Sunny Po 《Warren Jackman's Art of War: A sniper's Approach to Catheter Ablation》第三章中文翻译。本文共21945字，请注意阅读时间。其他章节的翻译请关注公众号：心电百科。因本章涉及了很多专业术语&名词，会有翻译不准的地方，请大家多多指正。

第3章：

射频消融的生物物理学

 

消融损伤的形成必须遵循一定的物理规律，这是公认的真理。对于射频（RF）损伤，组织温度必须达到约50摄氏度才能导致坏死。射频损伤的大小由以下因素决定：

1.输送到组织内的功率（不是射频仪上显示的功率）

2.组织内的温度（不是射频仪上显示的温度）

3.电极-组织接触处的阻抗（不是射频仪上显示的阻抗）

4.通过血流或冷盐水灌注对消融电极进行冷却

5.消融电极的大小（电极越大，损伤就越大！）

6.射频消融的持续时间

7.接触压力

 

首先，我们应该知道功率控制模式和温度控制模式之间的区别。基本上，前者假设更高的功率会产生更大的损伤，而后者则假设更高的电极温度会产生更大的损伤。这两个假设都是正确的，都是基于临床前和临床中的生物物理学研究。电生理术者经常问以下问题：ThermoCool导管是在温度控制模式还是功率控制模式下运行？正确答案是ThermoCool导管在温度限制（例如43℃）、功率控制模式下运行。将最高温度设置为43℃是为了降低电极-组织接触面血栓形成的发生率。

 

温度控制模式是由David Haines和其他人在导管消融尚处于起步阶段时一起提出的。他们发现电极温度与射频损伤的大小相关。后来的研究表明，消融损伤大小与射频功率的相关性比与电极温度的相关性更好，从而建立了功率控制模式的生物物理学基础。当射频电流遇到组织阻抗时，就会产生热量。理论上，流入靶组织的射频电流应与射频损伤大小呈现最佳相关性。但是，目前电流控制模式还不可用。

 

射频能量基础

在射频消融中，射频能量由射频范围内的交流电产生，通常在500kHz左右。理论上，明显低于500kHz的频率可能会刺激心肌和神经，导致心律失常或不适；而如果频率明显高于500kHz，则释放到心脏组织内的能量可预测性较差。

 

功率（瓦特）等于电压（伏特）乘以电流（安培）。根据欧姆定律（电压=电流x阻抗；V=I x R），功率方程可以表示为“P=I x V”、“P=I2 x R”或“P=V2/R. 射频损伤的大小与输送到目标组织的功率（或电流）成正比。对于大多数射频仪来说，增加功率是通过增加电压来实现的。射频电流不会较深的组织；具有最高电流密度的部位总是在电极-组织交界处。根据欧姆定律，消融过程中组织阻抗的变化对释放到组织的功率（P=V2/R）有很大影响。如果阻抗不变，电流和电压也将保持不变（V=I x R）；然而，这在临床上没有观察到。在射频消融开始时，由于组织损伤，组织阻抗迅速降低10-15%。在功率控制模式中，如果组织阻抗降低，电压将降低（P=V2/R）以保持相同的功率水平。在温度控制模式中，如果阻抗发生变化，功率将相应地变化，以保持目标电极温度。

 

阻抗热与传导热

消融电极将射频电流传递到目标组织。当射频电流遇到组织电阻时，它会产生热量，称为阻抗热。（图3.1）。随着射频仪上显示的温度升高，热量被传递回消融电极。热量可以通过三种方法传递：（1）辐射，主要以电磁波的形式发生在红外区域（在射频消融中可以忽略不计），（2）对流，这是通过移动的流体传递热量（在消融中，这被称为对流性冷却，其中热量损失到血液或灌注冷盐水中）和（3）传导，这允许热量在与热材料接触的整个材料中消散。在消融中，这被称为传导热。传导热和阻抗热以及对流性冷却的影响都是射频损伤大小的重要决定因素。

图3.1。组织加热。A.当射频电流进入组织时，它会遇到电阻介质（组织），并在电极-组织接触面产生热量（阻抗热）。热量被传递到相邻的组织（传导热）。热量也被传递回消融电极，导致电极温度升高。B.在大多数射频损伤中，只有一小部分组织被阻抗热损伤。损伤的大小主要取决于传导热。

 

阻抗热，也称为焦耳加热或欧姆加热。产生于当电流通过带有电阻的介质时，将电能转化为热能。在射频消融中，带有电阻的介质是目标心脏组织。由于与消融电极直接接触的加热组织和相对温度较低的周围组织之间存在温度差，随后发生传导加热。因此，射频损伤的形成是通过与消融电极接触的组织的直接阻抗热和后续的传导热来确定的，在传导热中，热量缓慢地传递到相邻组织。阻抗热发生在射频电流输送之后；传导热可能需要长达>1分钟才能完成。组织损伤的大小是功率密度的函数；功率密度是电流密度平方的函数（图3.2A）。当射频电流从头端消融电极流到中性电极（负极板/无关电极）时，头端电极（7Fr.导管直径0.23mm）和负极板（>50cm2）之间表面积的巨大差异使头端电极成为整个回路中电流密度最高的部位。射频电流密度与距头端消融电极中心的距离的平方成比例地减小。由于射频功率密度是电流密度平方的函数，射频功率密度的下降与距头端消融电极中心距离的四次方成正比（图3.2A）。也就是说，通过传导热造成的组织损伤的减少可以用1/r4的函数来表示。

 

当电极和组织接触良好的情况下，放电的前10-20秒在射频损伤的形成中起着关键作用（图3.2B）。20秒后，射频损伤继续增长，但速度较慢；在30-40秒之后，增量甚至更小。虽然如果使用不同的消融导管（例如灌注导管与非灌注导管），图3.2B中所示的曲线会有所不同，但放电的前20秒在射频损伤形成中起着关键作用的原理是正确的。重要的是，热传递速率（阻抗热和传导热）不是一个依赖于温度的过程。这基本上意味着，在较高的热源温度（例如50瓦放电）下，向周围组织的热传递并不比在较低的热源温度下（例如20瓦的放电）快。如果提高射频的功率，则产生损伤的速度不会更快。更高的射频功率能提供更高的温度（更好的热源），以允许热量传递到组织中更深的距离。

 

Figure 3.2.A电流和功率密度。电流密度与r2成反比（r代表距头端消融电极的距离）。因为功率与电流的平方成正比，功率密度与r4成反比。B. 当电极与组织接触良好时，射频损伤在最初的10-20s增长最快（红色箭头）。在30-40s后，射频损伤虽然继续增加，但是增长缓慢（蓝色箭头）。射频损伤多久能达到最大损伤取决于多种因素，如功率、压力、冷盐水灌注和电极大小等。

 

延迟热效应

这一重要现象是由阻抗热和传导热的不同时间产生引起的。放电终止后，阻抗热立即停止，但热量继续通过传导热散发到周围组织，直到达到稳态等温线（图3.3）。延迟热效应的一个重要临床意义是，射频损伤在最初的10-20秒内以最快的速度增加（图3.2B）。具体来说，组织温度在最初的10-20秒内呈指数级增长。如果电极和组织接触面温度足够高，5秒的放电都有可能导致显著的射频损伤。

