Можно считать аксиомой, что успешная аблация происходит, когда адекватное количество энергии доставляется за адекватное количество времени при адекватном контакте электрода с тканью в соответствующей точке. Многие из этих элементов относятся к формированию эффективного аблационного повреждения. Размер повреждения определяется как общий объем или величина (ширина и глубина) повреждения.
Размер повреждения, вызванный РЧ энергией, определяется количеством ткани, нагретой до температуры, превышающей критическую, для создания необратимого повреждения миокарда (50°С). Нагрев ткани зависит от величины мощности РЧ энергии, которая в тканях преобразуется в тепло. Как уже было отмечено, только тонкий ободок (1-2 мм) ткани непосредственно под аблационным электродом нагревается напрямую. Затем тепло распространяется в подлежащие ткани; однако проведение тепла в более глубокие слои относительно медленное и очень неэффективное.
Расстояние, при котором температура падает менее 50°С, ограничивает глубину создаваемого повреждения. Применение более высокой мощности для достижения более высокой температуры приводит к более распространенным повреждениям путем повышения температуры края резистивно нагретой ткани существенно выше 50°С, чтобы температура в более глубоких слоях достигла отметки 50°С, необходимой для создания некроза. Однако ободок ткани, нагретой при прямом контакте с электродом, проводит тепло не только в более глубокие слои, но и возвращает его обратно к кончику катетера.
Повышение температуры электрода выше должного либо ограничивает дальнейшую подачу энергию (в режиме подачи энергии с контролем по температуре), либо повышается импеданс как результат образования «мягкого тромба»; эти эффекты потенциально ограничивают размер очага. Кроме того, дальнейшее повышение температуры ткани более 100°С небезопасно, потому что растет риск развития феномена «парового хлопка». Охлаждение аблационного электрода (пассивное при использовании электрода большей длины или активное при использовании катетеров с орошением) может помочь уменьшить нагревание электрода, позволяя подавать более высокую мощность и создавать более обширные повреждения.
Некоторые другие факторы могут влиять на размер очага РЧ повреждения (табл. 7.1).
а) Температура аблационного электрода. Взаимосвязь между размером очага повреждения и указанной температурой кончика катетера сложна и подвержена влиянию нескольких противоречивых факторов. Когда температура кончика катетера приближается к температуре ткани (главная детерминанта формирования повреждения), кажется, что размер повреждения увеличивается непосредственно с увеличением температуры до момента формирования «мягкого тромба» на границе электрод-ткань, что ограничивает дальнейшую подачу энергии.
Однако при хорошем контакте кончика катетера с тканью и слабым охлаждением, целевая температура может быть достигнута при меньшей мощности, приводя к довольно небольшим повреждениям, несмотря на высокую температуру кончика катетера при измерении.
Более того, температура кончика катетера недостаточно надежный критерий для определения температуры ткани, т.к. на нее также влияет конвекционное охлаждение, контакт электрода с тканью, тип и расположение температурного датчика. Низкая температура на кончике катетера может быть обусловлена высоким уровнем конвекционного охлаждения, что позволяет доставлять в ткани большее количество РЧ энергии (поскольку больше нет ограничений из-за повышения температуры на аблационном электроде) и создавать относительно большие повреждения.
Лучше всего это иллюстрирует активное охлаждение аблационного электрода орошением во время подачи РЧ энергии; температура кончика катетера обычно составляет менее 40°С, что позволяет проводить более продолжительные аппликации при высокой выходной мощности.
б) Амплитуда радиочастотной мощности. Размер повреждения пропорционален количеству РЧ энергии, эффективно доставленной в ткань. Повышение мощности увеличивает количество напрямую нагретой ткани, как и температуру ткани, приводя к образованию более глубокого термического повреждения и более распространенного очага повреждения. Однако простая амплитуда мощности РЧ аппликации не обязательно означает большую мощность, доставленную в ткани, т.к. РЧ мощность может быть потеряна в потоке циркулирующей крови из-за плохого контакта электрода с тканью.
