 통하여 계산된 심근 표면 전위를 나타내는 도면이다.
본 발명의 일 실시예에 따른 심근전기활동 매핑 방법은 다채널 센서를 이용한 측정 데이터를 이용하여 심근 전기 활동의 위치를 계산한다. 이 방법은 다채널 심전도나 심자도 측정 데이터 모두에 적용 가능하다. 편의상 심자도 측정 데이터에 관해 설명한다.
최소분산공간필터(Minimum Variance Spatial Filter) 방법인 빔포밍(beamforming) 방법은 특정 시간에서의 전류원 추정이 아닌, 일정 기간의 시간 동안의 다채널 데이터로부터 구해진 공분산 행렬로부터 전류원을 추정한다. 따라서, 상기 빔포밍(beamforming) 방법은 회귀성 파동과 같은 주기를 갖는 전류원의 국지화에 적합하다. 그러나, 상기 Beamforming 방법은 내재적인 단점을 가지고 있다. 첫 번째 단점은 보통 사용되는 등가 전류 쌍극자 모델 기반의 빔퍼머(Beamformer)에서는 소스 파워의 계산 전에 전류 쌍극자의 방향을 미리 알아야 한다는 점이다. 상기 전류 쌍극자의 방향을 잘못 추정할 경우, Beamformer에 의한 파워 계산에서의 오차는 매우 커진다.
또한, Beamformer가 널리 쓰이는 뇌전도나 뇌자도 연구의 경우에는 자기장을 발생시키는 전류원은 대뇌피질층(cerebrum cortex layer)에서 방향이 잘 정의된 피라미달(Pyramidal) 세포이다. 따라서, 상기 전류원은 전류 쌍극자로서 근사될 수 있다.
하지만, 심장의 경우, 전기적 흥분이 심근 섬유를 따라 파면(wavefront)를 연속적으로 형성하며 진행한다. 따라서, 전류 쌍극자 모델은 심장에는 구조적으로 적합하지 않다.
Beamformer의 두 번째 단점은 상관성이 있는 복수의 신호원들이 존재할 경우에, 상기 신호원들을 공간적으로 분리할 수 없다는 점이다. 특히, 심근 전류원 처럼 연속적으로 활성화되는 경우, 상기 신호원들은 강한 상관성을 갖고 있으며, 상기 신호원들을 서로 분리하는 것은 거의 불가능하다.
본 발명은 이런 단점들을 보완하는 효과적인 전류원 또는 전위원 국지화 방법을 제안한다.
이하, 첨부한 도면들을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예들을 상세히 설명하기로 한다. 그러나, 본 발명은 여기서 설명되어지는 실시예들에 한정되지 않고 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 오히려, 여기서 소개되는 실시예는 개시된 내용이 철저하고 완전해질 수 있도록 그리고 당업자에게 본 발명의 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 제공되어지는 것이다. 도면들에 있어서, 구성요소는 명확성을 기하기 위하여 과장되어진 것이다. 명세서 전체에 걸쳐서 동일한 참조번호로 표시된 부분들은 동일한 구성요소들을 나타낸다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법을 설명하는 흐름도이다.
도 2a 및 도 2b는 본 발명의 다른 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법을 설명하는 흐름도이다.
도 1, 도 2a 및 도 2b를 참조하면, 심근 전기활동 매핑 방법은 심전도 데이터 또는 심자도 데이터를 측정하는 단계(S111), 및 심전도 데이터 또는 심자도 데이터를 이용하여 심근 표면의 전기적 활동 정도를 매핑하는 단계(S112)를 포함한다. 상기 심전도 데이터 또는 심자도 데이터의 신호원은 스칼라 양인 심근 표면 전위이고, 상기 매핑은 심근 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 벡터와 특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가한 제한 행렬을 병합한 수정 리드필드 벡터를 사용한다.
상기 매핑하는 단계(S112)는 최소 분산 공간 필터(Minimum Varaiance Spatial filter)를 사용한다. 상기 최소 분산 공간 필터로 구하려는 상기 신호원과 상관된 다른 위치에서의 신호원으로부터의 간섭을 막기 위해 제약조건은 다른 위치의 신호원의 영향을 억압할 수 있다.
