Радиочастота относится к части электромагнитного спектра. Электромагнитные волны генерируются переменным током, подаваемым на антенну. В электрохирургии (при коагуляции, прижигании и аблации) в настоящее время используются гектомерные длины волн, располагающиеся в частоте 6 (300-3000 кГц), аналогичные тем, которые используются при радиовещании.
Однако во время катетерной аблации радиочастотная (РЧ) энергия подводится электрически, а не излучается. Радиочастотный ток подобен низкочастотному переменному или постоянному току в отношении способности нагревать ткань и создавать повреждение, но он колеблется так быстро, что сердечные и скелетные мышцы не стимулируются, тем самым удается избежать индукции аритмий и уменьшить болезненность, испытываемую пациентом. РЧ ток редко вызывает быстрые полиморфные аритмии; однако такие аритмии могут встречаться при низкочастотной (60 Гц) стимуляции.
Частоты свыше 1000 кГц также эффективны в генерации нагрева тканей; однако такие высокие частоты ассоциируются со значительной потерей энергии вдоль проводников. Поэтому обычно используют частоты в диапазоне 300-1000 кГц, что поддерживает баланс эффективности и безопасности.
а) Доставка радиочастотной энергии. Доставка РЧ энергии зависит от установления электрической цепи, включающей человеческое тело в качестве одного из ее последовательных элементов. РЧ ток достигает ткани посредством металлического электрода на кончике аблационного катетера и обычно доставляется монополярно между кончиком электрода и индифферентной накладкой, наложенной на кожу пациента.
Также существуют биполярные РЧ системы, в которых ток идет между двумя маленькими, близко расположенными электродами, таким образом его ход ограничен небольшим объемом тканей, находящихся между металлическими проводниками. В настоящее время биполярные системы, отчасти из-за их относительной безопасности, являются предпочтительными в электрохирургии (онкология, пластическая хирургия и офтальмология) и все чаще используются при катетерной аблации сердечных аритмий.
1. Монополярные радичастотные системы. Монополярные системы используют РЧ энергию, находящуюся между кончиком электрода аблационного катетера и большим дисперсионным электродом (индифферентным электродом или заземляющей прокладкой), наложенным на кожу пациента.
Полярность соединений электродов с генератором не имеет значения, поскольку РЧ ток — это переменный ток. Сопротивление (импеданс) системы включает сопротивление генератора, проводников, катетера, границы электрод-ткань и промежуточных тканей. Когда электричество проходит через цепь, то в каждой точке цепи напряжение теряется, а часть энергии рассеивается в виде тепла. Точка наибольшего падения линейного напряжения представляет собой область самого высокого сопротивления, где наибольшая часть электрической энергии рассеивается в виде тепла.
Поэтому при чрезмерном электрическом сопротивлении в проводнике он фактически нагревается и мощность теряется. В настоящее время от генератора к пациенту и от дисперсионного электрода обратно к генератору используют электрические проводники, имеющие низкое сопротивление, чтобы минимизировать потерю мощности.
РЧ ток, проходя от аблационного электрода через миокард к индифферентному электроду, вызывает резистивный нагрев ткани и образование повреждения. Только часть всей мощности тока эффективно воздействует на ткань при нормальном контакте электрода с тканью. Остальное рассеивается в крови пациента и других тканях. При контакте электрода с эндокардом часть электрода контактирует с тканью, а часть — с кровью, РЧ ток проходит и через миокард и через объем крови, окружающий электрод.
Распределение между ними зависит от сопротивления обоих, а также от того, насколько поверхность электрода контактирует с кровью, а не с эндокардом. Хотя целью доставки энергии является нагрев ткани, объем крови является более преимущественным маршрутом для РЧ тока, поскольку кровь считается лучшим проводником и имеет значительно более низкое сопротивление, чем ткань, а также потому что контакт электрода с кровью часто осуществляется лучше, чем с тканью. Поэтому при нормальном контакте проводника с тканью в кровь обычно поступает больше энергии, чем в ткань сердца.