Figure 3.3延迟热效应。放电5秒钟，用温度电极分别测量消融电极与组织接触面下方2mm、4mm和7mm处的温度。发现在停止放电（蓝色虚线）的前5秒钟（红色箭头），无论是2mm、4mm还是7mm处温度都是呈现增加状态。

例如，如果一个人正在消融一个His旁的室早，如果由于AVN损伤的现象出现而不得不提前终止消融，他/她可能希望从较低的功率开始，这样电极和组织接触面温度就不会太高，从而限制连续射频损伤的深度。延迟热效应的负面影响强调了合适地选择消融目标和在消融目标位于AVN附近时滴定消融的重要性。此外，电生理术者应注意，在射频消融的前5-10秒内，当射频损伤迅速增长时，识别AH间期延长的心跳次数有限。延迟热效应可能导致永久性的AVN损伤，尽管当AH间隔开始延长时立即终止放电。也就是说，为了避免消融前几秒产生延迟热效应的负面影响，合适地选择消融目标是比“尝试放电看反应”更好的策略。

 

射频消融回路

射频电流在组织电极接触面处的远端消融电极和皮肤上的中性电极（负极板）之间流动。回路如图3.4A所示。射频仪上显示的阻抗值表示整个回路的阻抗之和，包括射频仪本身的内部阻抗。对于4mm头端消融电极，整个回路的总阻抗约为100Ω, 其中三分之一（30-35Ω) 由心脏外的组织和身体外的电路元件提供。也就是说，大约1/3的射频功率损失（不用于产生射频损伤）。阻抗的其余部分（65-70Ω) 主要由消融电极贡献，分为两部分（1）电极接触心肌（电极-组织接触面），（2）电极暴露于血液的部分。前者的阻抗大约是后者的两倍，这对射频仪上显示的整体阻抗以及射频损伤的形成有着深远的影响。人们可以将消融电极视为两个并联的电阻器，其起到分流器的作用。如果暴露于血液的头端电极的阻抗通过更长的头端电极（例如8mm）进一步降低，则更多的射频电流将分流到血液，从而对射频损伤的形成产生负面影响。

Figure 3.4. 射频消融回路的阻抗。A. 射频消融回路的总阻抗可以看作是串联连接的消融电极阻抗和非消融电极阻抗（RRemote）。消融电极的阻抗由并联的电极-组织接触面阻抗（RTissue）和电极-血液接触面阻抗（RBlood）组成。Rremote由负极板、尾线和心脏外组织的阻抗组成。B.如果导管垂直于组织贴靠，则7 Fr.4mm头端电极和7 Fr. 8mm头端电极的电极-组织接触面表面积相同。然而，对于8mm头端导管，暴露于血液的表面积大约大两倍，导致电极-组织接触面阻抗对总阻抗的贡献显著较小。C.头端电极越长，导管贴靠方式对射频损伤形成的影响就越大。如果可以将8mm头端电极与组织平行贴靠，则可能会比4mm头端电极造成更大的射频损伤。然而，将坚硬的8mm头端电极导管与组织平行贴靠可能很困难。（D）当使用8mm头端电极导管时，所示的最常见的电极贴靠方式。

 

阻抗

如上所述，虽然来自电极-组织接触面的阻抗与射频损伤的形成最为相关，但接触面阻抗仅为射频仪上显示的总阻抗的一部分。对于4mm的电极，电极的圆形远端约占头端电极总表面积的25%。这具有重要的临床意义，因为在电极-组织接触面处的阻抗变化可能被或可能不被显示在射频仪上的总阻抗变化。此外，消融电极（例如，8mm头端）越长，电极-组织接触面所贡献的总阻抗的百分比就越小，因为消融电极的表面积现在暴露在血液中的百分比越大（图3.4B）。当消融电极垂直于心肌贴靠时，消融电极的长度对总阻抗和分流到血液的射频电流的影响最大（图3.4C）。更大的电极导致更大的电流分流到血液。无效电流必须通过无效阻抗（Rremote）。因此，总射频电压的较大比例损失给Rremote，从而降低了可用于组织损伤的电压。

 

如果电极-组织接触良好，由于组织损伤，阻抗通常在放电的前5-10秒内下降约10-15%，这降低了组织阻抗。快速、大幅度的阻抗下降可能表明组织损伤发生得太快，并且可能是穿孔的前兆。如上所述，电极-组织接触面阻抗仅占射频仪上显示的总阻抗的一小部分。因此，在存在良好压力的情况下，不应将没有显著阻抗下降解释为没有造成有效损伤。在存在良好压力的情况下，不建议电生理术者仅仅因为没有观察到初始阻抗下降而增加功率或消融持续时间。

 

放电过程中阻抗的突然增加通常被解释为电极-组织接触面处的血栓或焦痂形成，因为脱水组织（例如焦痂）的阻抗远高于心肌的阻抗。心内回声通常表明，由于组织中水分的快速蒸发（组织沸腾）而突然出现微气泡或大气泡是阻抗突然上升的原因，因为气泡是良好的电绝缘体。对于4mm电极导管，显示10Ω 阻抗突然上升，必须有足够大的气泡使消融电极绝缘。适量的气泡可能根本不会增加阻抗。组织沸腾产生的顺序基本上为微气泡、大气泡和蒸汽爆裂（Steam Pops）。

 

通常，在电极-组织接触面处形成血栓或焦痂，阻抗的变化很小或者没有变化。例如，当电极-组织接触面温度达到75摄氏度时，由于组织沸腾前血液蛋白质变性，血栓可能开始形成。因此，电极-组织接触面处的血栓形成发生得比射频仪上显示的阻抗上升早得多。因此，监测阻抗升高不能预测血栓的形成。此外，没有阻抗上升并不能确保组织没有发生过热。如果阻抗最初下降，但在放电过程中逐渐上升，则建议终止放电，因为像这样缓慢的阻抗上升通常预示着组织脱水的开始。如果此问题再次出现，应检查消融导管的头端电极是否形成焦痂。

值得注意的是，当使用8mm电极消融导管时，由于电极大部分表面积暴露于血液中，在电极-组织接触面处形成血栓时，阻抗很少增加；电极-组织接触面阻抗对总阻抗的贡献要小得多。

 

1.阻抗波动

在吸气过程中，肺部充满空气（一种电绝缘体），导致总阻抗小幅增加。出于同样的原因，如果消融电极落入肺静脉，阻抗通常会更高。在深吸气的情况下，消融导管的阻抗读数可能会大幅波动，从而难以在放电过程中检测到微小的阻抗变化。如果消融导管的头端电极落入肌小梁区域，则电极-组织接触面的表面积显著增加，暴露于血液的表面积明显减少，从而导致更高的总阻抗。相比之下，如果头端电极顶在肌小梁区域的顶部，则由于电极与组织接触不良和暴露于血液的表面积较大，总阻抗可能较低。

 

有时，电生理术者可能会注意到，无论压力的大小以及消融导管接触的位置如何，阻抗都会升高（例如140Ω）. 这个问题很可能是由心脏外射频回路的问题引起的（例如贴片/皮肤接触不良、尾线问题）。如果无法识别回路中的缺陷，则只有在基线阻抗增加适度的情况下，才能在功率控制模式下进行消融。为了保持预设的功率水平，射频仪将增加电压以补偿升高的阻抗（P=V2/R）。如前所述，与电极温度相比，输送到目标组织内的功率是损伤形成的更重要因素。在这种情况下，可以设置所需的功率，并让射频仪自身调整来适应增加的阻抗。尽管更换了贴片和尾线，如果基线阻抗仍明显高于正常值（例如>180Ω），建议先更换消融导管，然后再更换射频仪。