상기 매핑하는 단계(S112)는 심근 및 흉곽을 포함할 수 있는 주변 기관의 전기적 도체 모델에 경계요소방법(Boundary Element Method)을 사용하기 위하여 표면 메쉬를 구성하는 단계(S131), 심근 상의 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 백터를 계산하는 단계(S134), 다채널 측정된 심전도 또는 심자도 데이터를 이용하여 공분산 행렬을 추출하는 단계(S142), 특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가하여 제한 행렬을 구하는 단계(S151), 상기 리드필드 벡터로부터 상기 제약조건이 포함된 수정 리드필드 벡터를 구하는 단계(S152), 및 상기 수정 리드필드 벡터 및 상기 공분산 행렬을 이용하여 심근 표면의 꼭지점의 전기적 활동파워를 계산하는 단계(S153)를 포함할 수 있다.
본 발명의 변형된 실시예에 따르면 상기 매핑하는 단계(S112)는 심근 및 흉곽을 포함할 수 있는 주변 기관의 전기적 도체 모델에 경계요소방법(Boundary Element Method)을 사용하기 위하여 표면 메쉬를 구성하는 단계(S131), 심근 상의 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 백터를 계산하는 단계(S134), 다채널 측정된 심전도 또는 심자도 데이터를 이용하여 공분산 행렬을 추출하는 단계(S142), 특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가하여 제한 행렬을 구하는 단계(S151), 상기 리드필드 벡터로부터 상기 제약조건이 포함된 수정 리드필드 벡터를 구하는 단계(S152), 상기 수정 리드필드 벡터를 이용하여 최소 분산 공간필터를 구성하는 단계(S154), 및 상기 제약조건이 포함된 최소 분산 공간 필터를 이용하여 표면 전위의 전기적 활동 정도를 추출하는 단계(S155)를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 심근전기활동 매핑 방법은 심근 전류원으로 적합하지 않은 전류 쌍극자 모델 대신에 등가 이중층 모델에 기반한 표면 전위원 모델(심근 표면 모델)을 사용한다. 상기 등가 이중층 모델(또는 표면 전위원 모델)에 의하면, 심장 공간 내부의 모든 전류원은 심장을 싸고 있는 심근 상의 표면 전위(surface potential)로 등가적으로 표현될 수 있다.
심근 표면 전위원 (mycocardial surface potential source)은 주변 기관들의 전기 전도도에 영향을 받아 흉통 표면에 전위를 형성하여 심전도로 측정될 수 있다. 또는 심근 표면 전위원 (mycocardial surface potential source)은 주변 기관들의 전기 전도도에 영향을 받는 생체 전류를 형성할 수 있다. 심근 표면 전위원 (mycocardial surface potential source)은 전류를 유도하고, 상기 전류에 의하여 발생하는 자기장은 신체 밖에서 심자도 장치로 측정될 수 있다.
심근 상의 표면 전위가 소스이므로, 본 발명의 일 실시예에 따른 심근전기활동 매핑 방법은 하나의 스칼라 양만을 계산하면 된다. 더욱이, 기존의 최소분산공간필터에서는 심장 공간 전체를 3 차원 메쉬로 나누어 모든 메쉬의 꼭지점에서 대해 소스 파워를 추정해야한다. 그러나, 상기 심근 전기활동 매핑 방법은 소스 파워 추정점이 심근 표면 모델의 표면전위의 꼭지점(vertex)들로 한정되므로, 계산량을 획기적으로 줄일 수 있다.
이처럼 전위원의 값을 알 때, 심전도 측정값이나 심자도 측정값을 계산하는 과정을 정문제라고 한다. 반대로 측정값으로부터 전위원의 값을 구하는 과정을 역문제라고 한다.
본 발명의 일 실시예에 따르면, 정문제에서의 주변 기관들 또는 장기들의 전도전류 효과를 계산하기 위하여 전기적 도체 모델과 경계요소법(boundary element method; BEM)이 사용된다. 구체적으로, 경계요소법에서의 전기 도체 모델은 양 심방과 양 심실로 구성된 심장, 토르소, 폐로 구성된 표면 메쉬 모델을 사용하였다.
