KR20220005061A - 심장의 비동기화와 비시너지의 특징 - Google Patents

Abstract

환자의 가역성 심장 비동기화를 식별하는 방법이 개시된다. 이 방법은 좌심실 내 압력 증가율의 급격한 증가와 관련된 이벤트의 측정을 사용하고, 상기 방법은: 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 이벤트와 제1 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 다음 단계들을 통해 계산하는 단계를 포함한다: 하나 이상의 센서들로부터 수신된 데이터에서 특성 응답을 식별함으로써 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 이벤트가 발생하는 시간을 측정하기 위해 상기 하나 이상의 센서(들)로부터 수신된 상기 데이터 사용하는 단계-여기서 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 이벤트는 상기 심장의 각 수축에서 식별 가능 함-; 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 상기 측정된 시간과 상기 제1 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 결정하기 위해 동일한 센서(들), 또는 상기 하나 이상의 센서(들) 중 하나 이상의 다른 센서로부터의 신호를 처리하는 단계; 상기 심장의 전기적 활성화를 나타내는 바이오포텐셜을 측정하는 단계; 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 상기 측정된 시간과 상기 제1 기준 시간 사이의 상기 제1 시간 지연을 상기 심장의 전기적 활성화 기간과 비교하는 단계. 상기 제1 시간 지연이 상기 심장의 전기적 활성화의 설정 부분보다 긴 경우, 상기 환자에서 심장 비동기화의 존재가 식별된다. 페이싱이 상기 환자의 심장에 을 적용되며, 페이싱 후 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답과 페이싱 후 제2 기준 시간 사이의 제2 시간 지연을 다음 단계들을 통해 계산된다: 페이싱 후 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 타이밍을 측정하기 위해 적어도 하나의 센서를 사용하는 단계; 및 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 결정된 시간과 페이싱 후의 상기 제2 기준 시간 사이의 상기 제2 시간 지연을 결정하기 위해 상기 하나 이상의 센서(들)로부터의 신호를 처리하는 단계; 상기 제1 시간 지연과 상기 제2 시간 지연을 비교하는 단계; 여기서 상기 제2 시간 지연이 상기 제1 시간 지연보다 짧은 경우, 심근 시너지의 시작, OoS에 대한 지연의 단축을 식별하고 상기 심장의 모든 세그먼트들이 능동적 또는 수동적으로 경직되기 시작하는 시점까지의 기간이 단축되었음을 나타내어, 따라서 상기 환자에서 가역성 심장 비동기화의 존재를 식별하는 단계.

Description

심장의 비동기화와 비시너지의 특징

본 발명은 환자의 심장 비동기화 및 결과적인 심장 비시너지를 식별하기 위한 방법 및 시스템에 관한 것이다. 따라서, 본 발명은 환자의 고통받는 비동기식 심부전(heart failure)과 관련하여 사용될 수 있으며, 보다 구체적으로, 재동기화 요법(resynchronization therapy)에 반응할 가능성이 있는 환자의 식별 및 선택적으로 심장을 자극하기 위한 전극 배치를 위한 최적의 위치를 결정하는 데 적용될 수 있다.

심장 재동기화 요법(CRT)은 확장된 QRS 복합체(complex), (왼쪽 또는 오른쪽) 각블록(bundle branch block), 심부전 등 다양한 질환을 앓고 있는 환자들을 치료하기 위해 국제 의학 학회에서 제공하는 공인된 의료 표준 및 지침에 따라 지속적으로 제공된다. QRS 복합체가 얼마나 넓은지, 어떤 유형의 각블록이 발생하는지, 심부전의 정도와 같이 CRT를 사용하기 전에 발생해야 하는 특정 조건에 대한 의료 지침들 간에는 약간의 차이가 있다.

CRT는 사망률(mortality) 및 질병률(morbidity) 감소와 관련이 있다; 그러나 모든 환자가 그러한 요법의 혜택을 받는 것은 아니다. 실제로, 일부 환자들은 치료 후 악화를 경험하고, 일부는 치명적인 합병증을 겪으며 일부는 둘 모두를 경험할 수 있다.

이와 관련하여 CRT에 대한 비-반응자들의 수를 줄이고 잠재적 반응자들의 치료를 최적화하여 요법의 효과를 높이는 통합 전략을 제공하는 것이 유익할 것이다.

제1 양태에서 보면, 본 발명은 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 측정값을 사용하여 심근 시너지의 시작까지의 지연의 단축을 검출함으로써 환자의 가역적 심장 비동기화를 식별하는 방법을 제공하고, 상기 방법은 다음 단계들을 포함한다:

다음 단계에 의해 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트와 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 계산하는 단계:

심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 시간을 측정하기 위해 하나 이상의 센서(들)로부터 수신된 데이터를 사용하는 단계;

심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 측정된 시간 지연과 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 결정하기 위해 동일한 센서(들), 또는 하나 이상의 센서(들) 중 하나 이상의 다른 센서로부터의 신호를 처리하는 단계;

심장의 전기적 활성화를 나타내는 바이오포텐셜을 측정하는 단계;

심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 측정된 시간과 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 심장의 전기적 활성화 기간과 비교하는 단계; 및

제1 시간 지연이 심장의 전기적 활성화의 설정 부분보다 긴 경우 환자에서 심장 비동기화의 존재를 식별하는 단계;

환자의 심장에 페이싱을 적용하는 단계;

다음 단계를 통해 페이싱 후 심근 시너지 효과의 시작으로 인한 이벤트와 페이싱 후의 기준 시간 사이의 제2 시간 지연을 계산하는 단계:

페이싱에 후 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트를 측정하기 위해 적어도 하나의 센서를 사용하는 단계; 및

심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 결정된 시간과 페이싱 후의 기준 시간 사이의 제2 시간 지연을 결정하기 위해 하나 이상의 센서(들)로부터의 신호를 처리하는 단계;

제1 시간 지연과 제2 시간 지연을 비교하는 단계; 및

제2 시간 지연이 제1 시간 지연보다 짧으면 환자에서 가역성 심장 비동기화의 존재를 식별하는 단계.

달리 말하면, 좌심실 내 압력 증가율의 급격한 증가와 관련된 이벤트의 측정을 사용하여, 환자의 가역성 심장 비동기화를 식별하는 방법이 제공되며, 상기 방법은 다음 단계를 포함한다:

상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 이벤트와 제1 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 다음 단계들을 통해 계산하는 단계:

하나 이상의 센서들로부터 수신된 데이터에서 특성 응답을 식별함으로써 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 이벤트가 발생하는 시간을 측정하기 위해 상기 하나 이상의 센서(들)로부터 수신된 상기 데이터 사용하는 단계-여기서 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 이벤트는 상기 심장의 각 수축에서 식별 가능 함-;

상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 상기 측정된 시간과 상기 제1 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 결정하기 위해 동일한 센서(들), 또는 상기 하나 이상의 센서(들) 중 하나 이상의 다른 센서로부터의 신호를 처리하는 단계;

상기 심장의 전기적 활성화를 나타내는 바이오포텐셜을 측정하는 단계;

상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 상기 측정된 시간과 상기 제1 기준 시간 사이의 상기 제1 시간 지연을 상기 심장의 전기적 활성화 기간과 비교하는 단계; 및

상기 제1 시간 지연이 상기 심장의 전기적 활성화의 설정 부분보다 긴 경우, 상기 환자에서 심장 비동기화의 존재를 식별하는 단계;

상기 환자의 심장에 페이싱을 적용하는 단계;

페이싱 후 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답과 페이싱 후 제2 기준 시간 사이의 제2 시간 지연을 다음 단계들을 통해 계산하는 단계:

페이싱 후 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 타이밍을 측정하기 위해 적어도 하나의 센서를 사용하는 단계; 및

상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 결정된 시간과 페이싱 후의 상기 제2 기준 시간 사이의 상기 제2 시간 지연을 결정하기 위해 상기 하나 이상의 센서(들)로부터의 신호를 처리하는 단계;

상기 제1 시간 지연과 상기 제2 시간 지연을 비교하는 단계; 여기서

상기 제2 시간 지연이 상기 제1 시간 지연보다 짧은 경우, 심근 시너지의 시작, OoS에 대한 지연의 단축을 식별하고 상기 심장의 모든 세그먼트들이 능동적 또는 수동적으로 경직되기 시작하는 시점까지의 기간이 단축되었음을 나타내어, 따라서 상기 환자에서 가역성 심장 비동기화의 존재를 식별하는 단계.

아래에서 더 논의되는 바와 같이, 이 방법은 기존 기술을 사용하여 사용할 수 없는 심장 비동기화의 평가를 허용하고, 이는 심장 재동기화 요법과 관련된 것을 포함하여 환자에 대한 개선된 평가를 가능하게 할 수 있다. 심근 시너지의 시작으로 인한 측정을 사용하여 심장 동시성을 특성화함으로써, 예를 들어 전기적 활성화 측정 또는 심장 내 기계적 작용을 반영하는 이벤트 측정을 통해, 페이싱 구역 식별을 최적화하는 것과 같이 시너지의 시작을 단축하기 위한 전략을 고안하는 것이 가능해진다. 이 양태의 방법은 적어도 하나의 센서로부터의 데이터를 사용하여 수행되고, 따라서 방법 단계는 신체 외부의 데이터를 사용하여 수행된다는 점에 유의해야 한다. 신체 외부에서 처리되는 데이터에는 다른 목적을 위해 이미 신체에서 얻은 데이터가 포함될 수 있다. 이 데이터는 아래에서 더 논의되는 바와 같이 비침습적으로 그리고 이식된 센서를 통해 심장 측정에 일반적으로 사용되는 센서를 포함하여 임의의 적합한 알려진 유형의 적어도 하나의 센서를 사용하여 얻을 수 있으며, 압력 센서, ECG 전극, 가속도계 및 초음파 센서를 포함한 예가 있다. 추가로, 심장 비동기화의 식별은 페이싱 전후에 이미 측정된 데이터를 사용하여 달성될 수 있으며, 따라서 본원에서 고려되는 방법은 이러한 데이터가 심장 비동기화의 특징인지 여부를 결정하기 위해 기존 데이터 세트에 동일하게 적용할 수 있다.

심근 시너지의 시작은 심장의 모든 세그먼트들이 수동적으로 또는 능동적으로 경직되어 전체 힘의 발달이 증가하는 시점과 관련이 있다. 이는 가장 빠른 전기기계적 인터벌 이후, 등적 위상 내에서 그리고 대동맥판이 열리기 전에 발생한다. 이는 예를 들어 심장 내 기하급수적인 압력 상승의 시작, 심장의 압력 변화 속도의 급격한 증가, 필터링된 압력 신호에서 압력 바닥보다 높은 압력 상승의 시작, 2차 도함수의 피크 또는 저역 통과 필터링된(4Hz 이하 또는 이와 유사한) 압력 트레이스에서 압력 상승의 시작과 같은 여러 측정에 반영된다. 피크 또는 시작은 대동맥판 개방 또는 최대 압력 이전의 마지막 피크 또는 시작이어야 한다. 이 시점은 직접 측정하기 어려울 수 있지만, 시너지가 발생한 사건이 발생한 시간을 측정함으로써 그러한 시간에 대한 간접적인 측정도 가능하다. 가역적 심장 비동기화에서는, 페이싱과 함께 심근 시너지의 시작까지의 시간 감소가 나타날 수 있다. 따라서 심장을 페이싱하고 시너지가 시작되는 시점에 미치는 영향을 측정함으로써(간접적 측정을 통해), 가역성 심장 비동기화를 식별할 수 있으므로 CRT 치료에 잘 반응할 수 있는 사람들을 식별할 수 있다.

기하급수적인 압력 상승에 대해 논의할 때, 당업자는 측정 압력 데이터의 맥락에서 의미를 이해할 것이다. 이러한 방식으로, 비동기 수축으로 인한 초기 작은 압력 상승이 있을 수 있지만(여기서 심장의 세그먼트는 수동적으로 스트레칭됨), 예를 들어, 기하급수적인 압력 상승은 배출 전에 압력 상승 비율에 식별 가능한 변화가 있는 마지막 지점을 반영하는 것으로 보인다. 이러한 압력 상승은 예를 들어 압력 변화에 단계적 변화가 있을 때 압력 트레이스에 포함된 주파수가 증가함에 따라 주파수 범위에서 측정될 수 있다. 이것은 주파수 스펙트럼의 저차 고조파 너머에서 발생하며 저차 고조파가 저역 통과 필터 또는 대역 통과 필터로 필터링될 때 시너지의 시작이 분명해질 수 있다. 예를 들어 4-40Hz에서 필터링하면 비시너지와 관련된 낮고 느린 주파수가 제거되고 시너지의 시작은 대동맥판 개방 또는 최대 압력에 이르거나 그 직전에 발생하는 압력 증가의 시작으로 볼 수 있다. 이 압력 상승의 시작은 좌심실에서 압력 상승의 피크 2차 도함수와 유사하다. 이 두 가지 측정은 시너지 효과의 시작을 반영한다.

유사하게 압력 변화율의 급격한 증가는 방출 전에 압력 변화율이 최대 속도로 증가하기 시작하는 지점을 언급하는 것과 유사한 방식으로 잘 이해될 것이다. 이는 예를 들어 대동맥판이 열리기 전의 좌심실 압력의 2차 도함수의 최종 피크 또는 최대 압력에 반영될 수 있다.

제1 및 제2 기준 시간은 측정된 데이터 내의 다른 마커 지점과 관련될 수 있다. 예를 들어, 제1 기준 시간은 페이싱되지 않은(un-paced) 트레이스에서 QRS 곡선의 시작으로 간주될 수 있다. 제2 기준 시간은 페이싱이 시작된 시간으로 간주될 수 있다. 이 경우, 제1 시간 지연과 제2 시간 지연을 비교하는 단계는, 제1 기준 시간과 제2 기준 시간 사이의 시간 지연을 보상하는 단계를 더 포함한다. 이를 통해 서로 다른 기준 포인트로 인한 본질적인 차이를 수용하면서 서로 다른 측정값을 비교할 수 있다.

심장의 전기적 활성화를 나타내는 바이오포텐셜을 측정하는 단계는 심전도, ECG를 생성하기 위해 환자의 표면 바이오포텐셜을 측정하는 단계 및 ECG에서 측정된 QRS 신호의 시작, 오프셋 또는 전체 기간의 포인트에서 기준 시간을 결정하는 단계를 더 포함할 수 있다. QRS 컴플렉스의 기간이 결정될 수 있다. 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 측정된 시간과 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 심장의 전기적 활성화의 기간과 비교하는 단계는 상기 QRS 콤플렉스의 지속시간과, 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 측정된 시간 지연과 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 비교하는 단계; 제1 시간 지연이 QRS 컴플렉스 기간의 설정 부분보다 긴 경우, 환자에서 비동기화의 존재를 식별하는 단계를 더 포함한다.

환자에서 잠재적으로 가역성 비동기화를 식별할 때, 방법은 심장의 페이싱을 수정하는 단계, 및 수정된 페이싱 체제로 시간 지연이 감소될 수 있는지 여부를 결정하기 위해 추가 시간 지연의 측정을 반복하는 단계를 더 포함할 수 있다. 구체적으로, 상기 방법은 수정된 페이싱을 환자의 심장에 적용하고, 적어도 하나의 센서를 사용하여 수정된 페이싱 후 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트를 측정함으로써 수정된 페이싱 후 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트와 수정된 페이싱 후의 기준 시간 사이의 제3 시간 지연을 계산하는 단계를 더 포함할 수 있다. 하나 이상의 센서(들)로부터의 신호는 수정된 페이싱 후 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 결정된 시간과 수정된 페이싱 후 기준 시간 사이의 제3 시간 지연을 결정하기 위해 처리될 수 있다. 그런 다음, 제2 시간 지연과 제3 시간 지연을 비교할 수 있고; 그리고 제3 시간 지연이 제2 시간 지연보다 짧으면, 환자의 가역성 심장 비동기화를 식별할 수 있다. 시간 지연이 단축될 수 있는지, 따라서 가역적 비동기화가 존재하는지 여부를 결정하기 위해 이러한 방식으로 임의의 수의 대체 페이싱(및 관련 시간 지연)이 평가될 수 있다.

방법은 심장 재동기화 요법 또는 페이싱 요법을 위한 최적의 페이싱 모드 및 전극 수 및 위치를 선택하는 단계를 포함할 수 있다. 예를 들어, 이는 하나의 페이싱 사이트를 다른 페이싱 사이트와 비교하고 전극의 수를 다른 수의 전극과 비교하여 수행될 수 있다. 이는 또한 측지선 또는 선형 거리 또는 전기적 시간 분리 또는 심장의 특정 영역에 대한 전기적 지연, 또는 테스트하고 비교해야 하는 위치를 제공하는 해부학적 위치 또는 이들의 조합과 같은 전극들 사이의 거리 측정에 의해 제안될 수 있다. 다시 아래에 언급된 바와 같이 병렬성의 측정이 계산될 수 있다. 환자별 또는 기타 해부학적 모델을 시각화에 사용할 수 있다.

상기 방법은 심전도, ECG를 생성하기 위해 환자의 표면 바이오포텐셜을 측정하는 단계; 및 ECG에서 측정된 QRS 신호의 시작, 오프셋 또는 전체 기간 포인트에서 기준 시간을 결정하는 단계를 포함한다.

선택적으로, 하나 이상의 센서(들)는 가속도계 또는 압전 저항 센서를 포함하고, 따라서 방법은: 환자의 표면 내에 있거나 이에 연결될 수 있는 가속도계 또는 압전 저항 센서로부터 데이터를 수신하는 단계; 및 가속 데이터 또는 압전 저항 센서 데이터의 시작, 오프셋, 전체 기간 및 매칭된 템플릿 지점으로부터 기준 시간을 결정하는 단계를 포함한다.

일부 예에서, 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 시간을 측정하기 위한 하나 이상의 센서는 가속도계를 포함할 수 있으며, 이는 위에서 언급한 가속도계일 수 있다. 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 시간을 측정하기 위한 하나 이상의 센서는 초음파 센서를 포함할 수 있다.

하나 이상의 센서는 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트에 대응하는 심장 소리를 감지하도록 구성될 수 있다.

이 방법은 표면 피부 전극들을 통해 전류를 주입하는 단계; 심장과 심장 혈관 내부 또는 이에 근접한 전극들 사이의 임피던스를 측정하는 단계; 및 컴플렉스 임피던스 파형 및 진폭 파형을 생성하는 단계를 포함하고; 여기서 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트는 심장 근육이 짧아지고 심장에서 혈액이 배출되는 시간이고, 여기서 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트 시간은 컴플렉스 임피던스와 진폭 파형이 만나고 벗어나는 곳에서 결정된다. 따라서, 하나 이상의 센서들은 표면 피부 전극 및 신체 내의 전극을 포함할 수 있다.

하나 이상의 센서는 좌심실에 위치한 카테터에 장착된 압력 센서(압전 저항, 광섬유 등)일 수 있으며, 이 경우 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트는, 시간 도메인에서 최대 압력 상승, 궤도 전진 또는 압력 곡선 궤적의 시간 도함수 또는 압력 곡선 궤적 자체의 모든 궤적에 비해 궤적 지연과 같은, 이러한 압력 카테터를 사용하여 감지할 수 있는 이벤트를 포함할 수 있다.

일부 예에서, 심장 조직의 움직임을 측정하기 위해 외부 또는 내부 초음파 프로브를 사용할 때, 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트는 S-파 속도의 시작, S-파 스트레인 레이트의 시작, 글로벌 방출의 시작, 대동맥판 개방, 대동맥류의 시작, 심근 벽 속도, 스트레인 또는 시너지의 시작을 측정하기 위한 다른 모든 측정 중 하나를 포함한다.

효과적인 페이싱을 제공하려면 AP-VP(Atrial Pace-Ventricular Pace time)가 AP-RV(Atrial Pace-Right Ventricular Sensing) 및 AP-QRS시작(Atrial Pace-QRS complex onset)보다 짧도록 페이싱의 방실 지연(AV-지연)이 계산되도록 방실(AV) 지연을 계산하는 것이 좋다. 페이싱의 AV-지연은 0.7*(AP-RVs)로 계산되거나 AP-QRS시작이 0.8*(AP-QRS시작)로 알려진 경우, 또는 다른 어떤 방식으로든 심방 자극으로 인한 히스 푸르키니에(His-Purkinje) 시스템을 통해 고유 전도가 발생하지 않도록 계산된다.

방법은 페이싱 및/또는 추가 전극의 추가 위치를 사용하여 환자의 심장에 수정된 페이싱을 적용한 다음 수정된 페이싱의 효과를 평가하기 위한 추가 단계를 포함할 수 있다. 이러한 추가 단계는 수정된 페이싱 후 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트와 페이싱 후의 기준 시간 사이의 추가 시간 지연을 다음 단계들을 통해 계산하는 단계를 포함할 수 있다: 페이싱 후 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트를 측정하기 위해 적어도 하나의 센서를 이용하는 단계; 및 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 결정된 시간과 페이싱 후의 기준 시간 사이의 추가 시간 지연을 결정하기 위해 적어도 하나의 센서로부터의 신호를 처리하는 단계. 그 다음, 방법은 추가 시간 지연과 제2 시간 지연을 비교하는 단계; 및 추가 시간 지연이 제2 시간 지연보다 짧은 경우, 환자에서 수정된 페이싱으로 더 적은 심장 비동기화의 존재를 식별하는 단계를 포함한다.