 

2. 总阻抗不反映电极-组织接触面处的阻抗

如前所述，射频仪上的阻抗读数表示整个回路的总阻抗。总阻抗的显著变化应促使电生理术者寻找潜在原因，并相应调整消融参数（如功率和时间）。值得注意的是，消融电极在从体内移除时没有焦痂或血栓是非常常见的，尽管在放电期间阻抗反复上升，这可能是血栓形成的信号。在这种情况下，血栓可能会留在心内膜上，除非非常高的接触面温度导致头端电极上形成焦痂。如前所述，当在电极-组织接触面处形成血栓/焦痂时，由于其与接触面温度的相关性较差，整体阻抗可能不会显示出任何显著变化。头端电极（8mm头端）的大小越大，在预测接触面温度时阻抗上升就越不敏感，因为电极-组织接触面处阻抗的急剧上升被来自更大消融电极的其余部分的阻抗平均化。临床前研究表明，即使8mm电极完全被血栓包围，也几乎没有任何阻抗上升，因为血栓（变性蛋白）仍然传导射频电流。

 

一些导管制造商投入了大量资源来开发新型消融导管，其中可以测量电极-组织接触面的局部阻抗，希望局部阻抗下降可以帮助电生理术者估计射频损伤的形成，局部阻抗上升可以帮助预测界面血栓/焦痂的形成。局部阻抗测量可以消除外部混淆因素的影响，如头端电极的大小和心脏外回路的阻抗。虽然技术挑战尚未克服，但一家导管制造商通过测量消融导管上头端电极和第三电极之间的阻抗，开发了一种称为“双极阻抗”的中间解决方案。为了使双极阻抗发挥作用，第三个电极（参考电极）必须在不接触心肌的情况下自由漂浮在血液中。这意味着导管和目标心肌之间的贴靠对双极阻抗的准确性起着关键作用，导管相对于心肌的垂直贴靠会产生更准确的测量结果。

 

总结，总阻抗变化不够敏感，无法通知电生理术者电极-组织接触面上发生了什么。但是，如果阻抗表现异常，应将消融导管从身体中取出，并检查头端电极是否形成焦痂。如果阻抗持续异常，则可能需要更换负极板或者尾线或者消融导管。

 

电极温度

1. 电极温度是如何测量的

射频消融过程中的温度反馈是用于监测电极-组织接触和损伤形成的最重要参数之一。然而，射频仪上显示的电极温度读数是整个消融电极温度的总和。消融期间的电极温度很大程度上受到电极-组织接触面的表面积和暴露于血液的消融电极的表面积的影响。血栓最有可能在达到最高温度的电极-组织接触面处形成。早期研究表明，当电极-组织界面温度达到100℃时，即组织沸腾时，血栓或焦痂开始形成。后来的研究发现，当与消融电极接触的血液温度达到60℃时，软血栓开始形成，导致血液蛋白质聚集。当接触面温度达到80℃时，可以在接触面处形成血栓或焦痂。

 

当目标组织通过阻抗热和传导热进行加热时，随着温度的升高，热量被传递回消融电极。通过嵌入消融电极中的一个或多个热电偶来测量电极温度。头端电极的温度监测的主要限制是它会远低于电极-组织接触面处的温度以及接触面下方的组织温度。所有主要的导管制造商都在努力设计在消融电极表面附近具有多个热电偶的消融导管，以更好地反映电极-组织接触面的温度。热电偶在头端电极中的位置非常重要。理想情况下，热电偶应位于消融电极的表面，以准确测量电极-组织接触面温度，从而指导消融。这将消除暴露于血液（37℃）的消融电极温度造成的“干扰”，尤其是当消融导管垂直于目标组织贴靠时（图3.4C）。由于各种技术和制造设计原因，大多数消融导管的热电偶尚未定位在头端电极的表面上。

 

2. OU-EP小组的临床前生物物理学研究

OU-EP小组使用Nakagawa和Jackman博士首创的犬大腿肌肉对大多数消融导管进行了测试（图3.5）。简言之，轻轻剥离犬大腿肌肉的筋膜，露出下面的肌肉。皮肤的边缘被抬高形成一个支架，在体温下充满肝素化的狗血。消融导管位于血液浸泡的大腿肌肉顶部。温度探针位于电极-组织接触面处，接触面下方1、3和7mm处。可以操纵诸如血流和压力之类的参数以在各种条件下获取生物物理学数据。大腿肌肉实验的结论被用作跳动心脏生物物理学研究和最终临床试验的基础。重要的是要指出，将电极暴露于循环血液而不是盐水中是一个关键步骤，因为盐水是比血液更好的导体。电极温度、阻抗和损伤形成在暴露于冷盐水和血液中测量时有显著差异。因此，通过将消融电极暴露于冷盐水而获得的数据很难反映体内消融损伤的形成。

 

图3.6显示了Nakagawa和Jackman博士进行的一系列临床前研究，以研究电极大小和血流对血栓/焦痂形成发生率的影响。请注意，在没有血流的情况下（类似于消融心中静脉的旁道），如果电极温度设置为75℃，4mm头端电极在稳定状态下只能提供4瓦的功率（图3.6A）。有血流时为12瓦（图3.6B）。然而，当在电极本身或电极-组织接触面上形成大的血栓或焦痂时，阻抗没有上升。重要的是，血栓只在与血流相反的一侧形成，这突出了电极冷却对防止血栓形成的重要性（图3.6C）。8mm电极的电极温度和接触面温度之间的差异更大，导致血栓/焦痂形成更频繁、更大（图3.6D）。这一系列临床前研究是BW公司在温度控制模式下建议将4mm头端和8mm头端电极导管的最高温度分别设定为55摄氏度和45摄氏度的基础。

Figure 3.5. Nagakawa-Jackman 犬大腿肌肉准备. A. 大腿肌肉暴露在通过抬高皮肤边缘形成的支架中循环的肝素化血池中。压力和电极贴靠方向可以根据不同的实验方案进行调整。B.电极-组织接触面温度是从面向血流量的一侧或与血流量相反的一侧测量的，以评估血流量对界面温度和损伤形成的影响。