환자 각자의 해부학적 정보를 결합하기 위해서 환자의 CT 결과 또는 MRI 결과가 사용된다(S121). CT 결과 또는 MRI 결과로부터 환자의 심장, 토르소, 폐 등의 표면은 분리(segmentation)되어 삼각 메쉬화된다. 메쉬화된 각 기관의 표면들은 각각 폐곡면을 이룬다(S122).
상기 심근 표면 전위원의 값들은 심장을 이루는 삼각 메쉬의 꼭지점들(vertex) 각각에 부여된다. 심장 표면을 구성하는 심근 표면 메쉬의 꼭지점(vertex) 각각에서표면 전위값이 한 단위만큼 변화할 때, 심전도 또는 심자도의 각각의 측정 센서 채널에서의 측정값이 변화하는 정도를 벡터-행렬화 한 것이 리드 필드 벡터(Lead field vector)이다.
각 기관의 메쉬의 표면을 Sk라고 하면, 특정 표면 (Sl) 상의 점(r)에서의 전위(φ(r))는 경계요소법에 의해 아래 식으로 주어진다.
Figure 112011083964545-pat00001
여기서,
Figure 112011083964545-pat00002
는 각각 k번 째 표면의 안과 밖에서의 전기 전도도이다. l은 관심 있는 특정 표면을 나타낸다. φ ∞ 는 초기 전위이다. σs는 소스 위치에서의 전기 전도도이다. K는 기관을 구성하는 폐곡면의 총 개수이다.φ(r')는 표면(Sk) 상의 점(r')에서의 전위이다. σ- l 은 l번 째 표면의 안에서의 전기 전도도이고, σ+ l 은 l번 째 표면의 밖에서의 전기 전도도이다.
심근 상의 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 벡터가 계산될 수 있다(S134).
심근 메쉬 표면의 단위 전위에 의해 형성되는 기관 표면의 전위(φ(r))는 수학식 1의 우측의 첫번째 항을 이용하여 계산될 수 있다.
리드필드벡터를 구하기 위한 경우에는 심근 표면의 한 꼭지점에 단위 전위를 넣어두고 계산하게 된다.
수학식 1을 참조하면, 각 기관의 표면 메쉬에서의 전위들은 계산될 수 있고, 흉통 표면 메쉬에서의 전위가 곧 심전도에서의 측정전위가 된다(S133).
자기장은, 다음의 식에 의해서, 위에서 구해진 각 기관의 표면 메쉬에서의 전위들(φ(r'))로부터 계산 가능하다(S133).
Figure 112011083964545-pat00003
결과적으로 심자도 측정 자기장(또는 심전도 측정 전위)을 B라고 하고, 심근표면 메쉬의 전위값을 s라 하고, 리드필드 벡터를 L 이라고 하면, B=Ls 이다.
구하려고 하는 것은 측정 자기장(B)으로부터 심근 표면 메쉬의 전위값(s)를 구하는 것이다. 즉, s=wB의 관계에 있다. 최소분산공간필터(w)는 측정 자기장(B)을 심근표면 메쉬의 전위값 s를 가장 잘 설명하는 공간필터 성분에 사영(projection)시킴으로써 구해진다. 상기 최소분산공간필터(w)를 구함에 있어서, 실측된 측정값들의 공분산행렬(covariance matrix)과 수정 리드필드벡터(modified lead field vector)가 사용될 수 있다. 상기 측정값들은 실측된 심전도 데이터 또는 심자도 데이터일 수 있다.
단, 복수의 전위원들의 활성양상이 서로 상관성(correlation)을 가질 수 있다. 이러한 경우 상관된 전위원들이 서로 간섭하여 각각의 추정위치가 잘못 계산될 수 있다. 이를 제거하기 위하여, 특정한 영역에는 전위원이 없다는 제한 조건(예를 들어, 심방세동 전위원을 추정함에 있어서 심실에는 전위원이 없음)이 인가될 수 있다. 이에 따라, 정확한 전위원의 활동 위치가 파악될 수 있다.