제2 측면에서 보면, 본 발명은 전술한 방법을 수행하기 위한 시스템을 제공한다. 따라서, 시스템은 환자의 가역성 심장 비동기화를 측정하는 수단으로서, 심근 시너지의 시작을 검출하기 위한 것으로, 상기 시스템은:

심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 시간을 측정하기 위한 하나 이상의 센서(들);

상기 심장의 전기적 활성화를 나타내는 바이오포텐셜을 측정하기 위한 하나 이상의 센서(들);

상기 환자에게 페이싱을 적용하도록 구성된 적어도 하나의 전극들; 및

데이터 처리 모듈을 포함하고, 상기 데이터 처리 모듈은:

동일한 센서(들) 또는 상기 하나 이상의 센서(들) 중 하나 이상의 다른 센서를 사용하여;

심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트의 상기 측정된 시간과 상기 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 결정하기 위해 상기 적어도 하나의 센서로부터의 신호를 처리하고;

심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트의 상기 측정된 시간과 상기 기준 시간 사이의 상기 제1 시간 지연을 상기 심장의 전기적 활성화의 기간과 비교함으로써, 심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트의 시간을 측정하고;

상기 제1 시간 지연이 상기 심장의 전기적 활성화의 설정 부분보다 긴 경우, 상기 환자에서 심장 비동기화의 존재를 식별하고;

상기 환자의 심장에 페이싱을 적용하고;

페이싱 후 심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트와 페이싱 후 상기 기준 시간 사이의 제2 시간 지연을:

페이싱 후 심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트를 측정하기 위해 상기 적어도 하나의 센서를 사용하고; 그리고

심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트의 상기 결정된 시간과 페이싱 후의 상기 기준 시간 사이의 상기 제2 시간 지연을 결정하기 위해 상기 적어도 하나의 센서로부터의 신호를 처리함으로써, 계산하고;

상기 제1 시간 지연과 상기 제2 시간 지연을 비교하고; 그리고

상기 제2 시간 지연이 상기 제1 시간 지연보다 짧은 경우, 상기 환자의 가역성 심장 비동기화의 존재를 식별하도록 구성된다.

시스템은 상기와 같은 임의의 또는 모든 선택적 특징을 포함하는 방법을 수행하도록 구성될 수 있다. 따라서, 센서(들)는 위에서 논의된 바와 같을 수 있고 프로세서는 위에서 설명된 바와 같은 단계를 수행하도록 구성될 수 있다. 시스템은 필요한 기능을 가진 프로세서와 함께 필요에 따라 센서를 포함하는 키트로 제공될 수 있다. 이 키트는 필요한 데이터를 얻기 위해 환자에게 위치하는 센서를 선택적으로 포함할 수 있거나 필요에 따라 환자와 함께 사용하도록 배열된 키트일 수 있다.

시스템은 연결된 적어도 하나의 센서의 표시 및 임의의 기준(fiducials)과 함께 심장 모델의 시각화를 위한 스크린을 포함할 수 있다.

제3 양태에서 보면, 본 발명은 실행될 때 컴퓨터 시스템이 제1 양태의 방법 및 선택적으로 위에서 논의된 바와 같은 다른 특징을 수행하도록 구성할 명령어를 포함하는 컴퓨터 프로그램 제품을 제공한다. 컴퓨터 시스템은 제2 양태의 시스템일 수 있고, 따라서 하나 이상의 센서 및 프로세서를 포함할 수 있으며, 이는 위에서 설명된 바와 같은 방법 단계를 수행하도록 구성된다.

따라서 컴퓨터 프로그램 제품의 명령어는 컴퓨터 시스템을:

다음 단계에 의해 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트와 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 계산하고:

심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 시간을 측정하기 위해 하나 이상의 센서(들)로부터 수신된 데이터를 사용하는 단계;

심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 측정된 시간 지연과 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 결정하기 위해 동일한 센서(들), 또는 하나 이상의 센서(들) 중 하나 이상의 다른 센서로부터의 신호를 처리하는 단계;

심장의 전기적 활성화를 나타내는 바이오포텐셜을 측정하고;

심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 측정된 시간과 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 심장의 전기적 활성화 기간과 비교하고; 그리고

제1 시간 지연이 심장의 전기적 활성화의 설정 부분보다 긴 경우 환자에서 심장 비동기화의 존재를 식별하고;

환자의 심장에 페이싱을 적용하고;

다음 단계를 통해 페이싱 후 심근 시너지 효과의 시작으로 인한 이벤트와 페이싱 후의 기준 시간 사이의 제2 시간 지연을 계산하고:

페이싱에 후 심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트를 측정하기 위해 적어도 하나의 센서를 사용하는 단계; 및

심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 결정된 시간과 페이싱 후의 기준 시간 사이의 제2 시간 지연을 결정하기 위해 하나 이상의 센서(들)로부터의 신호를 처리하는 단계;

제1 시간 지연과 제2 시간 지연을 비교하고; 그리고

제2 시간 지연이 제1 시간 지연보다 짧으면 환자에서 가역성 심장 비동기화의 존재를 식별하도록 구성할 수 있다.

위의 방법, 시스템 및 컴퓨터 프로그램 제품은 심장의 병렬 활성화 수준과 관련하여 전극 수 및 위치를 결정하는 것과 관련하여 아래에서 논의되는 방법, 시스템 및 컴퓨터 프로그램 제품과의 조합으로부터 추가로 이익을 얻을 수 있다. 아래의 양태도 그 자체로 참신하고 독창적인 것으로 간주된다.

제4 양태에서 보면, 본 발명은 환자의 심장에 대한 심장 재동기화 치료를 위한 최적의 전극 수 및 위치를 결정하는 방법을 제공하고, 상기 방법은 다음 단계들을 포함한다;

환자의 심장의 적어도 일부의 3D 모델로부터 심장의 적어도 일부의 3D 메시를 생성하거나 심장의 일반 3D 모델을 사용하여 심장의 적어도 일부의 3D 메시를 획득하는 단계-여기서, 심장의 적어도 일부의 3D 메시는 복수의 노드들을 포함 함-;

심장의 적어도 일부의 3D 메시를 환자의 심장 이미지에 정렬하는 단계;

환자 상의 적어도 두 개의 전극들의 위치에 대응하는 3D 메TL 상에 추가 노드를 배치하는 단계;

적어도 EN 개의 전극들의 위치에 대응하는 3D 메시의 노드 사이의 전기적 활성화의 전파 속도를 계산하는 단계;

3D 메시의 모든 노드에 대한 전파 속도를 외삽하는 단계;

3D 메시의 각 노드에 대한 심근의 병렬 활성화 정도를 계산하는 단계; 및

미리 결정된 임계값을 초과하는 계산된 심근의 병렬 활성화 정도를 갖는 3D 메시의 노드(들)에 기초하여 환자의 심장 상의 최적의 전극 수 및 위치를 결정하는 단계.

이 방법에 따르면 환자의 심장 모델을 사용하여 전극을 배치하기 위한 하나 이상의 최적 영역을 식별하는 것이 가능하다. 이는 환자를 치료하기 위한 전극의 최상의 배치를 결정하기 위해 제1 양태의 방법의 일부로 수행될 수 있다. 실제로 이 방법은 병렬 활성화 수준이 더 높은 심장 영역을 매핑하여 전극이 가장 큰 영향을 미칠 것으로 예상되는 "핫스팟"을 찾을 수 있다. 이 방법은 최적의 심박 조율기 구성을 결정하는 데 사용될 수 있다. 이 방법은 병렬 활성화의 가장 높은 정도를 갖는 영역을 결정하는 단계를 포함할 수 있고, 따라서 미리 결정된 임계값은 가장 높은 결정된 병렬 활성화의 정도에 기초하여 설정될 수 있다. 대안적으로, 방법은 예를 들어, 네 개 이상의 제안된 노드와 같이 식별되어야 하는 설정된 최소 영역 수를 기반으로 임계값을 설정하여 적절하게 높은 정도의 병렬 활성화를 갖는 다중 가능한 영역을 찾는 단계를 포함할 수 있다. 그런 다음 사용자는 식별된 지역들 중에서 선택할 수 있다. 대안적으로, 방법은 모델에 전극을 추가하고 병렬 활성화 정도에 기초하여 각 전극에 대한 추가 이점을 결정하기 위해 추가된 각 전극에 대한 병렬 활성화 정도를 계산하는 단계를 포함할 수 있다.

선택적으로, 계산된 심근의 병렬 활성화 정도가 가장 높은 3D 메시의 노드를 기반으로 환자의 심장에서 최적의 전극 위치를 결정하는 단계는 곡선의 시작부터 결정된 피크까지의 전파의 가속도가 가장 높은 3D 메시의 노드를 결정하는 단계를 더 포함한다.

심장의 모델은 이미 존재하는 모델일 수 있고 및/또는 본 방법 이외의 다른 목적으로 얻은 3D 모델과 같이 이미 존재하는 데이터를 사용하여 구축할 수 있다. 대안적으로, 방법은 CT 및/또는 MRI 측정을 포함하는 비침습적 측정에 의해 3D 모델을 구축하는 데 필요한 데이터를 획득하는 단계를 포함할 수 있다. 상기 방법은 측지 전파 속도 계산을 위한 MRI 스캔 및/또는 에코카디오그래피를 이용하여 환자의 심장의 적어도 일부의 3D 모델에 특성을 제공하는 단계를 포함할 수 있다.

방법은 환자 심장의 심장초음파 및/또는 CT 및/또는 MRI 스캔으로부터 환자 심장의 적어도 일부의 3D 모델을 생성하는 단계를 포함할 수 있다.

3D 모델로부터 심장의 적어도 일부의 3D 메시를 생성하는 단계는 환자의 심장의 적어도 일부의 3D 모델의 표면에 메시 모델을 피팅하는 단계를 포함할 수 있다.

선택적으로, 전기 활성화의 측지 전파 속도를 계산하는 단계는 적어도 두 개의 전극들로부터의 전기 측정과 조합하여 환자 심장의 적어도 일부의 3D 메시의 추가 노드 사이의 측지 거리를 활용하는 단계를 더 포함한다.

3D 메시의 모든 노드에 대한 측지 전파 속도를 외삽하는 단계는 노드의 측지 전파 속도를 이용하여 상기 주어진 시간에 활성화되는 3D 메시의 영역을 계산하기 위해 활성화 후 주어진 시간에 심장 전체에 걸친 전기적 활성화의 시간 전파를 시각화하는 단계를 포함할 수 있다.

방법은 시뮬레이션에 사용하기 위해 결정된 조직 특성을 반영하도록 3D 모델을 업데이트하는 단계를 포함할 수 있다.

제안된 전극 위치가 결정된 후 추가 전극의 배치를 결정하기 위해, 방법은 전극에 대응하는 3D 메시의 추가 노드로부터 가장 큰 측지 거리 및/또는 전기적 거리 및/또는 양자의 조합을 갖는 3D 메시의 노드를 계산하는 단계를 포함할 수 있다.

병렬 활성화 속도를 계산하는 단계는 계산의 일부가 되어야 하는 심장의 적어도 일부의 3D 메시에 좌심실의 영역을 표시하는 단계, 및 조직 특성 속도를 사용하여 전극에서 전파할 때 x-축 시간과 y축- 영역을 인쇄하는 단계를 포함할 수 있다.

일부 예에서, 전극은 표면 바이오포텐셜을 획득하도록 구성된 표면 전극이고, 적어도 두 개의 전극들의 위치에 대응하는 3D 메시의 노드 사이의 전기적 활성화의 전파 속도를 계산하는 단계는: 역 솔루션을 사용하여 심장의 3D 메시에 대한 전기 전파를 계산하는 단계; 및 측지 거리와 함께 전기 전파를 사용하여 모델의 전파 속도를 계산하는 단계를 포함한다.

방법은 임의의 적절한 측정 또는 계산 방법을 통해 심장의 병렬 활성화 정도를 결정하는 것을 포함할 수 있다. 한 가지 선호되는 방법이 아래에 나와 있다. 이 방법은 그 자체로 참신하고 독창적인 것으로 간주되며, 따라서 제5 양태에서 볼 때 본 발명은 페이싱을 겪고 있는 심장의 병렬 활성화 정도를 결정하는 방법을 제공하며, 상기 방법은:

벡터카디오그램, VCG 또는 심전도, ECG 또는 심장 전기도, EGM, 우심실 페이싱, RVp, 및 좌심실 페이싱, LVp의 파형을 계산하는 단계;

RVp와 LVp의 VCG를 합산하거나 RVp와 LVp의 ECG를 합산하여 합성 양심실 페이싱, BIVP, 파형 페이싱을 생성하는 단계;

실제 BIVP로부터 대응하는 ECG 또는 VCG 파형을 계산하는 단계;

합성 BIVP 파형과 실제 BIVP 파형을 비교하는 단계;

RVp 및 LVp로부터의 활성화가 만나고 합성 및 실제 BIVP 곡선이 벗어나기 시작하는 시점을 결정하여 융합 시간을 계산하는 단계를 포함하고;

여기서

융합 시간 지연은 전기적 활성화를 위한 웨이브 프론트들이 만나기 전에 더 많은 양의 조직이 활성화되어 병렬 활성화의 정도가 더 높음을 나타낸다.

이 방법은 그 자체로 심장의 "병렬성" 척도를 찾는 수단으로 사용될 수 있다. 대안적으로, 이는 제1 양태의 방법과 결합될 수 있고, 선택적으로 심장의 병렬 활성화 정도를 결정함으로써 최적의 위치 전극 위치를 검증하는데 사용될 수 있다.

제6 양태에서 보면, 본 발명은 환자의 심장에 대한 심장 재동기화 요법을 위한 최적의 전극 수 및 위치를 결정하기 위한 시스템을 제공하며, 상기 시스템은;

환자의 심장의 적어도 일부의 3D 모델에 기초하여 복수의 노드들을 포함하는 심장의 적어도 일부의 3D 메시를 생성하는 3D 메시 생성 모듈-여기서 복수의 노드들은 환자 상의 적어도 두 개의 전극들의 위치에 대응하는 추가 노드를 포함 함-;

환자의 심장의 적어도 일부의 이미지를 제공하기 위한 이미징 모듈;

환자의 심장의 적어도 일부의 이미지를 환자의 심장의 적어도 일부와 정렬하도록 구성된 정렬 모듈;

환자의 적어도 두 개의 전극들로부터 데이터를 수신하기 위한 전극 데이터 수신 모듈-여기서, 이러한 전극들은 추가 노드들에 의해 3D 모델에 표시 됨-; 및

데이터 처리 모듈을 포함하고, 상기 데이터 처리 모듈은:

3D 메시의 노드들 사이의 전기적 활성화의 전파 속도를 계산하고;

3D 메시의 모든 노드들에 대한 전파 속도를 외삽하고;

3D 메시의 각 노드에 대한 심근의 병렬 활성화 정도를 계산하고; 그리고

미리 결정된 임계값 이상으로 계산된 심근의 병렬 활성화 정도를 갖는 3D 메시의 노드를 기반으로 환자의 심장에서 최적의 전극 수 및 위치를 결정하도록 구성된다.

시스템은 상기와 같은 임의의 또는 모든 선택적 특징을 포함하는 제4 양태의 방법을 수행하도록 구성될 수 있다. 추가 시스템 양태에서, 상기 제5 양태의 방법을 수행하도록 구성된 시스템이 제공된다. 따라서, 전극은 위에서 논의된 바와 같을 수 있고 데이터 처리 모듈은 위에서 설명된 바와 같은 단계를 수행하도록 구성될 수 있다. 시스템은 필요한 기능을 갖는 데이터 처리 모듈과 함께 필요에 따라 전극을 포함하는 키트로 제공될 수 있다. 이 키트는 선택적으로 환자의 위치에 있는 전극을 포함할 수 있거나 필요에 따라 환자와 함께 사용하도록 배열된 키트일 수 있다.

적어도 두 개의 전극들은 표면 전위 전극일 수 있고 및/또는 적어도 두 개의 전극은 환자의 심근에 위치할 수 있다.

제7 양태에서 보면, 본 발명은 실행될 때 컴퓨터 시스템이 제4 양태의 방법 및 선택적으로 위에서 논의된 바와 같은 다른 특징을 수행하도록 구성할 명령어를 포함하는 컴퓨터 프로그램 제품을 제공한다. 컴퓨터 시스템은 제6 양태의 시스템일 수 있고, 따라서 전극 및 데이터 처리 모듈을 포함할 수 있으며, 이는 위에서 설명된 바와 같은 방법 단계를 수행하도록 구성될 것이다.

따라서 컴퓨터 프로그램 제품의 명령어는 컴퓨터 시스템을:

환자 심장의 적어도 일부의 3D 모델을 제공하고;

3D 모델로부터 심장의 적어도 일부의 3D 메시를 생성하고-여기서, 심장의 적어도 일부의 3D 메시는 복수의 노드들을 포함 함-;

심장의 적어도 일부의 3D 메시를 환자의 심장 이미지에 정렬하고;

환자의 적어도 두 개의 전극들의 위치에 대응하는 3D 메시에 추가 노드들을 배치하고;

적어도 두 개의 전극들의 위치에 대응하는 3D 메시의 노드 사이의 전기적 활성화의 전파 속도를 계산하고;

3D 메시의 모든 노드들에 대한 전파 속도를 외삽하고;

3D 메시의 각 노드에 대한 심근의 병렬 활성화 정도를 계산하고; 그리고

심근의 병렬 활성화의 계산된 가장 높은 정도를 가진 3D 메시의 노드를 기반으로 환자의 심장에서 최적의 전극 수와 위치를 결정하도록 구성할 수 있다.

다른 컴퓨터 프로그램 제품 양태에서, 본 발명은 실행될 때 제5 양태의 방법 및 선택적으로 위에서 논의된 바와 같은 다른 특징을 수행하도록 컴퓨터 시스템을 구성할 명령어를 포함하는 컴퓨터 프로그램 제품을 제공한다. 컴퓨터 시스템은 위의 시스템일 수 있으며, 따라서 전극과 데이터 처리 모듈을 포함할 수 있으며, 이는 위에서 설명된 방법 단계를 수행하도록 구성된다.

따라서 컴퓨터 프로그램 제품의 명령어는 컴퓨터 시스템을:

우심실 페이싱, RVp, 및 좌심실 페이싱, LVp에서 벡터카디오그램, VCG, 또는 심전도, ECG, 파형을 계산하고;

RVp와 LVp의 VCG를 합산하거나 RVp와 LVp의 ECG를 합산하여 합성 양심실 페이싱, BIVP, 파형 페이싱을 생성하고;

실제 BIVP에서 대응하는 ECG 또는 VCG 파형을 계산하고;

합성 BIVP 파형과 실제 BIVP 파형을 비교하고;

RVp 및 LVp의 활성화가 만나고 합성 및 실제 BIVP 곡선들이 벗어나기 시작하는 시점을 결정하여 융합 시간을 계산하도록 구성할 수 있으며,

여기서

융합 시간의 지연은 전기적 활성화를 위한 웨이브 프론트들이 만나기 전에 더 많은 양의 조직이 활성화되어 병렬 활성화의 정도가 더 높음을 나타낸다.