Figure 3.6. 血流对阻抗、组织温度和血栓形成的影响. A-C. 使用4mm电极向犬大腿肌肉施加60秒的射频；在温度控制模式下，将电极温度设置为75°C。. A. 由于缺乏血液流动，只有4瓦的功率被输送到组织内。由于没有血流，电极不同侧的电极-组织接触面温度（76°）相同。3毫米深度的组织温度达到58摄氏度，能够对组织进行损伤。尽管没有阻抗升高，接触面温度为76℃，但消融电极上仍有血栓形成。B.对于存在血流的情况，需要更高的功率（12W）来维持相同的电极温度（75°）。电极与血流相反一侧的峰值接触面温度为99°C（比电极温度75°C高24°C）。相反，面向血流一侧的电极-组织接触面温度为73℃，与电极温度相似。在3毫米和7毫米深处，组织温度分别达到95°C和58°C。尽管没有阻抗上升，但在电极和电极-组织接触面上形成的血栓和焦痂都存在。C.箭头表示血液流动的方向。注意血栓和焦痂位于与血流相反的一侧，电极-组织接触面温度最高。D.使用8mm电极向犬大腿肌肉施加60秒射频；在温度控制模式下，电极温度设置为55°C，血流量为150 mL/min。维持目标电极温度需要52 W的稳态功率。阻抗从72Ω降至67Ω。与血流相反一侧的电极-组织接触面温度峰值为107°C（比电极温度55°C高52°C）。面向血流一侧的电极-组织接触面温度峰值为75°C，比电极温度高20°C。3毫米和7毫米深处的组织温度分别达到97°C和48°C。尽管没有阻抗上升，但在电极和电极组织接触面上形成了较大的血栓。

 

3. 血流对电极温度的影响

输送到组织的功率受到血液的对流性冷却和冷盐水灌注的影响。在目标电极温度下（例如，4毫米电极为55摄氏度），由于血流对电极温度和电极-组织接触面温度有着深远的影响，损伤大小会发生变化。在低血流区域（例如冠状窦或其分支、三尖瓣峡部腔中的pouch），电极-组织接触面的冷却不足，导致阻抗和温度快速上升。作者总是用高速牙钻的比喻来向人们解释这一现象。为了防止钻齿接口处过热，钻头的尖端散布冷水以冷却接口。灌注消融导管用于冷却电极-组织接触面的目的相同。因此，灌注导管对消融损伤形成的最重要贡献是冷却电极-组织接触面，以允许足够的射频电流流入目标组织，从而产生适当的损伤，并降低电极-组织接触处血栓形成的发生率。

 

更高的血流量改善了电极冷却，导致在温度控制模式下维持目标电极温度所需的功率增加。在具有高血流量的区域（例如RVOT、瓣环）中，电极-组织接触面通过对流性冷却被血流量适当地冷却。因此，灌注导管对病变大小没有显著影响，但有助于降低血栓形成的发生率。正是由于这个原因，旁路或右心室流出道室早的消融通常不需要灌注导管。

 

对于给定的电极温度，消融损伤的大小随局部血流而变化。在温度控制模式下，由于高血流量和有效的对流性冷却，电极温度可能不会达到55°C。为了保持目标温度（例如55°C），射频仪增加功率输出。如果电生理术者的注意力集中在目标温度上，则得出了基于较低电极温度导致损伤形成不足的错误假设，他/她可能向RVOT靶点输出具有较高功率的较长放电时间；这种误判可能导致心肌穿孔。一般来说，在高血流量区域，如果功率足够，则消融损伤应该是足够的，尽管没有达到目标温度。一个反例是三尖瓣腔峡部的pouch通常血流非常差。当电极温度达到目标温度（例如55°C）时，在温度控制模式下，使用非灌注消融导管的消融只能提供3-5瓦的功率。如果电生理术者认为“良好的电极温度会产生良好的消融损伤”并继续消融，则可能永远无法实现跨CTI线的传导阻断。在没有冷盐水冲洗的情况下，与具有低血流量的较高电极温度相比，具有较低电极温度和高血流量的射频损伤通常较大。关于血流的另一个重要点是，在同一部位，窦性心律和心动过速之间的血流可能非常不同。电生理术者可能需要相应地调整目标温度或功率。

 

4. 电极温度和电极-组织接触面温度之间的差异

电极-组织接触面温度是决定消融损伤和安全性的最重要参数之一。更高的接触面温度可以作为更好的热源，以允许阻抗热和传导热产生更有效的射频损伤。接触面温度过高调节不当会导致血栓/焦痂形成、组织沸腾（如Steam Pops）和心脏穿孔。不幸的是，由于缺乏可靠测量接触面温度的热电偶，射频仪上显示的温度信息可能大大低估电极-组织接触面温度，特别是当血流量高时，从而允许消融电极的冷却。也就是说，电极-组织接触面的高温度会由暴露于血液的头端电极的其余部分的较低温度（37°C）来平均。对于4mm消融电极，电极-组织接触面温度可能比射频仪上显示的电极温度高20°C（图3.7）。对于一个8mm的电极，这种差异可能高达40-50°C。血流量和消融电极的长度对整体电极温度和接触面温度之间的差异有着深远的影响。与灌注导管相比，非灌注导管的差异更大。功率越高，血流量越低，这种差异就越大。

Figure 3.7. 电极温度与最高电极-组织接触面温度之间的差异以及血栓形成的发生率。 A. 左侧散点图. 在4mm电极和中等血流量（0.5m/sec）的情况下，如果电极温度设置为55℃，则电极-组织接触面的平均峰值温度为67℃。未发现血栓形成。相反，将电极温度设置为65℃（中间散点图）或75℃（右侧散点图）会导致电极-组织接触面温度高得多（分别为82℃和102℃）。大的血栓形成（黑点）没有伴随阻抗上升。B.对于8mm电极和中等血流量（0.5m/sec），如果电极温度设置为45℃，则电极-组织接触面的平均峰值温度为65℃，而没有阻抗上升。未发现血栓形成。相反，将电极温度设置为55℃会导致电极-组织接触面温度（105℃）高得多，且发现大面积血栓形成。请注意，电极温度和接触面温度之间的差异为50℃。

 

历史小插曲

在导管消融的早期，电生理术者通常将目标温度设定在70-75℃，希望更高的温度会产生更大的消融损伤。由于消融电极粘在干燥的组织上，很难将消融导管从心脏中取出，这种情况并不少见。有时，当移除导管时，头端电极上有大的血栓/焦痂。电极-组织接触面和射频仪上显示的电极温度之间的较大差异后来才被识别出来。通过将目标温度降低到55-60℃，这个问题在很大程度上得到了解决。

 

20世纪90年代，世界上最负盛名的EP实验室之一开始使用4mm非灌注消融导管进行广泛的线性左心房消融。目标温度设定为65℃。电生理术者经常在导管的头端电极上看到大量的凝块。在目标温度降低到55℃后，凝块问题显著改善。

 

5. 电极-组织接触的影响

在功率控制模式下右心室消融过程中的一种常见情况是，在放电过程中温度突然升高。这种情况通常发生在消融导管的头端电极落入右室肌小梁或缝隙中时。电极-组织接触面的表面积突然增加，血液的对流冷却突然减少，导致温度上升。同样，如果消融电极楔入心肌（例如，高压力），则暴露于血液的表面积较小，当在功率控制模式下操作时，这可能导致消融期间的温度较高。

 

消融电极和组织之间的贴靠方式（例如平行与垂直）也影响射频仪上显示的电极温度。在平行贴靠时，有更多的电极-组织接触表面积和更少的面向血液的表面积；电极温度可能高于垂直贴靠的温度（图3.4C）

 