в) Продолжительность радиочастотной аппликации. РЧ повреждение преимущественно образуется в первые 10 сек целенаправленного нанесения энергии и изменения температуры ткани, и достигает максимума через 30 сек. Превышение РЧ аппликации более 45-60 сек во время высвобождения РЧ энергии с контролируемой мощностью обычно не приводит к дальнейшему увеличению очага повреждения. Однако использование больших электродов или РЧ электродов с орошением требуют большего времени для увеличения области повреждения, а продленная аблация (60-120 сек) потенциально может помочь в создании более распространенных повреждений.
г) Контакт электрода с тканью. Давление катетера в месте контакта электрода с тканью — важная детерминанта размера повреждения. Данные указывают, что увеличение плотности контакта (усилия при контакте) сопоставимо с РЧ мощностью; таким образом, та же самая температура ткани и размер повреждения могут быть достигнуты при гораздо меньшей мощности, если контакт с тканью оптимизирован.
Эффективность доставки энергии в миокард (т.е. повышение температуры на ватт прилагаемой мощности) во многом зависит от контакта электрода с тканью. Повышение силы контакта может увеличить эффективность формирования РЧ повреждения с помощью следующих механизмов: (1) расширение площади контактного следа электрода в ткани миокарда за счет более глубокого погружения в мягкий миокард, что приводит к увеличению количества РЧ мощности, которая может быть эффективно доставлена в ткань; (2) уменьшение поверхности электрода, подвергающейся взаимодействию с объемом циркулирующей крови и, следовательно, уменьшение шунтирования РЧ тока в кровь с низким сопротивлением; (3) увеличение стабильности контакта электрода с тканью и уменьшение скольжения катетера при движении сердца, что повышает эффективность формирования повреждения; (4) растяжение миокарда, приближающее эпикард к аблационному электроду, и, следовательно, улучшающее трансмуральность РЧ повреждения.
Однако при определенной умеренной силе контакта дальнейшее увеличение устойчивости контакта приводит к прогрессивному уменьшению размеров из-за уменьшения количества РЧ мощности, необходимой для достижения целевой температуры. Повышение температуры на аблационном электроде сигнализирует о чрезмерном нагреве тканей и ограничивает высвобождение мощности в режиме работы при контроле по температуре. Снижение конвекционного охлаждения аблационного электрода (из-за меньшего взаимодействия с объемом крови) приводит к повышению температуры электрода и в последующем может снизить подачу РЧ тока.
д) Длина электрода. Кончик аблационного катетера с электродом обычно составляет 4 мм в длину, но доступны размеры до 10 мм в длину. Увеличение размера электрода снижает сопротивление крови и ткани, но сопротивление через остальные ткани пациента остается прежним. Следовательно, соотношение между поверхностным сопротивлением и сопротивлением через остальные ткани пациента будет меньше при использовании 8-мм электрода, а не 4-мм электрода, что снижает эффективность доставки мощности в ткани. Поэтому при одной и той же общей мощности повреждения, созданные большим электродом, всегда меньше повреждений, созданных меньшим электродом (рис. ниже).
Зависимость эффекта от размера электрода и доставленной мощности на размер повреждения. Репрезентативные блоки миокарда представлены с повреждениями (выделены темным) в результате оптимальной доставки радиочастотной энергии каждым типом электрода. Эффект от доставки 20 Вт в течение 30 сек представлен для 4-мм электрода (слева) и 8-мм электрода (в центре). Больший по размеру электрод рассеивает больше энергии в кровоток, тем самым создавая парадоксально меньшее повреждение. Из-за охлаждения электрода за счет большей площади поверхности один и тот же 8-мм электрод может доставлять больше мощности, чем 4-мм электрод, и создавать более крупное повреждение (справа)
Больший размер электрода обладает большей вариабельностью при доставке мощности в ткани из-за большей вариабельности при контакте с тканью, контакт с тканью более зависим от направления катетера с более длинными электродами. Следовательно, 8-мм электрод может требовать в 1,5-4 раза более высокой мощности, чем 4-мм электрод для создания повреждения одинакового размера.