После того как ток покидает границу «электрод-кровь-ткань», он направляется через грудную клетку к индифферентному электроду. Часть РЧ мощности теряется в теле пациента, включая зону вокруг индифферентного электрода. Однако поскольку площадь поверхности аблационного электрода (примерно 12 мм2) намного меньше площади поверхности индифферентного электрода (примерно 100-250 см2), то плотность тока выше в непосредственной близости от аблационного электрода, и нагрев происходит преимущественно в этой точке, без значительного нагрева индифферентного электрода.
Тем не менее, когда мощность РЧ энергии ограничена, может происходить рассеивание энергии в области индифферентного электрода (в точке контакта кожи) до такой степени, что может ограничить формирование повреждения на аблационном электроде.
Индифферентный электрод может быть размещен на любой удобной кожной поверхности. Геометрия поля РЧ тока определяется геометрией аблационного электрода и остается относительно постоянной в области объемного нагрева. Таким образом, положение индифферентного электрода (на спине или бедре пациента) мало влияет на сопротивление, напряжение, доставку тока, температуру кончика катетера или геометрию образовавшегося повреждения.
Однако важен размер индифферентного электрода. Иногда целесообразно увеличить площадь поверхности индифферентного электрода. Это приведет к снижению сопротивления, ускорению доставки тока, увеличению температуры на кончике катетера и более эффективному нагреву ткани. Особенно это касается пациентов с базовой системой сопротивления более 100 Ом. Когда мощность системы ограничена, как в случае с генератором в 50 Вт, тепловыделение на кончике катетера варьирует в зависимости от степени местного сопротивления на границе электрод-ткань к общему системному сопротивлению.
Если сопротивление на границе кожа-индифферентный электрод велико, то количество энергии на кончике электрода для нагрева ткани будет меньше. Поэтому при аблации определенных участков добавляют второй индифферентный электрод или оптимизируют контакт между индифферентным электродом и кожей, что должно привести к относительному увеличению доставляемой энергии к ткани, являющейся целью аблации. Кроме того, необходима тщательная подготовка кожи для оптимального контакта и минимизации сопротивления на границе кожи с индифферентным электродом.
Большая площадь поверхности и хороший контакт с кожей на индифферентном электроде необходимы не только для эффективного рассеивания тепла, но также для предотвращения ожогов кожи. Температура кожи под индифферентным электродом обратно пропорциональна площади, прилегающей к коже, и расстоянию между индифферентным и активным электродами. Если аблация выполняется с применением высокоамплитудного тока (> 50 Вт), а контакт кожи с индифферентным электродом плохой, то температура кожи может превысить 45°С, что даже при кратковременном воздействии может привести к сильным ожогам, особенно на крае, наиболее близком к РЧ катетеру.
2. Биполярные РЧ системы. При биполярной РЧ аблации (РЧА) используются два прилегающих аблационных электрода, между которыми подается радиочастотный ток, что приводит к формированию повреждений между электродами. Хотя биполярная РЧА применяется в кардиохирургии, процедура не получила широкого распространения при выполнении катетерных аблаций для лечения аритмий.
Недавние исследования продемонстрировали, что при биполярной РЧА с использованием двух аблационных катетеров (на противоположных точках миокарда) в качестве активного и заземляющего полей потенциально возможно создавать более глубокие, трансмуральные повреждения (рис. 1). Одновременный нагрев ткани и повышенная плотность тока приводят к усилению термического повреждения в зоне между двумя близко расположенными аблационными электродами и повышают эффективность аблации по сравнению с последовательной или даже одновременной монополярной РЧА.
Рисунок 1. Отличие биполярной и последовательной монополярной радиочастотной аблации. Репрезентативное изображение массивного повреждения после аблации с последовательным монополярным воздействием, вызывающим нетрансмуральное повреждение (толщина ткани 16,6 мм) (А) и с биполярным воздействием, вызывающим трансмуральное повреждение (толщина ткани 19 мм) (Б)
По данным одного исследования, при биполярной аблации возможно создание трансмурального повреждения при толщине ткани в 25 мм, в то время как при последовательной монополярной РЧА невозможно достичь трансмурального повреждения при толщине ткани более 15 мм. Данное преимущество может быть использовано при аблации септальной предсердной тахикардии (ПТ) или желудочковой тахикардии (ЖТ): один аблационный катетер находится с одной стороны перегородки, а другой — на противоположной (рис. 2), или один аблационный катетер расположен эндокардиально, а второй — эпикардиально (в случае ЖТ на свободной стенке).
