Kleine Ablatorfibel

- Eine Einführung über Energiequellen, Steuer- und Regelungstechnik zur kardialen Ablation -   
von Prof. Bruno Ismer

Studenten während des Praktikums "Steuer- und Regelungstechnik zur Hochfrequenz-Katheterablation" im Rahmen der Vorlesungsreihe Herzrhythmustechnologie mit Messpraktika

1. Einleitung

Diese Fibel gibt eine Einführung in die Energiequellen und über die Aufgaben der Steuer- und Regelungstechnik, welche zur Ablationsbehandlung bei verschiedenen Herzrhythmusstörungen Anwendung finden. Bei diesem Therapieverfahren wird durch gezielte Energieabgabe über einen Katheter oder ein chirurgisches Tool arrhythmogenes oder an Kreiserregungen beteiligtes rhythmogenes Substrat entweder zerstört oder durch Isolation vom übrigen Myokard in seiner Wirkung auf den Herzrhythmus inaktiviert. Die Ablation hat sich in den letzten Jahrzehnten in der Routine als sichere und gut handhabbare Methode mit hohen Erfolgsraten zur Behandlung verschiedener Formen des Herzrasens, wie AV-Knoten-Reentrytachykardie (AVNRT), Wolff-Parkinson-White (WPW) Syndrom, Vorhofflattern und bei bestimmten Formen des Vorhofflimmerns bewährt.

2 Katheterablation mit Gleichstrom

Der Ursprung für die Entwicklung der Katheterablation war ein Zufall. Vedel et al. beobachteten bei einer tierexperimentellen elektrophysiologischen Katheteruntersuchung das plötzliche Auftreten eines kompletten AV-Blocks [48]. Sie hatten versucht, eine Tachykardie durch Gleichstromkardioversion zu terminieren. Ein ungewollter Kontakt einer Kardioversionselektrode mit dem intrakardial am His-Bündel anliegenden Katheter erzeugte eine Blockierung der AV-Überleitung. Die Folge dieses „Elektrounfalls“ war die Geburt einer neuen Methode. Sie wurde als Fulguration bzw. DC- oder Gleichstrom-Ablation bezeichnet. Man schaltete daraufhin eine Katheterableiteinheit mit einem Defibrillator zusammen, um mit der Wirkung einer elektrischen Entladung über einen intrakardial gezielt platzierten Katheter auf die elektrophysiologische Leitung im Herzen Einfluss zu nehmen. Anhand des abgeleiteten Elektrogramms wurde mit dem Katheter zunächst die zu behandelnde Struktur aufgesucht. War sie gefunden, wurde der Kondensator des Defibrillators auf eine Spannung von bis zu einigen Tausend Volt aufgeladen. Bei Betätigen eines separaten Umschalters entlud sich die in ihm gespeicherte Energie über die Spitzenelektrode des Katheters gegen eine großflächige Rückenelektrode. Dieses „Verblitzen“ erforderte eine Vollnarkose. Im Ergebnis entstand unter der Spitzenelektrode eine Läsion mit der Folge einer elektrophysiologischen Blockierung.
An Patienten wurde die Gleichstromkatheterablation erstmals 1982 von den Arbeitsgruppen um Gallagher und Scheinman erfolgreich eingesetzt [10, 43]. Sie überzeugte als Behandlungsmethode und verbreitete sich darum rasch. Hohe Erfolgsquoten von bis zu 96% bei Ablationen akzessorischer Bahnen [51] und 75% bei Ablationen der AV-Überleitung [9] wurden beschrieben. 
Den Erfolgen standen auch Komplikationen gegenüber. Ihre Ursachen wurden mit der schlechten Steuerbarkeit der Amplitude und Dauer des Stromstoßes in Verbindung gebracht. Eine von Evans et al. veröffentlichte Multicenterstudie zur Sicherheit der Gleichstromablation belegte, dass von 552 behandelten Patienten 10 plötzlich und 2 weitere komplikationsbedingt verstarben [8]. Häufige Ursache waren dabei neu induzierte Arrhythmien. Auch wurden Perforationen mit Herzbeuteltamponade und akutes Pumpversagen beobachtet. 
In Bezug auf die Bereitstellung spezialisierter Gerätetechnik für die Gleichstromablation reagierte die Industrie zurückhaltend. Die berechtigten Wünsche nach einem auf das Verfahren zugeschnittenen Gleichstromablator mündete lediglich in Laboraufbauten bzw. Industrievorstufen (Abbildung 1) [4, 20].

Abbildung 1: Frontansicht vom Labormuster eines historischen Gleichstromablators nach Ismer et al. [20]. Das Gerät beeinhaltet sowohl einen Oberflächen-EKG- als auch einen 3-kanaligen intrakardialen Filterverstärker, eine Schock-Synchronisierstufe sowie eine Begrenzungsstufe für die DC-Schockdauer. Außerdem enthalten ist ein interner VVI-Schrittmacher.

Dieses einzige Exemplar des Gleichstrom-DC-Ablators nach Ismer und von Knorre finden Sie derzeit im Historischen Archiv der Deutschen Gesellschaft für Kardiologie - Herz- und Kreislaufforschung e. V., Grafenberger Allee 100, 40237 Düsseldorf. Es ist abgebildet in der Galerie "Elektrostimulationsgeräte" unter dem Link:

http://historischesarchiv.dgk.org/type/gallery/page/5/

 

 