특정 바람직한 실시예는 이제 단지 예로서 그리고 첨부된 도면을 참조하여 설명될 것이며, 여기서:
도 1a는 정상 심장의 표현을 도시하고;
도 1b는 CRT를 받고 심방(atrial) 및 양심실(biventricular) 전극들이 이식된 심장을 도시하고;
도 2는 도 1b의 전극들의 위치를 나타내는 심장의 3D 표면 기하학 모델을 도시하고;
도 3은 심장의 바이오임피던스를 측정하기 위한 예시적인 시스템이고;
도 4a는 임피던스 및/또는 가속과 함께 시너지의 시작(onset)을 나타내는 측정값을 도시하고;
도 4b는 시너지의 시작까지의 시간의 심장초음파(echocardiographic) 표현을 도시하고;
도 5a는 좌심실 내에 위치한 압력 카테터(pressure catheter)가 심실 압력과 압력 파형의 미분(derivative)을 측정하는 데 어떻게 활용될 수 있는지 도시하고;
도 5b는 후속 측정을 위해 심장에 초음파측정 크리스탈(sonomicrometric crystal)을 배치하는 것을 도시하고;
도 5c는 도 5b의 측정 배열로부터 압력의 2차 미분의 피크를 측정함으로써 시너지의 시작의 결정을 도시하고;
도 5d는 페이싱(pacing)의 위치 변화에 따른 피크 dP/dt까지의 시간 변화를 도시하고;
도 6은 심장 수축 동안 경험되는 생리학적(physiological) 상태를 도시하고;
도 7a는 측정된 트레이스(trace)들을 필터링하여 파생될 수 있는 다양한 신호를 도시하고;
도 7b는 필터링된 파형들로부터의 다양한 기타 트레이스들을 도시하고;
도 8a, 8b 및 8c는 트레이스들이 시너지의 시작 또는 이를 나타내는 신호를 결정하기 위해 어떻게 활용될 수 있는지에 대한 다양한 예를 도시하고;
도 9는 심실의 3D 메시(mesh)를 포함하는 심장의 3D 모델을 생성하는 방법을 도시하고;
도 10은 3D 모델을 환자의 심장과 정렬하는 것과 관련하여 X-선을 사용하는 것을 예시하고;
도 11은 3D 모델의 정렬에 사용하기 위해 촬영된 X-선 이미지를 도시하고;
도 12는 3D에서 관상 정맥동(coronary sinus) 정맥의 복원(reconstruction)을 도시하고;
도 13a는 지오메트리 모델로 변환된 심장 모델을 예시하고;
도 13b는 3D의 또 다른 지오메트리 심장 모델을 예시하고;
도 14는 전기적 활성화의 시간 전파의 시각화이고;
도 15는 정점들 사이의 거리에 대한 심장 모델을 보정하기 위해 알려진 크기의 오브젝트를 사용하는 것을 도시하고;
도 16은 심장의 모집된 영역(recruited area)의 측정을 추론하기 위한 우심실의 페이싱을 예시하고;
도 17은 도 16과 유사한 프로세스를 보여주지만 심장의 자연스러운 페이싱(natural pacing)에 기반한 분리 시간을 사용하는 것을 도시하고;
도 18a는 복합 측정(compound measure)의 계산을 보여주고, 도 18b는 측지 거리(geodesic distance)의 추가와 잠재적 전극 배치를 위한 영역의 강조 표시를 도시하고;
도 19는 측지 속도 계산의 예를 도시하고;
도 20은 노드들로부터의 전기적 활성화 전파의 표현을 포함하는 심장 모델이고;
도 21은 심장 모델과 관련된 심장초음파 파라미터를 도시하고;
도 22는 흉터 조직(scar tissue)을 참조하여 조직 특성을 시각화하고;
도 23 및 24는 심장 모델에서 모집된 영역을 나타내는 모집 곡선을 도시하고;
도 25a는 우심실 페이싱(RVp)을 수행하는 전극에 대해 생성된 벡터심전도(VCG)를 도시하고; 그리고
도 25b는 합성 VCG LVP+RVp와 실제 VCG BIVp의 비교를 예시한다.

일반적으로, 첫 번째 양태는 비동기식 심부전, 보다 구체적으로 심장 재동기화 요법(CRT)과 같은 요법에 반응할 가능성이 있는 환자의 식별 및 심장에 전극을 배치하기 위한 최적의 위치를 결정하는 것에 관한 것이다. CRT는 비동기화와 관련된 심부전을 줄이는 것을 목표로 한다.

비동기화는 정상 활성화 및/또는 수축 패턴에서 활성화 및/또는 수축 패턴의 편차이다. 정상 활성화 패턴은 일반적으로 정상적인 시너지 수축 패턴에 따라 정상적인 ECG 및 QRS 컴플렉스가 있는 정상적인 심장에서 볼 수 있다. 그러나 다른 부분에 비동기화가 있음에도 불구하고 심장의 일부에서는 정상적인 활성화 및 수축 패턴이 발생할 수 있다. 비동기화는 일반적으로 전기적 및 기계적 비동기화로 설명될 수 있다. 그러나 보다 구체적으로 본 발명자들이 제안한 바와 같이 비동기화는 전기적 비동기화가 기계적 비시너지에 연결되는 방식으로 특징지어질 수 있다.

전기적 비동기화

비동기화는 전기 비동기화로 분류될 수 있다. 예를 들어, 그러한 경우, 우측 각블록(RBBB)가 있는 경우 활성화 패턴이 좌측 챔버에서 정상적으로 나타날 수 있으며, 유사하게 활성화 패턴은 좌측 각블록(LBBB)이 있는 우측 챔버에서 정상적으로 나타날 수 있다. 다만, 각블록이 있는 상태에서는 정상적인 활성화가 차단되고, 이는 전도 시스템 내에서 활성화될 때보다 더 느린 전파로 세포에서 세포로 심장 근육(심근)의 다운스트림 활성화를 강제한다.

이러한 지연된 전기적 활성화는 지연된 활성화 부위에서 심근의 지연된 수축을 초래한다. 이러한 수축 패턴은 MRI나 에코카디오그래피와 같은 이미징을 사용하거나 심장벽에 이식된 초음파 크리스탈을 이용하는 것과 같이 여러 면에서 비동기식으로 특징화될 수 있다. 비동기식 수축은 일반적으로 전기 활성화 및 수축의 지역적 다른 타이밍으로 특징화된다.

비동기화의 정도는 근절의 총량과 비교하여 한 번에 활성화(수축)되는 심근(근절)의 근육 섬유의 양에 따라 다르다. 이와 관련하여, 두꺼운 심장벽의 사전 여기(preexcitation)는 얇은 심장벽의 사전 여기보다 낮은 정도의 비동기화로 나타날 수 있는데, 이는 두꺼운 벽과 비교할 때 얇은 벽에서 벽의 표면을 향한 방향 전파가 제한되기 때문이다. 이것은 얇은 벽의 표면까지의 거리보다 더 긴 활성화 원점으로부터 특정 거리 내에서 더 적은 수의 근절의 여기를 초래한다(벽 두께의 영향).

벽의 횡단면 내에서 활성화의 기원은 비동기화의 정도에 중대한 영향을 미칠 수 있다. 심근의 두꺼운 영역 중앙에 있는 근절의 활성화는 해당 부분의 모든 방향에서 활성화를 허용하므로 두꺼운 영역의 외부 경계에서 활성화(이렇게 하면 병렬 활성화가 덜하지만 직렬로 더 많이 활성화됨)되는 것보다 비동기화가 적다(즉, 직렬로 덜 순차적으로 활성화하고, 병렬로 더 많은 동기 활성화).

경계에서 심근 벽을 활성화하면 벽의 길이 내에서 활성화의 기원 효과로 유사하게 그 벽의 중심에서 활성화하는 것보다 연속적으로 더 많은 활성화가 발생한다(즉, 병렬로 더 많은 활성화).

QRS 기간

QRS 기간은 심장 활성화의 전기적 벡터들의 합이다. QRS 컴플렉스의 기간은 심장 탈분극의 기간을 반영한다. 페이싱을 사용하면, 심근이 완전히 탈분극될 때까지 페이싱 부위에 상대적으로 탈분극이 분포하므로 페이싱 부위는 탈분극의 기간을 결정한다. RV 중격은 심장을 양방향으로 활성화하고, 중격의 활성화가 심장의 자유벽에 도달하면 좌우로 활성화된다. 이것은 RV 정점 위치에서도 사실이지만, 정점에서 활성화가 3방향이 될 수 있음을 알 수 있다: 격막과 좌우 자유벽으로. 이러한 방식으로 중격 활성화와 함께, 좌심실의 활성화는 좌심실의 한 위치에서 시작되고 일단 RV 자유 벽에 도달하면 RV의 활성화와 동시에 시작된다. 마지막으로 완전히 활성화된 심실이 QRS 기간을 결정한다. 양방향 활성화 QRS는 자유벽, RV 또는 LV에서 단방향 활성화보다 좁다. 중격의 모든 방향으로 퍼진 다음 오른쪽과 왼쪽으로 양방향으로 퍼지는 중격 중앙벽 활성화는 더 좁은 QRS 컴플렉스 또는 페이싱 시 심장 활성화의 가장 짧은 지속 시간에 반영되어야 한다. 이것은 또한 히스-푸르키니에(His-Purkinje) 시스템의 출구가 더 자유로운 벽인지 또는 더 많은 격벽인지 그리고 RV 중격 페이싱보다 짧은지 여부를 결정하기 위해 고유 활성화와 비교될 수 있다.

RV 및 LV 자유벽 활성화가 있는 QRS 기간은 유사해야 하지만 페이싱이 두 사이트의 베이스 또는 중간 벽에서 발생하는지 여부에 따라 다르다.

EGM 또는 VCG와의 융합까지의 시간과 병렬성을 분석할 때 이를 고려하여야 한다. 흉터나 장벽에 의한 반대가 없을 때 가장 짧은 모집(recruitment)은 중격과 왼쪽 측면 자유벽에서 발생한다. 가장 짧은 모집은 RV에서 페이싱이 가장 짧은 QRS가 있는 사이트에 있을 때 발생한다. 이 위치에서 RV를 페이싱하면 일치하는 LV 위치가 발견될 때 QRS가 가장 크게 좁아질 가능성이 있다. 융합까지의 시간은 왼쪽과 오른쪽 사이의 QRS 차이에 대한 자극(Stim)을 위한 보정 시 RV 중격 페이싱에서 가장 짧은 QRS의 50%에 가까워야 한다.

전기적 측정 및 조직 전파 속도의 추가 값의 이슈

전기적인 측정은 흉터 부위에서 지연되어 부분적으로 방해를 받으므로, 전극들 사이와 전극들에서의 측정은 심장 근육이 측정되는 부위의 전체적인 전기적 특성을 나타내지 않을 수 있다. 긴 인터벌은 두 전극들 사이 또는 한 전극 영역에 전도 블록이 있음을 나타낼 수 있지만 이는 조직에서 블록이 위치한 위치를 나타내지는 않는다.

전형적인 좌측 각블록에서, 전기 차단 영역은 전도 시스템에서 근위부에서 찾을 수 있으며, 흉터와 비특이적 심실내 전도 지연(IVCD)이 있는 경우 차단은 심근 내에 있거나 전도 시스템의 말단 부분에 있다.

섬유증(확산성 질환)의 존재는 특정 및 비특이적 전도 조직 모두에서 전도를 지연시킬 수 있다. 그러나 전극들 사이의 거리에 대한 지식 없이는 전극들 사이의 조직 전파 속도를 계산할 수 없다.

전극들 사이의 전파 속도가 다르면 서로 다른 부위들 사이의 전도 차단 영역을 나타낼 수 있다. 전극들 사이의 측지 거리가 측정되면 측지 속도도 계산되어 원위부 또는 근위부 차단 및/또는 미만성 질환(섬유증, 아밀로이드증 ++ 등) 여부에 관계없이 심장 전도 질환을 나타낼 수 있다.

기계적 비시너지

활성화 여부에 관계없이 각 근절은 알려진 생리학적 조건에 따라 수축하며, 이것은 주로 근절의 프리스트레칭(prestretching)과 로드(load)에 달려 있다. 고립된 근절의 작용을 근절 기능이라 하고, 심장 근육 전체의 작용을 심장 기능이라 한다. 심장 기능의 측정은 이전에 철저히 연구되고 설명되었지만 CRT에 대한 반응자를 결정하는 것은 지금까지 유용하지 않았다.

심근 기능(수축성)은 여러 가지로 설명되어 왔다. 일반적으로, 수축성은 탄성 곡선 또는 E_최대로 표시되는 압력-체적 관계로 설명되었다. 심근 기능은 심장 위상의 시간 인터벌과 관련하여 단독으로 또는 조합하여(심근 성능 인덱스 또는 테이-인덱스(Tei-index)라고도 함) 설명되었다. 이 심장 기능은 심장 위상 시간 인터벌, dP/dt_최대, 부하와 무관한 탄성 곡선 E_최대와의 압력-체적 관계와 같은 다양한 침습적 측정으로 정량화될 수 있다. 이러한 심장 기능 측정은 에코카디오그래피 또는 MRI를 통해 비침습적으로 정량화될 수도 있다.

dP/dt_최대의 측정은 재동기화 요법(특히 양심실 페이싱)의 효과를 결정하기 위한 심장 기능 측정에 사용된다.

재동기화는 자극을 위해 여러 전극들을 사용하거나 고유 전도를 동시 활성화에 사용할 때 추가 전극을 사용하는 것이다. 그러나 측정 dP/dt_최대는 부하 및 심박수에 따라 달라지며 LVP와 비교하여 BIVP로 변경되지 않는다.

이러한 방식으로 dP/dt_최대 측정 자체는 재동기화를 반영하지 않고 대신 프리로드 및 심박수와 같은 수축성 중 여러 요인에 따라 달라지는 심장 기능의 변화를 반영한다(수축성의 헤테로메트릭 및 홈메트릭(homeometric) 조절). 유사하게, 재동기화는 심장 기능을 변경하지 않고(수축성의 헤테로메트릭 및 홈메트릭 조절), 그러나 오히려 심근 활성화의 동기화를 제공하여 헤테로메트릭 및 홈메트릭 조절 메커니즘을 통해 수축성을 변경하는 뇌졸중 부피, 후부하 및 예압의 변화를 다시 초래할 수 있다.

시간에 따라 변하는 탄성 E(t) 곡선의 최대값, E_최대는 비동기화를 반영하지 않는다. 그러나, 비동기화가 있는 것과 없는 E(t)_최대 사이의 시간 오프셋은 비동기화와의 시너지 효과의 지연된 시작을 반영한다.

따라서 심장 기능의 측정값은 이상적으로 심장의 부하 상태와 비동기화와 무관한 숫자여야 한다. 압력-체적 관계 또는 힘-주파수 관계와 같은 심장 기능의 측정은 비동기화의 차이를 반영하지 않는다.

다른 한편으로, 비동기화의 측정은 수축성의 변화를 반영하지 않고 오히려 비동기화의 변화만을 반영해야 한다. 이것은 위에서 설명한 심장 기능의 알려진 측정에 대한 경우가 아니다.

시너지는 병렬로 수축하는 근절에 사용되는 용어이며, 비시너지는 근절이 직렬로 수축하는 상황을 설명하는 데 사용될 수 있다. 이러한 비시너지는 각 근절이 여전히 동일한 정도의 수축성을 가질 수 있음에도 불구하고 근육 섬유(이는 직렬로 수축하는 근절로 구성됨)가 궁극적인 잠재력으로 작업을 개발하는 것을 허용하지 않는다. 이러한 근섬유의 수축성을 측정하기 위해, 근섬유의 모든 근절이 섬유 내에서 각 근절의 수축성을 나타내기 위해 수축의 완전한 잠재력에 도달하기 위해 실제로 병렬로 작동하고 있음을 알아야 한다.

심장 전도 시스템은 히스-푸르키니에(His-Purkinje) 네트워크로 구성된다. 이 네트워크는 좌측 및 우측 번들 가지에서 각 심실로 나뉘며 두 가지들은 모두 푸르키니에 섬유로 분할되어 미세한 심장 내막 네트워크로 퍼진다. 심장 전도 시스템의 주요 기능 중 하나는 거의 동시에 두 챔버들에서 심장 근절을 활성화하는 것이다. 이것은 동시에 근절의 활성화로 이어지며, 이는 차례로 심실의 상승적 수축이 발생하도록 한다.

여러 가지 잠재적인 이유로 인해 심실의 근절 영역이 활성화되지 않을 수 있다(또는 수동적일 수 있음). 이 근절은 인접한 세그먼트에서 발생하는 힘에 수동적으로 영향을 받으므로 결과적으로 스트레칭되거나 수축된다. 이러한 수동적 세그먼트는 수축하는 세그먼트와 시너지를 발휘하지 않으므로 비시너지적이다.

세그먼트들은 전기적으로 활성화(탈분극)되지 않기 때문에 비시너지적일 수 있으며, 다른 세그먼트들이 활성화(탈분극)된 후 수축하는 동안, 이러한 상황을 위에서 설명한 대로 비동기화라고 한다. 비동기화의 정도는 전기 활성화의 분산에 따라 다르다. 직렬로 더 많이 활성화되면(즉, 비동기화의 정도가 더 큰 경우) 전기 분산이 커진다. 반대로 활성화가 병렬로 발생하면 분산이 낮다.

그러나 비시너지가 분산된 전기 활성화(직렬 근절의 활성화로 이어짐) 이외의 다른 원인이 있는 경우, 이는 비동기화가 아니다. 오히려 비동기화는 활성화의 전기적 타이밍(크로노)이 고장(비)되었음을 의미하며, 결과적으로 심장의 일부 영역에서 근육 수축이 지연되고, 즉, 근섬유분절(sarcomeres)는 협력(시너지)하지 않(비)는다.

기계적 측정의 이슈

전극 주입기에 대한 전기적 측정은 쉽게 사용될 수 있지만, 기계적 기능은 그렇지 않다. 심장 기능의 표준 측정은 비동기화를 감지하기 위한 비동기식 심장에서 작동하지 않는다.

심장 기능이 정상인 정상 심장에서, dP/dt_최대는 RVP로 감소되고 고유 심장 리듬으로 즉시 회복된다. 그러나 여분의 자극에 대한 반응을 테스트할 때, 강화가 방해받지 않아, 기능이 변경되지 않았음을 나타낸다. 심장 기능은 짧은 시간의 페이싱 동안 또는 한 번의 페이싱된 비트로 변화되지 않으며; 그러나 dP/dt_최대의 측정은 변화된다. 더 빠른 속도로 페이싱되면 RV 페이싱 여부에 관계없이 dP/dt_최대가 증가한다.

심장 위상 인터벌은 또한 심장 기능의 변화를 나타낼 수 있지만, 이것은 비동기식 심장에서 심장 기능을 측정하는 데 적합하지 않을 수 있다.

심장 위상의 명명법이 비동기화 및 재동기화의 맥락에서 사용하기에 잘못된 이유

일반적으로 심장 근육 수축은 수축 반응이 다른 두 가지 특정 조건으로 나뉜다. 유두근 준비에서, 등장성 수축은 일정한 로드에서 일정한 속도로 심장 근육이 단축(shortening)되는 것을 나타내며, 최대 단축 속도(V_최대)는 근육의 성능을 나타낸다. 등척성 수축은 높은 로드에서 단축이 없는 수축을 나타내며, 힘(F) 생성은 근육 성능의 척도이다. 그런 다음 이러한 유두근에서 기능을 V_최대 및 F_최대로 설명할 수 있다.

위거(Wiggers) 다이어그램에서 설명하는 심장 수축 위상은 이를 반영하고 심장 위상을 등척성 유두근 수축을 모방하는 등용적 수축과 등장성 유두근 수축을 모방해야 하는 급속 방출 및 수축기로 나눈다. 기능이 좋을수록(이노트로피) IVC 인터벌의 단축이 일어나고, 기능이 나쁠수록 길어진다는 것은 당업자에게 알려져 있다. 시간 인터벌은 심장 기능이라고도 하는 심장의 수축성 상태를 반영할 수 있다. 수축 동안 공동 내 체적을 이동시키는 기하학적 변화가 발생하고 승모판 부전이 이 기간 동안 추가 체적 감소를 허용할 수 있기 때문에 등용적 기간이 엄격하게 등용적이지 않다는 것도 알려져 있다.

비동기화로, 수축 시작이 챔버 내에서 다른 시간에 발생하여 일부 영역은 수축하는 반면 다른 영역은 확장/이완 상태에 있는 동안 보상하기 위해 늘어난다. 이것은 초기에 낮은 압력에서 발생하기 때문에 위치 에너지와 단축이 낭비되며 작업 로드를 늦게 수축하는 부분으로 이동하여 보상해야 한다. 협응되지 않은 수축과 그로 인한 원격 스트레칭이 있는 초기 위상은 초기 비시너지가 지배하는 위상이며, 대동맥 판막이 열리기 전에 근육 섬유 사이에 힘의 균형이 이루어지면 시너지가 나타난다. 근육 섬유와 영역이 더 많이 동원되고 활성화되면, 벽의 경직은 근육 섬유가 단축 속도를 증가시키는 대신 힘을 생성하기 시작하는 등용적 상태에 도달할 때까지 발생한다. 비동기화와의 느린 전기 전파와 그에 따른 비시너지로 인해 지연되는 시너지가 시작되는 이 순간에 압력이 증가하기 시작하고, 시너지의 시작과 함께 압력 상승은 대동맥 판막이 열릴 때까지 기하급수적으로 증가한다.

시너지의 시작은 지수적 압력 상승 이후의 모든 사건에 반영되며, 시작을 직접 측정할 수는 없지만 지수적 압력 상승은 시너지가 증가함에 따라 흡수되는 것보다 더 많은 힘이 동원되는 반면 비시너지의 효과는 손실된다는 것을 나타낸다. 대동맥 판막이 열리면 현재 섬유의 용량에서 다소 일정한 힘으로 섬유가 단축될 수 있으며, 점점 더 많은 섬유가 수축 주기를 완료함에 따라 압력을 유지하기 위한 힘 생성이 더 이상 불가능할 때까지이다. 그러나 이제는 대동맥 판막이 닫힌 후에도 섬유가 여전히 수축되어 이완기로의 압력 감소를 지연시킬 수 있다.

비동기식 심장 등적(isovolumic) 수축 위상(IVC)는 섬유의 등척성 수축을 의미하지 않으며 다르게 명명되어야 한다. 이 위상은 근육 섬유에 저장된 위치 에너지를 수축기 동안 효과적으로 운동 에너지로 변환하는 위상이며, 이는 비동기화로 인한 비시너지에 의해 반대되고 지연된다. 또한 힘과 로드는 비동기화와 함께 이 위상에서 지역적으로 다르다.