전위원이 없는 특정한 영역이 Nc개의 표면 꼭지점으로 이루어져 있다고 하면, 제한행렬(contraint matrix; Lc)을 아래 식과 같이 정의할 수 있다(S151).
Figure 112011083964545-pat00004
여기서 L(r)은 소스가 없는 꼭지점 r에서의 리드필드벡터이다.
이 때, 심근 표면의 꼭지점 r의 전기적 활동 파워(Pc(r))는 아래 식으로 계산할 수 있다(S153).
Figure 112011083964545-pat00005
여기서 C는 측정값들의 공분산행렬이고, ε는 잡음에 대한 과민감성을 제어하는 정규화 상수이며, I는 단위 행렬이고,
Figure 112011083964545-pat00006
(r)은 위치 r에서의 수정 리드필드벡터이다. tr은 트레이스(trace)이고, T는 트랜스포즈(transpose)이다.
수정 리드필드벡터(
Figure 112011083964545-pat00007
)은 다음과 같이 주어진다(S152).
Figure 112011083964545-pat00008
여기서 || °||는 유클리디안 놈(Euclidean norm)이다. 소스가 있는 구하려는 위치(r)에서 리드필드 벡터(l(r))를 그 크기로 나누어줌으로써, 깊이 정규화가 수행될 수 있다. 깊은 곳에 있는 전위원은 잡음에 민감하므로 추정오차가 늘어나는데, 깊이정규화는 그 오차를 줄일 수 있다.
측정 자기장 B가 각 측정 채널에서의 시계열의 평균값을 영으로 만들고, 측정채널수(m) x 시계열샘플수(N)의 크기로 이루어진 행렬일 경우, 공분산 행렬(C)는 C=BBT/(N-1) 관계식을 만족한다.
통상적으로 전류원의 분리에 분산의 크기 등 이차 통계변수가 이용된다. 심자도(MCG)의 특정 파형인, P파, QRS 파, T 파 등을 분리함에 있어서, 이차 통계변수는 충분치 않을 수 있다. 따라서, 측정된 파형을 시계열 분리하기 위해서는 보다 고차의 통계변수를 사용하는 독립요소분석법을 사전에 사용할 수 있다. 독립요소분석법 등의 2차 이상의 고차 통계를 이용하여 국지화를 원하는 파형을 사전에 분리한 후, 공분산 행렬(C)이 계산될 수 있다.
전위원 변화의 시계열을 구하기 위한 최소분산공간필터(w)는 아래 식과 같이 주어진다(S154).
Figure 112011083964545-pat00009
따라서, 측정 자기장(B) 및 최소분산공간필터(w)를 사용하여 심근 표면 메쉬의 전위(s)의 활동이 구해질 수 있다(S155). 이에 따라, 전위원은 심근 표면 전위를 이용하여 추출될 수 있다(S156). 또한, 상기 전위원의 활동성에 의하여 형성되는 비정상회로가 지나는 루트의 절개 위치가 추출될 수 있다(S162).
한편, 구해진 서로 다른 위치에서의 전위원(s) 활동의 결맞음성(coherence)을 관찰할 필요가 있다. 결맞음성을 보기 위해서는 보통 특정한 주파수 성분(f)만을 필터링해서 보며, 이때의 결맞음 정도(ρ(f))는 아래 식과 같이 표현된다.
Figure 112011083964545-pat00010
r1, r2는 각각의 전위원 활동의 위치이고, f는 특정주파수이고, s(r,f)는 전위원 활동의 복소수 푸리에 성분 혹은 복소수 힐버트변환(Hilbert Transformation) 성분이고, H는 허미션 트렌스포즈(Hermitian transpose)를 의미한다.
결맞음성을 수학식 7로 구할 경우, 간섭하는 주변의 전위원이 간섭하여 결맞음성의 결과를 왜곡할 수 있다. 이때, 간섭하는 주변 잡음 소스 사이에는 결맞음성이 없다고 가정하면, 주변 잡음성분에 의한 결맞음 정도는 항상 실수로 나타난다. 따라서, 위의 수학식 7에서 허수 부분만을 관찰함으로써, 주변잡음성분의 간섭을 배제할 수 있다(S161).