3 Ablation mit Hochfrequenzstrom

Das Fehlen eines spezialisierten Equipments, die schlechte Steuerbarkeit der Entladungen und die damit assoziierten Probleme der Gleichstromablation führten rasch zur Suche nach alternativen Energiequellen. Es bot sich an, die aus der Chirurgie bekannte Anwendung von Hochfrequenzstrom für die Katheterablation nutzbar zu machen. Dem Gedanken folgend entwickelte Peter Osypka mit dem HAT100 den ersten industriellen HF-Ablationsgenerator (Abbildung 2). Er stand ab 1985 zur Verfügung. Seine Weiterentwicklungen bis zum aktuellen Modell HAT300smart sind zusammen mit einem Sortiment darauf aufgestimmter Ablationsmaterialien heute im breiten Einsatz.
Die Verwendung von Hochfrequenzstrom für tierexperimentelle Ablationen wurde erstmals 1986 durch Hoyt et al. [19] beschrieben. Ein Jahr später veröffentlichten Borggrefe et al. [2] die erste erfolgreiche Hochfrequenz-Katheterablation bei einem Patienten mit akzessorischer Leitungsbahn. 
Die Vorteile des Hochfrequenzstroms gegenüber gegenüber der klassischen Kondensatorentladung als Energiequelle zeigten sich schnell. Da bei Frequenzen über 300kHz keine Depolarisationen von Muskel- bzw. Nervenzellen und somit keine schmerzhafte Muskelkontraktionen mehr auftreten, kann die Ablation mit Hochfrequenzstrom ohne Narkose durchgeführt werden. Die in das Gewebe applizierte Energie lässt sich durch Einstellung der Stromstärke dosieren und führt so zu einer umschriebenen Nekrose unter der stromführenden Elektrode. Eine auf das Verfahren abgestimmte elektronische Regelung macht die Energieabgabe gut kontrollierbar. Moderne industrielle Ablatoren wie zum Beispiel der HAT300smart (Dr. Osypka GmbH, Rheinfelden-Herten) sind darum mit einer umfangreichen Mess- und Regelungstechnik ausgestattet. Derartige Verbesserungen gingen einher mit der Konstruktion moderner Sensor bestückter und mechanisch steuerbarer Ablationskatheter. Die Entwicklungen in beide Richtungen gepaart mit den Erfahrungen an einer Vielzahl von Anwendungen trugen dazu bei, dass sich die kathetergestützte Applikation über einen oder mehrere Temperatursensoren gesteuerter Ströme im Hochfrequenzbereich von 350–1000 kHz als gut handhabbare und dadurch erfolgreichen Methode etablierte. Sie findet in der kurativen Routinebehandlung kardialer Arrhythmien breite Anwendung.

Abbildung 2: Frontansicht des ersten von der Dr. Osypka GmbH, Rheinfelden-Herten bereitgestellten industriellen Hochfrequenz-Ablationsgenerators HAT 100.

3. 1 Wirkprinzip der Hochfrequenz-Ablation

Die Hochfrequenz-Ablation nutzt das physikalische Prinzip der Ohmschen Erwärmung. Ein Hochfrequenzstrom (I) fließt an der zuvor durch elektrophysiologisches Mapping mit dem Katheter gewählten Position in das Myokard. Betrachtet man dieses in grober Näherung als ohmschen Widerstand (R), so wird die während der Ablation applizierte elektrische Energie (W) vom Verlauf der elektrischen Leistung (I² R) über die Zeitdauer (t) des Stromflusses bestimmt. Sie ergibt sich aus 
W= I² R t .
Die unter dem Stromfluss in Wärme umgewandelte Energie erzeugt in der Umgebung der Elektrode einen Temperaturanstieg (DT). Er soll so groß und anhaltend sein, dass im myokardialen Gewebe eine irreversible denaturierende Wirkung erzeugt wird.

Der mit dem Hochfrequenzstrom bewirkte Temperaturanstieg ist der Energiezufuhr (DW) direkt proportional und umso größer, je kleiner die beteiligte Gewebemasse (M) und ihre spezifische Wärmekonstante (c) sind:  
DT=DW/M*c 
Der Stromfluss kann unipolar oder bipolar erfolgen. Bei der zumeist angewandten unipolaren Hochfrequenz-Katheterablation fließt der Behandlungsstrom zwischen der aktiven Elektrode eines mit einem oder mehrere Temperatursensoren sowie gegebenenfalls zusätzlichen Ortungssensoren bestückten Ablationskatheters und einer am Patienten angebrachten großflächigen  Gegenelektrode. 
Die Auswahl des Instrumentariums für die Hochfrequenzablation richtet sich nach der verwendeten Energiequelle und dem Behandlungszweck. Für den chirurgischen Einsatz am offenen Herzen werden spezielle Tools wie das A-Fib-Tool angeboten (Abbildung 3).

Abbildung 3: A-Fib-Tools, Ablationsinstrumentarium mit verschiedenen Ausbildungen der mittels Sensor temperaturkontrollierten Spitze zum Einsatz im Rahmen chirurgischer Ablationen am offenen Herzen (Dr. Osypka GmbH, Rheinfelden-Herten).

Für die Hochfrequenz-Katheterablation steht ein Sortiment verschiedener mechanisch steuerbarer Katheter mit unterschiedlichster Gestaltung zur Verfügung. So werden für die Kathetertherapie von AV-Knoten-Reentry- und Wolff-Parkinson-White-Tachykardien bevorzugt 4-polige Katheter mit 7 French (F) Durchmesser und einer distalen Elektrode von 4 mm Elektrodenlänge verwendet. Sie ermöglichen Läsionen von 5–6 mm Durchmesser in einer Tiefe von 2-3 mm [19, 57]. Bei anderen Anwendungen haben sich Katheter mit großflächigen 8 mm- oder kühlbaren Spezialelektroden bewährt, um höhere HF-Energieabgaben ins Gewebe und damit größere und tiefere Läsionen zu ermöglichen. Somit werden wesentliche Ablationseigenschaften von der distalen Elektrode bestimmt. Da die elektrokardiographische Ableitung überwiegend bipolar erfolgt, haben die Länge der proximalen Elektrode und ihr Abstand zur distalen Einfluss auf die Signaleigenschaften der verwendeten Katheter. Im Vergleich liefern kleinere Elektrodenabstände schärfere Deflektionen verbunden mit einem geringeren Störsignalanteil (Abbildung 4).