또한 전자기계 커플링 인터벌은 별개의 인터벌이 아니라 활성화가 지연됨에 따라 분산되며, 심장의 전기적 활성화가 시작된 후에도 섬유가 이완기에 남아 있도록 허용한다.

등적 이완 위상(IVR) 동안 이완은 어느 정도만 일어날 수 있지만 일부 섬유는 계속 단축되어, 수축기가 IVR과 겹치고 IVR이 이완기의 시작과 겹치게 된다. 따라서 위거(Wiggers) 전기기계 커플링, IVC, 수축기, IVR 및 확장기의 다이어그램의 인터벌은 비동기식 심장 주기에 유효하지 않다.

재동기화

질병으로서 비동기화는 병렬 활성화를 복원하거나 전기 분산을 감소시킴으로써 가역성의 특성에서 추가로 정의된다. 이러한 복원은 여러 사이트에서 페이싱을 제공하여 달성될 수 있다. 그러나 비동기화는 여러 사이트 또는 단일 사이트에서 페이싱으로 촉진될 수도 있다.

따라서 중재(예를 들어, CRT)가 더 많은 또는 더 적은 비동기화(아래에 설명된 대로 병렬성의 증가 또는 감소) 및/또는 더 많거나 더 적은 비시너지(시너지의 늦은 시작)를 유발하는지 여부를 특성화하기 위해 비동기화의 가역적 질병이 어떻게 감지되고 평가될 수 있는지를 결정함으로써 비동기화가 실제로 CRT 동안 촉진되는 상황을 피하는 것이 유익할 것이다.

심장이 활성화되면 심근의 심근세포가 탈분극되어 활성화된 부위에서 수축이 발생한다. 병렬성은 심근의 병렬 활성화 정도를 설명하기 위해 도입된 용어이다.

시너지는 근섬유분절들의 협력 및 계약을 설명하는 반면, 비시너지는 근섬유분절들이 협력하지 않는 것을 설명한다. 이전에 설명된 바와 같이, 직렬 근절의 활성화는 비시너지에서 볼 수 있는 것처럼 직렬 근절의 수축으로 이어지는 반면, 병렬 근절의 동시 활성화는 시너지에서 볼 수 있는 근절의 협력으로 이어진다. 비시너지는 순차적(즉, 인접한 조직이 특정 패턴으로 차례로 수축하기 시작하여, 전체 심근에서 수축이 발생할 때까지) 또는 비순차적으로 다른 시점에서 발생하는 수축을 특징으로 하며, 이는 심근의 다른 부분이 특정 패턴으로 인접 조직의 후속 활성화에 따라 병렬로 수축한다는 것을 의미한다(따라서 다시 전체 심근을 커버하는 것으로 끝남).

이런 식으로 비시너지는 근절의 기계적 작용과 덜한 병렬성 정도를 설명한다고 말할 수 있다(이는 직렬 근절의 활성화와 비교하여 병렬 활성화된 세그먼트를 고려). 모집 측면에서 전기적 활성화는 전기적 작용을 설명한다. 재동기화로, 이러한 결과들 모두가 연결되어 전기적 작용의 복원과 더 높은 모집이 기계적 작용의 복원과 더 많은 시너지(병렬 활성화)로 이어진다.

정상적이고 건강한 심장 박동에서 전기적 활성화는 좁은 QRS 컴플렉스로 표현되는 짧은 시간 동안 발생한다. 활성화는 푸르키니에(Purkinje) 시스템에 의해 촉진되는 심장 내의 여러 부위에서 연속적으로 그리고 비순차적으로 마이크로스케일에서 발생한다. 그 결과 짧은 시간 내에 챔버 내에서 병렬로 여러 부위에서 수축이 빠르게 시작된다.

일단 긴장(근절의 수축으로 인한)이 활성화된 심장의 모든 부분(여러 영역) 사이에서 균형을 이루면, 지배적으로 병렬 수축이 빠르게 확립된다. 이러한 심근 시너지의 시작은 대동맥 판막이 열리고 방출되기 전에 심실 내에서 기하급수적인 압력 상승과 뒤따르는 모든 심장 이벤트를 촉진한다.

활성화가 특수 전도 시스템 외부에서 발생하기 때문에 활성화 프로세스는 정상 심장 박동에 비해 훨씬 더 지연되고 비동기식이다. 비동기식 심장 박동에서, 전기 활성화는 직렬로 더 느린 속도로 발생하고 순차적으로 발생하여 직렬로 동조성 수축을 유발한다. 수축이 연속적으로 발생하면 수축하는 세그먼트들이 단축되고 아직 활성화되지 않은 세그먼트들이 수동적으로 스트레칭된다. 이러한 수축이 일어나면서, 분절의 수축으로 인한 포텐셜 에너지는 낮은 심실내압에서 낭비되고, 아직 활성화되지 않은 분절을 늘리는 역할만 한다. 이 과정은 스트레칭된(그러나 아직 활성화되지 않은) 세그먼트와 수축된(활성화된) 세그먼트 사이의 장력이 균형을 이룰 때까지 계속된다. 이 균형은 이미 확장된 세그먼트의 활성화에 의해 촉진된다. 그런 긴장의 균형으로, 근절의 단축 수축이 방해받고 근절 수축이 등장성 수축(즉, 일정한 장력에서 수축이 단축 속도 생성)에서 등척성 수축으로 변경되며(즉, 근육의 길이를 변경하지 않고 수축이 힘을 생성), 이는 시너지에서 더 많은 근절을 초래하고 따라서 이것이 시너지의 시작을 정의한다. 이러한 심근 시너지의 시작은 차례로 근절이 기하급수적인 압력 증가로 전환되도록 한다. 이 지연된 지수 압력 증가는 대동맥 판막 개방 및 방출, 그리고 뒤따르는 모든 심장 이벤트에 선행한다.

앞서 언급했듯이 비동기화 측정은 비동기화만 반영해야 하며, 심장 기능과 같은 다른 측정은 반영하지 않는 것이 바람직하다.

심근에서 직접 심실의 페이싱은 활성화가 더 이상 전도 시스템을 따르지 않고 정상적인 수축 패턴으로 이어지지 않기 때문에 비동기화를 도입할 수 있다. 잠재적으로 전도 시스템 외부에서 발생하는 모든 종류의 페이싱은 비동기화를 유발할 수 있으며, 이는 차례로 비시너지를 크게 유발할 수 있다. 환자에게 페이싱이 시작되면 이러한 효과를 측정할 수 있는 것이 중요하다. 페이싱은 비동기화와 비시너지 모두의 모델로 볼 수 있다.

비동기화로 인한 비시너지는 심실의 압력 상승을 지연시켜 심근 시너지의 시작을 지연시켜 방출, 다음 수축기 단축 및 뒤따르는 모든 이벤트를 초래한다. 그러나 비동기화가 없는 심장 기능 감소, 승모판 기능 부전, 심장 섬유증 및 흉터와 함께 시너지 시작의 지연이 발생할 수 있지만 비동기화로 인해 발생할 때와는 다른 정도이다. 비동기화와 다른 시너지 시작 지연의 원인이 혼합되어 있어도, 시너지 시작의 단축은 재동기화의 결과로만 발생할 수 있다(단, 복합적인 원인의 비율에 따라 제한적임).

비동기화는 재동기화로 교정될 수 있지만, 다른 심장 질환은 그렇지 않을 수 있다. 재동기화로, 발명자들은 최대 압력 상승(또는 심근 시너지)의 시작까지의 시간의 단축이 초래됨을 보여주었다. 이와 관련하여, 심근 시너지의 시작까지의 시간 인터벌을 반영하는 모든 측정은 재동기화로 단축되며 이러한 시간 인터벌의 측정은 항상 QRS 또는 관련 기능에 상대적이다.

잠재적으로 가역적인 비동기화에서, 시너지의 시작은 QRS 컴플렉스의 끝이나 이후에 나타난다. 시너지 효과의 지연된 시작은 QRS 컴플렉스의 확장과 유사하므로 비동기화의 존재를 나타낸다. 그러나 시너지가 시작되는 시간이 거의 정상에 가까운 확장된 QRS 컴플렉스에서 비동기화는 존재하지 않으며 지연은 오히려 잠재적으로 가역적인 비동기화 이외의 요인으로 인해 발생한다. 가역성 비동기화의 존재를 감지함으로써 환자가 CRT에 반응할 가능성이 있는지 여부를 결정할 수 있으며, 시너지의 시작에 대한 지연이 없으면 환자는 CRT에 반응하지 않거나 CRT의 원치 않는 효과를 경험할 수 있다.

CRT 자극에 사용되는 전극의 위치와 전극의 수는 시너지의 지연된 시작을 최대한 줄이는 것을 목표로 해야 한다. 동기성, 병렬성, 심근 시너지의 시작 사이의 관계를 정의하고 고유 리듬 또는 페이싱 리듬 동안 최대 압력 증가의 지연을 활용하여(또는 다른 센서가 이 인터벌에서 지연을 감지함), CRT에 대한 호의적인 반응을 초래하는 (좌우) 심실 전극 배치 부위를 예측하는 것이 가능하다.

확장된 QRS가 있는 경우 재동기화가 발생하기 전에 결과적인 기계적 비시너지를 정의한 다음 전기적 재동기화를 달성하기 위해 전기적 활성화의 최적 병렬성을 고려해야 한다. 재동기화 효과를 나타내는 시너지 시작 시간이 단축되었음을 확인하기 위해 기계적 측면에서 검증을 다시 수행해야 한다. 이러한 방식으로, 치료가 누구에게 도움이 될 수 있는지 확인하고 비동기화 환자의 치료를 최적화하기 위해 심장의 기계적 및 전기적 이벤트를 고려해야 한다.

비시너지의 원인이 비동기화인 경우 작업 낭비, 이동 로드 및 비시너지는 재동기화로 역전될 수 있다. 비시너지의 원인이 비동기화가 아닌 경우 재동기화로 되돌릴 수 없다. 따라서 환자가 CRT에 반응할 가능성이 있는지 여부를 나타내기 위해 그러한 비시너지가 실제로 비동기화에 의해 유발된 경우를 식별하는 것이 유익할 것이다.

비동기화의 가역성 질환이 어떻게 감지되고 평가될 수 있는지 결정함으로써, 개입(예를 들어, CRT)이 다소의 비동기화(아래에 설명된 바와 같이 병렬성의 증가 또는 감소) 및/또는 다소의 비시너지(시너지 시작의 지연)를 유발하는지 여부를 특성화하는 것이 가능하다.

따라서 질병으로서 비동기화의 기저 기질의 존재를 확인함으로써, CRT가 그러한 치료에 가장 잘 반응할 가능성이 있는 환자에게만 적용되도록 보장하고 그러한 결함(비시너지)을 조장하는 역할만 할 수 있는 비시너지의 원인이 전기적 비동기화가 아닌 환자에게 CRT를 제공하는 것을 피할 수 있다.

그러나 위에서 설명한 것처럼 재동기화는 심장 기능 영역에서 측정될 수 없다. 오히려, 본 발명자들은 비동기화가 심근 조직의 병렬 수축의 결여와 관련되어 있으며, 이는 심장 기능의 전통적인 측정에는 반영되지 않는다. 마찬가지로, 재동기화는 심장 기능을 증가시키는 역할을 하지 않으며, 오히려 심근의 활성화를 동기화시킨 다음 비동기화 없이 심장 기능을 반영하기 위해 심근 근절이 최적에 가깝게 시너지 효과를 낼 수 있도록 한다.

비동기화가 많을수록 심근은 수축 패턴을 병렬 수축에서 직렬 수축으로 변경한다. 비동기화는 또한 심장의 전기적 활성화의 고유 패턴이 변할 때 증가한다. 이것은 페이싱 또는 특수 전도성 조직(다발 가지)의 각블록을 사용하여 볼 수 있다.

QRS 컴플렉스의 지속 시간, 즉 밀리초 단위의 QRS 폭은 심실의 활성화가 얼마나 빨리 발생하는지에 대응한다. 지연의 원인은 전도 차단(비동기화) 또는 더 낮은 전기 전파 속도(심근 질병) 또는 이 두 가지의 조합으로 인한 심근의 전도 특성 때문일 수 있다. 비동기화가 심장의 전기적 활성화와 어떤 관련이 있는지, 그리고 심장 근육 수축으로 인해 좌심실에서 혈액이 배출되는 시기를 지연시키는 방법을 결정함으로써, CRT로 그러한 기능을 회복할 수 있는지 여부와 환자가 그러한 치료에 반응할 가능성이 있는지 여부를 결정하는 것이 가능하다.

본원에 설명된 측정에서 바이오임피던스는 근육 수축(위상)이 방출(임피던스)로 이어지는 지점을 측정한다. 컴플렉스 임피던스는 주어진 상황에서 근육 수축을 반영할 가능성이 더 높고, 주어진 상황에서 더 큰 범위의 절대 임피던스는 심실 내 용적 변화를 반영한다. 전극이 혈액에 잠겨 있는 동안, 전극은 혈액 풀에 전극 특성을 제공하고, 유사하게, 전극이 우심실 내에 위치할 때, 우심실의 혈액 풀에 이러한 전극 특성을 부여한다. 따라서 우심실 혈액량은 심장의 왼쪽에 위치한 전극을 향해 확장된 전극 영역으로 작용할 수 있다. 이와 같이 신체의 표면 전극들 사이에 전류가 주입되면 우측 전극과 좌측 전극 사이의 임피던스 필드의 변화는 전극 사이의 부피 변화와 근육 밀도를 반영한다. 시너지가 시작되면, 혈액량은 스트로크 체적의 배출과 함께 고갈되기 시작하고 근육 밀도는 심근이 두꺼워짐에 따라 증가한다. 임피던스 곡선을 시간에 따라 표시하고 컴플렉스 임피던스는 근육 밀도가 증가함에 따라 증가하는 반면 절대 임피던스는 체적 고갈에 따라 감소한다. 따라서 곡선들이 서로 어긋나는 순간은 시너지의 시작을 반영하고, 시너지의 시작이 지연되면서 지연된다고 할 수 있다.

위에서 논의한 바와 같이, 비동기화는 조직의 활성화를 직렬에서 더 병렬로 수정함으로써 교정될 수 있다. 이는 심장 근육과 같은 전도성 조직이나 특정 부위의 특수 전도 조직을 선택적으로 자극하여 달성될 수 있다.

한쪽 심실이 수축하면 등적 압력이 P_최대까지 증가하고, 수축이 일어나면 용적의 변화가 일어나며, 압력은 일정하게 유지되는 반면 수축 속도는 압력과 발생된 힘에 따라 증가한다. 시너지로, 근절은 수축하고 에너지는 빠르게 운동 에너지로 전환되어 혈액량을 순환계로 방출한다. 이러한 수축의 시작은 혈액량이 등적 상태에서 심실 내의 제 위치에 남아 있게 하고 결과적으로 압력은 낭비되는 작업 없이 P_최대까지 기하급수적으로 증가한다.

그러나 비시너지와 같이 수축이 연속적으로 일어나면, 심근이 늘어나면서 다른 부위는 줄어들면서 심실의 혈액량이 이동하게 되고, 이는 압력 증가보다 단축 속도를 생성합니다. 이는 챔버 벽 내부의 장력이 균형을 이룰 때까지 발생하며, 이는 지연된 방출까지 기하급수적인 압력 증가와 함께 지연된 등적 조건, 시너지 수축 및 에너지 전달을 허용한다.

따라서 심실 내의 기하급수적인 압력 상승은 시너지의 시작, OoS과 관련이 있고, 시간은 지수 압력 곡선의 피크 압력 상승, 피크 dP/dt에 의해 잘 정의될 수 있다. 심근 시너지의 시작은 피크 dP/dt의 부근에서 발생하므로 피크 dP/dt를 이용하여 해당 심근 시너지의 시작 시간을 알 수 있다.

정의된 이벤트의 일관된 감지 방법을 제공함으로써, 정의된 이벤트에서 심근 시너지의 시작까지 편향은 일정하다. 이와 같이, 측정된 이벤트와 실제 이벤트 사이의 오프셋에 관계없이, 검출된 이벤트와 심근 시너지의 시작의 실제 사건 사이의 상대 타이밍 차이는 유사하다.

예를 들어, 피크 dP/dt까지의 시간은 좌심실에 압력 카테터를 사용하여 침습적으로 쉽게 측정될 수 있으며, 이는 차례로 심근 시너지가 시작되는 고정된 타이밍 지연에 발생한다. 유사하게, 대동맥 판막 개방 및 폐쇄, 배출 시작, 대동맥 흐름, dP/dt의 음의 피크와 같은 피크 dP/dt까지의 시간과 관련된 모든 이벤트는 대용으로 사용될 수 있으며, 이는 유사한 측정과 비교할 때 (심근 시너지의 시작의) 실제 이벤트에 대해 동일한 편향이 발생할 것이다. 따라서 이러한 측정은 심근 시너지의 시작 시간을 나타내는 데이터를 제공하는 데 사용될 수 있다.

비시너지 및/또는 비동기화로, 압력 증가 결과 지연된다. 이 지연 동안 근절에 저장된 잠재적 에너지는 낮은 압력에서 수축하는 근절에서 낭비된다. 로드는 위치 에너지가 첫 번째 압력으로 변환된 다음 대동맥 판막이 열리면 운동 에너지로 변환되는 후기 수축 근절 쪽으로 이동된다. 이러한 경우, dP/dt는 QRS 컴플렉스 기간에 비해 나중에 피크에 이르므로 이에 관련된 모든 이벤트, 예를 들어, 대동맥 판막 개방 및 폐쇄가 지연된다. QRS 컴플렉스 기간에 대한 피크 dP/dt까지의 시간을 측정함으로써, 사실상 피크 dP/dt/QRS의 측정값을 계산하는 것에서, 비동기화가 존재하는지 여부를 결정하고 그에 따라 환자가 반응자 또는 비반응자일 가능성이 있는지 여부를 결정할 수 있다. 비교적 긴 간격, 예를 들어 QRS 컴플렉스 기간의 100%보다 큰 피크 dP/dt까지의 시간은 비동기화가 존재하고 비시너지의 원인임을 나타내는 반면 피크 dP/dt까지의 짧은 시간, 예를 들어 QRS 컴플렉스 기간의 85% 미만인 경우 비시너지가 지연된 전기 활성화(긴 QRS 지속 시간)로 인한 것이 아님을 나타낸다.

재동기화 요법으로 이 시간 인터벌을 단축하면 베이스라인에 비해 병렬성이 증가할 때(병렬/직렬 비율 증가) 이 인터벌이 단축된다. QRS의 85% 미만인, 짧은 인터벌은 비동기화가 존재하지 않으며 재동기화 요법으로 피크 dP/dt까지의 시간이 더 많이 단축되지 않는 한 재동기화 요법의 가치가 제한될 수 있음을 나타낸다.

반대로, 심근 시너지의 시작까지의 짧은 지연은 비동기화가 존재하지 않음(또는 적음)을 나타내고 오히려 QRS 지속 시간의 증가가 비시너지로 변환되지 않는다. 짧은 QRS 기간과 상대적으로 지연된 심근 시너지의 시작은 전기적 비동기화가 아닌 심근 질병과 관련된 비시너지에 의해 발생될 수 있다. 비시너지가 전기적 비동기화로 인해 발생하지 않은 경우 재동기화는 이를 변경하지 않으며, 페이싱이 필요할 때, 특수 전도 조직의 페이싱은 피크 dP/dt까지 시간을 변경하지 않으며(예를 들어, 알려진 선택적 히스(His) 번들 페이싱의 사용) 비동기화 및 결과적인 비시너지의 도입을 피하기 위해 선택하는 치료법이어야 한다. 그러나 여러 지점들에서 페이싱을 적용하려는 경우, 시너지가 시작되는 시간이 가장 짧은 페이싱 부위를 선택해야 한다.

시너지의 시작까지의 시간을 측정하는 다양한 방법이 확인되고 기준 시간이 알려지면, 일정한 편향으로 시너지의 시작을 반영하는 모든 시간 측정은 다른 조건에서 동일한 측정과 비교하는 데 사용할 수 있지만 동일한 시간 기준으로 사용할 수 있으며, 이는 비교 측정들 간에 일정하므로 바이어스를 생략할 수 있기 때문이다. 이러한 측정은 일단 본원에 설명된 기본 이론이 이해되면 비동기화의 존재를 결정하거나 재동기화의 영향을 결정하는 데 사용될 수 있다. 이러한 측정을 제공하는 센서의 예는 다음과 같다.

따라서, 이와 관련하여 얻을 수 있는 측정치를 사용하여 심근 시너지의 시작점을 결정함으로써, 심근 활성화의 동시성을 측정할 수 있다. 심근 시너지에 대한 재동기화 요법의 결과는 다른 전극과 센서를 사용하여 직접적인 전기적 및 기계적 측정을 사용하여 측정될 수 있다.

예를 들어, 전류를 주입하거나 생체 전위/특성 또는 컴플렉스 임피던스를 측정하기 위해 신체 표면, 심장 또는 그 사이의 어느 곳과도 직접 접촉하는 전극을 사용하여 다양한 전기 측정을 모니터링할 수 있다. 마찬가지로, 압력 센서, 가속도계, 심음도, 초음파, 자기 센서 또는 심장 운동의 간접 측정과 같은 다양한 센서를 사용하여 기계적 이벤트의 다양한 측정을 수행할 수 있다. 센서와 전극에 연결하면 환자의 신호와 측정 시간 인터벌을 시각화할 수 있다.