보통의 최소분산공간필터의 경우, 전류원은 전류 쌍극자를 가정하므로, 소스 공간( 심장 위치 )의 한점에서 세 축 방향의 파워를 각각 계산한다. 또는 미리 추정한 쌍극자의 방향에 대해서 파워를 계산해야한다. 그러나, 본 발명의 경우는 심근 상의 표면전위가 소스이므로, 하나의 스칼라 양만을 계산하면 된다. 더욱이, 기존의 최소분산공간필터에서는 심장 공간 전체를 3 차원 메쉬로 나누어 모든 메쉬의 꼭지점에서 대해 소스 파워를 추정해야한다. 그러나, 본 발명에서는 소스 파워 추정점이 심근 표면 모델의 표면전위의 꼭지점(vertex)들로 한정되므로, 계산량을 획기적으로 줄일 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 심자도 측정 장치를 설명하는 도면이다.
도 3을 참조하면, 심자도 측정장치(14)는 자기차폐실(10) 내에 설치된다. 상기 심자도 측정장치(14)는 64채널의 스퀴드(SQUID; superconducting quantum interference device; 초전도 양자 간섭 소자)소자를 포함할 수 있다. 상기 SQUID는 평면 상에 배열되어 신체의 미세한 전류와 자기장을 측정할 수 있다. 상기 SQUID는 영하 250도 이하의 극저온 상태에서 작동할 수 있다. 따라서, 상기 심자도 측정 장치(14)는 냉각 수단(13) 내부에 설치되어 전류와 자기장을 측정할 수 있다. 상기 냉각 수단(13)은 냉매 수조(15)로부터 냉매를 공급받을 수 있다. 상기 냉각 수단은 캔트리 내부에 배치될 수 있다. 상기 캔트리(12)는 피측정자와 상기 심자도 측정 장치(14) 사이의 거리를 조절할 수 있다.
구동회로(11)는 상기 심자도 측정 장치(14)를 구동한다. 증폭기 및 필터(16)는 RF 차폐실(17) 내부에 배치된다. 전원부(18)는 증폭기 및 필터(16) 등에 전력을 공급할 수 있다. 심자도 신호는 제어부(19)로 전송되어 신호처리되어 분석된다.
상기 심자도 측정장치(14)의 측정 신호는 심전도신호와 유사한 패턴을 갖는 심자도 신호가 나타난다. 상기 심자도 신호는 순차적으로 P, Q, R, S, T 피크가 순차적으로 나타난다. 상기 심자도는 P파, QRS파, 및 T파를 포함할 수 있다. 심방 세동을 가진 환자의 경우, 상기 P파는 f-wave로 변형될 수 있다.
상기 심자도 측정 장치(14)는 64 채널 평면형 1차 미분계 시스템일 수 있다. 심자도 데이터는 30초간 측정 중에서 심방세동의 회귀성파동인 f-wave가 나타나는 구간을 분리하여 형성될 수 있다.
독립요소분석법(independent component analysis) 등을 이용하여 심방 세동의 f-wave를 심실 흥분파(QRS 파 및 T 파)로부터 분리하는 것이 가능하다. 또한, 시계열 상의 특정 양상을 시간별로 분리하여 분석하는 것이 가능하다.
일반적으로 최소분산공간필터는 다채널 측정값의 공분산행렬(covariance matrix)을 사용한다. 따라서, 전류원의 분리에 있어 분산의 크기 등 이차 통계변수가 이용된다. 심자도(MCG)의 특정 파형인, P파, QRS 파, T 파 등을 분리함에 있어서, 때로는 이차 통계변수는 충분치 않다. 따라서, 측정된 파형을 시계열 분리하기 위해서는 보다 고차의 통계변수를 사용하는 독립요소분석법을 사전에 사용할 수 있다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 심근의 반시계 방향의 주기적 회전성 흥분을 나타내는 도면이다.
도 5는 도 4의 심근 전위의 변화로부터 발생하는 자기장을 심자도 센서들이 놓이는 각 위치에서 계산된 심자도 데이터 또는 자기장을 이용하여 본 발명의 심근 전기활동 매핑 방법을 통하여 계산된 심근 표면 전위를 나타내는 도면이다.