С другой стороны, когда мощность не ограничена, катетеры с большими дистальными электродами формируют более распространенные повреждения, как за счет увеличения площади поверхности аблационного электрода при контакте с циркулирующей кровью (приводя к усиленному конвекционному охлаждающему эффекту), так и за счет увеличения объема ткани, нагреваемой напрямую из-за увеличения площади поверхности на границе электрод-ткань (см. рис. выше). Однако это предполагает, что контакт электрода с тканью, рассеивание тепла в ткани и кровоток однородны на всем протяжении контакта электрода с тканью.
По мере увеличения размера электрода уменьшается вероятность, что эти предположения верны, по причине вариабельности трабекул и кривизны камер сердца, перфузии тканей, внутрисердечного кровотока, которые влияют на рассеивание тепла и контакт с тканью. Эти факторы приводят к образованию очага, непредсказуемого по размеру и однородности при использовании электродов более 8 мм в длину.
Существует потенциальная проблема безопасности при применении длинных аблационных электродов из-за их неравномерного нагрева, максимальный нагрев происходит на концах электродов. Таким образом, катетеры с большими электродами и единственным термистором могут недооценивать максимальную температуру, что может привести к обугливанию и потенциальным тромбоэмболическим осложнениям. Для получения обратной связи по температуре предпочтительнее катетеры со множественными температурными датчиками на кончиках.
Кроме того, большая вариабельность мощности, доставленной в ткань, и большее расхождение между температурами ткани и электрода затрудняет предотвращение феномена «парового хлопка» и обугливания. Другая сторона проблемы состоит в том, что обугливание может всего лишь минимально влиять на сопротивление электрода из-за покрытия очень маленькой части поверхности электрода. Поэтому понижение температуры электрода и отсутствие любого повышения сопротивления можно ошибочно расценивать как более безопасный процесс аблации.
Основные ограничения большого аблационного электрода (8-10 мм в длину) заключаются в снижении мобильности и гибкости катетера (что может затруднять позиционирование аблационного электрода) и ухудшении воспроизводимости записей с аблационного электрода, что может осложнять определение оптимальной точки аблации. Электрод большего размера сглаживает локальную электрограмму, особенно с дистального полюса. При дистальном кончике 8-10 мм в длину и 1-мм коротком кольце проксимального электрода, основным источником для записи биполярной электрограммы является проксимальный электрод, что затем осложняет поиск оптимальной точки аблации.
Напротив, электрод меньшего размера повышает точность картирования и предоставляет обратную связь по нагреву ткани; его единственный недостаток — ограниченный уровень мощности, которую можно доставить в ткань.
е) Ориентация электрода. Влияние ориентации катетера на размер зоны повреждения зависит от наличия пассивного или активного охлаждения, ограничения подачи мощности, длины аблационного электрода, как и от расположения температурных датчиков относительно части электрода, контактирующей с тканью. Размер зоны повреждения мало зависит от ориентации катетеров с 4- или 5-мм кончиками; эффект от направления катетера более значим при работе с более длинными аблационными электродами.
Когда кончик катетера расположен перпендикулярно к поверхности ткани, очень маленькая его часть контактирует с тканью (приводя к увеличению плотности тока на границе электрод-ткань), а большая часть взаимодействует с циркулирующей кровью (приводя к усиленному конвекционному охлаждению), чем когда кончик катетера лежит на боку. С другой стороны, параллельное направление кончика катетера обеспечивает контакт с большим количеством ткани, что способствует меньшей потере мощности в объеме крови и меньшей плотности тока на границе контакта электрода с тканью.