Abbildung 4: Prinzipdarstellung verschiedener Ausführungen der distalen Elektrode von 7-French Kathetern zur temperaturgesteuerten Hochfrequenz-Katheterablation. Größere Elektrodenlängen oder eine Elektrodenkühlung mit physiologischer Kochsalzlösung erlauben eine höhere Energiezufuhr an das Myokard. Die Temperatursteuerung erfolgt über ein oder zwei in die Spitze integrierte Temperatursensoren. Die Sensoren und der Weg der Kühlflüssigkeit sind schematisch dargestellt. Zur Verwendung mit elektroanatomischen Ortungssystemen werden Spezialkatheter mit zusätzlichen Ortungssensoren angeboten.

3. 2 Betriebsarten der Hochfrequenz-Ablation

Zum Erreichen definierter Läsionen hat es sich bei der Hochfrequenzablation bewährt,  die in das Myokard applizierte Energie durch Voreinstellung verschiedener Parameter am Generator zu kontrollieren. Die Voreinstellungen richten sich nach dem Einsatzzweck und dem verwendeten Katheter oder Ablationstool. Davon abhängig kann die maximale Hochfrequenzleistungen etwa im Bereich von 10-70 W,  die Temperatureinstellung zwischen 40 und 70°C und die Behandlungszeit zwischen 30 und 120s liegen. Anhand dieser Voreinstellungen wird der Hochfrequenzstrom während der Behandlung über die Elektronik des Ablators gesteuert. Er passt dich damit automatisch an sich während der Prozedur verändernde Bedingungen an. Eine zusätzliche kontinuierliche Messung der Impedanz zwischen Elektrodenspitze und Gegenelektrode gibt Auskunft über den aktuellen Elektrodenkontakt und kann bei Einstellung entsprechender Grenzwerte zum Zwecke der Sicherheitsabschaltung in die Steuerung einbezogen werden. 
Für die Steuerung des Stromflusses können zwei verschiedene Betriebsmodi  verwendet werden, Man unterscheidet zwischen einem leistungsgesteuertem und einem temperaturgesteuertem Hochfrequenzstrommodus.

3. 2. 1 Leistungskontrollierte Hochfrequenz-Katheterablation

Da die Ablationselektrode nicht vollständig von Gewebe umgeben ist, fließt nur ein Teil des Stromes ins Myokard, der Rest erwärmt das umgebene Blut. Somit wird immer nur ein Teil der applizierten Gesamtenergie über den Blutfluss abgeleitet. Bei einer leistungskontrollierten Hochfrequenzablation wird die über die Elektrode abzugebende Maximaleistung vom Anwender vorgegeben.
Der fließende Strom stellt sich entsprechend den vorliegenden Bedingungen ein. Welche Temperatur dabei während einer Ablation im Gewebe erreicht wird, hängt von mehreren Parametern ab. Neben dem katheterinternen Leitungswiderstand und dem Übergangswiderstand zwischen Ablationselektrode und Myokard bestimmen der Durchmesser und die Länge der verwendeten Elektrode, ihr Andruck und der kühlende Effekt des umfließenden Blutes die im Gewebe wirksame Hochfrequenzleistung [44, 45, 56].
Im ungünstigen Fall können zwischen Katheterspitze und Endokard Temperaturen bis zu 100 °C auftreten. Dabei verkohlt das Gewebe. Die Katheterspitze karbonisiert und behindert durch Selbstisolation den Stromfluß. Bei einem abrupten Temperaturanstieg kann sich das Aufplatzen des Endokards unter subendokardialer Dampfbildung als hörbarer niederfrequenter Knall, den sogenannten „Popps“ äußern (Abbbildung 5) [6].

Abbildung 5: Schematische Darstellung der Vorgänge an der Ablationselektrode. Links: Normale Ablation unter Temperaturkontrolle mit Dessikation und Denaturierung des Myokards unter der aktiven Elektrode. Rechts: Elektrodenkarbonisierung mit Auftreten von „Popps“ bei Leistungssteuerung und fehlender Temperaturkontrolle. Aus Firmenschrift Dr. Osypka GmbH, Rheinfelden-Herten.

3. 2. 2 Temperaturkontrollierte Hochfrequenz-Ablation

Der temperaturkontrollierte Ablationsmodus [44, 54] setzt die Verwendung von Kathetern oder Ablationstools voraus, in deren Spitze ein oder mehrere Temperatursensoren integriert sind. Als solche finden abhängig vom Fabrikat temperaturabhängige Widerstände (Thermistoren) oder thermoelektrische Paare (Thermocouple) Verwendung.  Mit ihnen lässt sich die indirekte Erwärmung der Spitze des Ablationskatheters durch das während der Applikation des Hochfrequenzstromes erhitzte Gewebe erfassen. Die von einem entsprechend ausgerüsteten Generator abgegebene Hochfrequenzleistung wird im temperaturkontrollierten Modus automatisch so geführt, dass sich am Sensor die voreingestellte Temperatur einstellt (Abbildung 6).

Abbildung 6: Beispiel des Verlaufes der Ablationsparameter während einer von der Sensortemperatur gesteuerten Hochfrequenz-Energieabgabe mit dem Ablator HAT300smart (Dr. Osypka GmbH, Rheinfelden-Herten).

Von Bedeutung ist, dass bei der derzeitigen Technologie die Anordnung der Sensoren in der Katheterspitze grundsätzlich keine direkte Aussage über die im Gewebe erzeugte Temperatur erlaubt. Die angezeigten Temperaturen liefern allenfalls indirekte Hinweise. Sie sind primär die Grundlage zur Regelung der vom Generator (Abbildung 8) abgegebenen Hochfrequenzleistung. In Verbindung mit einer zusätzlichen kontinuierlichen Messung und Überwachung des Impedanzver-laufes kommen dabei verschiedene Regelalgorithmen (Fuzzy-Logik) zum Einsatz. 
Eine besondere Form des temperaturgeregelten Modus ist die Dual Sensor Technologie. Hierzu werden Katheter mit zwei in der Spitze hintereinander angeordneter Temperatursensoren und zuge-hörige Software angeboten. Da der jeweils höhere Messwert beider Sensoren in die Regelung einbezogen wird, bietet sie einen besonderen Schutz gegen inadäquate Überhitzung  (Abbildung 7).