이러한 전극 또는 센서의 신호를 처리하고 비교하여 시너지 또는 비시너지의 정도를 결정할 수 있다. 이러한 측정을 바탕으로, 환자는 무반응자 또는 반응자로 분류될 수 있고(즉, 환자가 CRT로부터 혜택을 받을지 여부) CRT에 대한 반응 또는 무반응의 정도를 측정할 수 있다.

구체적으로, 심장 비동기화를 측정하는 수단으로서 심근 시너지의 시작을 검출하기 위한 시스템, 디바이스 및 방법이 제공된다. 그 다음, 최적의 페이싱 모드, 예를 들어 양심실 페이싱(BIVP), 히스 번들 페이싱(His) 및/또는 임의의 다른 페이싱이 선택될 수 있다. CRT 또는 페이싱 요법을 위해 최적의 전극 위치(좌심실 관상 정맥, 히스(His), 심내막 또는 기타)도 선택될 수 있다.

재동기화 포텐셜

시너지의 시작까지의 고유 시간이 전기적 지연(QRS 지속시간)만큼 길 때 재동기화 포텐셜이 존재한다고 한다. 이는 여러 사이트의 페이싱으로 시너지가 시작되는 고유 시간이 단축될 때 확인된다; 재동기화 포텐셜이 나타난다고 한다. 재동기화 포텐셜은 비동기화의 존재를 정의하며, 시너지의 시작 시간은 고유 전도에서 가장 짧고(즉, 전기적 지연 없음), 시너지 시작 시간은 페이싱으로 더 단축할 수 없으며, 재동기화 포텐셜이 없다고 한다.

심장 비동기화의 평가

정상적인 심장의 표현은 도 1a에서 볼 수 있다. 일반적으로 CRT를 받는 심장에는 프로그래밍 가능한 심박조율기(pacemaker)(101)에 연결된, 도 1b에서와 같이 심방 및 양심실 전극들(102)이 이식될 수 있다.

상기 전극들(102)의 위치는 심장의 3D 표면 지오메트리 모델에 표시될 수 있으며, 이에 의해 도 2에 도시된 바와 같이 전극들에 대한 측정 구역들을 나타내는 컬러 맵을 갖는 심장 모델 디스플레이를 도시할 수 있다. 그런 다음 심장의 각 영역에서 측정된 값의 일정한 크기의 라인들과 색상 구역들 내의 전극들의 위치를 시각화하기 위해 등고선 맵(contour map)이 심장 모델의 표면에 투영될 수 있다. 색상은 측정값을 나타내며, 색상의 다른 정도는 스케일에 표시된 대로 해당 측정값의 다른 정도를 나타낸다. 예를 들어, 한 쌍의 전극들 사이에서 측정된 심장내 임피던스에 관한 측정값들은 이러한 방식으로 이러한 모델에서 시각화될 수 있다.

먼저, 시스템은 전류 주입을 위한 표면 전극들 및 심장의 임의의 챔버들 및/또는 혈관들 내에 위치하는 페이싱 와이어(pacing wire)들에 연결하기 위해 제공되는 바이오임피던스 측정 시스템을 포함할 수 있다. 복잡한 임피던스, 위상 및 진폭의 측정은 심근 시너지(myocardial synergy)가 시작되는 시간을 특성화할 수 있다.

바이오임피던스를 측정하기 위한 시스템의 예시가 도 3에 도시되어 있다. 도 1b에 도시된 바와 같이 이식된 CRT 전극들을 사용하여 심장의 임피던스(유전체) 측정을 위한 측정 설정이 도시된다. 전류는 표면 피부 전극들(1 및 2)를 통해 주입될 수 있으며, 전극들 사이 또는 전극들과 패치(patch)들 사이의 임피던스가 측정될 수 있다. 복합 임피던스 측정에서 다수의 전극들을 포함할 수 있다. 그 다음, 임피던스는 처리 유닛(301)에서 처리될 수 있고, 복합 임피던스 파형의 디스플레이를 위해 임의의 디지털 신호 처리 유닛(302)으로 더 전송될 수 있는 디지털 신호로 변환될 수 있다. 계산된 임피던스 파형은 시너지의 시작을 계산하기 위해 추가로 활용되거나 그로부터의 유사성 또는 편차에 대해 알려진 파형과 비교될 수 있다. 주입된 전류의 다중 주파수는 임피던스 위상 궤적 상호 작용의 최적화를 위해 진폭 위상 관계 및 방향 변경을 최적화하도록 조정될 수 있다.

전극들은 예를 들어 전류 주입을 위해 심장의 축(승모판(mitral valve) 오리피스(orifice)의 중심에서 LV 정점까지)에 수직으로, 바디의 표면에 배치될 수 있다. 전류 주입은 심장 내에 위치한 전극들로부터 수행될 수도 있다.

시스템은 전술한 바와 같이 시너지의 시작의 측정을 제공하기 위해 하나 이상의 센서들을 더 포함할 수 있다. 예를 들어, 가속도계 또는 압전 저항 센서 또는 광섬유 센서가 신체 표면에 제공되거나 심장의 카테터(catheter)(예를 들어, 히스 포텐셜(His potential)을 감지하기 위한 절제 카테터(ablation catheter)와 같은) 내에 구현되어 심장 소리, 대동맥판(aortic valve) 열림 또는 닫힘을 감지할 수도 있다. 유사한 측정을 제공하기 위해 초음파 센서를 사용할 수 있다. 압력 변환기(transducer)는 시간 도메인에서 피크 압력 상승을 감지하고 및/또는 궤적 전진(trajectory advancement)을 감지하기 위해 우심실 또는 좌심실 내의 카테터에 위치할 수 있다. 변환기는 또한 압력 곡선 궤적의 시간 도함수 또는 압력 곡선 궤적 자체에서 임의의 궤적과 비교하여 지연을 측정할 수 있다. 추가적으로 및/또는 대안적으로, ECG를 생성하기 위한 표면 전극이 또한 제공될 수 있다.

그 다음, 센서에 의해 제공된 데이터는 심장 비동기화의 척도로서 페이싱의 시작과 심근 시너지의 시작 사이의 오프셋(offset)의 정도를 계산하기 위해 처리되고 사용될 수 있다.

예를 들어, 하드웨어 및/또는 소프트웨어로 구현된 회로는 심장 활성화 및 수축이 방출로 이어지는 시간에 상응하는 하나 이상의 전술된 센서들로부터의 신호들 및/또는 측정치를 수신하는 데 사용된다.

그런 다음 회로는 심장의 ECG 신호를 추가로 수신할 수 있으며, 이는 심장이 탈분극을 시작하는 시점뿐만 아니라 완전히 탈분극된 시점에 대응한다. ECG는 시간 기준으로 사용될 수 있으며, 결과 신호는 심장의 고유 활성화의 시작/오프셋 및/또는 표면 ECG에서 볼 수 있는 페이싱(pacing)의 시작과 관련될 수 있다. 이러한 정보는 페이싱의 시작 및/또는 ECG의 시작/오프셋에 대한 시간 인터벌을 제공하기 위한 기준으로 활용될 수 있다.

심근 시너지의 시작에 대한 지연을 측정하는 방법으로 측정값을 사용하는 것이 도 4a에 도시된다. 도 4a는 임피던스 및/또는 가속도 또는 압전 저항 센서 신호로 측정된, 시너지의 시작의 표현에 대한 측정값을 보여준다.

측정된 임피던스는 심장 근육의 수축에 대응하는 복합 임피던스(위상)와 심장 내 혈액량에 대응하는 진폭으로 표시된다. 이러한 방식으로, 임피던스 신호의 진폭은 진폭 신호의 변화가 심실 혈액량의 변화와 병행하기 때문에 좌심실 내의 체적 변화에 대한 대용(surrogate)으로 사용될 수 있다. 임피던스의 위상은 근육 수축의 대용으로 사용되며, 이는 변화가 근육량과 심장내 혈액량의 변화와 병행하기 때문이다.

기준 포인트에서 임피던스 곡선들이 만나고 벗어날 때까지의 시간 (1)은 시너지의 시작을 나타내는 표현으로 측정될 수 있다. 이러한 포인트는 근육이 짧아지고 심장에서 혈액이 배출되는 포인트에서 발생한다. 환자의 신체에 있는(또는 그 표면에 연결된) 가속도 센서의 가속도는 주어진 기준 포인트 이후 가속도의 시작 (4)을 결정하는 데 사용될 수 있다. 비트와 자극 부위에서 스스로 재생하는 안정적인 가속 신호의 임의의 부분은 시너지의 시작을 나타내는 것으로 사용될 수 있다. 예를 들어, 시너지의 시작을 결정하는 데 사용되는 가속 신호의 일부는 심장 소리, 대동맥판 열림 또는 닫힘에 해당할 수 있다.

또한 ECG 신호는 QRS 신호 (3)의 시작, 오프셋 또는 전체 지속 시간 중 임의의 것으로부터 기준 포인트로 사용될 수 있고, 동일하게 가속 신호는 시작, 오프셋 또는 전체 지속 시간 (2)에서 기준 (2)으로 사용될 수 있다. 위에서 설명된 바와 같이, 임의의 이러한 측정은 전극에 대해 색상으로 구분된 구역 및 스케일을 사용하여 심장 지오메트리의 표면에서 추가로 시각화될 수 있다.

이해되는 바와 같이, 다른 측정값이 심근 가속도의 측정값과 같은 시너지의 시작과 연관시키기 위해 이용될 수 있거나, 또는 심음도(phonocardiogram)를 사용할 때 또는 심장측정계(seismocardiography)로부터 이용될 수 있습니다. 예를 들어, 신체 내부 또는 외부로부터의 에코카디오그래피(echocardiography), 초음파 및 심장 초음파는 각 주기에서 시너지의 시작을 측정하기 위해 반복되는 임의의 다른 측정, 심근 벽 속도, 긴장을 측정하는 데 사용될 수 있다. 구체적으로, S-파 속도의 시작, S-파 스트레인 레이트의 시작, 전체적인 방출의 시작, 대동맥판 개방, 대동맥류 시작 중 적어도 하나가 측정될 수 있다.

도 4b는 조직 속도를 도시하기 위해 에코카디오그래피 디바이스에서 처리된 조직 도플러 궤적을 도시하며, S-파의 시작 시간, pSac 및 단축과 같은 측정으로 시너지의 시작 시간을 에코카디오그래픽 표현을 도시한다. 에코카디오그래프는 중격(septal) 및 측 방향 조직 속도, 가속도 및 변위를 나타낼 수 있다. 속도 궤적에는 등용적 수축(IVC), 수축기 속도(S) 및 등용적 이완(IVR)을 나타내는 심장 주기(위거스 다이어그램)의 부분에 따라 할당된 문자를 갖는다. 미분을 통해 속도는 가속도로 변환되고 적분 속도는 변위로 변환된다. S-파의 시작 및 피크 수축기 가속도는 시너지의 시작을 반영하며 위에서 설명한 바와 같이 기준에서 시너지의 시작까지의 시간을 결정하는 데 사용될 수 있다. 다음의 임의의 이벤트는 모두 동일한 용도로 사용될 수 있다. 스트레인(strain) 또는 스트레인 레이트를 계산할 때, 비슷한 방식으로 측정이 수행될 수 있다. 다른 예에서, 위에서 설명한 시스템을 사용하여, 심근 비동기화는 도 5a에 도시된 바와 같이 압력 카테터 또는 압력 트레이스 또는 압력 센서의 필터링된 신호를 사용하여 페이싱 스파이크 및/또는 QRS 시작/오프셋 및/또는 QRS 콤플렉스의 안정적인 부분에서 피크 dP/dt까지의 시간 또는 압력 곡선의 안정적인 부분까지의 시간 형태로 측정될 수 있다.

도 5a에 도시된 바와 같이, 심장에는 페이싱 리드(pacing lead)(502)에 연결된 페이싱 전극(501)이 제공될 수 있다. 좌심실 압력 센서 카테터(503)는 대동맥(504)을 통해 좌심실 압력 센서(505)에 제공될 수 있다. 이러한 방식으로 좌심실 내에 위치한 압력 카테터는 도 5a에 도시된 바와 같이 심실 압력과 압력 파형의 미분을 측정하는 데 사용될 수 있다. QRS 곡선의 시작과 같은 기준(5)에서 LV 압력 미분 곡선 dP/dt 피크(1)까지의 시간이 측정되어, 따라서 시너지의 시작을 나타내고 피크 dP/dt /QRS까지의 시간을 효과적으로 측정할 수 있다. 다양한 다른 측정이 또한 도 5a에 도시되며 이들이 3D 심장 모델에 디스플레이 되는 방법도 도시된다.

도 5b 및 5c는 한 동물 연구에서 측정된 시너지 시작의 이러한 결정의 예시를 도시하며, 이는 심근의 분절 장력이 발생하고 스트레칭이 종료될 때 시너지의 시작을 보여준다. 도 5b는 소노마이크로메트리(sonomicrometry) 크리스탈(510) 및 심외막 소노마이크로메트릭 크리스탈(511)의 개략도의 심장 모델을 도시하며, 이는 도 5c에 그래프로 표현된 네 개의 서로 다른 심근 세그먼트 길이 궤적들(520)에서 볼 수 있는 바와 같이 심장의 다양한 위치에서 심근 세그먼트 길이 궤적들을 측정하는 데 사용된다. 이들은 도 5c에서 비교 목적으로 ECG 트레이스 및 압력의 2차 미분과 함께 도시된다. 시너지의 시작까지의 시간을 반영하는 측정된 시간, OoS(즉, 세그먼트들이 더 이상 스트레칭되지 않는 포인트)는 좌심실 압력의 2차 도함수에서 피크를 반영함을 알 수 있다. 이는 좌심실의 압력 변화의 변화율이 최대일 때이며(즉, 압력 변화율의 급격한 증가를 나타냄), 이는 심근의 동시 수축에 기인한다.

압력 곡선은 동일한 기준을 가진 두 개의 비교 가능한 곡선들의 다른 타이밍 또는 곡선들 사이의 시간 오프셋(2)을 측정하기 위해, 즉, 시간 지연 4에서 시간 지연 3을 뺀 값을 계산하여, 동일한 시간 기준(5)을 가진 임의의 압력 곡선과 비교될 수 있다. 이러한 비교의 예는 도 5d에서 볼 수 있으며, 여기서 피크 dP/dt까지의 시간 감소는 다른 전극 위치에서 볼 수 있다. 다시 말하지만, 전극에 대해 색상 코드 구역과 스케일을 사용하여 심장 지오메트리의 표면에서 임의의 측정이 시각화될 수 있다. 이러한 측정은 위에 자세히 설명된 비침습적 측정보다 더 강력한 것으로 판명될 수 있다.

도 5d는 또한 알려진 기계적 활성화 측정이 동조성(synchrony)과 후속 CRT의 잠재적 효능을 결정하는 데 적합하지 않은 이유를 보여준다. 도시된 바와 같이, 위치 1과 위치 2 모두에서 페이싱을 하면, 기계적 활성화의 시작이 유사한 시간 포인트 51에서 발생한다. 그러나 시너지의 시작, 즉 압력이 기하급수적으로 증가하기 시작하고 압력 도함수의 비율이 급격히 증가하는 포인트(도 5d에서 볼 수 있음)는 위치 1에서 상당히 지연되어, 시간 포인트 52에서만 발생하는 반면, 이는 위치 2에서 시간 포인트 51 직후에 발생한다. 이러한 압력 변화 레이트의 급격한 증가는 압력 변화가 이전보다 더 빠른 속도로 증가하기 시작하는 포인트를 반영한 것으로, 압력 미분의 최대값 이전에 발생한다. 이 포인트는 최대 압력 또는 대동맥판 개방 이전의 2차 압력 미분의 최종 피크에 반영될 수 있다.

이러한 지연은 예를 들어 심근 수축의 고립된 영역들이 있는 비동기화로 인한 것일 수 있으며, 이는 상대적으로 낮은 압력 증가에 반영되는 심근의 수동적 신장을 유발한다. 이러한 방식으로 전기기계적 지연(EMD)과 같은 기계적 활성화의 일반적인 측정은 국소적 활성화에서 단축(shortening)이 시작되는 시간의 측정으로, 심근의 인접 영역의 성능만 나타낸다. 또한, 비동기식 심장에서, EMD는 심장 내에서 변할 수 있으며, 이는 운동 이상증과 같은 다른 문제로 인해 심장 전체에서 변할 수도 있다.

대조적으로, 시너지의 시작은 글로벌 마커이며 기하 급수적인 압력 상승이 시작되고(시너지의 시작) 직접 뒤따르는 모든 이벤트가 발생할 때까지 세그먼트의 단축이 중단되고 더 많은 세그먼트들이 전기적으로 활성화됨에 따라 활성력이 증가하는 현상을 반영한다.

일반적으로 심장 주기에서 전자 기계 지연과 등용적 수축을 방출 전 단계로 명명하고 EMD와 IVC를 별도로 유지한다. IVC는 단축 없이 수축이 있는 것이 특징이다(즉, 부피가 일정함). 비동기화에서는 EMD와 등용적 수축 사이에 큰 오버랩이 있으며, 등용적 수축 기간 동안 단축이 있으므로 일반적으로 이 기간의 생리학적 특성이 손실된다. 따라서 EMD 및 IVC와 마찬가지로 사전 방출 기간은 비동기식 심장과 비교하여 정상에서 매우 다르다.

심장 수축 동안 경험되는 생리학적 상태의 예시가 도 6에서 도시된다. 이 예시에서 볼 수 있는 바와 같이, 시너지의 시작은 대표적인 ECG와 관련하여 예시되어 있으며, QRS 컴플렉스로 표시되는 심장의 전기적 탈분극의 시작 및 오프셋을 보여준다.

위에서 설명한 바와 같이, 심장 근육의 활성화는 전기기계적 커플링을 필요로 한다. 전류는 고속으로 특수 전도 시스템 내의 심장 근육을 통과하고 저속으로 도전성 근육 조직 내를 통과한다. 전도 차단을 사용하면, 특수 조직에서, 전파가 지연되고 비동기화되며 전도 패턴이 특수 도전성 조직에 의해 더 이상 결정되지 않고 심장 조직 자체(근육, 결합조직, 지방 및 섬유조직)의 전도 특성에 의해 동기화되지 않는다.

전기적 활성화는 심장 조직의 탈분극을 유발하는 전기적 자극의 시작으로부터(예를 들어, ECG 곡선 또는 페이싱 인공물로부터 측정된 바와 같이) QRS 컴플렉스의 오프셋까지로 정의된다. 페이싱의 시작과 국부적 수축의 시작 사이(또한 국부적 전기 및 기계적 활성화 사이)에 전기기계적 지연이 도시된다. 그러나 도 6에서 쉽게 볼 수 있듯이, 이러한 측정은 심근이 전체적으로 수축하기 시작하여 빠른 힘을 생성하는 지점을 반영하지 않는다. 오히려 초기에 활성화된 근육 조직은 부하가 없을 때 수축을 시작하므로 작은 힘의 발달로 단축되고 이완된 조직이 스트레칭되어 심실의 부피가 유지된다. 더 이완된 조직을 단축하는 더 전기적으로 활성화된 조직을 사용하면 늘어난 조직의 장력이 증가하여 부하가 발생한다. 일단 전기적 활성화가 심장 전체에 전파되고 더 많은 근육이 단축되면, 스트레칭할 조직이 더 이상 없고, 대동맥판이 다시 근육 단축을 허용하도록 열릴 때까지 기하급수적인 압력 증가와 함께 시너지가 시작되면서 단축 및 비시너지가 멈추고 힘이 발생한다.

시너지의 시작은 근육의 단축이 심근 수축을 동시에 멈추고 심장의 일정한 부피에서 힘을 증가시키기 시작하는 이 포인트와 관련이 있다. 이것은 가장 초기와 최신 지역 EMD 또는 그 이후의 어느 시점에서 발생하며, 이 단계에서 빠르거나 늦을 수 있지만, 오히려 비동기화의 정도를 반영한다. 이 포인트 자체는 측정하기 어렵지만, 이 포인트는 예를 들어 (그러나 이에 제한되지 않음) 압력의 피크 미분, 대동맥판 개방, 압력의 피크 음의 미분과 같은 여러 측정에 반영된다. 이러한 측정은 시너지의 시작과 시간적으로 일정한 관계를 가질 수 있으므로 이러한 이벤트의 시간 측정은 시너지의 시작을 직접 반영하므로 시너지의 시작을 측정하는 데 사용될 수 있다. 따라서 이러한 측정을 사용하여 시간에 따른 시너지 시작의 표현을 측정함으로써, 다양한 페이싱 방법과 시너지 시작까지의 시간을 줄이는 효과를 비교할 수 있다. 다른 페이싱 방식과 비교할 때 단축이 발생하면 더 적은 비동기화가 존재하고 시간 지연이 길어지면 더 많은 비동기화가 존재한다.