Поэтому при одной и той же мощности перпендикулярное направление электрода приводит к образованию повреждения больших объемов, чем параллельное направление. Однако если уровень РЧ мощности не ограничен и увеличивается для поддержания постоянной плотности тока, размер повреждения будет увеличиваться пропорционально площади контакта электрода с тканью, которая выше при параллельном направлении кончика.
Более того, характер повреждения, нанесенного в режиме контроля по температуре, зависит от расположения температурных датчиков относительно части электрода, контактирующей с тканью. Таким образом, ориентация электрода и его температурных датчиков определяет подходящую целевую температуру, необходимую для создания максимальных повреждений, и в то же время предотвращает образование «мягкого сгустка», вызванного перегревом при любом расположении на границе электрода с тканью.
ж) Материал электрода. Хотя электроды, состоящие из платины и иридия, были стандартными для большинства катетеров для РЧА, золото имеет отличные электропроводящие свойства и проводимость, более, чем в 4 раза превосходящую платину (300 vs 70 Вт/(мхК)), хотя оба материала обладают сходной теплоемкостью (130 и 135 Дж/кгхК)). Более высокая теплопроводность золота потенциально может увеличивать среднюю скорость высвобождения мощности из-за лучшего проведения тепла в месте контакта электрода с тканью и усиливать охлаждение в результате потери тепла в окружающий кровоток.
Поэтому золотые электроды позволяют подавать более высокую мощность для создания более глубоких повреждений при заданной температуре электрода и без повышения сопротивления. Усиленное охлаждение электрода дает возможность выполнять более мощные РЧ воздействия при постоянной температуре до достижения температурного лимита или до повышения сопротивления электрода. Однако более высокая теплопроводность золотых электродов не является преимуществом в зонах с низкой скоростью кровотока (например, между миокардиальными трабекулами), где охлаждение кончика электрода минимальное. В этих условиях электроды, состоящие из материалов с низкой теплопроводностью, позволяют создавать более распространенные повреждения.
Противоречивые результаты были получены в клинических наблюдениях при сравнении 8-мм катетеров с золотыми и платиново-иридиевыми кончиками при аблации кавотрикупидального истмуса (КТИ). Во время катетерной аблации медленных проводящих путей АВ-узла у пациентов с атриовентрикулярной узловой реципрокной тахикардией (АВУРТ) не было получено существенных различий между 4-мм катетерами с кончиками из золота и платиново-иридиевыми кончиками при достижении первичной конечной точки или увеличения мощности или температуры в любые измеренные временные промежутки. Однако аблация с применением золотых электродов представляется безопасной и хорошо переносимой, и особенно не повышает риск развития АВ-блокады.
Интересно, что наблюдается значительное снижение риска обугливания кончиков электродов из золота по сравнению с платиново-иридиевыми материалами, что указывает на возможное преимущество этого материала помимо его лучших теплопроводящих свойств.
Недавние исследования аблационного катетера с орошением и с кончиком из золота показали, что он обеспечивает более высокую подачу энергии при более низкой температуре на кончике катетера и более низкой скорости орошения по сравнению с платиново-иридиевыми катетерами с орошением.
з) Расположение и размер индифферентного электрода. Путь и взаимодействие с кожным индифферентным электродом имеют значительное сопротивление для прохождения РЧ тока, тем самым рассеивается часть мощности. Увеличение размера пластины (или использование 2 пластин) и оптимизация контакта с кожей позволяют снизить электрическое сопротивление на кожном индифферентном электроде (и минимизировать рассеивание мощности) и обеспечить увеличение нагрева в зоне электрод-эндокард и тем самым повысить эффективность аблации и увеличить размер повреждения. С другой стороны, расположение индифферентного электрода (на спине или бедре пациента) оказывает малое влияние на размер сформировавшегося повреждения.