Рисунок 2. Желудочковая септальная биполярная аблация, (А, Б) Вольтажные карты левого желудочка. (В, Г) Рентгеноскопические снимки расположения катетера по обе стороны перегородки в точке успешного прекращения желудочковой тахикардии
Другой дизайн биполярной РЧА применяется для создания смежных повреждений между прилегающими электродами, установленными на мультиэлектродном аблационном катетере, находящемся на одной стороне миокарда. Многоканальный генератор для РЧА (GENius MultiChannel RF Generator, Medtronic, Minneapolis, MN, United States) состоит из 12 автономно управляемых РЧ генераторов и способен независимо подавать РЧ энергию на каждый из электродов.
РЧ энергия может подаваться как в биполярном (между электродами), так и в монополярном (от электрода к индифферентному электроду) режимах за счет разности фаз между каналами (так возник термин «фазированная РЧ»), Во время монополярной аблации ток распространяется между электродами и индифферентным электродом, прикрепленным к коже пациента, в то время как при биполярном режиме ток распространяется между прилегающими электродами. В этом случае повреждения при РЧА более продолжительные, но менее глубокие по сравнению с повреждениями при монополярном воздействии. Для увеличения глубины повреждения РЧ энергия также может доставляться в монополярном режиме от каждого электрода к индифферентному электроду.
Вторая система для аблации фибрилляции предсердий (nMARQ, Biosense Webster, Diamond Bar, CA, United States) имеет мультиканальный РЧ генератор, способный независимо подавать РЧ энергию в монополярном или биполярном режимах максимально на 10 электродов одновременно. Катетер nMARQ — это десятиполярный картирующий и аблационный катетер с индивидуально орошаемыми платиновыми электродами. Каждый электрод снабжен термопарой и отверстиями для орошения.
РЧ энергия подается в режиме контроля по температуре и подача энергии может быть индивидуально подана на каждую возможную комбинацию из 10 электродов в монополярном или биполярном режиме между прилегающими электродами.
б) Нагрев ткани. В то время как свободные электроны являются носителями заряда внутри РЧ генератора, кабелей и аблационного электрода, внутри ткани электрический ток переносится заряженными ионами (такими как Na+, К+ и Cl-). При прохождении переменного тока заряженные переносчики в ткани (ионы) стараются следовать за изменениями направления переменного тока. При типичной частоте в 500 кГц направление тока (и движение ионов) изменяются миллион раз в секунду.
Колебания ионов генерируют тепло из-за трения, тем самым преобразуя электромагнитную (ток) энергию в молекулярную механическую энергию или тепло. Этот тип нагрева с помощью электрического тока известен как омический (резистивный) нагрев. Согласно закону Ома при резистивном нагреве количество выделяемой энергии (= тепла) на единицу объема равно квадрату плотности тока, умноженному на удельное сопротивление ткани. Благодаря сферическому аблационному электроду, ток распространяется радиально, поэтому плотность тока уменьшается пропорционально квадрату расстояния от центра электрода.
Как следствие, рассеиваемая мощность на единицу объема уменьшается четырехкратно с увеличением расстояния. Однако толщина электрода устраняет самую крутую часть этой кривой, поэтому уменьшение рассеиваемой с расстоянием мощности оказывается менее драматичным.
Приблизительно 90% всей РЧ энергии, поступающей в ткань, поглощается первыми 1-1,5 мм ткани, прилежащей к поверхности аблационного электрода. Поэтому непосредственно нагревается только тонкий ободок ткани, находящейся в непосредственном контакте с электродом (в пределах первых 2 мм глубины от электрода). Нагрев остальной ткани происходит в результате распространения тепла от этого ободка к подлежащим тканям. На начальном этапе подачи энергии температура на границе электрод-ткань моноэкспотенциально повышается и достигает устойчивого состояния в течение 7-10 сек, устойчивое состояние поддерживается между 80°С и 90°С.