센서 측정 결과를 기반으로, 적용할 가장 효과적인 페이싱 체제를 결정할 수도 있다. 예를 들어, 하드웨어 및/또는 소프트웨어로 구현된 제2 회로는 얼마나 많은 전극들이 포함되어야 하는지, 그리고 그것들이 페이싱 전략에 어떤 위치에 배치되어야 하는지를 결정하고 어떤 페이싱 전략을 따를 것인지를 추가로 결정하기 위한 알고리즘을 포함할 수 있다. 예를 들어, 가장 효과적인 페이싱은 CRT, 히스(His) 번들, 양심실, 다지점 또는 다부위, 또는 심장내 페이싱, 또는 제안된 페이싱 알고리즘의 형태로 언급된 것들의 조합에 의해 달성될 수 있다고 결정될 수 있다. 예를 들어, 내재적 활성화와 심근 시너지의 시작이 짧다면, 히스 페이싱이 바람직할 수 있다.

연결된 임의의 센서의 기준(fiducials) 및 표현이 있는 심장 모델의 시각화를 위해 스크린이 추가로 제공될 수 있다. 이러한 시스템은 예를 들어, 피크 dP/dt에 대한 시간, 방출에 대한 시간, 대동맥 막 열림, 대동맥판 폐쇄 시간, dP/dt_최소 및/또는 방출 종료까지의 정확한 측정을 통해 위에서 설명된 심근 시너지의 시작을 간접적으로 측정하여 비동기화의 정확한 측정을 허용할 수 있다. 이러한 방식으로, 심근 시너지가 시작되는 시간의 단축은 앞에서 설명한 대로 직접 측정된 파라미터의 대응되는 단축과 함께 시각화될 수 있으며, 이에 따라 비동기화의 존재를 나타낸다. 마찬가지로, 비동기화가 존재하지 않는 것으로 결정되면 적용된 모든 페이싱 측정이 취소될 수 있다. 예를 들어, 비동기화가 존재하지 않는 경우에 심근 시너지의 시작을 간접적으로 측정하여 임피던스 위상과 진폭을 측정할 때, 임피던스 곡선은 재동기화에서 수축의 변화가 발생하지 않기 때문에 다른 위치에서 페이싱에 따라 변경되지 않는다.

이해되는 바와 같이, 측정값으로부터 의미 있는 데이터가 추출되도록 하기 위해 측정값에 특정 제한이 적용되어야 하고, 측정값을 알려진 시점과 비교해야 한다. 예를 들어, 다음 조건 중 하나 이상이 적용되는 경우 페이싱 중에만 측정을 수행할 수 있다:

1) QRS의 시작 전에 심실 자극이 발생

2) 타이밍이 QRS의 시작과 관련하여 수정

3) 심방 페이싱에서 심실 감지(AP-RV)까지의 인터벌이 알려짐.

효과적인 페이싱을 제공하려면, 방실(AV) 지연이 계산되어야 하며, AP-VP는 AP-RV 및 AP-QRS 중 가장 짧은 것보다 짧다. 바람직하게는 AP-VP는 0.7*(AP*RVs)과 같도록 계산되어야 하며, 또는AP-QRS 시작이 알려진 경우 AV-지연 인터벌은 바람직하게는 0.8*(AP-QRS)이어야 한다.

측정은, QRS 시작-VP 간격이 측정에서 수정되지 않는 한 QRS 컴플렉스의 시작이 페이싱보다 빠르지 않은 경우에만, 고유 전도가 있는 심실 페이싱 중에 수행될 수 있다.

측정은 고유 전도와 융합이 없을 때 심실 페이싱과 함께 심방 세동 동안 수행될 수 있다. 그러나 심방 세동 중 페이싱은 적절한 시간 동안 관찰된 가장 짧은 RR 간격보다 짧은 속도로 발생하는 것이 바람직하며, 따라서 페이싱이 발생할 때 QRS 컴플렉스는 고유 전도와 융합되지 않고 완전히 페이싱된다.

알려진 보정 계수를 사용하여 센서들 간의 차이를 보정하지 않는 한, 하나의 센서를 사용하여 수행된 측정은 유사한 센서와만 비교해야 한다. 시간 기준의 검출은 유사해야 하며, 유사한 시간 기준과 비교할 때 가능한 최상의 표현이 되도록 신중하게 선택해야 한다. 페이싱 자극은 처음에는 부정적일 수 있고, 그 다음 일부 구성에서는 긍정적일 수 있으며 동등하게 처음에는 긍정적이고 다른 구성에서는 부정적일 수 있다. 신호의 시작은 신호의 극성을 무시하는 편향되지 않은 시간 기준을 나타내지만 최대 피크는 두 기준들 사이의 시간에 따라 다를 수 있으며, 비교할 때 극성이 다른 신호들에 대해 가능한 최상의 감지일 때 최대값을 최소값과 비교해야 한다. 고유 QRS 컴플렉스에서와 같이 고유 활성화가 감지되면 QRS 컴플렉스의 시작은 정확히 정의하기 어려울 수 있다. 이러한 경우 등전 라인(isoelectric line)에서 가장 빠른 오프셋을 선택해야 한다.

활성화가 페이싱될 때, 페이싱 스파이크의 시작부터 QRS 시작까지의 시간 지연이 있도록 페이싱 자극에서 활성화 시작까지의 지연이 있다. QRS 시작 또는 QRS 컴플렉스로부터의 시간 기준이 있는 측정을 페이싱 스파이크로부터의 시간 기준이 있는 측정과 비교할 때, 예를 들어, 비페이싱된 측정에 동일한 시간 지연을 추가하여 이러한 시간 지연을 고려해야 한다. 지연은 일반적으로 적용된 페이싱 유형에 따라 계산된다. 예를 들어, 지연은 10 내지 20ms 범위일 수 있다.

요약하면, 측정들 간에 시간 기준 또는 센서가 다른 경우, 다른 시간 기준들 또는 센서들 사이의 오프셋은 비교를 위한 측정에서 고려되어야 한다.

이러한 방식으로, 측정하기 전에 측정에서 보상되어야 하는 전도 시스템을 통해 활성화가 발생하지 않는지 확인해야 할 수 있다. 시너지의 시작의 측정은 설명된 대로 재동기화 포텐셜의 결정을 위한 표면 ECG 오프셋과의 비교를 위해 심실을 페이싱하지 않는 경우에만 의미가 있다.

시너지의 시작을 측정하기 위해 위에서 설명한 방법을 사용하여 잠재적인 CRT 요법에 대한 환자를 식별하는 것이 가능하다. 전기 기계 활성화 및 지연, 힘 생성 시작 또는 국부 전기 기계 지연과 같은 전통적인 측정은 본원에서 제안한 대로 사용될 수 없다. 논의된 바와 같이, 기계적 활성화가 심장 전반에 걸쳐 광범위한 시간에 걸쳐 발생하기 때문에 전기기계적 지연을 언제 측정해야 하는지 정확히 아는 것은 어렵다. 이러한 문제는 알려진 모든 전자기계 지연 측정 방법에서 발생할 수 있다.

예를 들어, 대동맥판 개방을 사용하여 전기기계적 지연의 고립된 측정을 측정해야 하는 경우, 이와 관련된 많은 문제가 있을 수 있다. 이 경우, LV 페이스를 일찍 조정하고, RV에서 내재적 활성화를 허용하고 LV 페이스에서 측정한다면; 페이싱 LV가 늦은 경우, 대동맥판 열림은 LV가 아니라 RV 활성화에 의해 결정되지만, LV에서 대동맥판막 열림까지의 시간은 짧다. 이것은 심장의 생리적 기능을 향상시키는 페이싱의 효능에 대한 잘못된 측정을 제공한다.

오히려 정상 전도 시스템을 통해 활성화 타이밍을 알면, 페이싱이 발생하기 전에 수행된 측정을 보상할 수 있다. 예를 들어, 내재적 활성화가 페이싱 전에 발생하면 내재적 시작부터 측정하고 페이싱에서 활성화까지의 인터벌을 추가하여 페이싱 시 다른 측정과 비교할 수 있다.

시너지의 시작의 결정을 위한 필터링된 트레이스

심장 위상의 특징은 좌심실 압력 트레이스의 2차 고조파 이후의 주파수 스펙트럼에 있다는 것이 발명자들에 의해 추가로 발견되었으며, 여기서 고조파는 1/페이스 주기율(들)로 표시된다. 낮은 압력에서의 조기 수축(즉, 비시너지와 관련된 수축)은 고주파 압력 성분을 생성하지 않는다. 그러나 시너지의 시작과 함께 발생하는 압력의 급격한 증가는 LVP 트레이스의 고주파 성분을 초래한다. 이런 식으로 2차 이상 고조파에 대해 0에서 x축의 교차는 시너지 요소만 포착하고, 따라서 QRS 시작 또는 페이싱 시작과 비교하기 위한 참조 측정값으로 사용할 수 있다. 유사하게, 비시너지(조기 수축을 특징으로 함)는 고주파 성분을 생성하지 않는다.

초기 로드(L0)에 대한 수축 하중이 시작되면, 수축 속도가 급격히 증가합니다(V최대). 수축과 함께, 로드는 V가 0이 되는 포인트에서 L최대까지 증가한다. 긴장은 사이너스(sinus) 파를 따르고, 시너지 효과와 함께 긴장은 사이너스 엔벨로프 위로 증가한다.

도 7a에서 볼 수 있듯이, LVP의 필터링은 심박수를 반영하는 제1 고조파의 기저 사이너스 파를 보여준다. 다음 2차 이상 고조파는 사이너스 파를 특징적인 압력 파형으로 형성하는 정보를 포함한다. 고주파(40-250Hz) 성분은 수축이 시작될 때 시작되고 중간 범위 주파수(4-40Hz)는 시너지가 시작되어 대동맥판이 열릴 때까지 증가한다. 본 발명자들은 위에서 언급한 필터링된 압력 범위가 0을 넘을 때 피크 dP/dt에 시기 적절하게 연결되고 따라서 시너지의 시작을 나타낼 수 있다는 것을 발견했다. 증가하는 힘과 사이너스 파형 위의 기하급수적 압력 증가에 따른 시너지는 시너지가 시작되면서 시작되어 대동맥판이 열리면서 멈춘다.

고주파 성분은 진동으로 평가될 수 있으며, 좌심실에서 고형 유체 및 조직을 통해 대동맥 및 주변 조직으로 전달된다. 대동맥압(AoP) 파형 또는 심방압 파형에서 고압 성분을 필터링하고, 또는 예를 들어, 진동의 시작부터 또는 파형의 특정 특성 또는 템플릿 파형으로부터 궤적이 0을 넘을 때, 측정된 궤적/곡선의 유사한 위치에서 측정이 발생하는 한, 따라서 가속도계 또는 기타 센서를 사용하여 진동을 감지하면 시너지가 반영된다.

도 7b는 다양한 필터링된 파형으로부터의 다양한 기타 트레이스들과 이들이 Td의 다양한 측정값을 제공하는 데 사용할 수 있는 방법을 보여주며, 각각은 심근 시너지, OoS의 시작과 관련이 있다. 이러한 측정 중 하나를 취하고, 페이싱에 따라 어떻게 달라지는지 측정하면, Td의 특정 측정값과 심근 시너지의 시작의 실제 이벤트 사이의 일정한 지연으로 인해 환자에서 비동기화의 존재를 식별하는 것이 가능하다.

시너지의 시작에 관한 추가 정보는 도 8a, 8b 및 8c에서 볼 수 있는 것처럼 다양한 측정된 신호들을 필터링하여 추론할 수 있다.

도 8a부터 위에서 설명한 각 단계가 트레이스에 주석으로 표시된다. 처음에는, ECG 트레이스에서 볼 수 있는 페이싱의 시작과 LV 압력의 증가 시작 사이에 지연이 있다.

그런 다음 심근의 수동적 스트레칭으로 인해 기계적 힘이 천천히 증가하기 시작할 때 비시너지가 존재한다. 좌심실압의 저주파 성분(심박수의 2차 내지 4차 고조파 미만)은 비시너지에 대해 일반적이다. 비시너지의 경우 심장의 특정 영역에서 높은 속도로 근절 교차 브리지 형성과 함께 활동력이 시작되며, 그 결과 위에서 광범위하게 논의한 바와 같이 심장의 아직 수축하지 않은 부분과 영역이 늘어나 근절(그리고 근원섬유)이 짧아지고 압력이 약간만 증가한다(저주파 성분 포함).

시너지의 시작은 상대적으로 일정한 부피에서 힘의 급격한 증가에 반영되며, 이는 증가된 압력 증가율에 반영된다. 모든 세그먼트들의 활성화 및 시너지로, 부하가 증가함에 따라 등척성(및 등체적) 조건에 접근할 때 압력이 빠르게(고주파 구성 요소와 함께) 증가한다. 이는 예를 들어, 비시너지적 수축에 기인한 초기(상대적으로) 느린 압력 증가와 시너지적 수축의 기하급수적인 증가 사이의 좌심실 압력 증가율의 식별 가능한 변화에서 볼 수 있다. 이는 좌심실 압력 증가율의 단계적 변화에서 볼 수 있고 및/또는 데이터의 추가 후처리에 의해 식별될 수 있다. 예를 들어, 이 변화는 압력 변화에 단계적 변화가 있을 때 압력 트레이스에 포함된 주파수가 증가하기 때문에 주파수 범위에서 측정될 수 있다. 이는 주파수 스펙트럼의 저차 고조파를 넘어 발생하며 저차 고조파가 저역 통과 필터 또는 대역 통과 필터로 필터링될 때 OoS가 분명해질 수 있다. 예를 들어 대역 통과 4-40Hz에서 필터링하면 비시너지와 관련된 저속 주파수가 제거되며, 시너지의 시작은 대동맥막 개방 또는 최대 압력으로 이어지거나 그 직전에 압력 증가가 시작되는 것으로 볼 수 있다. 대안적으로 또는 추가적으로, 이는 좌심실의 압력 상승의 피크 2차 도함수에서 볼 수 있다.

이러한 압력 증가율의 변화는 증가하고 기하급수적인 교차 브리지 형성으로 인한 반면, 탈분극 또는 탄성 모델이 거의 최대에 도달하기 때문에 수동 신장된 세그먼트 장력은 증가한다. 아이소메트릭 또는 편심(eccentric) 수축을 통한 빠른 교차 브리지 형성은 시너지의 시작을 반영하는 압력 곡선 주파수 스펙트럼의 고주파 성분으로 이어진다. 심장 주기의 이 위상은 1차 또는 2차 고조파 이상의 고역 통과 필터로 LVP를 필터링할 때 볼 수 있다. 필터링되고 특성화된 파형은 시너지의 시작에서 교차 0까지 거의 선형 증가를 가지며, 대동맥판이 열릴 때까지 선형 증가로 계속된다. 선형 증가의 라인은 시너지 효과가 있는 기간을 반영하여 위상의 중간에서 0을 교차하고, 이는 위에서 설명한 피크 dP/dt에 해당하며, 시너지의 시작은 이 라인이 필터링된 압력 곡선의 바닥 위 또는 그 최하점에서 상승하기 시작하는 곳에서 반영된다.

그런 다음 대동맥판이 열리면서 배출이 발생하여, 상대적으로 일정한 압력에서 LV 용적을 감소시킨다. 도 8b에는 또 다른 추적 예가 나와 있으며, 도 8c에서 위의 각 단계를 보여주기 위한 주석이 달려 있다. 도 8c는 대동맥압의 고주파 필터도 보여주며, 이는 OoS(시너지의 시작)의 척도로 사용될 수 있는 지점에서 고주파 영역의 피크도 보여준다.

심장 병렬성(cardiac parallelity)을 사용한 전극 위치 지정

심장 병렬성(즉, 심근의 병렬 활성화 정도)을 측정함으로써, 심장 동시성을 특성화하고 심장 비동기화(재동기화)를 줄이기 위해 심근을 보다 병렬 활성화하는 해부학적 페이싱 구역을 식별하는 것이 가능하다. 이러한 측정은 CRT를 가이드하고 최적화하는 데 활용될 수 있다.

먼저 심장의 병렬성을 측정하기 위해서는, 시간에 대한 전극으로부터 페이싱에 따라 모집되는 심장 영역을 보여주는, 모집 곡선(recruitment curve)이 생성된다. 이러한 그래프로부터, 병렬의 정도가 결정될 수 있다.

도 9의 방법(10)을 참조하면, 심장의 3D 모델은 MRI 스캔 또는 CT 스캔과 같은 의료 이미지를 사용하여 생성되어 단계 11에서 좌심실, 우심실 및 후기 강화 영역의 3D 메시를 생성할 수 있다. 대안적으로, 이 방법은 단계 12에서와 같이 일반 심장 모델 또는 분할된 CT/MRI 스캔에서 가져온 심장 모델 메시를 사용할 수 있다. 그런 다음 단계들 11 또는 12의 3D 모델이 등각점(isocenter)(1001)에 환자의 심장이 있는 환자의 X-선 이미지에 정렬된다. 3D 모델을 환자의 심장과 정렬하는 한 가지 방법은 도 10에서 볼 수 있다. 도 11에 도시된 바와 같이, 적어도 두 개의 x-선 이미지들(1001, 1002)이 서로에 대해 알려진 각도로 촬영되고, 3D 심장 지오메트리(1004)를 생성하기 위해 형광투시 패널 및 등각점(1001)에 대해 정렬된다. 적어도 두 개의 X-선 이미지들을 이용하여, 도 12와 같이 관상동맥의 사이너스 정맥을 3차원으로 재구성할 수 있다. 형광투시 패널과 등각점(1001)에서 환자의 심장과 관련된 서로에 대해 알려진 각도를 사용하여 관상동맥의 사이너스 정맥을 재구성하고 단계 11 또는 12의 3D 심장 모델 위에 오버레이할 수 있다.

도 13a 및 13b에 도시된 바와 같이, 심장 모델(1004)(일반 심장 모델 또는 MRI 스캔을 기반으로 하는 특정 심장 모델)은 표면(도 13a) 또는 체적(도 13b)을 나타내는 삼각형 네트워크(정점들)로 연결된 다중 노드들(정점)(1005)로 구성된 지오메트리 모델로 변환될 수 있다. 전극(1006)은 그 다음 심장에 이식될 수 있고, 이식 동안 또는 이식 후에 이식된 전극의 위치를 반영하는 심장의 지오메트리 구조에 추가 노드가 표시된다. 노드들 사이에서, 전극들 중 하나가 자극(페이싱)될 때 환자의 전극들에 의해 측정된 전기적 인터벌을 반영하는 인터벌이 입력된다. 당업자에 의해 이해될 수 있는 바와 같이, 전극은 이미 환자에게 이식되었으며, 심장 모델은 전극이 위치한 포인트에 위치한 노드를 포함하도록 업데이트될 수 있다는 것이 예상된다. 이미 측정된 값들이 있는 노드들 사이의 노드들에 값을 할당하기 위해 수학적 보간(예를 들어, 역 거리 가중치)을 수행될 수 있다. 이러한 방식으로 모델의 모든 노드들은 측정된 값들과 모델의 전기적 활성화를 반영하기 위해 계산된 값을 기반으로 하는 값을 갖게 된다. 전기 활성화의 계산은 전극들 사이에서 새로운 측정이 수행되거나 흉터 및/또는 섬유증 및/또는 기타 전기 전파 장벽의 식별로 수정될 때 업데이트될 수 있다. 모든 노드들의 계산된 값들은 모델의 모든 노드들 간의 전기적 활성화가 적어도 부분적으로 설명되는 방식으로 수행된다.

그런 다음 결과 형상에는 그들 사이에 측정되고 그들에 할당된 전기 시간 간격을 갖는 여러 노드들이 포함된다. 모든 노드들 사이의 측지 거리가 계산되고 보정될 수 있으므로, 전기 활성화의 측지 전파 속도가 계산될 수 있다. 그런 다음 전파 속도는 심장 지오메트리의 모든 존재하는 노드들에 입력된다(14단계).

단계 15에서, 다수의 노드들 또는 전극들(1006)로부터의 전파가 계산될 수 있고, 도 14에서 볼 수 있는 것처럼 심장 모델 메시의 각 정점에서 속도를 고려하여 컬러 등시선(coloured isochrone)(1007)으로 심장 전체에 걸친 전기 활성화의 시간 전파를 시각화한다.

환자의 각 노드 사이의 측지 거리가 계산될 수 있다. 도 15를 참조하면, 정점들 사이의 거리에 대한 심장 모델을 보정하기 위해 알려진 크기의 오브젝트(121)가 형광투시 스크린에 사용될 수 있다. 이는 그 후 심장 지오메트리의 표면에 색상 구역과 스케일로 표현되고 투영될 수 있다. 이러한 방식으로, 일반적인 심장 모델을 기반으로 생성된 심장 지오메트리는 알려진 스케일로 각 환자에 특별히 맞춰질 수 있다.

