а) Биофизика лазерной энергии. Усиление света за счет стимулированного излучения (лазер) создает монохроматический (узкочастотный диапазон) фазово-когерентный пучок на определенной длине волны (рис. ниже). Этот луч может быть настроен на определенную продолжительность и интенсивность, и, по мере того, как он проникает в ткань, он поглощается и рассеивается.
Фото-термический эффект наступает при поглощении энергии фотонов, что приводит к колебательному возбужденному состоянию в молекулах (хромофорах). При поглощении этой энергии ткань нагревается и создается повреждение (т.е. повреждение ткани термально опосредовано).
Лазерную энергию можно подавать в непрерывном или пульсовом режиме. Лазерная энергия избирательно поглощается тканями в пределах нескольких миллиметров и экспоненциально распадается, проходя через ткань вторично по отношению к поглощению и рассеиванию, степень которого зависит от диаметра лазерного луча и оптических свойств ткани. Размер повреждения определяется степенью диффузии света и транспорта тепла.
Применяются три основных лазерных системы: аргоновый лазер, неодимовый лазер (алюмо-иттриевый гранат — Nd:YAG) и диодный лазер. В аргоновом лазере используется газовая среда генерации лазерного излучения, которая излучает свет с длиной волны 500 нм. В этой системе световая энергия быстро поглощается в первых нескольких миллиметрах ткани, что приводит к испарению с поверхности и образованию кратера.
Nd:YAG лазер использует твердую среду генерации лазерного излучения (алюмо-иттриевый гранат), который излучает энергию с длиной волны 1060-2000 нм в инфракрасном спектре. Данная система ассоциирована со значительным рассеиванием в тканях. Это приводит к более диффузным и глубоким повреждениям ткани и фотокоагуляционному некрозу. С другой стороны, диодный лазер использует полупроводники и излучает энергию с длиной волны 700-1500 нм (ближний инфракрасный диапазон).
В определенной степени диодные лазеры можно настроить на создание повреждений различной глубины (например, средне-миокардиальные, эндо- или эпикардиальные повреждения).
б) Клиническое применение лазерной энергии. В ранних исследованиях лазерной аблации использовался лазер с высокой энергией, который имел значительный риск формирования кратера и эндотелиального повреждения. Эти исследования фокусировались на интраоперационном использовании лазеров в ультрафиолетовом и видимом диапазоне (длина волны 308-755 нм), и они, по-видимому, продемонстрировали эффективность выполненных повреждений.
Лазерная энергия также может высвобождаться по всей длине линейного диффузора, что обеспечивает равномерную линейную лазерную аблацию и превосходное трансмуральное повреждение по сравнению с предыдущими волоконно-оптическими системами доставки. Использование линейного диффузора в комбинации с лазерами в инфракрасном или близком к инфракрасному диапазоне (длина волны 800-1100 нм) в настоящее время изучается.
Лазерная энергия поглощается кровью, как следствие, воздействие непосредственно в кровяном русле приводит к образованию тромба. Данное ограничение устраняется при подаче лазерной энергии через заполненный жидкостью баллон, помещенный напротив ткани для обеспечения бескровной поверхности для аблации. Технология лазерной энергии с применением баллона использовалась для изоляции ЛВ. Самое последнее поколение этого катетера с баллоном — неуправляемый, с переменным диаметром, совместимый баллон (HeartLight, CardioFocus, Marlborough, МА, United States).
Центральный стержень катетера имеет эндоскоп толщиной 2 Fr, обеспечивающий визуализацию поверхности баллона в режиме реального времени: как ткань и кровь контактируют с баллоном. Кроме того, в центральном стержне находятся дополнительные просветы для циркуляции диоксида дейтерия (D2O) для охлаждения баллона, а также легко деформируемые оптические волокна, которые генерируют световое пятно под углом 30° как для видимого света (используется для эндоскопического контроля), так и для близкой к инфракрасной аблационной световой энергии.
Лазерный баллон вводится в антральную часть ЛВ через гибкий 12 Fr интродьюсер. Изменяющееся давление надувания баллона позволяет подстраиваться под индивидуальную анатомию ЛВ для оптимизации окклюзии ЛВ и максимального контакта баллона с тканью. Баллон наполняется смесью, состоящей из контраста и D2O, имеет внутреннюю систему охлаждения со скоростью потока 20 мл/мин для минимизации поглощения лазерной энергии.
Как только баллон раздут, эндоскоп в режиме реального времени обеспечивает визуализацию контакта поверхности баллона в предсердии с ЛВ и мониторинг проникновения крови в пространство между баллоном и тканью.
Генератор светового пятна состоит из оптического волокна, расположенного в центральной части стержня, которое проецирует 30° световое пятно на область контакта баллона с тканью под эндоскопическим контролем антральной части ЛВ (зоны контакта баллона с тканью визулизируются как бледные, белые, в то время как контакт с кровью отображается красным цветом).
Эта световое пятно служит прицельным лучом для доставки лазерной энергии и можно ориентировать вдоль поверхности баллона под конролем эндоскопической визуализации для осуществления индивидуального нанесения повреждения с использованием анатомически гибкой конструкцией баллона, который адаптируется к высокоизменчивой анатомии ЛВ. Как только определена правильная локализация, используется диодный лазер для доставки лазерной энергии с длиной 980 нм.
Лазерное волокно можно выдвинуть или ввести в стержень катетера для смещения точки нанесения лазерного излучения вдоль продольной оси катетера, а также можно повернуть в любое место на поверхности баллона. Повреждение формируется точечно по окружности, смежно и перекрывая друг друга вокруг ЛВ. Каждое отдельное аблационное повреждение охватывает 30° окружности.
Лазерная энергия доставляется при выходной мощности 5,5-12 Вт продолжительностью 20-30 сек в зависимости от толщины ткани и близости пищевода. Чтобы минимизировать риск образования тромба, энергия в 5,5 Вт подается в течение 30 сек, если аблация выполняется в зонах с интенсивным кровотоком вдоль периферии эндоскопического обзора. Застойная кровь в центре эндоскопического изображения представляет собой кровь из целевой ЛВ, которая полностью окклюзирована баллоном. В этой зоне аблацию не проводят из-за риска образования тромба при любой дозе лазерной энергии.
Технология катетерной лазерной аблации, по-видимому, сопоставима с РЧА в отношении эффективности и безопасности у пациентов с пароксизмальной ФП. Первоначальный клинический опыт данной технологии предполагает возможность достигать надежного и продолжительного эффекта электрической изоляции ЛВ у пациентов с высоковариабельными формами и размерами ЛВ.
В отличие от других катетеров с баллонами (криобаллон и высокоинтенсивный сфокусированный ультразвук — high-intensity focused ultrasound [HIFU]), лазерная аблация под визуальным контролем уникальна тем, что использует сопоставимый баллон с изменчивым диаметром, что позволяет одному катетеру с баллоном приспособиться к различным формам и размерам ЛВ. Кроме того, эндоскоп в режиме реального времени обеспечивает прямую визуализацию целевой ткани.
Другая важная черта — возможность адаптировать аблационное воздействие и выборочно титровать энергию для каждой точки кругового повреждения, что аналогично точечной РЧА. При работе с другими баллонными катетерами оперирующий электрофизиолог не может выбирать часть баллона для доставки аблационной энергии или контролировать деструкцию ткани вокруг баллона. В результате часть ЛП, прилежащая к пищеводу или диафрагмальному нерву, получает такое же количество энергии, что и области, где требуются более глубокие повреждения.