도 4 및 도 5을 참조하면, 본 발명의 심근 전기활동 매핑 방법의 성능을 검증하기 위해서 간단한 시뮬레이션 테스트를 수행하였다. 심전도 신호 및 심자도 신호는 주기적인 P파, QRS파, 및 T파로 구성된다. 심방 세동이 있는 경우, 상기 P파는 f-파(f-wave)로 변형될 수 있다.
f-wave를 발생시키는 심방 부정맥의 주된 원인은 회귀성 파동이다. 회귀성 파동을 시늉하기 위하여 심근 표면 모델 위의 일부분의 심근 표면 전위를 반시계 방향으로 회전시며 주기적으로 흥분시켰다. 이 심근 표면 전위의 변화로부터 발생하는 자기장을 심자도 센서들이 놓이는 각 위치에서 계산하였다. 또한, 각각의 센서 채널에 대응하는 계산된 자기장에 정규분포를 갖는 10 fTrms의 랜덤 잡음을 섞었다. 이 자기장 데이터에 본 발명의 심근 전기활동 매핑 방법을 적용하였다. 그 결과, 회귀성 파동의 중심 위치에 강한 소스 파워(표면 전위의 정점)이 나타난다.
본 발명의 일 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법을 이용하며 실제 측정한 만성 심부정맥 환자의 MCG f-wave 국지화를 시행하였다. 측정은 64 채널 평면형 1차 미분계 시스템을 사용하였고, 30초간 측정에서 f-wave가 나타나는 구간을 분리하여 국지화하였다. 심자도와 CT 측정시 환자의 명치와 젖꼭지를 랜드마크로 하여 두 가지 측정에서의 좌표계를 일치시켰다. 본 발명의 심근 전기활동 매핑 방법으로 f-wave에 대하여 전위원의 파워를 추출하였다.
본 발명의 일 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법에 의한 국지화 결과는 심방부정맥 최소 절제술에 사용될 수 있다. 기존의 수술방법이 비정상 회로가 형성될 수 있는 가능한 모든 곳 들을 절제 후 재봉합한다. 그러나, 본 발명의 일 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법은 비정상회로가 지나는 루트의 절개 위치를 제공할 수 있다. 이에 따라, 수술 성공률은 증가할 수 있고, 환자 및 의사의 부담은 감소할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 심근 전기활동 매핑 방법은 심자도를 이용하여 심근표면의 활성도를 보일 수 있으므로, 비침습적인 기술이다. 따라서, 심근 전기활동 매핑 방법은 심방부정맥의 수술 후 예후 조사에도 사용할 수 있다.
이상에서는 본 발명을 특정의 바람직한 실시예에 대하여 도시하고 설명하였으나, 본 발명은 이러한 실시예에 한정되지 않으며, 당해 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 특허청구범위에서 청구하는 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 실시할 수 있는 다양한 형태의 실시예들을 모두 포함한다.
10: 자기차폐실
14: 심자도 측정 장치

Claims (8)

  1. 심전도 데이터 또는 심자도 데이터를 측정하는 단계; 및
    심전도 데이터 또는 심자도 데이터를 이용하여 심근 표면의 전기적 활동 정도를 매핑하는 단계를 포함하고,
    상기 심전도 데이터 또는 심자도 데이터의 신호원은 스칼라 양인 심근 표면 전위이고,
    상기 매핑은 심근 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 벡터와 특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가한 제한 행렬을 병합한 수정 리드필드 벡터를 사용하는 것을 특징으로 하는 심근 전기활동 매핑 방법.
  2. 제1 항에 있어서,
    상기 매핑하는 단계는 최소 분산 공간 필터(Minimum Varaiance Spatial filter)를 사용하고,
    상기 최소 분산 공간 필터로 구하려는 상기 신호원과 상관된 다른 위치에서의 신호원으로부터의 간섭을 막기 위해 상기 제약조건은 다른 위치의 신호원의 영향을 억압하는 것을 특징으로 하는 심근 전기활동 매핑 방법.