도 16에 도시된 바와 같이, 하나의 노드(1006)에서 페이싱하고 다른 노드들에서 감지함으로써, 심장의 모집된 영역의 측정값을 외삽할 수 있으며 이러한 측정값을 색상 구역/등시선으로 표시할 수 있다. 예를 들어, 도 16에 도시된 바와 같이, 우심실이 페이싱될 수 있다. 페이싱으로부터의 다른 전극에서 감지(RVpLV)의 시간 지연은 알려진 정점들에 시간 측정을 할당하기 위해 사용될 수 있다. 정점들 사이의 알려진 측지 거리를 활용하여, 심장 지오메트리의 다른 정점에 상기 측정값을을 외삽하고 주어진 시점에서 추가 모집 영역의 등시선을 생성하는 것이 가능하다. 따라서 이러한 등시선은 이식된 전극에서 환자의 특정 심장에서 얻은 측정값을 기반으로 하며 모델 또는 관상동맥 사이너스 정맥의 환자 특정 재건에 투영된다. 이는 숫자의 시각화를 위한 환자 특정 심장 지오메트리를 허용하고 정점의 이미 알려진 값들과 그 사이의 정점들의 수를 사용하여 추가 계산을 고려할 수 있다.

도 17과 같이 분리 시간을 사용하여 유사한 프로세스가 수행될 수 있다. 이 경우, 심장이 활동적으로 페이싱되지 않고, 오히려 분리 시간(SepT)을 기준으로, 즉, 심장의 자연스러운 페이싱으로 인해 전극(1006)이 활성화될 때 심장 지오메트리에 등시선이 생성된다.

위에서 설명한 측정값들 중 하나 이상을 조합하여, 추가 복합 측정값을 만들고 이를 환자 심장의 지오메트리 모델에 표시할 수 있다.

예를 들어, 도 18a에 도시된 바와 같이, SepT+RVpLV들에 기초한 계산이 계산될 수 있다. 여기에서 이러한 측정을 "전기적 위치"라고 하며 이 값의 계산은 우심실 정점에서 우심실 전극으로 얻은 측정에 대해 심장의 특정 영역들(정점, 전방, 측면과 같은)과 관련된 심장 모델의 다양한 색상 표현을 제공한다.

도 18b와 같이 측지 거리를 더 추가하면, 최적의 전기적 및 해부학적 위치가 고려될 수 있다. 이러한 측정에 의해, 전극의 잠재적인 옵티포인트(OptiPoint) 위치를 나타내는 스케일에서 가장 높은 숫자를 가진 결과이다. 이러한 위치는 가장 큰 영향을 미치는 현재 전극에서 가장 멀리 떨어진 영역을 나타낸다. 전극의 이러한 배치는 우심실 정점 위치 전극과 함께 활성화될 때 높은 병렬성을 달성할 것이다. 가장 높은 옵티포인트 값에 대응하는 위치는 도 18b와 같은 심장 모델에서 잠재적 전극 배치를 위한 영역으로 강조 표시된다.

도 19에 도시된 바와 같이, 전극들 사이의 측지 거리와 함께 한 전극의 페이싱에서 다른 전극의 감지까지의 시간 인터벌을 측정하면 측지 속도를 계산할 수 있다. 이러한 측지 속도는 모델의 모든 정점들에 속도 값들을 제공하기 위해 역 가중 보간 알고리즘/계산에 대한 입력을 제공할 수 있다. 이러한 방식으로, 속도 값은 노드가 연결되지 않은 나머지 모든 정점들에 외삽될 수 있으며, 이는 심장 조직의 특성을 나타낼 수 있다. 예를 들어, 각 정점에는 대상 노드와 소스 노드 사이의 측지 거리와 인접 정점들 수를 고려한 역 거리 가중 보간법을 사용하여 계산된 특정 속도 값이 할당될 수 있다. 그런 다음 이 값을 사용하여 노드가 연결되지 않은 정점에 속도 값을 추정할 수 있다.

각 정점에서의 속도가 위에서 설명한 대로 보간되었을 때, 노드에서 전기 활성화의 전파는 도 20에서 볼 수 있듯이 심장 모델에 표시될 수 있다. 이를 통해 심장 모델의 색상 스케일에서 등시선으로 조직 특성을 기반으로 전기 활성화의 전파를 시각화할 수 있다. 이러한 시간 전파는 시간의 변화에 따른 영역의 변화를 나타낼 수 있으며 단일 또는 다중 노드들(1006)로부터 시각화될 수 있다.

또한, 분할을 이용한 에코카디오그래픽 데이터는 심장 모델로 전송될 수 있으며, 심장 모델의 조직 특성을 수정하고 향상시키는 데 사용될 수 있다. 예를 들어 도 21에 도시된 바와 같이, 미국 심장 협회(AHA) 좌심실 분할 모델 또는 이와 유사한 것을 사용하여, 에코카디오그래픽 파라미터는 심장 모델의 세그먼트에 할당되고 심장 지오메트리의 정점으로 전송될 수 있다. 이러한 할당은 존재하는 심장 모델의 기존 정점에 적용될 수 있으며 따라서 흐름도(2100)에서 볼 수 있는 바와 같이 지오메트리의 모든 노드들을 추가로 분류하는 데 사용될 수 있다.

유사하게, 3D MRI 스캔에 의해 식별될 수 있는 것과 같은 심장 근육의 흉터 조직(2201)은 심장 지오메트리의 조직 특성을 할당하기 위해 사용될 수 있다. 이는 도 22에 추가로 시각화되어 있으며, 여기서 흉터 영역이 심장 지오메트리에 투영되고 각 정점에 속도 값이 할당되어 조직 특성이 향상된다. 이러한 분류는 속도 모델을 수정하고 추가 조직 특성으로 식별된 정점에 새로운 속도 값을 할당하는 데 사용될 수 있다.

단계 16에서, 계산된 속도 모델로부터 각 시점의 추가 모집 영역(활성화된 근절의)은 다중 전극들로부터 계산될 수 있고, 상기 전극(들)에 대한 모집 곡선은 도 23 및 24에 도시된 바와 같이, 모델의 전체 영역 또는 제한된 영역이 등시선에서 커버링될 때까지 각 시간 단계에서 추가되는 영역과 시간=0에서 시간=x+1까지의 전파를 고려할 때, 심장 모델의 시간 전파를 기반으로 그려질 수 있다. 즉, 모집 곡선은 y축에 모집 면적 또는 부피의 변화를 측정하고 x축에 시간 스케일을 사용하여 심장 모델에서 모집된 면적 또는 부피를 나타낸다. 모집 곡선은 기간, 기울기, 피크, 수학적 표현, 템플릿 일치와 같은 여러 기능으로 특징지을 수 있다.

주어진 노드에 대한 모집 곡선이 주어지면, 포물선은 도 23에서 볼 수 있고 단계 17에서 설명한 대로 모집 곡선에 맞출 수 있다. 따라서 가속도, 전파 속도의 피크 및 시간 대 피크 값은 완전 모집까지의 시간(즉, 전제 심장 모델이 모집될 때까지의 시간)뿐만 아니라 각 모집 곡선에서 추출될 수 있다. 더 많은 병렬성은 피크 전파 속도까지의 더 짧은 시간으로 볼 수 있으며, 따라서 더 큰 전파 가속도와 더 큰 피크 값 및 더 짧은 완전 모집 시간을 볼 수 있다. 피크 모집이 총 모집 시간의 50%에서 우선적으로 발생하도록 최적의 곡선 특성을 제공할 수 있다. 더 많은 병렬성을 생성하는 전극(즉, 활성화 프론트들이 만날 때 활성화의 총 영역의 최대량)이 선택된다.

도 24에서 볼 수 있듯이, 전파 곡선은 전극 위치의 변화와 흉터의 존재에 따라 변할 수 있다. 여러 모집 곡선들이 표시되며 각각이 어떻게 달라지는지 비교를 위해 표시된다. 이러한 비교를 기반으로 가장 이상적인 응답을 생성하는 전극이 페이싱을 위해 선택될 수 있다.

감지된 활성화 패턴이 조직을 통한 너무 느린 전파를 나타내면, 측지 속도가 임계값 미만이거나 흉터 조직이 있는 상태에서 충분한 병렬 활성화를 제공할 수 없는 경우, 이러한 증상은 재동기화 요법의 이점을 얻을 수 있는 비동기화를 나타내지 않기 때문에 CRT 디바이스의 이식은 발생하지 않아야 한다.

각 전극의 페이싱으로 심장의 페이싱 중에 생성되는 전기력의 크기와 방향을 기록하는 벡터카이도그램(VCG)이 생성된다. 테스트되는 각 위치에 대해 각 전극에서 페이싱이 수행되고 두 개의 전극들을 조합하여 페이싱이 수행되고 각 상황에 대한 VCG가 생성된다. 도 25b의 예에서 볼 수 있는 바와 같이, 우심실 페이싱(RVp)을 수행하는 전극에 대해 VCG RVp가 생성될 수 있고, 좌심실 페이싱(LVp)을 수행하는 전극에 대해 VCG LVp가 생성될 수 있다. 합성 VCG LVP+RVp는 생성된 VCG들의 두 개의 합으로부터 계산될 수 있고, 실제 VCG는 전극들에서 조합된 양심실 페이싱이 수행되고 결과 VCG BIVp를 수집할 때 얻어진다.

합성 VCG LVP+RVp와 실제 VCG BIVp는 도 25a와 같이 비교되며, 서로로부터의 곡선 궤적들의 편차의 시점이 기록되고, 그리고 페이싱의 시작부터 특정 시점까지의 인터벌이 융합 시간 간격에 대한 시간으로 계산된다. 도 25b에 도시된 예는 2D로 표시되지만, 정확도를 개선하기 위해 비교가 3D로 발생할 수 있음을 당업자는 이해할 것이다.

페이싱 자극과 곡선 궤적들의 편차 포인트 사이의 시간 인터벌은 융합에 대한 시간(즉, 여러 부위들에서 심장 조직의 전기적 전파가 만날 때까지의 시간)을 나타낸다. 편차 지점까지의 시간이 길수록 심근의 병렬 활성화가 더 많이 나타난다. 따라서 합성 VCG와 실제 VCG 사이의 편차 지점까지의 시간은 가능한 한 길어야 한다. 융합 시간은 따로 계산하거나 QRS 폭에 상대적으로 계산하여 동기화 정도(병렬 활성화)를 결정할 수 있다.

일차원 또는 다차원의 전기도(EGM) 및 심전도(ECG)를 사용하여 유사한 방법이 수행될 수 있다. 전극 자극 부위를 추가해도 곡선 궤적들의 편차에 대한 시간 인터벌이 단축되지 않거나 편차에 대한 시간이 증가하는 경우; 전극을 추가하면 전극이 자극 부위 및 전극들 수에 추가될 수 있다는 추가 이점이 있다.

이 방법을 사용하면 하나의 전극을 추가하는 추가 효과를 분석하고 추가 전극을 페이싱하는 이 새로운 상태를 이 전극을 페이싱하지 않는 상태와 비교할 수 있다. 새로운 전극이 융합 시간을 줄이지 않으면, 이것은 이 전극의 추가가 없는 것보다 초기 단계에서 융합을 촉진하지 않고 조직의 캡처 및 활성화를 허용한다는 것을 나타낸다. 따라서 전극을 추가해도 융합 시간이 줄어들지 않을 때 병렬 활성화가 더 많이 발생한다.

위에서 설명한 모집 곡선은 전극의 위치를 제안하지만 생성된 VCG는 이를 확인하는 데 추가로 사용될 수 있다. 이와 관련하여 VCG들과 모집 곡선들은 서로를 반영해야 하는 전기 활성화의 척도이다. 이러한 측정이 일치하면, 제안된 전극 위치에 타당성을 부여하고 모델에 타당성을 부여한다. 이 시점에서 생성된 모집 곡선을 기반으로 전극의 위치에 대해 좋은 위치가 발견되면 이 위치는 VCG를 기반으로 검증된다. 당업자가 인식할 수 있는 바와 같이, 이러한 측정들은 반드시 조합하여 사용될 필요는 없으며, 오히려 각각의 모집 곡선 또는 편차 지점 결정이 둘 다 개별적으로 사용되어 적절한 전극 위치를 결정할 수 있다. 이 두 가지 측정은 병렬성, 즉 심근의 병렬 활성화 정도를 반영하여, 따라서 심장 비동기화(재동기화)를 줄이기 위해 심근을 보다 병렬 활성화하는 해부학적 페이싱 구역을 식별하기 위해 단독으로 사용될 수 있다. 이러한 측정은 CRT를 가이드하고 최적화하는 데 활용될 수 있다.

역 솔루션 ECG는 또한 전기 활성화 정도를 측정하기 위해 이식된 전극을 사용하는 대신에 또는 대안으로 사용될 수 있다. 환자에게 적용된 표면 전극에서 얻은 데이터를 활용하여, 심장 모델이 위에서 설명한 대로 해부학적으로 정확한 위치에 배치되었고 심장 모델에 대한 상대 전극 위치가 정확하고 알려져 있는 경우 역 솔루션 접근법을 사용하여 심장 모델에 전기 활성화 맵을 외삽하는 것이 가능하다.

이러한 경우, 심장 지오메트리의 각 노드의 활성화는 제1 활성화 영역으로부터의 거리에 비례하여 나타나므로 모델에 대한 속도 계산을 수행할 수 있다. 이 속도는 모집 곡선을 계산하는 데 사용될 수 있다. 단일 전극에서 페이싱할 때, 다른 전극에서 활성화를 계산하는 것과 유사하게 활성화를 계산할 수 있다. 이러한 측정은 전파 속도 계산 및 모집 곡선의 기초를 형성할 수 있다.

이러한 경우 바디 표면 전극은 표면 전위들을 수집하여 병렬성(즉, 심근의 병렬 활성화 정도)을 결정하는 데 사용된다. 그런 다음 이러한 표면 전위는 이전에 설명된 바와 같이 환자 심장의 실제 위치와 함께 배치되도록 정렬된 심장 모델에 외삽될 수 있다. 이에 의해, 심장의 역 솔루션 ECG 활성화 맵이 생성될 수 있고, 활성화 맵은 전파 속도 및 그에 따른 비동기화의 존재를 결정하기 위해 전술한 바와 같이 조작될 수 있다.

이러한 역 솔루션 ECG를 얻기 위해서는, 다중 표면 바이오포텐셜(ECG)을 획득하기 위해 시스템에 표면 전극들이 제공될 수 있다. 시스템은 흉터를 포함하는 흉터 조직을 포함할 수 있는 심장의 세그먼트화된 모델에 대한 전기 전파를 계산하기 위해 역 솔루션을 제공하도록 구성될 수 있다. 측지 거리(환자의 심장과 정렬된 심장 모델에서)를 전기 전파와 함께 활용하여, 시스템은 측지 거리와 함께 심장의 역 솔루션 전기 파면 활성화에 기초하여 심장 모델에서 전파 속도를 계산하도록 구성될 수 있다. 심장 모델의 각 정점에 측지 속도가 할당되면, 시간 전파 및 병렬성은 모델의 여러 사이트에서 측정될 수 있다.

또한, 표면 전위는 심장 모델의 단일 또는 다중 지점들로부터 전파 속도를 계산하는 데 사용되는 특성으로 심장 모델에 통합될 수 있다. 이를 통해, 심장에 이식된 전극들에서 직접 측정하는 것과 관련하여 위에서 설명된 바와 같이, 여러 다른 지점들의 차이를 계산하기 위해 여러 전파 속도 곡선들을 생성할 수 있다. 다중 전파 속도 곡선들 사이의 이러한 비교를 사용하여, 전극 배치를 위한 선호 위치의 표시로 더 나은 가속도, 최대 속도 또는 전파 시간을 갖는 것을 선택하는 것이 가능하다.

예시 방법

본원에 설명된 시스템 및 방법은 1) 긍정적으로 반응할 가능성이 있는 환자를 식별하는 기본 기질의 존재를 식별하고(재동기화 잠재성이 있음을 나타냄) 2) 페이싱 리드/전극의 배치를 위한 최적의 위치를 식별하는 순서로 재동기화 심박조율기(CRT)를 사용하여 아마도 비동기식 심부전이 있는 환자의 치료 전과 치료 중에 사용될 수 있다.

환자는 현재 적응증 기준을 설명하는 국제 지침에 따라 CRT 심박조율기 이식을 의뢰받고 있다. 이러한 기준은 대규모 임상 시험의 포함 기준을 기반으로 하며 무엇보다도 심부전의 증상, 방출률 감소(심장 기능) 및 120-150ms를 초과하는 확대된 QRS 컴플렉스(바람직하게 좌측 각블록)로 구성된다. 그러나 현재 CRT 치료에 대한 하나 이상의 적응증을 가진 환자의 50-70%만이 실제로 치료에 반응한다. 이러한 무반응자의 이유는 여러 가지가 있지만 리드 위치, 기본 기질(비동기화), 흉터 및 섬유증 및 전극 위치가 가장 두드러진 원인이다. 비동기식 심부전을 나타내는 기저 기질의 검출을 개선함으로써, 치료의 최적화(치료가 환자에게 맞춤화될 수 있게 함)를 위해 반응자 선택(진단 능력에서)을 개선하는 것이 가능하다.

먼저, 환자가 CRT에 반응할지 여부와 기질이 표준 포함 기준을 가진 환자에게 존재하는지 여부를 정의하는 기본 기질(재동기화 전위)을 감지하고 정의하는 것이 바람직하다. 기질이 있는 경우 CRT 심박조율기 이식을 진행해야 하지만 기질이 없는 경우 적용되는 다른 지침을 따라야 한다.

기본 기질이 있는 경우 또는 기본 기질이 아직 식별되지 않은 경우에도, 흉터와 섬유증을 고려한 병렬성을 기준으로 리드의 최적 위치를 찾을 수 있다. 병렬성 측정은 가이드와이어 또는 심장 내부에 전극이 있는 리드로 수행된다(예를 들어, 정맥이나 심장의 챔버에서). 최적의 위치는 전극의 배치를 위한 것이다.

리드가 최적의 위치에 있을 때, 각 노드에서 측정된 병렬성을 고려하여 결정된 최적의 위치에 따라, 그런 다음 응답을 확인하거나(직접적으로 또는 시너지의 시작을 간접적으로 측정하여) 대안적으로 위치를 거부할 수 있다.

원하는 반응이 확인되면 CRT 심장박동기를 이식해야 한다. 응답이 확인되지 않으면, 최종 확인 전에 병렬도 매핑 및 측정을 수정해야 한다. 반응을 확인할 수 없는 경우, 이식을 중단하고 대체 이식에 대해 알려진 지침을 따라야 한다.

본원에 설명된 모든 방법 및 시스템이 함께 사용될 수 있거나 동등하게 별도로 사용될 수 있음이 예상된다. 이와 관련하여, 비동기화 및 재동기화 전위의 존재를 감지하고 최적의 리드 위치를 선택하지 않고 재동기화를 확인하는 것이 가능하며, 마찬가지로, 하부 기질과 재동기화를 확인하지 않고 최적의 리드 위치를 선택할 수 있다.

따라서, 환자로부터의 신호 및 측정 시간 인터벌의 시각화를 허용하는 전극에 대한 연결을 포함하는 시스템이 제공될 수 있다. 대안적으로 또는 추가적으로, 센서 및 전극을 포함하고 심장 모델의 지오메트리에 기초한 계산 및 심장 모델의 시각화를 허용하는 시스템이 제공될 수도 있다. 위의 두 가지 시스템들을 수술실에서 결합할 수 있다.

상기 시스템 및 방법의 구현은 수술 동안 예시적인 구현을 통해 본 명세서에서 추가로 설명될 것이다.

먼저 환자를 수술실로 옮겨 환자의 바디 표면에 센서와 전극을 고정한다.

심근 시너지(OoS)의 시작까지의 지연을 결정하기 위해, 하나 이상의 추가 센서들이 활용될 수 있다. 예를 들어, 압력 센서, 압전 저항 센서, 광섬유 센서, 가속도계, 초음파 및 마이크로폰 중 하나 이상이 활용될 수 있다. 추가 센서로부터의 측정값은 실시간으로 얻어지고, 현장에서 처리될 수 있다. 시너지의 시작까지의 지연이 QRS 컴플렉스에 비해 짧거나 절대값이 짧은 경우(예를 들어, 120ms 미만 또는 QRS 기간의 80% 미만), CRT 디바이스의 이식이 발생하지 않아야 한다. 시너지의 시작까지의 지연이 QRS 컴플렉스에 비해 길거나 절대값이 긴 것으로 측정될 때(예를 들어, 120ms 이상 또는 QRS 지속 시간의 80% 이상), CRT 디바이스를 이식해야 한다.

신체 표면 전극은 전파 속도 및 그에 따른 비동기화의 존재를 결정하기 위해 위에서 설명한 바와 같이 심장의 역 솔루션 ECG 활성화 맵에 대한 표면 전위를 수집함으로써 병렬성(심근의 병렬 활성화 정도)을 결정하는 데 사용된다. 추가적으로 또는 대안적으로, 환자의 심장에 이식된 전극을 사용하여 전기 활성화 맵을 생성하여 비동기화의 존재를 결정할 수도 있다. 감지된 활성화 패턴이 조직을 통한 전파 속도가 너무 느리거나 흉터 조직이 있는 상태에서 충분한 병렬 활성화를 제공할 수 없음을 나타내는 경우, CRT 디바이스를 이식해서는 안 된다.

