Цель оптимизации РЧА — создание адекватного по размеру повреждения с минимизацией шанса образования «мягкого тромба» на самом электроде и образования пара в ткани. Как обсуждалось ранее, для эффективной аблации мощность РЧ энергии должна возрастать в достаточной степени до достижения температуры существенно выше 50°С непосредственно в месте контакта с электродом для формирования некроза ткани.
В то же время в целях безопасности аблации самая высокая температура ткани должна быть менее 100°С для предотвращения феномена «парового хлопка» и формирования «мягкого тромба». Поэтому мониторинг высвобождения РЧ энергии очень важен для выполнения как успешной, так и безопасной аблации.
Создание РЧ повреждения зависит от многих факторов, некоторые из них можно контролировать, в то время как некоторые факторы вариабельны и непредсказуемы. При стандартной РЧА подача энергии титруется по температуре электрода, обычно составляя 55-65°С.
Более высокая температура увеличивает вероятность достижения температуры в 100°С на концах аблационного электрода (в стороне от температурного датчика), приводя тем самым к образованию «мягкого тромба». Повышение температуры ткани сопровождается снижением сопротивления, которое также является надежным маркером перегрева ткани.
Снижение сопротивления и повышение температуры коррелируют с шириной и глубиной повреждения; максимальный подъем температуры лучше всего коррелирует с шириной, а максимальное снижение сопротивления — с глубиной повреждения.
Эффективность нагрева ткани (т.е. температура на ватт прилагаемой мощности) зависит от нескольких составляющих, включая стабильность катетера, давление электрода на ткань, направление катетера относительно эндокарда, эффективную площадь контакта с электродом, конвекционную потерю тепла в объем крови и местоположение электрода.
Таким образом, прилагаемая энергия, мощность, ток — плохие индикаторы степени образования повреждения, а фактическая температура на границе электрод-ткань остается единственным показателем фактического размера повреждения. В настоящее время, хотя и не идеально, но применяется контроль температуры и сопротивления для обеспечения адекватного, но не чрезмерного нагрева ткани на границе электрод-ткань.
В будущем для мониторинга температуры ткани во время РЧ процедуры могут использоваться новые технологии, включая инфракрасные и ультразвуковые датчики.
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
а) Мониторинг сопротивления. Величина тока, подаваемого РЧ генератором, применяемым при аблации, в основном определяется сопротивлением между аблационным катетером и индифферентным электродом. На сопротивление влияют несколько факторов, включая внутренние свойства ткани, давление катетера в месте контакта, размер электрода катетера, размер индифферентного электрода, наличие «мягкого тромба» и площадь поверхности тела.
Для измерения сопротивления не требуется никакого специального датчика, размещенного в катетере, измерение может проводиться любым катетером, предназначенным для РЧА.
По мере того, как температура ткани во время нанесения РЧ энергии повышается, ионы внутри нагреваемой ткани становятся более подвижными, что приводит к снижению сопротивления к подаваемому току. Следовательно, падение сопротивления во время РЧА — маркер нагрева ткани в реальном времени.
Хотя падение сопротивления во время РЧА происходит главным образом из-за обратимого явления, а не вследствие необратимого повреждения ткани миокарда, вторичного по отношению к аблации, было показано, что диаметр и глубина повреждения хорошо коррелируют со снижением сопротивления, причем существует даже более прямая зависимость, чем с измеренной температурой.
Обычно сопротивление, ассоциированное с плотным контактом катетера (до нагрева ткани), составляет 90-120 Ом. Когда контакт с катетером плохой, начальное сопротивление меньше на 20-50% из-за низкой резистивности крови. Более того, электроды большего размера имеют большую площадь контакта и, следовательно, меньшее сопротивление.
Снижение сопротивления на 5-10 Ом обычно наблюдается при клинически успешных РЧА, коррелирует с температурой 55-60°С и редко ассоциируется с формированием «мягкого тромба». Более выраженное снижение сопротивления отражает чрезмерный нагрев ткани и наблюдается в случае, когда формирование «мягкого тромба» неизбежно. Если «мягкий тромб» сформировался, то обычно отмечается резкий подъем сопротивления выше 250 Ом.