Abbildung 7: Verlauf der Ablationsparameter bei Nutzung eines Katheters mit Dual Sensor Technologie (Dr. Osypka GmbH, Rheinfelden-Herten). Die Temperaturinformation von zwei Thermosensoren in der Katheterspitze wird über die Ablatorsoftware ausgewertet und die jeweils höhere Temperatur zur Steuerung der Leistungsabgabe verwendet.
Abbildung 8: Der Hochfrequenzablator HAT300smart (Dr. Osypka GmbH, Rheinfelden-Herten) mit Fuzzy-Logik-Regelung und Anschlussmöglichkeit für Katheter unterschiedlicher Sensortechnologie einschließlich Dual-Sensor.

3. 2. 3 Gekühlte Hochfrequenz-Katheterablation

Die Applikation höherer Hochfrequenzenergien lässt sich durch eine Kühlung der Elektrodenspitze erreichen (Abbildung 9). Das Zentrum maximaler Temperaturen wir dadurch tiefer ins Myokard verlagert. Das Resultat sind größere und tiefere Läsionen. Die gekühlte Ablation hat sich insbesondere bei der Isolation von Pulmonalvenen im Rahmen der Kathetertherapie von Vorhofflimmern sowie bei Vorhofflatterablationen bewährt. Verglichen mit der konventionellen Hochfrequenzablation ließen sich mit dieser Variante der Hochfrequenzablation z. B. bei der Behandlung des typischen Vorhofflatterns weniger Anwendungen und kürzere Prozedurzeiten erreichen [46]. Für dieses Verfahren werden zwei verschiedene Typen kühlbarer Ablationskatheter angeboten. Bei Kathetern mit offener Kühlung tritt die als Kühlflüssigkeit verwendete physiologische Kochsalzlösung unter Raumtemperatur mit einer konstanten Flussrate direkt aus der ähnlich einem Brausekopfes mit mehreren Löchern versehenen Katheterspitze aus [37, 42]. Bei Kathetern mit geschlossener Kühlung verbleibt sie dagegen im Katheter [46]. Dies soll die bei offener Kühlung unumgängliche Volumenbelastung des behandelten Patienten vermeiden.

Abbildung 9: Demonstration der Wirkung einer offenen Kühlung der Ablationselektrode auf die Leistungsabgabe während einer Hochfrequenzablation. Mit dem Anschalten eines konstanten Kühlflusses steigt die applizierte Leistung von etwa 25 W sofort auf 50 W während weiterhin eine Sensortemperatur um 60 °C angezeigt wird.

Im Vergleich mit konventionellen Ablationssystemen konnten im Tierversuch bei gekühlten Systemen mit Leistungseinstellungen unter 50 W für ein geschlossenes System und unter 20 W für ein offenes System größere und tiefere Läsionen als mit ungekühlten Hochfrequenz-Ablationssystemen erzielt werden. Ungewollte Impedanzanstiege und Elektrodenkarbonisierungen werden dadurch vermieden. Das Kühlsystem kann über den Ablator gesteuert werden. Die Kühlung wird in der Regel so eingestellt, dass während eines kurzen Vorlaufs und Gesamtdauer der Abgabe von Hochfrequenzenergie ein konstanter Kühlfluss von 17-36 ml*min-1 und zwischen den einzelnen Behandlungen 2-3ml*min-1 erfolgt [21].
Im Gegensatz zur konventionellen Hochfrequenzablation, bei der die Leistung je nach Anwendung und verwendetem Katheter zwischen 40 und 70 W und die Temperatur im Bereich von 50 bis 70 °C voreingestellt wird, werden bei gekühlter Ablation am Generator deutlich niedrigere Grenzwerte gewählt (Abbildung 10).

Abbildung 10: Verlauf von Hochfrequenzleistung, Sensortemperatur und Impedanz während einer gekühlten Ablation mit dem Ablator HAT 300smart (Osypka GmbH, Rheinfelden-Herten).

3. 3 Ablationselektrode-Myokard-Kontakt

Für die Größe des Stromflusses in das Myokard ist der Kontakt mit der Ablationselektrode entscheidend. Experimentelle Untersuchungen haben gezeigt, dass die spezifischen Widerstände für das Myokard höher sind als für Blut [11]. Eine real-time Darstellung der zwischen Elektrode und Gewebe kontinuierlich gemessenen Impedanz bietet im Verlauf der Ablation die Möglichkeit, den Übergangswiderstand zu kontrollieren. Mit der Einbindung dieser Option in die Stromsteuerung des Hochfrequenzgenerators wird eine automatische Abschaltung des Hochfrequenzstroms beim Über- oder Unterschreiten einer Grenzimpedanz realisiert. Dies verhindert ineffektive Ablationen. 
Als Präablationsimpedanz [47] wird der Wert der bei positionierter Elektrode unmittelbar vor Ablationsbeginn gemessenen Impedanz bezeichnet. Das beim Einschalten des Hochfrequenztroms infolge der Widerstandserwärmung unterhalb der Elektrode erhitzte Gewebe wird selbst Quelle von Wärmestrahlung und Wärmeleitung [12]. Dabei sinkt die Impedanz mit der Gewebeerwärmung typisch um 5 bis 10 Ω ab [5]. Stärkere Impedanzabfälle signalisieren starke intramyokardiale Temperaturanstiege und sind oft Vorboten plötzlicher Impedanzanstiege [16]. Sie entstehen auf der Grundlage verschiedener Prozesse, wie Koagulation mit Karbonisierung der aktiven Elektrode. Eine ansteigende Impedanz mindert den Stromfluss. Eine daraus resultierende zu geringe Energieapplikation wird als Grund für mehr als 20 % aller erfolglosen Ablationen angenommen [15, 33]. In diesen Fällen reicht der Hochfrequenzsstrom nicht aus, um am Zielort eine wirksame Gewebetemperatur zu erzeugen. Die Energie wird über den Blutstrom abgeführt. Unzureichender Elektrode-Myokard-Kontakt erhöht auch die Wahrscheinlichkeit für das Auftreten der schon beschriebenen „ Popps“.