그런 다음 환자는 수술 준비를 하고 멸균 드레이프를 입는다. 수술은 평소와 같이 시작되고 왼쪽 쇄골 아래 피부 절개와 쇄골하 정맥 천자를 통해 리드를 환자의 심장에 삽입한다. 그런 다음 리드가 우심방과 우심실의 위치로 이동된다.

비동기화는 그 다음 우심실을 페이싱함으로써 도입될 수 있고, 위에서 논의한 바와 같이 시너지의 지연을 측정할 때 확인될 수 있다. 좌심방 또는 우심방에 센서를 배치하여 심근 시너지의 시작의 지연을 결정할 수 있다. 이러한 방식으로, 심근 시너지의 개시까지의 지연을 계산하기 위해 이전에 사용된 것과 동일한 계산이 수행될 수 있다.

리드가 제자리에 있으면, 관상동맥 사이너스에 캐뉼러를 삽입하고 관상동맥 정맥을 시각화하기 위해 두 면에서 혈관 조영술을 수행한다.

관상동맥의 정맥이 시각화되면 끝에 전극이 있는 얇은 가이드 와이어 또는 매핑 목적으로 하나 또는 여러 개의 전극이 있는 카테터를 사용하여 캐뉼러 삽입을 수행할 수 있다. 시간 인터벌의 측정값은 고유 활성화, 조직 특성 및 정맥 특성 중 하나 이상을 특성화하는 데 사용된다. 그런 다음 관상동맥 해부학이 소프트웨어에서 재구성되고 측정값이 재구성된 관상동맥 사이너스 정맥을 기준으로 심장 모델의 위치에 할당된다.

그런 다음 이 데이터는 신체 외부에서 수행되는 방법에서 병렬성이 가장 높은 전극 위치를 강조 표시하기 위해 병렬성을 계산하는 데 사용할 수 있다. 이러한 측정값을 바탕으로, 외과의는 전극이 있는 좌심실(LV) 리드를 원하는 위치/정맥에 배치하도록 권장된다. 우심실(RV) 리드의 위치를 변경하는 데에도 유사한 조언이 제공될 수 있다. 획득된 측정값 및 그 처리에 기초하여, 더 높은 수준의 병렬성을 달성하기 위해 다른 전극 및/또는 추가 전극을 포함하도록 조언이 제공될 수도 있다. 다른 전극은 사용 가능한 것 이외의 다른 전극 위치(심내막, 외과적 접근)를 나타내고 추가 전극은 여러 전극들(두 개 이상)의 사용을 나타낸다.

위의 결과로, 관상동맥의 정맥 가지들이 두 개의 평면으로 표시되고 좌심실 리드의 배치에 적합한 정맥이 선택된다.

LV 전극들이 제 위치에 있을 때 센서를 사용하여 RV와 LV 모두를 페이싱할 때 심근 시너지의 시작까지의 지연을 결정할 수 있다. LV 리드를 다른 위치에 재배치하여 다른 전극들이 분석될 수 있다. 심근 시너지에 대한 지연의 측정은 압력, 압전 저항 센서, 광섬유 센서, 가속도계, 초음파 중 하나 이상을 사용하거나 측정된 바이오임피던스(RV 및 LV 리드에 연결된 경우)를 통해 발생할 수 있다. 심근 시너지에 대한 지연이, 적어도 예를 들어 고유 측정값의 100% 미만으로, 단축되지 않는 경우, 또는 바이오임피던스 측정이 재동기화가 발생하지 않는다는 역설적 움직임을 나타낼 때, 제안된 리드 위치는 포기해야 한다. QRS 시작으로부터 측정된 고유 값은 페이싱 시작부터 심실 포착까지의 시간을 포함하지 않으므로 정의상 자극에서 측정된 것보다 짧다. 따라서 110%는 고유 활성화로 측정된 시간 인터벌과 비슷하다. 이러한 방식으로, QRS 컴플렉스에서 측정된 시너지 시작에 대한 고유 지연은 인공적으로 페이싱할 때 발생하는 페이싱 스파이크 시작부터 전기 조직 캡처까지의 시간을 반영하는 값에 예를 들어 15ms를 추가하여 보정할 수 있다.

RV, LV 또는 둘 다를 페이싱할 때, VCG를 재구성하고 융합 시간을 계산할 수 있다. 융합 시간은 이미 측정된 병렬성을 확인하기 위해 추가로 사용될 수 있다. 표면 전극은 융합 시간을 측정하기 위한 역 모델링에 사용될 수 있다. 측정된 융합 시간과 측정된 병렬성이 일치하지 않는 경우 이러한 불일치의 원인을 추가로 검토해야 한다.

의사의 재량에 따라 여러 개의 전극들이 있는 LV 리드들을 사용할 수 있다. 여러 전극들을 사용하여 병렬도를 측정할 수 있으며, 병렬도가 증가하는 것으로 밝혀지면 융합까지의 시간과 심근 시너지의 시작까지의 지연을 측정함으로써 이러한 병렬도의 증가를 확인할 수 있다.

리드가 원하는 위치에 있으면 여기서 심근 시너지의 시작까지의 지연은 (예를 들어) 초기 고유 값의 110% 미만이고 (예를 들어) 양심실 페이싱 QRS 컴플렉스의 100% 미만이고, CRT가 이식되고 디바이스 생성기가 피하 주머니에 연결되어 이식될 수 있다. 리드가 심근을 포착하지 못하는 것으로 확인되거나 과학적 경험 데이터 또는 측정된 인터벌(QLV)을 기반으로 위치가 차선책으로 결정된 경우, 리드는 디바이스 생성기가 연결되기 전에 재배치되고 다시 테스트된다. 그런 다음 피부 절개를 봉합하고 닫는다.

위에서 설명된 시스템은 신호 증폭기 또는 아날로그 디지털 변환기(ECG, 전자도 및 센서 신호), 디지털 변환기(센서 신호), 프로세서(컴퓨터), 소프트웨어, 엑스레이 커넥터(다이콤(dicom) 서버 또는 PACS 서버와 직접 통신하거나 프레임 그래버 및 각도 센서와 간접적으로 통신)를 포함하는 전체 시스템으로 구현될 수 있다. 사용자 재량에 따라 다른 센서의 시스템을 사용할 수 있다. 또한, 시스템은 다른 문제를 해결하는 데에도 사용될 수 있다. 예를 들어, 시스템은 히스(His) 영역의 식별 및 그의 번들에 페이싱 리드의 배치에 활용될 수 있으며, 심근 시너지의 개시까지의 지연을 추가로 측정할 수 있다.

Claims (22)

1. 좌심실 내 압력 증가율의 급격한 증가와 관련된 이벤트의 측정을 사용하여, 환자의 가역성 심장 비동기화(dyssynchrony)를 식별하는 방법으로서,
   상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 이벤트와 제1 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을,
   하나 이상의 센서들로부터 수신된 데이터에서 특성 응답을 식별함으로써 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 이벤트가 발생하는 시간을 측정하기 위해 상기 하나 이상의 센서(들)로부터 수신된 상기 데이터를 사용하는 단계-여기서 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 이벤트는 상기 심장의 각 수축에서 식별 가능 함-;
   상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 상기 측정된 시간과 상기 제1 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 결정하기 위해 동일한 센서(들), 또는 상기 하나 이상의 센서(들) 중 하나 이상의 다른 센서로부터의 신호를 처리하는 단계;
   상기 심장의 전기적 활성화를 나타내는 바이오포텐셜(biopotential)을 측정하는 단계;
   상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 상기 측정된 시간과 상기 제1 기준 시간 사이의 상기 제1 시간 지연을 상기 심장의 전기적 활성화 기간과 비교하는 단계; 및
   상기 제1 시간 지연이 상기 심장의 전기적 활성화의 설정 부분(set fraction)보다 긴 경우, 상기 환자에서 심장 비동기화의 존재를 식별하는 단계
   를 통해 계산하는 단계;
   상기 환자의 심장에 페이싱(pacing)을 적용하는 단계;
   페이싱 후 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답과 페이싱 후 제2 기준 시간 사이의 제2 시간 지연을,
   페이싱 후 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 타이밍을 측정하기 위해 적어도 하나의 센서를 사용하는 단계; 및
   상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 결정된 시간과 페이싱 후의 상기 제2 기준 시간 사이의 상기 제2 시간 지연을 결정하기 위해 상기 하나 이상의 센서(들)로부터의 신호를 처리하는 단계
   를 통해 계산하는 단계;
   상기 제1 시간 지연과 상기 제2 시간 지연을 비교하는 단계; 여기서
   상기 제2 시간 지연이 상기 제1 시간 지연보다 짧은 경우, 심근 시너지의 시작, OoS에 대한 지연의 단축을 식별하고 상기 심장의 모든 세그먼트들이 능동적 또는 수동적으로 경직되기 시작하는 시점까지의 기간이 단축되었음을 나타내어, 따라서 상기 환자에서 가역성 심장 비동기화의 존재를 식별하는 단계를 포함하는,
   방법.
2. 제1항에 있어서,
   상기 압력 변화율의 상기 급격한 증가는 대동맥판(aortic valve)의 개방 및/또는 최대 압력 전의 상기 좌심실 내의 상기 압력의 2차 도함수의 최종 피크에 관한 것인,
   방법.
3. 제1항 또는 제2항에 있어서,
   상기 제1 및 제2 기준 시간은 상이한 마커 포인트(marker point)들에 관한 것이고, 상기 제1 시간 지연과 상기 제2 시간 지연을 비교하는 단계는:
   상기 제1 기준 시간과 상기 제2 기준 시간 사이의 시간 지연을 보상하는 단계를 더 포함하는,
   방법.
4. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서,
   상기 심장의 전기적 활성화를 나타내는 바이오포텐셜을 측정하는 단계는:
   심전도, ECG를 생성하기 위해 환자의 표면 바이오포텐셜을 측정하는 단계;
   상기 ECG로부터 측정된 QRS 신호의 시작, 오프셋 또는 전체 기간으로부터 상기 기준 시간을 결정하는 단계; 및
   상기 QRS 컴플렉스(complex)의 기간을 결정하는 단계를 더 포함하고,
   상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 이벤트의 상기 측정된 시간과 상기 제1 기준 시간 사이의 상기 제1 시간 지연을 상기 심장의 전기적 활성화의 기간과 비교하는 단계는:
   상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 이벤트의 상기 측정된 시간과 상기 제1 기준 시간 사이의 상기 제1 시간 지연을 상기 QRS 컴플렉스의 상기 기간과 비교하는 단계; 및
   상기 제1 시간 지연이 상기 QRS 컴플렉스 기간의 설정 부분보다 긴 경우, 상기 환자에서 비동기화의 존재를 식별하는 단계를 더 포함하는,
   방법.
5. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서,
   상기 환자의 심장에 수정된 페이싱을 적용하는 단계;
   상기 수정된 페이싱 후 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 식별된 특성 응답과 수정된 페이싱 후의 제3 기준 시간 사이의 제3 시간 지연을,
   수정된 페이싱 후 상기 좌심실 내의 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 상기 타이밍을 측정하기 위해 적어도 하나의 센서를 사용하는 단계;
   수정된 페이싱 후 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련된 상기 식별된 특성 응답의 상기 결정된 시간과 상기 수정된 페이싱 후 상기 제3 기준 시간 사이의 상기 제3 시간 지연을 결정하기 위해 상기 하나 이상의 센서(들)로부터의 신호를 처리하는 단계;
   상기 제2 시간 지연과 상기 제3 시간 지연을 비교하는 단계; 및
   상기 제3 시간 지연이 상기 제2 시간 지연보다 짧은 경우, 상기 방법은 상기 제3 시간 지연을 초래하는 수정된 페이싱이 상기 환자에게 제2 시간 지연을 초래하는 수정된 페이싱보다 가역적이고 더 적은 비동기화를 초래한다는 것을 식별하는 단계
   를 통해 계산하는 단계를 더 포함하는,
   방법.
6. 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서,
   심장 재동기화 요법 또는 수정된 페이싱에 대한 페이싱 요법을 위한 최적의 페이싱 모드와 전극 수 및 위치를 선택하는 단계를 더 포함하는,
   방법.
7. 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
   심전도, ECG를 생성하기 위해 상기 환자의 표면 바이오포텐셜을 측정하는 단계; 및
   상기 ECG로부터 측정된 QRS 신호의 시작, 오프셋 또는 전체 기간의 포인트로부터 상기 제1 및/또는 제2 기준 시간을 결정하는 단계를 더 포함하는,
   방법.
8. 제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서,
   상기 하나 이상의 센서들은 가속도계를 포함하고, 상기 방법은:
   상기 환자의 내부에 있거나 상기 환자의 표면에 연결된 상기 가속도계로부터 데이터를 수신하는 단계; 및
   가속도 데이터의 시작, 오프셋, 전체 기간 및/또는 템플릿 매치의 포인트로부터 상기 제1 및/또는 제2 기준 시간을 결정하는 단계를 포함하는,
   방법.
9. 제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서,
   상기 좌심실 내의 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 상기 시간을 측정하기 위한 상기 하나 이상의 센서는 가속도계, 압전 저항 센서, 광섬유 센서, 진동 및/또는 압력파를 감지하는 모든 센서, 초음파 센서 또는 자기 센서를 포함하는,
   방법.
10. 제9항에 있어서,
    상기 하나 이상의 센서는 상기 좌심실 내의 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가에 관한 상기 식별된 특성 응답에 대응하는 심장 소리를 검출하도록 구성되는,
    방법.
11. 제1항 내지 제10항 중 어느 한 항에 있어서,
    표면 피부 전극들을 통해 전류를 주입하는 단계;
    상기 전극들 사이의 임피던스(impedance)를 측정하는 단계; 및
    컴플렉스 임피던스 파형 및 진폭 파형을 생성하는 단계를 더 포함하고;
    상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답은 상기 심장 근육이 단축되고 상기 심장에서 혈액이 배출되는 시간이고, 상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답의 상기 시간은 상기 컴플렉스 임피던스와 상기 진폭 파형이 만나고 벗어나는 곳에서 결정되는,
    방법.
12. 제11항에 있어서,
    상기 심근 시너지의 시작의 시간을 식별하고, 임피던스의 임의의 표현을 다른 센서 표현과 조합하여 사용하여 심근 시너지의 시작을 식별하는 단계를 포함하는,
    방법.
13. 제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 하나 이상의 센서는 상기 좌심실에 위치된 압력 센서를 포함하는,
    방법.
14. 제13항에 있어서,
    상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답은 시간 도메인에서 피크 압력 상승, 궤적 전진 또는 압력 곡선 궤적의 시간 도함수(time derivative) 또는 상기 압력 곡선 궤적 자체에서 모든 궤적과 비교한 지연인,
    방법.
15. 제13항에 있어서,
    상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답은 압력 신호의 제1 고조파(harmonic) 이상으로 필터링된 상기 압력 신호에서 압력 바닥보다 높은 압력 상승의 시작인,
    방법.
16. 제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 좌심실 내 상기 압력 증가율의 상기 급격한 증가와 관련하여 상기 식별된 특성 응답은 S-파 속도의 시작, 피크 수축기 가속도(pSac), S-파 스트레인 레이트의 시작, 글로벌 배출의 시작, 대동맥판 열림, 대동맥류의 시작, 심근 벽 속도, 스트레인 또는 심장의 초음파 측정을 기반으로 시너지 효과의 시작을 측정하는 임의의 다른 측정 중 하나를 포함하는,
    방법.
17. 제1항 내지 제16항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 페이싱의 AV-지연은 AP-VP가 AP-RV들 및 AP-QRS 중 가장 짧은 것보다 짧도록 계산되는,
    방법.
18. 제17항에 있어서,
    상기 페이싱의 AV-지연은 0.7*(AP*RV들)이거나, AP-QRS가 알려진 경우 AV-지연은 0.8*(AP-QRS)인,
    방법.
19. 제1항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서,
    환자의 심장에 대한 심장 재동기화 요법을 위한 최적의 전극 수 및 위치를,
    상기 환자의 심장의 적어도 일부의 3D 모델로부터 상기 심장의 적어도 일부의 3D 메시(mesh)를 생성하거나 상기 심장의 일반 3D 모델을 사용하여 상기 심장의 적어도 일부의 3D 메시를 획득하는 단계-여기서, 상기 심장의 적어도 일부의 상기 3D 메시는 복수의 노드들을 포함 함-;
    상기 심장의 적어도 일부의 상기 3D 메시를 상기 환자의 상기 심장의 이미지에 정렬하는 단계;
    상기 환자 상의 적어도 두 개의 전극들의 위치들에 대응하는 3D 메시 상에 추가 노드들을 배치하는 단계;
    상기 적어도 두 개의 전극들의 위치에 대응하는 상기 3D 메시의 상기 노드들 사이의 전기적 활성화의 전파 속도를 계산하는 단계;
    상기 3D 메시의 모든 노드들에 대한 전파 속도를 외삽하는 단계;
    상기 3D 메시의 각 노드에 대한 심근의 병렬 활성화 정도를 계산하는 단계; 및
    미리 결정된 임계값을 초과하는 계산된 심근의 병렬 활성화 정도를 갖는 상기 3D 메시의 상기 노드(들)에 기초하여 상기 환자의 상기 심장 상의 최적의 전극 수 및 위치를 결정하는 단계
    를 포함하는 방법에 의해 결정하는 단계를 포함하는,
    방법.
20. 제1항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서,
    페이싱을 받는 심장의 병렬 활성화 정도를,
    우심실 페이싱(RVp) 및 좌심실 페이싱(LVp)으로부터 벡터카디오그램, VCG, 또는 심전도, ECG, 파형을 계산하는 단계;
    상기 RVp와 상기 LVp의 VCG를 합산하거나 상기 RVp와 상기 LVp의 ECG를 합산하여 합성 양심실 페이싱, BIVP, 파형 페이싱을 생성하는 단계;
    실제 BIVP로부터 대응하는 ECG 또는 VCG 파형을 계산하는 단계;
    상기 합성 BIVP 파형과 상기 실제 BIVP 파형을 비교하는 단계;
    상기 RVp 및 상기 LVp로부터의 활성화가 만나고 상기 합성 및 상기 실제 BIVP 곡선들이 벗어나기 시작하는 시점을 결정하여 융합의 시간을 계산하는 단계
    를 포함하는 방법에 의해 결정하는 단계를 포함하고,
    여기서
    융합 시간의 지연은 전기적 활성화를 위한 웨이브 프론트(wave front)들이 만나기 전에 더 많은 양의 조직이 활성화되어 병렬 활성화의 정도가 더 높음을 나타내는,
    방법.
21. 환자의 가역성 심장 비동기화를 측정하는 수단으로서, 심근 시너지의 시작, OoS를 검출하는 시스템으로서,
    심근 시너지의 시작으로 인한 이벤트의 시간을 측정하기 위한 하나 이상의 센서(들);
    상기 심장의 전기적 활성화를 나타내는 바이오포텐셜을 측정하기 위한 하나 이상의 센서(들);
    상기 환자에게 페이싱을 적용하도록 구성된 적어도 하나의 전극들; 및
    데이터 처리 모듈을 포함하되, 상기 데이터 처리 모듈은:
    동일한 센서(들) 또는 상기 하나 이상의 센서(들) 중 하나 이상의 다른 센서를 사용하여,
    심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트의 상기 측정된 시간과 상기 기준 시간 사이의 제1 시간 지연을 결정하기 위해 상기 적어도 하나의 센서로부터의 신호를 처리하는 것과,
    심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트의 상기 측정된 시간과 상기 기준 시간 사이의 상기 제1 시간 지연을 상기 심장의 전기적 활성화의 기간과 비교하는 것
    에 의해 심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트의 시간을 측정하고;
    상기 제1 시간 지연이 상기 심장의 전기적 활성화의 설정 부분보다 긴 경우, 상기 환자에서 심장 비동기화의 존재를 식별하고;
    상기 환자의 심장에 페이싱을 적용하고;
    페이싱 후 심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트와 페이싱 후 상기 기준 시간 사이의 제2 시간 지연을,
    페이싱 후 심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트를 측정하기 위해 상기 적어도 하나의 센서를 사용하는 것과,
    심근 시너지의 시작으로 인한 상기 이벤트의 상기 결정된 시간과 페이싱 후의 상기 기준 시간 사이의 상기 제2 시간 지연을 결정하기 위해 상기 적어도 하나의 센서로부터의 신호를 처리하는 것
    에 의해 계산하고;
    상기 제1 시간 지연과 상기 제2 시간 지연을 비교하고; 그리고
    상기 제2 시간 지연이 상기 제1 시간 지연보다 짧은 경우, 상기 환자의 가역성 심장 비동기화의 존재를 식별하도록 구성되는,
    시스템.
22. 실행될 때 제1항 내지 제20항 중 어느 한 항의 방법을 수행하도록 컴퓨터 시스템을 구성하는 명령어를 포함하는 컴퓨터 프로그램 제품으로서, 선택적으로 상기 컴퓨터 시스템은 제21항에 정의된 시스템인 것인, 컴퓨터 프로그램 제품.

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