При титрации РЧ энергии с применением только мониторинга сопротивления, начальная выходная мощность составляет 20-30 Вт и затем постепенно увеличивается до целевого снижения сопротивления на 5-10 Ом. Когда целевое сопротивление достигнуто, выходная мощность должна регулироваться вручную на всем протяжении РЧ воздействия для поддержания сопротивления на целевом уровне. Большее снижение сопротивления должно побудить к снижению выходной мощности.
Недостаточное снижение сопротивления во время применения РЧ энергии может отражать неэффективную доставку энергии в ткани из-за плохого контакта катетера или нестабильности катетера, в этом случае необходимо изменить положение катетера и убедиться в адекватном контакте катетера с тканью.
Падение сопротивления как инструмент мониторинга имеет несколько ограничений. Когда скорости кровотока низкие, кровь также может нагреваться и сопротивление электрода соответственно падает. Более того, значимое повышение температуры ткани при маленькой площади контакта и меньший подъем температуры при лучшем контакте могут привести к одинаковому падению сопротивления.
И наоборот, одинаковый нагрев ткани при различном контакте может вызвать различное изменение сопротивления. Кроме того, резистивный нагрев прилежащей ткани происходит быстро, в то время как проведение тепла в более глубокие слои происходит относительно медленно. Первое, при ближайшем рассмотрении, оказывает более значимое влияние на сопротивление, чем второе, которое возникает на большем расстоянии.
Следовательно, падение сопротивления во время РЧ воздействия не является надежным параметром для определения глубины нагрева ткани и увеличения повреждения.
Хотя образование «мягкого тромба» обычно сопровождается резким повышением сопротивления, отсутствие подъема сопротивления во время аблации не гарантирует отсутствие образования «мягкого тромба» в точке контакта с тканью, он может быть сформирован незаметно на поверхности ткани, а не на аблационном электроде.
Кроме того, при использовании больших аблационных электродов, формирование сгустков крови может минимально отражать сопротивление электрода из-за покрытия всего лишь малой части поверхности электрода. Любое повышение сопротивления во время РЧ аппликации может, однако, указывать на начинающееся образование «мягкого тромба» или непреднамеренное смещение катетера; в любом случае, не стоит продолжать РЧ воздействие.
б) Мониторинг температуры электрода. Для мониторинга температуры используются специальные датчики внутри кончика катетера. Доступны два типа сенсоров: термисторы и термопары. Не было показано превосходства технологии термометрии или катетеров в клинической практике.
Традиционные катетеры с термоконтролем измеряют температуру только в центре электрода или на верхушке кончика катетера, что зависит от дизайна катетера; вероятно, измеренная температура не отражает пика температуры в ткани. Поэтому в клинических условиях лучше всего, если целевая температура не превышает 70°С.
Мониторинг температуры кончика катетера и управление мощностью выхода по замкнутому контуру полезны для достижения эффективного нагрева в целевой зоне, в то же самое время это позволяет избежать перегрева на поверхности ткани, который может привести к образованию «мягкого тромба».
Однако на температуру кончика катетера оказывают влияние охлаждающие эффекты и контакт электрода с тканью, и она, таким образом, плохо коррелирует с размером очага повреждения. Температура ткани может быть значимо выше температуры кончика катетера; превышение целевой температуры может увеличить вероятность перегрева ткани с развитием «мягкого тромба» и феномена «парового хлопка».
Зоны с высокой скоростью кровотока подвергаются более эффективному охлаждению аблационного электрода; следовательно, больше РЧ мощности доставляется в ткань до достижения целевой температуры, приводя к относительно большим повреждениям, и наоборот.
