影響射頻消融灶尺寸的若干因素研究

曹維拯，嚴錢錢，孫毅勇，劉寶林△

（1.上海理工大學醫療器械與食品學院，上海200093；2.上海微創電生理醫療科技有限公司，上海201318）

1 引 言

射頻消融是指300～1500 kHz的高頻交變電流作用于靶點，通過電流的熱效應使靶點及其周圍的組織發生凝固性壞死，從而達到治療的目的。作為一種新型的醫學手段，射頻消融憑借其良好的治療效果以及能夠減小創傷和患者痛苦等特點，越來越成為治療心律失常的重要方法［1］。

臨床手術中，受設備條件和實際情況的限制，心房顫動射頻消融高度依賴術者的經驗，并不能直接根據消融灶的尺寸判斷消融的成功與否，因此，存在復發率較高、經常需要再次消融等問題［2－4］。

射頻能量所能形成的消融灶的形態和尺寸，直接影響射頻手術的效果。其中消融灶的尺寸，主要考量的是深度（d）和直徑（φ）兩個指標。它們都受到射頻功率（P）、作用時間（T）、電極和組織的接觸力（F）以及電極尺寸、初始阻抗、心腔內血液流速等因素的影響［5－6］。

研究發現，在一定的參數范圍內，消融灶尺寸隨功率、時間、接觸力等三個主要的獨立因素（其他影響因素，如初始阻抗，與接觸力密切相關，并非獨立因素）的增大呈顯著的增大趨勢［7］。若能確定這種相關性，即可通過功率（P）、時間（T）、接觸力（F）預測或者判斷消融灶的大小。

2 實驗過程

2.1 消融材料準備

實際消融中，心臟內表面凹凸不平，射頻能量的傳輸將受導管電極貼靠方式的影響［8］。本實驗中為排除其他因素的干擾，選用新鮮離體豬心，取左心室心肌，切成表面平整、厚度約1.2～1.5 cm（消融灶深度通常為3～7mm）的均勻塊狀，固定于覆有背極板的平臺之上，浸沒在盛有生理鹽水并維持恒溫37℃的水箱中，10 min后，再開始消融。

2.2 導管

微孔灌注導管因其良好的降溫特性，允許傳遞更多的能量，能造成更大的射頻消融灶［9］，也是未來導管發展的主要方向，因而本實驗中選取的是直徑為2.45 mm的66孔灌注導管（Fire magicSupercoolTM，上海微創電生理醫療科技有限公司），孔徑大小0.09 mm。

2.3 射頻消融系統

射頻消融系統為微創Optim Ablate觸屏控制射頻治療儀及灌注泵，能夠實時顯示溫度、功率和阻抗的變化曲線。圖1為實驗系統示意圖。

實驗過程中，恒溫水箱和蠕動泵始終處于工作狀態。射頻儀啟動后，導管電極和背極板之間形成回路，對豬心臟切片放電。同時灌注泵從燒杯中汲取冷鹽水對消融灶進行灌注，以降低組織溫度，提高消融效率。

圖1 實驗系統示意圖Fig 1 Diagram of the experimental system

2.4 參數選擇

臨床手術中，導管電極放電功率（P）、導管與組織之間的接觸力（F）都是實時改變的量。為探究F、P、T與d／φ之間的關系、簡化實驗過程及方便數據分析起見，本實驗中將F、P置為恒定值。

射頻儀選擇功率模式，放電時間分別設為30、45、60 s［10］。通過前期實驗及查閱文獻發現，功率30 w及以上時，發生組織爆裂的概率大大增加［7］，因此本實驗中功率檔分別設為 15、20、25 W［11］。

灌注泵與射頻儀聯動，放電前自動以2 ml／min的流速灌注 2 s，正常流速設定為 17 ml／min［7］，灌注所用生理鹽水置于室溫環境（26±1℃）。

蠕動泵模擬血液對于導管和組織接觸處的沖刷作用，設定流量為 150 ml／min［10］，皮管口距離靶點1.5 cm［12］，方向水平。

接觸力通過在導管末端懸掛砝碼控制，取值分別為 10、15、20、25、30、35 g［10］，誤差不超過 ±2 g。

2.5 數據測量與記錄

放電結束后取出豬心切片，沿消融灶表面長軸縱向解剖，用電子游標卡尺（精度0.01 mm）測量其最大消融深度和最大直徑各三次，并取其平均數。實驗重復三次，相應數據取其平均數。

3 結果和分析

3.1 結果

實驗過程中，25 w、35 g、60 s的條件下發生了2次組織爆裂，應予以剔除并重新實驗，最終共得到三組162個數據點，從而得到不同功率和作用時間下消融灶的直徑 －壓力、深度－壓力關系曲線，見圖2。

圖2 消融灶的直徑／深度與壓力的關系Fig 2 Relationship between contact force and diameter／depth of the ablation lesions

由圖可知，當時間和功率確定時，消融灶的深度／直徑隨壓力的增大而總體呈現出較為明顯的增大趨勢；相同壓力和相同功率的點，因放電時間的不同，其深度／直徑呈現出明顯差異，時間越長，深度／直徑越大；對比放電時間相同而功率不同的曲線，功率越大，消融灶的深度／直徑也越大，表明它們之間存在正相關的關系。