Но хотя резистивный нагрев начинается немедленно с момента подачи РЧ тока, проведение тепла в более глубокие ткани происходит относительно медленно и занимает 1-2 мин до установления равновесия (теплового равновесия).
Следовательно, скорость повышения температуры ткани за пределами непосредственной близости от аблационного электрода намного ниже, что приводит к резкому радиальному температурному градиенту, поскольку температура ткани уменьшается в радиальном направлении пропорционально расстоянию от аблационного электрода; в более глубоких тканях температура продолжает повышаться течение нескольких секунд после прекращения подачи РЧ энергии (так называемый феномен тепловой задержки). Поэтому при РЧА требуется, по крайней мере, 30-60 сек для создания полноценного повреждения.
Кроме того, когда разность температур между примыкающими тканями развивается из-за разности локальной плотности тока или локальной теплоемкости, тепло проводится от более горячих областей к более холодным, что приводит к снижению температур первых и повышению температур последних. Более того, потеря тепла с кровью, находящейся на поверхности, и в интрамиокардиальные кровеносные сосуды определяет температурный профиль в пределах ткани.
В устойчивом состоянии размер повреждения пропорционален температуре на границе ткань-электрод, а также амплитуде РЧ мощности. Размер повреждения может быть увеличен путем применения более высоких мощностей и температур. Температура ткани может достигать 110°С. Выше этой температуры испарение тканевой жидкости обеспечивает и предотвращает дальнейшее нагревание РЧ током благодаря электроизоляционным свойствам пара.
Более того, закипание плазмы на границе электрод-ткань может стать причиной карбонизации («обугливания») ткани в точке очень высокой плотности РЧ тока (обычно очень близко к РЧ электроду), что приводит к образованию электроизоляционного «мягкого тромба» (сгустка), внезапно увеличивающего электрическое сопротивление, который препятствует дальнейшему попаданию тока в ткань и дальнейшему нагреву.
Желаемый уровень температуры ткани при РЧА составляет 50-90°С. В этом диапазоне можно ожидать относительно равномерной коагуляции ткани. Если температура ниже 50°С, некрозы не образуются или появляются минимальные повреждения. При температуре выше 100°С происходит испарение тканевой жидкости, включая образование пара и обугливание. Поскольку скорость повышения температуры в более глубоких слоях миокарда низкая, часто необходима непрерывная подача энергии на протяжении хотя бы 60 сек для формирования повреждения на максимальной глубине.
в) Конвекционное охлаждение. При проведении эндокардиальной аблации ткани, нагретые непосредственно РЧ энергией, начинают терять тепло в более глубокие слои миокарда, а также потеря происходит из-за объема циркулирующей крови и металлического аблационного электрода (рис. 3). Проведение тепла в более глубокие слои миокарда позволяет увеличить размер аблационного повреждения. Проведение тепла к аблационному электроду способствует косвенному контролю температуры ткани посредством встроенных температурных датчиков.
Рисунок 3. Биофизика радиочастотного нагрева. На данной иллюстрации изображены зоны резистивного и кондуктивного нагрева ткани, и конвекционной потери тепла из ткани в циркулирующий кровоток и эпикардиальные артерии при подаче радиочастотного тока в эндокард с использованием традиционного катетера с 4-мм кончиком
С другой стороны, конвекционная потеря тепла от точки аблации в эндокарде в объем циркулирующей крови приводит к охлаждению поверхности эндокарда и остается основным фактором, препятствующим эффективному нагреву миокарда и образованию повреждения. Поскольку поверхность ткани охлаждается током крови, самая высокая температура во время подачи РЧ энергии наблюдается немного ниже поверхности эндокарда. Следовательно, ширина эндокардиального повреждения формируется раньше, чем ширина интрамурального повреждения (20 сек против 90-120 сек). Из этого следует, что максимальное по ширине повреждение образуется интрамурально, а результирующее повреждение обычно имеет каплевидную форму с меньшим некрозом на поверхности ткани.
Если магнитуда конвекционного охлаждения возрастает (например, нестабильное положение катетера, плохой контакт катетера с тканью или высокая скорость кровотока рядом с катетером), то эффективность нагрева снижается из-за большей потери энергии с кровотоком и меньшей ее доставки к ткани. Когда РЧ мощность ограничена и ее недостаточно для преодоления потери тепла с конвекцией, размер повреждения уменьшается.