и) Конвекционное охлаждение. Температура аблационного электрода зависит от противоположных эффектов: нагревания от ткани и охлаждения от кровотока вокруг электрода. Поскольку размер очага аблации в основном зависит от мощности РЧ энергии, доставленной в ткань, размер повреждения изменяется с величиной конвекционного охлаждения аблационного электрода. Охлаждение электрода может происходит пассивно (окружающий ток крови) или активно (орошение электрода).
При любой заданной температуре электрода мощность РЧ энергии, доставляемой в ткань, значительно снижается в областях с низкой скоростью кровотока (например, в глубоком кармане КТИ, дилатированных и плохо сокращающихся предсердиях, между миокардиальными трабекулами). Уменьшенное охлаждение, связанное с низким кровотоком, приводит к тому, что электрод достигает целевой температуры при более низких уровнях мощности, и если аблация проводится в режиме по контролю температуры, мощность энергии будет ограничена. В этих областях повышение температуры электрода до 65°С или 70°С всего лишь минимально увеличит мощность, но существенно увеличит риск формирования тромба и повышения сопротивления. Увеличение локального кровотока, напротив, ассоциируется с ростом конвекционного охлаждения аблационного электрода.
Пассивному охлаждению электрода может способствовать применение более длинного электрода или материала для электрода с высокой теплопроводностью. Конвекционное охлаждение также может быть достигнуто внутренней или наружной системой охлаждения аблационного электрода физиологическим раствором.
При значительном охлаждении в ткань доставляется больше мощности для достижения и поддержания целевой температуры, что приводит к образованию большего объема повреждения. Однако когда выход РЧ мощности ограничен, значительное охлаждение сокращает нагрев ткани из-за повышенной потери тепла в объем крови. Поэтому при любой заданной выходной мощности (без ограничения по температуре) размер РЧ повреждения уменьшается при увеличении конвекционного охлаждения. И наоборот, при любой заданной температуре электрода (без ограничения по мощности) размер РЧ повреждения увеличивается при повышении конвекционного охлаждения.
к) Полярность радиочастотной системы. Большинство РЧ повреждений создаются путем применения энергии в монополярном режиме между аблационным электродом, контактирующим с миокардом, и индифферентным электродом, расположенным на коже. Нанесение биполярной энергии приводит к образованию больших повреждений, чем монополярной. В целом, при монополярном режиме создается высоколокализованное повреждение с минимальным ущербом поверхности (т.е. более узкие и глубокие очаги), в то время как при биполярной РЧА получаются более длинные, но менее глубокие очаги.
л) Гибкость электрода. Дизайн катетера с орошением с гибким кончиком (Cool Flex, St. Jude Medical) позволяет кончику аблационного электрода сгибаться и обеспечивать более равномерное распределение силы, более значительный и стабильный контакт с тканью (при неперпендикулярных направлениях) на работающем сердце, независимо от направление катетера относительно ткани. Такой дизайн также улучшает охлаждение на границе катетера и ткани посредством открытого орошения через многочисленные отверстия, которые равномерно распределены по электроду для радиального охлаждения, что также создает преимущественный поток к ткани, когда кончик катетера изгибается, при формировании повреждения. В дистальный кончик встроены четыре дополнительных отверстия для охлаждения ткани, когда катетер принимает перпендикулярное направление.
По данным одного из исследований, использование катетера с гибким кончиком Cool Flex ассоциируется с более распространенными аблационными повреждениями одинаковой глубины по сравнению с катетером с жестким кончиком. Главным образом это было связано с улучшенным охлаждением на границе электрод-ткань, что позволило доставлять больше энергии в ткань, особенно при неперпендикулярном расположении катетера, что также приводило к увеличению площади контакта во время РЧ аппликаций катетером с гибким кончиком. На работу катетера с жестким кончиком, вероятно, существенно влияет направление катетера, чего не бывает в случае применения катетера с гибким кончиком.