3.2 模型建立

實際消融過程中，由于受到呼吸、心臟跳動以及射頻儀工作模式的影響，接觸力和射頻放電功率是時刻變化的，Nakagawa等所提出的射頻消融灶的深度／直徑與接觸力、射頻功率、作用時間（F－P－T）的關系式［13］如下：

其中C為系數，T是設定的作用時間。CF表示電極和組織的接觸力，本研究中以F表示，P表示射頻功率。

本實驗中，接觸力F、射頻功率P保持恒定，作為特殊情況之一，理應具有類似于（1）的函數關系，其中的不定積分將變成定積分，最終得如下表達式：

而通過實際經驗及文獻［14－15］可知，豬心切片消融實驗中，消融灶的深度d或直徑φ隨著作用時間T的增大而增大，但某一時刻后將趨于穩定，故對式（2）做相應的修正，得到式（3）。

3.3 數據分析

對式（3）進行對數轉換后，可得：

以lnφ為響應變量，以ln F、ln P、ln T為自變量，通過Minitab軟件對實驗數據做多元線性回歸分析，可得：

其中P＜0.001，模型具有顯著性，R2＝0.9487，即lnφ中94.87%的變異可通過回歸模型（5）進行解釋，殘差圖見圖3。“殘差與順序”圖中，殘差值隨機地在水平軸上下無規則波動，說明殘差值之間是相互獨立的；“殘差與擬合值”圖中，無漏斗形或喇叭形，圖形正常，殘差保持等方差性；由正態概率圖及直方圖可知，殘差值符合正態分布。

以ln d為響應變量，以ln F、ln P、ln T為自變量，通過Minitab軟件對實驗數據做多元線性回歸分析，可得：

其中P＜0.001，模型具有顯著性，R2＝0.9390，即lnφ中93.90%的變異可通過回歸模型（6）進行解釋，殘差圖見圖4。“殘差與順序”圖中，殘差值隨機地在水平軸上下無規則波動，說明殘差值之間是相互獨立的；“殘差與擬合值”圖中，無漏斗形或喇叭形，圖形正常，殘差保持等方差性；由正態概率圖及直方圖可知，殘差值符合正態分布。

將式（5）、（6）做對數還原，可得 d／φ關于 F、P、T的最終的關系表達式：

將實驗設定值代入式（7）或式（8），即可得d或φ的預測值，通過與實際實驗結果對比，可以考察通過式（7）或式（8）對d或φ做預測的準確性，結果見圖5。對圖5中的散點做線性擬合，所得直線近似于y＝x，擬合優度較高，即表明實驗值和預測值的重合度較高，式（7）及式（8）的準確性良好。

3.4 討論

實驗中6種壓力值，通過導管自重加砝碼獲得。前期準備時，以高靈敏度電子秤取代放置切片的平臺，每種壓力值下進行10組測量，可得導管加砝碼后的實際總質量M1，并與期望壓力值 M（10、15、20、25、30、35 g）進行比較。經多次調試，平均誤差可控制在±1 g范圍內，標準差不大于±1.5 g，符合實驗要求［6］。

前期實驗中，當功率、時間和壓力的取值較大時，發生爆裂和擊穿的概率顯著增加。本實驗宗旨在探討三種獨立因素與消融灶深度、直徑之間的關系，為獲得更準確的數學模型，應擴大消融灶深度、直徑的變化范圍，并避免發生爆裂和擊穿，故而選取了厚度較大的豬心臟左心室肌肉進行切片。

圖3 lnφ殘差圖Fig 3 Residual plot of lnφ

圖4 ln d殘差圖Fig 4 Residual plot of ln d

Nakagawa等所進行的活體狗閉胸實驗中，關于深度d和直徑φ的預測準確性分別為±1 mm（90%）、±2 mm（80%），本實驗所擬合的表達式與之相比具有更好的準確性，體現了選用左心室肌肉切片的優點。

本實驗擬合過程中發現，功率P對擬合結果的貢獻度最大，為 43.94%（d）、57.04%（φ）；時間 T居次，為40.12%（d）、27.83%（φ）；而貼靠力 F的貢獻度為9.85%（d）、10.00%（φ），與之前所查閱文獻中的結果有所出入，則可能是由于左心室肌肉與實際消融中的靶點位置存在結構、功能的差異，以及實驗條件、所選定的參數范圍不同所致。

圖5 預測準確性Fig 5 Prediction accuracy

消融灶受到的影響要素眾多，且實際消融過程中，由于心臟的跳動及其他不可控原因，導管與心肌組織間的接觸力是時刻變化的［16］，若通過F、T、P的設定值對d或φ進行準確預測，尚需做更深入的研究。

4 結論

體外豬心切片消融實驗作為心臟消融的特例，消融灶的深度d或直徑φ與射頻功率（P）、作用時間（T）、電極和組織的接觸力（F）之間，應具有和臨床消融實驗類似的關系。

通過實驗數據分析可知，加入關于放電時間T的冪指數項Tγ后，所得到的函數關系式擬合優度良好，實際值與預測值對比，準確性較高。

我們認為，Nakagawa等所提出的預測d或φ的積分公式，未考慮到一定時間后消融效果增長趨近于零的情況，應當在積分符號外加入關于放電時間T的冪指數項Tγ，其中γ＜1。

本實驗的結果，可用來作為相同參數范圍內的體外豬心切片消融實驗的參考，指導消融灶大小與功率、壓力、時間等因素之間關系的進一步研究。