  3. 제1 항에 있어서,
    상기 매핑하는 단계는:
    심근 및 흉곽을 포함할 수 있는 주변 기관의 전기적 도체 모델에 경계요소방법(Boundary Element Method)을 사용하기 위하여 표면 메쉬를 구성하는 단계;
    심근 상의 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 백터를 계산하는 단계;
    다채널 측정된 심전도 또는 심자도 데이터를 이용하여 공분산 행렬을 추출하는 단계;
    특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가하여 제한 행렬을 구하는 단계;
    상기 리드필드 벡터로부터 상기 제약조건이 포함된 수정 리드필드 벡터를 구하는 단계;및
    상기 수정 리드필드 벡터 및 상기 공분산 행렬을 이용하여 심근 표면의 꼭지점의 전기적 활동파워를 계산하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심근 전기활동 매핑 방법.
  4. 제1 항에 있어서,
    심장 및 흉곽을 포함하도록 MRI 또는 CT를 측정하는 단계;
    MRI 또는 CT 데이터를 이용하여 환자 개별화된 심장 및 기관의 전기적 도체 모델을 구성하는 단계; 및
    2차 이상의 고차 통계를 이용하여 국지화를 원하는 심전도 파형 또는 심자도 파형을 분리하는 단계 중에서 적어도 하나를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 심근 전기활동 매핑 방법.
  5. 제3 항에 있어서,
    상기 매핑하는 단계는:
    상기 수정 리드필드 벡터를 이용하여 최소 분산 공간필터를 구성하는 단계;
    상기 제약조건이 포함된 최소 분산 공간 필터를 이용하여 표면 전위의 전기적 활동 정도를 추출하는 단계;
    상기 표면 전위를 이용하여 전류 소스를 추출하는 단계;
    복수의 표면 전위의 전기적 활동 사이의 허수 결맞음성을 계산하는 단계;및
    상기 전류 소스에 의하여 형성되는 비정상회로 루트의 절개 위치를 추출하는 단계 중에서 적어도 하나를 더 포함하는 것을 특징으로 심근 전기활동 매핑 방법.
  6. 제3 항에 있어서,
    상기 심근 상의 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 백터를 계산하는 단계는:
    심근 메쉬 표면의 단위 전위에 의해 형성되는 기관 표면의 전위를 경계요소방법에 의해 계산하는 단계; 및
    경계요소방법에 의해 기관 표면의 전위로부터 심전도 전극에서의 전위 또는 심자도 센서에서의 자기장을 계산하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심근 전기활동 매핑 방법.
  7. 제1 항에 있어서,
    상기 매핑하는 단계는:
    심근 및 흉곽을 포함할 수 있는 주변 기관의 전기적 도체 모델에 경계요소방법(Boundary Element Method)을 사용하기 위하여 표면 메쉬를 구성하는 단계;
    심근 상의 표면 전위와 심전도 또는 심자도 데이터 사이의 리드필드 백터를 계산하는 단계;
    다채널 측정된 심전도 또는 심자도 데이터를 이용하여 공분산 행렬을 추출하는 단계;
    특정한 영역에는 전위원이 없는 것으로 제약조건을 인가하여 제한 행렬을 구하는 단계;
    상기 리드필드 벡터로부터 상기 제약조건이 포함된 수정 리드필드 벡터를 구하는 단계;
    상기 수정 리드필드 벡터를 이용하여 최소 분산 공간필터를 구성하는 단계; 및
    상기 제약조건이 포함된 최소 분산 공간 필터를 이용하여 표면 전위의 전기적 활동 정도를 추출하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심근 전기활동 매핑 방법.
  8. 제7 항에 있어서,
    상기 매핑하는 단계는:
    상기 표면 전위를 이용하여 전류 소스를 추출하는 단계;
    복수의 표면 전위의 전기적 활동 사이의 허수 결맞음성을 계산하는 단계; 및
    상기 전류 소스에 의하여 형성되는 비정상회로 루트의 절개 위치를 추출하는 단계 중에서 적어도 하나를 더 포함하는 것을 특징으로 심근 전기활동 매핑 방법.
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