Расхождение между измеренной температурой электрода и температурой ткани значительно возрастает при активном охлаждении аблационного электрода. Тепловые воздействия на температуру электрода определяются нагреванием его от ткани, внутренней системой охлаждения орошаемого раствора или внешней системой охлаждения благодаря циркулирующей крови или открытому орошению.
При высоких скоростях потока орошения температура кончика катетера не может быть репрезентативной для температуры ткани, поэтому обратная связь не может использоваться для определения выходной мощности. Разница между температурой электрода и температурой границы электрод-ткань выше у электрода с закрытым орошением, чем у электрода с открытым орошением.
Расхождение, вероятно, будет увеличиваться в областях с высокой скоростью кровотока за счет увеличения скорости потока орошения или охлаждения раствора для орошения. Катетеры с охлаждающим физиологическим раствором имеют пик нагрева ткани на несколько миллиметров дальше от границы электрод-ткань. Поскольку максимальный нагрев ткани происходит не на границе электрод-ткань, значение контроля температуры и сопротивления для данного типа катетера ограничено.
Следовательно, мониторинг формирования повреждения и оптимизация подачи энергии при РЧА с охлаждением остаются сложной задачей. Соответствующее титрование энергии важно для обеспечения большей мощности и образования больших повреждений, избегая при этом перегрева ткани с образованием пара, приводящего к «хлопку».
Более того, нет возможности оценить нагрев ткани, а следовательно, и титровать энергию до достижения объективной конечной точки, что не позволяет оператору оценить, обусловлены ли неудачные воздействия неадекватным картированием или неадекватным нагревом.
В целом, превышение температуры в 42-45°С при мощности более 30 Вт во время РЧА с открытым орошением может увеличить риск развития феномена «парового хлопка» и повышения сопротивления, особенно во время длительных РЧ аппликаций продолжительностью более 60 сек.
Феномен «парового хлопка» слышен часто, но не всегда. Внезапное снижение температуры, внезапное смещение катетера (как следствие хлопка, «выдувающего» катетер из заданного положения) и внезапное изменение сопротивления являются потенциальными признаками совершившегося феномена «парового хлопка».
в) Электрофизиологические эффекты аблации. Помимо мониторинга сопротивления и температуры кончика катетера, влияние нагрева ткани на регистрируемые электрограммы или аритмию остаются важными индикаторами для контроля формирования повреждения. Прекращение тахикардии (ЖТ, трепетания предсердий [ТП], наджелудочковой тахикардии) или блокада проведения через АВ-узел или дополнительный путь проведения во время выполнения аблации немедленно сообщают о нарушении целостности ткани.
Кроме того, превышение порога стимуляции и снижение амплитуды электрограммы могут указывать на повреждение ткани. Однако эти параметры нелегко мониторировать во время РЧ воздействия, особенно изменение порога стимуляции. Более того, уменьшение амплитуды электрограммы во время РЧ аппликации часто незаметно из-за накладывающегося электрического артефакта.
Следует заметить, что снижение амплитуды и крутизны локальной электрограммы как индикаторов нагрева ткани относится только к монополярной дистальной электрограмме. При биполярной записи на электрограмме может преобладать сигнал от более дистального кольцевого электрода, а биполярная амплитуда во время аблации теоретически может даже возрастать из-за большей разницы между сигналами от обоих электродов.
г) Мониторинг температуры ткани. Технологии для прямого измерения температуры ткани во время РЧА (которая преимущественно определяет формирование повреждения) в настоящее время недоступны для клинического использования. Оцениваются новые технологии, включая микроволновую радиометрию, ультразвуковую тепловизионную визуализацию в ближнем поле и магнитно-резонансную термометрию.
Прямой мониторинг температуры ткани позволяет титровать выход мощности РЧ энергии, продолжительность применения энергии, а также активное охлаждение для формирования оптимального повреждения. Поддержание температуры во время аблации в «безопасной и эффективной» зоне (50-80°С) позволяет достичь адекватного РЧ повреждения и предотвратить феномен «парового хлопка».