灌注电极导管与非灌注电极导管

如前所述，目标组织处的血流对损伤大小和血栓形成有着深远的影响。如果牙医在没有用冷水冲洗钻头牙齿表面的情况下使用高速牙钻治疗蛀牙，患者可能会立即痛苦地尖叫，必须立即停止钻孔。Fred Wittkampf博士提出的灌注消融电极的最初想法是为了克服这个限制长时间高功率放电的问题。对于给定的电极大小和压力，射频损伤大小由功率大小和消融持续时间决定。在较高功率下，消融的持续时间通常受到电极-组织接触面高温度的限制。如果在界面处发生组织脱水，则显著更高的接触面阻抗将限制流入组织的射频电流。因此，灌注的主要目的是避免电极-组织接触面过热，以便电生理术者可以增加功率以产生有效的消融损伤。同时，避免电极-组织接触面过热可以防止血栓形成。灌注头端导管的一个重要优点是它减少了低血流量/对流性冷却的影响；它允许将适当的功率输送到低血流量的区域（图3.8）。值得注意的是，无论血流量如何，在给定功率下的灌注消融都会导致相似的损伤大小。

Figure 3.8.冷盐水灌注时电极峰值温度（横坐标）和电极-组织接触面温度（纵坐标）之间的相关性。 A. 对于冷盐水灌注，电极温度不能反映接触面温度，因为灌注的冷盐水通常处于室温；接触面温度显著低于血栓阈值（80℃），与血流无关。B.在冷盐水灌注的情况下，无论给定功率下的血流如何，射频损伤的大小都是相似的。

 

历史小插曲

80年代末，Wittkampf博士在一次会议上提出了灌注电极的想法。演讲结束后，杰克曼医生冲了出来，从朋友那里借了一些硬币，找到了一部付费电话，并给威尔·韦伯斯特先生（韦伯斯特导管公司的创始人）打了电话。几个月后，第一根灌注电极导管制作完成。

 

有人想知道为什么Biosense股份有限公司生产的非灌注头端导管的温度上限设置为55℃，而灌注头端导管（如ThermoCool）的温度上限则设置为43℃吗？这些设置来源于对损伤大小、血栓形成和穿孔风险进行的临床前生物物理学研究。自21世纪初出现以来，灌注头端导管已被广泛使用，特别是用于左心房和左心室消融。灌注系统的设计因制造商而异。临床上可用的导管具有不同数量的灌注孔，从6个孔到56个孔不等。灌注系统的不同设计对电极温度读数、损伤形成和血栓形成风险有显著影响。无论导管设计如何，使用灌注导管的电极-组织接触面温度明显低于非灌注导管，因为通常灌注的冷盐水都是室温。尽管电极-组织接触面温度较低，但如果非灌注电极位于血流良好的部位，则组织温度（例如接触面下3和7mm）与非灌注电极导管的组织温度相似或适度高于非灌注电极。因此，损伤的大小和几何形状是相似的。

 

有时，如果头端电极深深楔入心肌，灌注孔可能会被堵塞，导致电极-组织接触面温度升高，甚至血栓形成。如果一些灌注孔被牢固的电极-组织接触阻挡，冷盐水灌注自然会转移到未被阻挡的孔，从而破坏灌注的目的。如果灌注系统的设计不能增加到堵塞孔的流量，则尽管进行了灌注，仍可能出现显著的血栓/焦痂。当追求更高的压力、更高的功率和更长的射频持续时间时，这种情况通常发生在室性心动过速消融期间。如果在放电过程中阻抗反复上升，则应检查头端电极。应相应调整功率、压力和放电时间。

 

1. 盐水灌注过程中的电极温度

在冷盐水灌注的情况下，电极温度信息几乎无效，除了极端温度（低于30℃与使用6孔灌注导管的低于40℃）。除非头端电极与组织平行放置或楔入组织深处，否则使用6孔灌注导管可能难以达到43℃。如果在6孔灌注的情况下消融期间电极温度为43℃，消融电极可能与组织有很好的接触（例如楔入组织深处）。在这种情况下，暴露于血池的较小表面积和电极-组织接触面处的较大表面积提供了更有效的组织加热；因此电极温度达到43℃。如果电极温度低（例如在低于30℃），消融电极可能与组织接触非常差（例如漂浮在血液中而根本没有电极-组织接触）。在大多数情况下，显示在射频仪上的电极温度几乎不提供关于电极-组织接触面温度或损伤形成的信息。6孔ThermoCool导管的最高温度为43℃是为了安全（避免血栓形成），而不是为了损伤效果。对于56孔灌注电极导管，由于更有效的灌注系统允许在头端电极周围形成水膜，电极温度甚至更低。因此，甚至更难将电极-组织接触面温度与射频仪上显示的电极温度读数相关联。因此，不应根据灌注射频消融的电极温度来判断射频损伤的形成。

 

电极贴靠组织方向（例如平行与垂直）也会影响灌注效果。对于ThermoCool导管，冷盐水灌注从电极头端附近的6个孔中流出；电极的近端边缘没有被灌注。如果头端电极与靶组织平行贴靠，由于边缘效应和缺乏主动冷却，血栓倾向于在与头端电极近端边缘接触的心肌处形成。边缘效应是指电极边缘处的增强的电流密度。如果头端电极垂直于目标组织贴靠，则该问题通常不存在，因为近端边缘不与组织接触并且被血流冷却。当然，在提供均匀分布的灌注以覆盖头端电极的整个表面积并将血栓形成的风险降至最低方面，56孔灌注头端导管是更好的选择。通过56个灌注孔进行更有效的灌注会导致更低的电极温度。电生理术者可能会错误地认为头端电极温度太低，并试图增加压力或功率，这可能导致穿孔。与此相关的是，当56孔灌注导管在没有配备压力传感器的情况下被引入市场时，提供更高的功率以补偿较低的电极温度最初导致填塞发生率增加。如果电生理术者使用没有压力传感器的56孔灌注导管，则较低的电极温度不是损伤形成不良的指示，也不能证明功率增加是合理的。

 

由于电极-组织接触面处的阻抗和总阻抗之间的弱相关性，如果灌注速率降低，则在放电期间可能存在较小的阻抗上升或没有阻抗上升。对于6孔ThermoColl导管，在完全没有任何阻抗升高的情况下可能会发生血栓，特别是当灌注流速<15 ml/min时。根据大腿肌肉和跳动心脏研究，Biosense股份有限公司建议，如果功率≥30瓦，将冲洗流速增加到30 ml/min，以防止血栓形成。在OU EP实验室，标准做法是以30 ml/min的速度冲洗6孔ThermoCool导管，而不考虑功率，因为电生理术者经常忘记根据功率调整流速。一些剂量的利尿剂通常可以解决与额外生理盐水输注相关的问题。

 

2. 冷盐水、半冷盐水和葡萄糖水（D5W）

20年前，当灌注头端导管仍处于起步阶段时，研究人员认为葡萄糖水、冷盐水和半冷盐水都可以是灌注液体。理想情况下，所选择的液体应该是导电性差的液体，从而用作头端电极周围的绝缘体。也就是说，分流到灌注液体的射频电流将更少，输送到组织的射频电流更多。在这三种候选物质中，葡萄糖水的电导率可以忽略不计，使其在放电过程中起到有效绝缘体的作用。然而，已经表明，由于血液和D5W的不可预测的混合，会产生电极阻抗的极大波动，导致射频电流的极大波动（欧姆定律）。D5W的另一个问题是，如果长期手术需要大量灌注，高血糖和电解质失衡可能会导致严重后果。

 