Abbildung 11: In-vitro-Demonstration der sich unter einer 4mm-Tip-Elektrode bei 50 Watt Hochfrequenanwendung einstellenden Temperaturverteilung mittels einer Thermokamera. Serielle Aufnahmen im Abstand von 10 Sekunden. Zonen hoher Temperatur sind hell, tieferer Temperatur dunkel dargestellt (aus F. Gindele, Dissertation, München 2005 [12]).

3. 4 Ablationsläsionen

Für einen optimalen Erfolg sollen die Ablationsläsionen bestimmte Anforderungen erfüllen [30, 31, 38]. So sollen sich die Nekrosen in ihrer Ausdehnung scharf vom intakten Herzmuskelgewebe abgrenzen, die gesamte Dicke des Myokards erfassen und somit eine transmurale Ausdehnung haben. Weil nekrotisiertes Herzmuskel- und Reizleitungsgewebe nicht mehr regenerationsfähig ist, soll in der Histologie die irreversible Narbenbildung durch ein homogenes Narbengewebe nachweisbar sein. Im Bereich der Läsion zurückbleibendes arrhythmogenes Myokard erhöht die Gefahr des Fortbestehens der Arrhythmie oder zur Bildung neuer Foci [7]. Auf die während der Applikation des Hochfrequenzstromes im Gewebe tatsächlich erzeugte Maximaltemperatur kann nur indirekt geschlossen werden [26, 57, 58]. Die unter der hohen Stromdichte an der Kontaktstelle zwischen Katheter und Myokard stattfindende Widerstandserwärmung führt ab Temperaturen von 46 bis 48 °C zu thermischen Gewebeläsionen [25]. Makroskopisch zeigen sich Nekrosen erst ab einer Temperatur von 60 °C [27].   Nach Wittkampf et al. [58, 59] erwärmt sich das Gewebe um die Elektrode nicht konzentrisch sondern weiter endokardial. Die Katheterposition ist darum nicht zwangsläufig identisch mit dem Zentrum der Läsion. Infolge der Wärmeleitung erhitzen sich tiefere Gewebeschichten langsamer. Aus diesem Grund ist eine minimale Ablationsdauer einzuhalten. Untersuchungen zeigten, dass bei einer vorgewählten Temperatur von 80 ºC im leistungsgesteuerten Ablationsmodus Gewebetemperaturen über 50 ºC erst nach 5 bis 60 Sekunden erreicht wurden. Das schnelle Läsionswachstum in den ersten Sekunden sinkt somit im weiteren Ablationsverlauf [13]. Die Nekrosen erreichen die Hälfte ihrer Maximalausdehnung nach etwa 7 bis 10 Sekunden. Die maximale Läsionsgröße stellt sich erst nach 30 bis 40 Sekunden ein [13, 57-59]. Sie ist sowohl von der Größe der aktiven Katheterelektrode als auch vom Anpressdruck der Elektrode an das Endokard abhängig [45]. Zudem spielen die konvektive Kühlung der Elektrode durch den umgebenden Blutstrom sowie ihr elektrische Myokardkontakt [16] eine Rolle.  Bei gleichen Elektrodendurchmessern zeigt sich eine Abhängigkeit des Läsionsvolumens von der Elektrodenlänge. Es vergrößert sich bei einer Verdoppelung der Elektrodenlänge von 2 auf 4 mm nach Langberg et al. [28, 29] um mehr als 100 %. Eine noch weitere Vergrößerung auf 6, 8 oder 10 mm hingegen ging mit keiner wesentlichen Größenzunahme der Läsion einher. Dies wurde lediglich beobachtet, wenn der Katheter parallel zu den Herzmuskelfasern ausgerichtet war [3]. Auch die Dauer der Energieabgabe beeinflusst die Größe der Läsion. Borggrefe [2] belegte bei 3 mm, 5 mm und 7 mm langen 7 French-Elektroden eine Vergrößerung der Läsions-Durchmesser und ihrer Tiefe mit der Ablationsdauer (Abbildung 12).

Abbildung 12: Demonstration der experimentell im Rahmen des Messpraktikums "Steuer- und Regeltechnik zur HF-Katheterablation" an Schweinefleisch in physiologischer Kochsalzlösung mit Hochfrequenz-Ablatioskathetern erzeugten Läsionsstellen. Sicht auf und Schnitte durch die Ablationsstellen.

4 Ablation mit alternativen Energien

Neben der Verwendung von Hochfrequenzstrom wurde erfolgreich versucht, die Effekte und Vorteile anderer Energieformen im Rahmen kardialer Ablationen für die Behandlung von Rhythmusstörungen nutzbar zu machen [35]. Dies betrifft insbesondere die Nutzung von Kryo-, Ultraschall-, Mikrowellen- und Laserenergie.

4. 1 Katheterablation mit Kryoenergie

Die Kryo-Katheterablation nutzt das durch den Joule-Thomson-Effekt bekannte Verhalten realer Gase, bei einer Expansion unter definierten Bedingungen ihre Temperatur abzusenken bzw. anzuheben. Er lässt sich in Verbindung mit einem speziellen Kryokatheter nutzen, um an ausgewählten Positionen dem Myokard gezielt Wärme zu entziehen oder wieder zuführen. Je nach erreichter Abkühlung werden dabei Zellverbände in ihrer Struktur, Funktion und im Stoffwechsel reversibel bis irreversibel beeinträchtigt [32]. Dies eröffnet die Chance, das beabsichtigte Ablationsergebnis zunächst anhand einer reversiblen Kryo-Wirkung vorab zu kontrollieren. Dazu wird vor der eigentlichen Ablation an der geplanten Position bis auf etwa minus 30 °C gekühlt. Infolge der Abnahme der Leitungsfähigkeit im behandelten Gewebeareal ist die Terminierung der Arrhythmie vorab kontrollierbar. Die auf diese Weise mögliche Prüfung der Ablationsposition kann unnötige Ablationen reduzieren. Keine andere Energiequelle bietet diesen Vorteil. Zudem bildet sich durch den Wärmeentzug an der Katheterspitze ein Eisball, der sie am Endokard fixiert, was Dislokationen vermeidet [53] (Abbildung 13).