С другой стороны, когда мощность РЧ энергии не ограничена, конвекционное охлаждение позволяет подавать в ткань больше энергии (при условии поддержания адекватного контакта электрод-ткань), тем самым увеличивая глубину резистивного нагрева и температуру в интрамуральных слоях (следовательно, и размер аблационного повреждения очага), в то же время следует избегать очень высокой температуры на поверхности эндокарда (и температур, измеряемых датчиками на кончике катетера), которые в противном случае могут вызвать закипание крови, формирование «мягкого тромба» на кончике электрода с последующим внезапным повышением электрического сопротивления и дальнейшим снижением подачи энергии.
Концепция конвекционного охлаждения может объяснить малое количество осложнений, связанных с коронарными артериями, при традиционной РЧА. Коронарные артерии выступают в роли теплоотвода, эндотелий сосудов существенно не нагревается из-за рассеивания тепла в высокоскоростном коронарном кровотоке, даже если катетер расположен вблизи сосуда. Хотя данный эффект защищает стенки сосудов, он может препятствовать созданию повреждения, если рядом с целью аблации располагается большая перфорантная артерия, которая будет отводить тепло от ткани, подвергающейся воздействию.
Эффекты конвекционного охлаждения применялись для увеличения размеров аблационных повреждений. В настоящее время широко используется активное охлаждение электрода путем орошения для предотвращения риска перегрева в точке контакта электрода с тканью и увеличения мощности подачи энергии и глубины объемного нагрева.
Следует заметить, что стандартная РЧА не так эффективна, когда выполняется в эпикарде по сравнению с эндокардом, по ряду причин, среди которых недостаточное конвекционное охлаждение циркулирующей кровью аблационного электрода в эпикардиальном пространстве. Это приводит к высоким температурам электродов при маломощных установках (< 10 Вт), ограничивая подачу энергии в перикардиальное пространство и препятствуя образованию повреждения. Поэтому в данном случае требуется активное охлаждение электрода.
г) Температура кончика катетера. Температура кончика катетера зависит от температуры ткани, контакта ткани с аблационным электродом, конвекционного охлаждения циркулирующей кровью, теплоемкости материала электрода, типа и расположения температурного датчика.
Температура на кончике катетера определяется датчиком, находящимся на аблационном электроде. Существует два различных типа температурных датчиков: термисторы и термопары. Для термисторов необходим возбуждающий ток, электрическое сопротивление изменяется по мере изменения температуры электрического проводника. Намного чаще используются термопары, которые состоят из медных и константановых проводов, встроенных в центр аблационного электрода. Термопары основаны на так называемом «эффекте Зеебека»; когда два различных металла соединены (чувствительное соединение), на референсном соединении может измеряться напряжение, пропорциональное разнице температур между двумя металлами.
Повышение температуры электрода происходит косвенно — аблационный электрод нагревается не РЧ энергией, а вследствие прикосновения к нагретой ткани. Поэтому температура кончика катетера всегда ниже или в идеале равна поверхностной температуре ткани. Обычные электродные катетеры с контролем температуры сообщают температуру только от центра электродной массы (при одном дизайне) или от верхушки кончика катетера (при другом дизайне). Вероятно, что определенная температура недооценивает пиковую температуру ткани (которая находится немного ниже поверхности эндокарда).
Некоторые другие факторы могут увеличивать расхождение между температурой кончика катетера и тканью, к ним относятся орошение кончика катетера, большой размер аблационного электрода, плохой контакт электрода с тканью. Орошение кончика катетера увеличивает разницу между температурой ткани и электрода, потому что оно приводит к охлаждению аблационного электрода, но не ткани. При большем размере кончика большая поверхность электрода подвергается охлаждающему воздействию кровотока, чем при стандартном размере кончика, что приводит к более низким температурам электрода.
Аналогично, при плохом контакте электрода с тканью, меньшая часть материала электрода соприкасается с тканью, поэтому нагревание кончика тканью происходит медленнее, что приводит к относительно низким температурам на кончике катетера.