对于电导率，半冷盐水介于D5W和冷盐水之间。然而，在临床前研究（犬大腿肌肉和跳动的心脏）中，半冷盐水灌注造成的损伤大小仅比6孔冷盐水灌注大5-7%。考虑到几升半冷盐水可能会被注入体内进行长期手术，因此电解质和渗透压失衡的潜在风险超过了损伤相对增加的益处。最近，人们重新对使用半冷盐水灌注进行室性心动过速消融产生了兴趣，希望能产生更深的射频损伤。理论上，半冷盐水有两个先决条件可以显著增加损伤的大小。首先，它需要一个56孔灌注导管，以便在消融导管的头端电极周围形成一个“低导电性外壳”。其次，血液流动应该足够慢，以允许半冷盐水形成这种低电导率的外壳。考虑以下类比：一个人走进一条冰冷的小溪，想通过在脚周围倒热水来保暖，使脚与冰冷的小溪水隔绝。如果小溪流得很快，他/她的脚就很难保暖。类似地，对于半冷盐水灌注以形成更大的损伤，理想的情况是消融部位位于低血流速区域，并且使用56孔灌注电极导管。对于不存在血流的心外膜空间，它可能更有效。此外，如果形成低导电性外壳，则由于其绝缘效应，基线阻抗应显著更高。然而，在这种情况下安全有效的放电过程中阻抗下降的幅度仍然未知。根据Jackman和Nakagawa博士在过去30年中进行的临床前研究，OU-EP组没有使用半冷盐水灌注，因为在电极-组织接触良好的情况下，损伤范围的增加非常小（5-7%）。相反，我们增加压力、功率或放电时间，以产生更大的损伤。

 

3. 心外膜消融的特殊关注点

与心内膜消融术相反，在心外膜消融术中，消融电极不暴露在血液中。这导致了更高的整体阻抗。当使用冷盐水灌注消融导管时，心包空间逐渐积聚越来越多的冷盐水（比心外膜更好的导体），导致整体阻抗降低。在冷盐水填充的心包空间中放电可以导致将更多的射频电流分流到冷盐水并减少射频损伤的形成。因此，需要定期排出心包内的冷盐水，以保持消融效果并防止填塞。与心外膜消融相关的另一个问题是，消融导管并不总是指向心外膜表面，而是指向肺。在临床前研究中，许多射频损伤发生在胸膜表面。为了产生有效的射频损伤，消融电极的矢量方向必须指向心外膜。

 

压力

更高的压力，使头端电极与目标组织接触更好，导致电极-组织接触面的表面积增加，这转化为更大的热源，从而增加阻抗热和传导热（图3.9A）。另一个更高压力导致具有更大损伤的因素是组织紧缩，其中目标组织通过增加压力而被拉伸得更薄，从而促进透壁损伤的产生。更高的压力可能会增加血栓的形成，因为将头端电极深入组织可能会阻碍灌注孔。

 

早期对活体动物心脏中射频损伤大小的临床前研究都存在相同的问题：大约10-15%的射频损伤在组织学研究中观察不到，因为电生理术者没有意识到消融导管没有与心脏组织接触。随着压力感应导管的出现，这类问题已在很大程度上得到解决。

 

在压力导管试验的早期阶段，电生理术者无法观测到压力，但必须根据电位、阻抗、X射线和手感来评估是否贴靠。理论上，由于较大的电极-组织接触面（例如，头端电极与组织接触非常好），较高的压力应与较高的阻抗相关。较低的压力应与较低的阻抗相关，因为更多的电极表面暴露于血液。令许多电生理术者惊讶的是，记录的压力与阻抗以及术者手感之间的相关性非常差。因为鞘管比较坚硬通常会减少术者手感的反馈。完成这些研究后，很明显，无论在房颤和还是窦性心律中，电位振幅（单极和双极）和阻抗与压力无关（图3.9B）。

 

单极电图上记录到电位的减小表明电极-组织接触良好（图3.9C）。然而，在单极电图的形态发生初始变化（类似于ST段抬高）后，更高的压力可能不会导致单极电图上电位形态发生更多变化。

 

功率、压力和时间

如上所述，损伤大小由多个因素决定，例如电极与组织贴靠方式、压力、功率和放电时间。由于头端电极和组织之间的贴靠方式（例如垂直与平行）非常难以控制，电生理术者通常依赖于调整消融的功率、压力和放电时间来产生有效的损伤并防止穿孔。BW公司提出了一种新的公式，称为消融指数（AI），用于评估消融损伤的有效性。简而言之，消融指数的计算是基于临床前研究中测量的损伤大小和相应的功率、时间和压力。通过大量的损伤大小和几何形态（直径、深度和形状）样本，工程师们推导出了一个复杂的方程，将功率、时间和压力与损伤大小关联起来。

图3.9。压力感应导管。A.高压力可能导致电极-组织接触面的表面积更大，并产生更大的热量（红色箭头）以造成更大的损伤。B.压力与阻抗以及电压（单极和双极）之间的相关性非常差。C.更高的压力可能会在头端电极电图上记录到“电位减小”（红色箭头），但不能使用电位减小的程度来评估压力。D.压力曲线（红色箭头）还提供了关于压力的其他信息，特别是当压力较低时。顶部面板显示压力随每个心动周期而波动（红色箭头）。底部面板显示，无论心动周期如何，压力都保持不变。后者表示不良的电极-组织接触，并且不可能通过增加功率和时间来补偿损伤。

 

尽管通过增加三个参数（功率、时间和压力）中的任何一个可以来增加损伤大小，但必须知道这三个参数在消融指数的计算中具有不同的权重。例如，用30瓦和15克的压力进行20秒的消融与用15瓦和30克的压力（功率x压力x时间=90000）进行20秒消融的损伤大小不同。在消融指数计算中，时间比功率和压力更重要。在稳定的组织贴靠下，即使3-4克的压力也可以形成良好的损伤。需要考虑的另一个重要因素是缺乏关于目标组织厚度的信息。人们可以假设LA房顶上的心肌很薄，特别是在RSPV-房顶连接处。然而，顶部中间的心肌可能比RSPV-房顶连接处的心肌厚得多。消融指数的主要缺点是缺乏关于目标组织厚度的信息；电生理术者只能依靠经验（例如左心房底部通常比顶部厚，或者左心房前壁通常比后壁厚）。为了说明这一点，电生理术者可以根据消融部位（例如，在左心房的后壁和底部上380，在左心房的顶壁和前壁上500）来设置不同的消融指数。

 

导管在心动周期中与组织保持贴靠的时间百分比也非常重要。如果导管位于RV肌小梁的顶部或嵌入RV肌小梁，前者可能在心动周期的30%与组织保持贴靠，但后者为100%。理论上，这两种情况下的阻抗应该不同，但如上所述，整体阻抗不够敏感，无法区分。在这些情况下，相同的功率、时间和压力会产生非常不同的损伤。除了监测压力大小和矢量的显示外，Jackman博士还观察压力曲线（图3.9D）。如果压力较低，但压力曲线与心动周期相关，则表明电极-组织贴靠是合理的。更高的功率和更长的放电时间可以补偿较低的压力。这种情况通常发生在左心耳-LPV脊部的消融过程中，当导管与脊部平行贴靠时。如果压力低且压力曲线平直，则表明头端电极在血液中；在增加功率或放电时间方面没有意义，必须重新调整导管的位置。

 