Abbildung 13: Demonstration der Eisballbildung während einer Kryoablation dargestellt an einem Herzpräparat (aus C. Wiesner, Dissertation, München 2007 [53]).

 

Wird die Kühlung mit dem Ziel der irreversiblen Schädigung bis unter minus 40 °C fortgesetzt, kommt es an der betreffenden Stelle zur intrazellulären Eiskristallbildung. Sie wirkt für die Zelle letal. Dies umso stärker, je schneller die Abkühlung erfolgt [17, 18]. Beim Wiederaufwärmen fusionieren die Eiskristalle zu größeren Komplexen. Dieser Vorgang geht mit einer zusätzlichen zellschädigenden Wirkung einher. Kryoenergie ermöglicht transmurale Läsionen, die sich durch ein dichtes, homogen fibrotisiertes Gewebe auszeichnen und sich scharf vom umliegenden vitalen Gewebe abgrenzen. Als weiterer Vorteil wurden nach Kryoablationen keine chronischen Entzündungsreaktionen und arrhythmogene Reaktionen sowie geringere Thrombenbildungen [23] beobachtet.

4. 2 Ablation mit Ultraschall

Ultraschall bezeichnet die Ausbreitung elektromechanischer Wellen mit einer Frequenz von 20 kHz bis 1 GHz innerhalb eines Mediums. Durch die zyklische Verschiebung der Molekülen wir dabei Energie in Ausbreitungsrichtung übertragen. Ultraschall lässt sich fokussieren. Die Gewebszerstörung erfolgt überwiegend durch Kavitation. Im Gewebe enthaltene Mikro-Gasblasen explodieren und implodieren unter dem zyklisch wechselnden Druck der sich ausbreitenden elektromechanischen Welle. Dabei wird Wärme frei. Bei der Nutzung von Ultraschall als Energiequelle zur Katheterablation werden über einen piezoelektrischen Kristall Schallwellen mit einer Frequenz zwischen 2 und 20 MHz erzeugt, die Gewebeteilchen in Vibrationen versetzen. Durch Kavitation und Wärmewirkung werden Zellmembranen zerstört und die physikalischen und Leitfähigkeitseigenschaften von Zellen verändert [14]. Ein direkter Kontakt zwischen Katheterspitze und Myokard ist dazu nicht erforderlich. Experimentelle Studien zeigten, dass mit Ultraschall transmurale Läsionen mit einer Tiefe von bis zu 10 mm möglich sind [36]. Fallbeschreibungen belegen die erfolgreiche Isolationen von Pulmonalvenen mittels Ultraschall [34, 41].

 

4. 3 Ablation mit Mikrowellen

Die Mikrowellen-Katheterablation nutzt das physikalische Prinzip der dielektrischen Erwärmung. Unter Einwirkung eines elektrischen Wechselfeldes im Frequenzbereich von 0,3 – 300 GHz führen Moleküldipole in elektrisch nicht oder nur schwach leitenden Medien Rotationsschwingungen aus. Infolge der dabei entstehenden intermolekularen Reibung werden sie gebremst und ihre Bewegungsenergie in Wärmeenergie umgewandelt. Voraussetzung ist eine unsymmetrische Molekülstruktur mit Dipolcharakter, wie sie z. B. das Wassermolekül aufweist. Die gebremsten Teilchen werden im Hochfrequenzfeld wieder beschleunigt und entziehen ihm somit Energie.

Zur Anwendung von Mikrowellen zur Behandlung von Herzrhythmusstörungen gibt es neben tierexperimentellen Studien [29] wenige klinische Erfahrungen. Zu letzteren gehört die kardiochirurgische Isolation von Pulmonalvenen bei Patienten mit Vorhofflattern [24].  Als Energiequelle wird ein Mikrowellengenerator genutzt. Die Energie wird über ein Koaxialkabel an die aktive Elektrode übertragen, deren Form die abgegebene Energiemenge mitbestimmt. Die Energieübertragung auf das Gewebe ist nicht vom Kontakt zum Myokard abhängig. Sie ist optimal, wenn die Antenne parallel zum Endokard liegt.

Es wird eine große Läsionstiefe bis zu 10 mm erreicht [55], was sich aufgrund des höheren Komplikationsrisikos auch nachteilig auswirken kann.

 

4. 4 Ablation mit Laserstrahlung

Auch zur Anwendung von Laserenergie bei kathetergestützten Ablationen liegen im Wesentlichen experimentelle Erfahrungen zu perkutanen Laserablationen bei Vorhofflattern und AVNRT [22, 39, 40, 49, 50] vor. Die Energie wird dabei von einem Laser als kohärenter monochromatischer Lichtstrahl von spezifischer Wellenlänge (beim Argon-Laser im sichtbaren Bereich zwischen 457,9 bis 514,5 nm, beim Neodym dotierte Yttrium-Aluminium-Granat-Laser im infraroten Bereich bei 1064 nm) bereitgestellt. Dieser wird vom Gewebe absorbiert bzw. gestreut. Durch die bei der Absorbtion verursachten Erhitzung des Gewebes entsteht eine Nekrose, die durch die Streuung des Strahls noch vergrößert wird [49, 52]. Größe und Tiefe hängen sowohl vom Lasertyp als auch von seiner Einwirkdauer und den Gewebeeigenschaften ab. Wagshall et al. [49] beschreiben transmurale Läsionen mit einer Fläche von 12 x 12 mm und einer Tiefe von 9 mm. Im Vergleich zur Hochfrequenzablation fanden Weber et al. [52] bei Laserablationen Läsionsvolumina, die mit 996 ± 73 mm3 gegenüber 111 ± 38 mm3 signifikant größer waren.