正常心肌和心肌瘢痕（如梗死后）的射频损伤形成不同。在相同的功率和压力下，瘢痕组织中的损伤程度明显小于正常心肌。众所周知，许多致心律失常的关键峡部（存活心肌束）在梗死疤痕的较深位置。因此，需要更高的功率、更长的放电时间和良好的压力来产生良好的损伤，以穿透疤痕组织，消除这些存活的心肌束。当电生理术者打算“均质化”消融大面积梗死疤痕时，这一点非常重要。如果没有足够的功率、时间和压力，用消融点覆盖大疤痕可能与心律失常关键峡部的有效消融无关。（图11.15）。

 

单极消融vs双极消融

在单极消融中，射频电流从消融电极流向无关电极（负极板）。双极消融需要两个消融导管，一个导管的头端电极用作主动消融电极，另一个导管头端电极用作无关电极。这种方法在单极消融模式下绕过头端电极和负极板（肌肉、脂肪、皮肤等）之间的组织。导管制造商曾尝试使用Lasso导管设计进行双极消融，以隔离肺静脉，其中射频电流在Lasso导管的相邻电极之间流动。由于在没有盐水冲洗的情况下形成血栓，放弃了这种方法。另一个问题是，当射频电流在两个相邻电极之间流动时，只会产生浅表损伤。

 

由于用于双极消融的射频仪不是美国食品药品监督管理局批准的设备，制造商不支持使用双极消融。它要求每个EP实验室进行自己的修改，以进行双极消融。OU-EP实验室未尝试双极消融；下面的讨论仅基于生物物理学原理。目前，双极消融术用于治疗深层起源的室性心动过速。双极消融已被证明优于两个单极的顺序射频消融（即两个单极消融导管分别连接到两个射频仪来顺序发放射频电流，试图“夹击”VT的深层触发燥）。双极消融产生的射频损伤形状似乎与顺序单极消融产生的不同（图3.10）。理论上，双极消融最适用于起源于室间隔的室性心动过速，因为两个消融导管直接面对面，并以类似的方式暴露在血液中。换句话说，两个导管之间的阻抗差最小，并且导管的电极-组织接触面处的电流密度相似。如果尝试心内膜-心外膜双极消融，会发生阻抗差，因为心外膜消融导管的阻抗远高于心内膜导管的阻抗。如果导管位于厚厚的心外膜脂肪层上，阻抗差可能会更大。在这种情况下，心外膜侧的消融损伤可能要小得多。

图3.10 不同损伤形状（A）顺序单极消融和（B）双极消融。双极消融可能会在较厚的心肌处产生更好的透壁损伤，如室间隔。

 

一些电生理术者尝试同时进行单极消融，其中两个消融导管和两个射频仪同时发放射频电流。损伤的大小似乎比顺序单极消融所造成的更大。这种方法可能是治疗深层起源的VT和PVC的替代方法。

 

常见问题

问题：灌注电极的损伤比非灌注电极大吗？

并非如此！事实上，在压力、高血流量、电极-组织贴靠方向和功率相同的情况下，电极-组织接触面处的损伤可能会略小，因为接触面是由冷盐水冲洗的（图3.11）。如前所述，如果血流（电极冷却）良好，将灌注电极与非灌注电极所造成的损伤进行比较，则损伤大小将相似。在存在不良血流（例如，心中静脉）冲刷的情况下，冷盐水灌注允许将更高的功率输送到目标组织并增加损伤大小。然而，灌注电极造成的损伤的形状看起来确实与非灌注电极不同。灌注电极造成的损伤的最大直径在电极-组织接触面下方3-4mm。形成这种形状的原因是电极-组织接触面被冷盐水冷却，使损伤表面变小。由于没有冷盐水来冷却电极-组织接触面，因此非灌注电极在电极-组织接触面形成具有其最大直径的损伤。

 

图3.11 灌注电极和非灌注电极造成的不同损伤形状。灌注电极造成损伤的在电极和组织接触面上稍小，最大损伤直径在接触面下方3-4mm处（红色虚线）。相比较而言，非灌注电极造成的最大损伤直径在电极和组织接触面（绿色虚线）。灌注电极造成的损伤总体积略小于非灌注电极。

问题：如果只有较低功率（如4-5瓦）可以释放到血流速度较低的组织（如心中静脉），那么将非灌注消融导管的目标温度（如从55摄氏度提高到65摄氏度）是否合适？

答案是肯定的，但这种方法可能不会明显的将输出功率提升，因为限制射频能量传输的主要问题是缺乏冷却。增加目标温度可以允许射频仪输送更多的功率。如果仅仅将有效功率提升一点就会影响消融结果，电生理术者可能不会愿意将输出功率提升太多。因为功率的进一步增加可能导致温度过高和阻抗切断，从而终止放电。如果更高的功率仍然不会影响消融结果，更好的解决方案是使用灌注导管。需要注意的是，如果头端电极位于心中静脉或其他CS分支中，则经由灌注电极的低功率（例如10瓦）、高阻抗放电仍然可以产生良好的射频损伤，因为较少的射频电流被分流到血液中，并且电极-组织的接触可能非常好。

 

问题：负极板（无关电极）的大小和位置是否会影响消融损伤的大小？

理论上，如果负极板较大且靠近心脏，则负极板贡献的总阻抗百分比将较小。当导管消融仍处于起步阶段时，许多电生理术者尝试了各种想法，例如将负极板放在心脏后面的背部，使用更大的负极板或两个负极板。发现消融损伤的大小仅有非常有限的增加。看起来，只要将负极板贴在躯干上，就没有什么区别。然而，如果负极板没有牢固的附着在皮肤上或者贴片的连接尾线损坏，则回路的总阻抗可能会显著增加。在OU-EP实验室中，我们使用了两种负极板，以期降低总阻抗并提高消融效果。负极板位于胸腔下方的侧面。整个电路的平均阻抗在100和110欧姆之间。

 

射频损伤的大小与放电时间成正比吗？

通常，射频放电时间越长，消融损伤就越大。然而，这种相关性不是线性的。在存在良好压力的情况下，射频施加的前20-30秒在损伤形成中起着关键作用；60秒的放电通常会造成相当大的损伤。随着射放电的继续，损伤大小继续增长，但增量要小得多（图3.2B）。对于大多数消融目标，在不增加压力的情况下，施加4-5分钟的射频放电是没有意义的。相反，在放电的前30秒获得更好的电极-组织贴靠可以产生更好的损伤。例外情况之一是消融源自心肌深处的VT/PVC。可能需要高功率、高压力和长时间放电来损伤心肌深处的致心律失常触发灶。在消融导管无法到达室间前静脉、心外膜靶点靠近冠状动脉或冠状窦远端中的放电用受到高阻抗和低功率限制的情况下，作者成功地从左心室心内膜消融了多个左心室顶部PVC。在这些情况下，ST导管与左心室心内膜上显示最早远场电位的部位稳定贴靠。打掉VT/PVC需要>3分钟（50瓦），需要额外的3-5分钟彻底损伤其触发燥的来源。在这种情况下，在很长的放电过程中，需要缓慢而小的损伤增加来彻底损伤心肌深层的心律失常触发灶。另一种方法是使用双极消融或消融探针（如果可用）。作者怀疑半冷盐水灌注在这种情况下是否有帮助，因为左心室流出道区域的血流速非常高，很难形成半冷盐水的“低电导率外壳”。