Die Forschungsarbeiten zur Nutzbarkeit alternativer Energiequellen für die Ablation sind derzeit nicht abgeschlossen. Bedingt durch die Notwendigkeit spezieller Apparaturen und eine darauf abzustimmende Handhabung beschränkte sich ihre Verwendung bislang überwiegend auf spezielle und experimentelle Einsätze. Als dominante Energiequelle kommt daher nach wie vor für die Ablation der Hochfrequenzstrom zu Einsatz. Als alternative Energiequelle hat die Kryoenergie Verbreitung gefunden. Ungeachtet der verwendeten Energien hat sich die Katheterablation von ihren Anfängen bis heute für die Therapie vieler Herzrhythmusstörungen zum Mittel der Wahl entwickelt. Sie wird derzeit mit großem Erfolg und geringen Komplikationen routinemäßig angewendet.

 

 

Literatur

1. Borggrefe M, Budde T, Podczeck A (1987) High frequency alternating current ablation of an accessory pathway in humans. J Am Coll Cardiol 10: 576-582

2. Borggrefe M (1994) Katheterablation tachykarder Herzrhythmusstörungen mittels Hochfrequenzstrom; Experimentelle und klinische Untersuchungen. Steinkopff-Verlag Darmstadt 1-107

3. Chugh S, Chan R, SB J, DL P (1999) Catheter tip orientation affects radiofrequency ablation lesion size in the canine left ventricle. Pacing Clin Electrophysiol 22: 413-420

4. Cunningham D, Rowland E, Rickards A (1986) A New Low Energy Power Source for Catheter Ablation Choc de Basse Énergie pour Fulguration. Pacing Clin Electrophysiol 9(6): 1384-1390

5. Dorwath U, Matthe S, Müller D, et al. (1993) Impedance monitoring during contact power and temperature-controlled radiofrequency catheter ablation. Circulation 88:I: 165 (abstr)

6. Eick O, Gerritse B, Schumacher B (2000) Popping phenomena in temperature-controlled radiofrequencywhen and why do they occur ? Pacing Clin Electrophysiol 2000 23: 253-258

7. Epstein L, Mitchell M, Smith T, Haines D (1998) Comparative study of fluroscopy and intracardiac echocardiographic guidance for the creation of linear atrial lesions. Circulation 98 1796-1801

8. Evans G, Scheinman M, Zipes D, et al. (1988) The percutaneous cardiac mapping and ablation registryfinal summary of results. Pacing Clin Electrophysiol 11/I: 1621-1624

9. Evans G, Scheinman M, Bardy G, et al. (1991) Predictors of inhospital mortality after DC-catheter ablation of the atrioventricular junction Results of a prospective international multicenter study. Circulation 84: 1924-1937

10. Gallagher J, Svenson R, Kasell.JH, German L, Brady G, Broughton A, Critelli G (1982) Catheter technique for closed-chest ablation of the atrioventricular conduction system. N Engl J Med (306): 194-200

11. Geddes L, Baker L (1967) The specific resistance of biological material - a compendium of data for the biomedical engineer and physiologist. Med Biol Eng 5: 271-293

12. Gindele F (2005) Darstellung myokardialer Temperaturphänomene während der Radiofrequenz-Katheterablation mittels Thermographie im In-vitro-Modell. Dissertation, Ludwig-Maximilians-Universität München

13. Haines D (2001) Determinants of lesion size during radiofrequency catheter ablation - The role of electrode-tissue contact pressure and duration of energy delivery. J Cardiovasc Electrophysiol 2: 509-515

14. He D, Zimmer J, Hynynen K, et al. (1995) Application of ultrasound energy for intracardiac ablation of arrhythmias. Eur Heart J 16(7): 961-966

15. Hindricks G, Haverkamp W, Gülker H, Rissel U, Budde T, Richter K, Borggrefe M, Breithardt G (1989) Radiofrequency coagulation of ventricular myocardium improved prediction of lesion size by monitoring catheter tip temperature. Eur Heart J 10: 972-984

16. Hoffmann E, Remp T, Gerth A, et al. (1993) Does impedance monitoring during radiofrequency catheter ablation reduce the risk of impedance rise? Circulation 88: I-165 (abstr)

17. Hoffmann N, Bischof J (2002) The cryobiology of cryosurgical injury. Urology 60(Suppl 1): 40-9

18. Holman W, Ikeshita M, Douglas J, et al. (1983) Ventricular cryosurgeryshort-term effects on intramural electrophysiology. Ann Thorac Surg 35(4): 386-93

19. Hoyt R, Huang S, Markus F, Odell R (1986) Factors influencing transcatheter radiofrequency ablation of the myocardium. J Appl Cardiol 1

20. Ismer B, von Knorre G (1990) Eine Verstärkereinheit mit kontaktlosem Gasentladungsschalter zur DC-Fulguration. Herzschr Elektrophys 1: 186-89

21. Jais P, Haissaguerre M, Shah D, al. e (1998) Successful irrigated-tip catheter ablation of atrial flutter resistant to conventional radiofrequency ablation. Circulation 98: 835-838 22. Johnson S, DaSalva L, Packer D (2002) Powerdependence of laser energy in circumferential ablation of pulmonary vein. Pacing Clin Electrophysiol 24(Pt II)

23. Khairy P, Chauvet P, Lehmann J, et al. (2003) Lower incidence of thrombus formation with cryoenergy versus radiofrequency catheter ablation. Circulation 107(15): 2045-50

24. Knaut M, Tugtekin S, Matschke K (2004) Pulmonary vein isolation by microwave energy ablation in patients with permanent atrial fibrillation. J Card Surg 2004: 19(3)

25. Kongsgaard E, Foerster A, Aass H, Amlie J (1993) The effect of temperature guided radiofrequency ablation of ventricular myocardium. Eur Heart J 14: 852-858

26. Kongsgaard E, Stehen T, Jensen O, Aass H, Amlie J (1997) Temperature guided radiofrequency catheter ablation of myokardium - comparison of catheter tip and tissue temperatures in vitro. Pacing Clin Electrophysiol 20: 1252-1260