 

更大的电极会造成更大的损伤吗？

这取决于人们如何定义“大”一词。消融损伤的大小是一个和消融电极加热的表面积相关的函数。David Haines博士的开创性工作表明，损伤大小与头端电极的半径（而非长度）成正比（图3.12）。如果电极的半径较大（例如，10Fr电极与7Fr电极），则由于电极-组织接触面大得多（换言之，热源大得多），较大的电极将造成较大的损伤。如果电极的长度较长（例如，7Fr.电极，4mm对8mm），则在相同的压力和功率下，由8mm电极形成的损伤通常较小。如果电极垂直贴靠组织，损伤会更小（图3.13）。垂直贴靠时，它在电极-组织接触面处具有最小的表面积，但暴露于血液的表面积最大。相反，最大的损伤是通过将头端电极与目标组织平行贴靠而形成的，但这对于非常坚硬的8mm电极导管来说是非常困难的。同时较大的贴靠范围和远场电位也严重限制了8mm电极导管的标测精度。

图3.12。A.损伤横截面半径（左图）和损伤深度半径（右图）与电极半径（横坐标）成比例，而非长度。B.将电极-组织接触面温度维持在60℃所需的功率与电极半径成正比。7 Fr.导管的直径为2.3 mm（0.33mm x7）。因此，其半径为1.165mm。

 

Jackman博士理想的消融导管（但没有制造商会生产！）

有人想知道为什么ThermoCool导管的头端电极的长度是3.5毫米，而不是4毫米吗？它起源于Jackman和Nakagawa博士进行的一系列研究。随着头端电极的长度逐渐变长，损伤的大小越来越取决于电极与组织贴靠的方式。对于2mm灌注电极，与组织贴靠的头端电极的表面积在最小程度上受电极和组织贴靠角度的影响，因为7Fr.导管的头端电极直径（0.33 mm x7=2.31 mm）与头端电极的长度没有太大差异（图3.13）。头端电极和组织之间的不同贴靠角度对电极-组织接触面的表面积影响不大。此外，暴露于血液的表面积最小，将大部分射频电流输送到电极-组织接触面。由于上述两个原因，在压力和功率相同的情况下，2mm灌注电极导管比4mm导管产生更大的损伤。2mm电极的另一大优点是其更高的标测精度（更少的远场电位）。

 

当ThermoCool导管处于开发阶段时，BW公司对Jackman博士理想的导管有三个主要担忧。首先，不得不重新培训电生理术者，让他们相信更小的头端电极导管可以造成更大的损伤。其次，较小的电极头导管损伤较大；广泛使用它可能会导致更频繁的心脏压塞出现。第三，当时的技术无法制造2mm电极的灌注导管。最终，选择了3.5mm的电极。

 

面对越来越多心肌深处或心外膜来源的VT，2mm头端灌注电极导管可以提供更好的标测精度，并可以实现双极消融或消融探针所能实现的目标。希望其中一家导管制造商能够重新考虑制造2毫米灌注导管的可能性。

 

问题：高功率、短放电时间是否安全有效？

大部分左心房后壁相当薄。理想情况下，房颤消融损伤应较宽但较浅，以便快速完成环形消融，同时将心包填塞或并发症的风险降至最低。一种方法是通过阻抗热和传导热来调节损伤的形成。如前所述，阻抗热在射频电流发放到与头端电极接触的心肌后立即产生；传导热产生相对较慢，并且在损伤增加中起主要作用。高功率、短时间旨在增加阻抗热的比例，但减少传导热的比例——希望射频损伤会更宽、更浅。不同的实验报告了安全性和有效性数据。总的来说，他们报告说，损伤比传统射频（功率较低（最高35瓦）和放电时间较长）更宽、更浅。重要的是，损伤的最大直径位于心内膜表面附近，与灌注头端导管形成的损伤形状形成鲜明对比，灌注头端导管的损伤最大直径位于心内膜表面下方3-4 mm（图3.11）。其中一个方案（90瓦，4秒）使用新的BW导管（QDOT）进行，其中在56孔灌注电极中有6个热电偶。6个热电偶中的三个位于非常靠近消融电极头端的位置，提供几乎实时的接触面温度反馈。一旦接触面温度超过60℃，射频仪立即停止放电。除非配备了这种特殊导管，否则由于缺乏实时温度反馈和安全数据，不建议使用灌注导管尝试高功率（>50瓦）、短时间的消融。其他实验报告称，50瓦的较短放电时间似乎与传统方法一样安全有效。

 

高功率、短时间如何产生更宽但更浅的损伤尚不清楚，因为热量在所有方向上都能均匀减弱。需要指出的是，传导热需要阻抗热来产生。为了形成更大但更浅的损伤，传导热必须优先沿着心内膜表面传导，但以某种方式限制向深处传导（即热量向深层传导速度较横向传导速度慢）。根据30年的生物物理学研究经验，OU-EP小组没有采用高功率、短时间的策略，因为安全冗余非常窄。Nakagawa博士的临床前研究表明，由更高功率、短时间的消融形成的射频损伤在电极-组织接触面的直径和损伤深度方面都偏小。此外，损伤形状的变化在很大程度上受到灌注模式和灌注速率的影响。在QDOT导管中，56孔导管中的改良灌注模式用于形成更大但更浅的病变。此外，90瓦、70瓦和50瓦的高功率意味着产生的热量不同。对于有效和安全的设置每个功率的放电时间仍知之甚少。安全性问题必须通过精心设计的临床试验来解决，而不是通过汇集的手术经验来解决。同时，使用消融指数，监测单极电位的变化或通过心腔内超声可视化射频损伤的形成，可以帮助电生理术者自定义每次高功率的放电时间。

 

问题：低灌注量消融（例如2 ml/min）安全吗？

Frontiers Inc.公司开发了Lasso型消融导管，以提供快速肺静脉隔离。该十极导管可以以单极模式（在单个电极和负极板之间）和双极模式（在相邻电极之间）释放射频能量。早期的临床数据是有希望的，但MRI结果显示，与灌注导管相比，无症状脑损伤的发生率要高得多。这种导管从未获得美国食品药品监督管理局的批准。考虑到这一教训和灌注导管研究的经验（图3.6C），OU-EP组没有采用低灌注量策略。这种方法的安全性问题必须通过MRI结果来表明无症状脑损伤没有增加。

 

阻抗下降是否应作为射频损伤形成的指标？

答案是即是也不是。作者认为，在放电开始时阻抗下降5-10%可能是损伤形成的良好体现。如果没有阻抗下降，应提醒电生理术者查看压力和功率是否合适。如前所述，阻抗也由电极贴靠方式、灌注、血流和电极大小决定的。仅仅因为阻抗的下降小于预期而增加功率/压力/放电时间是不谨慎的。

 

图3.13 消融电极长度和电极-组织贴靠方式对消融损伤的影响。A. 相较于4mm导管，8mm导管产生的消融损伤更依赖于贴靠方式。B. 2mm头端电极更像是一个半球，无论如何滚动，电极与组织接触的表面积保持不变。C. 2mm和5mm灌注导管的损伤直径示意图。发现2mm导管的损伤大小不受贴靠角度影响。