27. Kovoor P, Ricciardello M, Collins L, Uther J, Rodd D (1998) Risk to patients from radiation associated with radiofrequency ablation for supraventricular tachycardia. Circulation 98: 1534-1540

28. Langberg J, Wonnell T, Chin M, et al. (1991) Catheter ablation of the atrioventricular junction using a helical microwave antenna novel means of coupling energy to the endocardium. Pacing Clin Electrophysiol 14(12): 2105-13

29. Langberg J, Calkins H, ElAtassi R, et al. (1992) Temperature monitoring during radiofrequency catheter ablation of accessory pathways. Circulation 86: 1469-1474

30. Liem L, Mead R, Shenasa M, Kernoff R (1996) In vitro and in vivo results of transcatheter microwave ablation using forward-firing tip antenna design. Pacing Clin Electrophysiol 19: 2004-2008

31. Liem L, Pomeranz M, Riseling K, Anderson S, Berry G (2000) Electrophysiological correlates of transmural linear ablation. Pacing Clin Electrophysiol 23: 40-46

32. Lowe M, Meara M, Mason J, et al. (2003) Catheter cryoablation of supraventricular arrhythmiasa painless alternative to radiofrequency energy. Pacing Clin Electrophysiol 26(1 Pt 2): 500-3

33. Morady F, Strickberger A, Man K, Daoud E, Niebauer M, Goyal R, Harvey M, Bogun F (1996) Reasons for prolonged or failed attempts at radiofrequency catheter ablation of accessory pathways. J Am Coll Cardiol 27: 683-689

34. Natale A, Pisano E, Shewchik J, et al. (2000) First human experience with pulmonary vein isolation using a through-the-balloon circumferential ultrasound ablation system for recurrent atrial fibrillation. Circulation 102(16): 1879-82

35. Nath S, Haines D (1995) Biophysics and pathology of catheter energy delivery systems. Prog Cardiovasc Dis 37(4): 185-204

36. Ohkubo T, Okishige K, Goseki Y, et al. (1998) Experimental study of catheter ablation using ultrasound energy in canine and porcine hearts. Jpn Heart J 39(3): 399-409

37. Peterson H, Chen X, A P, al. e (1998) Temperature-controlled irrigated tip radiofrequency catheter ablation: Comparison of in vivo and in vitro lesion dimensions for standard catheter and irrigated tip catheter with minimal infusion rate. J Cardiovasc Electrophysiol 9: 409-414.

38. Ruffy R, Imran M, Santel D, Perry G, A G (1995) Radiofrequency delivery through a cooled catheter tip allows the creation of larger endomyocardial lesion in the ovine heart. J Cardiovasc Electrophysiol 6: 1089-1096

39. Saksena S, Gielchinsky I, Tullo N (1989) Argon laser ablation of malignant ventricular tachycardia associated with coronary artery disease. Am J Cardiol 64(19): 1298-304

40. Saksena S, Gielchinsky I (1990) Argon laser ablation or modification of the atrioventricular conduction system in refractory supraventricular tachycardia. Am J Cardiol 66(7): 767-70

41. Saliba W, Wilber D, Packer D, et al. (2002) Circumferential Ultrasound Ablation for Pulmonary Vein Isolation: Analysis of Acute and Chronic Failures. J Cardiovasc Electrophysiol 13(10): 957–961

42. Scavee C, Georger F, Jamart J, Manchini I, Collet B, Blommert D, DeRoy L (2003) Is a cooled tip catheter the solution for the ablation of the cavotricuspid isthmus? Pacing Clin Electrophysiol 26 (II): 328-331

43. Scheinman M, Morady F, Hess S, Gonzalez R (1982) Catheter-induced ablation of the atrioventricular junction to control refractory supraventricular arrhythmias. JAMA 248: 851-855

44. Schlüter M, Kuck K (1996) Temperature-controlled radiofrequency current ablation - which temperature? Eur Heart J 17: 327-329

45. Simmers T, Wittkampf F, Hauer R, Robles D, Medina E (1994) In vivo ventricular lesion growth in radiofrequency catheter ablation. Pacing Clin Electrophysiol 17: 523-531

46. Spitzer S, Karolyi L, Rämmler C, Otto T (2002) Primary closed cooled tip ablation of typical atrial flutter in comparison to conventionla radiofrequency ablation. Europace 4: 265-271

47. Stagegard N, Petersen H, Chen X, Svendsen J (2005) Indication of the radiofrequency induced lesion size by pre-ablation measurements. Europace 7: 525-534

48. Vedel J, Frank R, Fontaine G, Fournial J, Grosgogeat Y (1979) Bloc aurico-ventriculaire intrahisien définitif induit au cors d`une exploration endoventriculaire droite. Arch Mal Cœur 72: 107-112

49. Wagshall A, Abela G, Maheshwari A, et al. (2002) A novel catheter design for laser photocoagulation of the myocardium to ablate ventricular tachycardia. J Interv Card Electrophysiol 7 (1): 13-22

50. Wang P, Homoud M, Link M, et al. (1999) Alternate energy sources for catheter ablation. Curr Cardiol Rep 1(2): 165-71

51. Warin J, Haissaguerre M, D´Ivernois S, Lemetayer P, Montserrat P (1990) Catheter ablation of accessory pathways technique and results in 248 patients. Pacing Clin Electrophysiol 13/I: 1609-1614

52. Weber H, Heinze A, Enders S, et al. (1997) Laser versus radiofrequency catheter ablation of ventricular myocardium in dogs - a comparative test. Cardiology 88(4)3: 46-52

53. Wiesner C (2007) Katheterablation von Vorhofflattern: Vergleich der Kryo- mit der Radiofrequenzenergie. .Dissertation Ludwig-Maximilians-Universität München

54. Willems S, Chen X, Kottkamp H, Hindricks W, Haverkamp W, Rotman B, Shenasa M, Breithardt G, Borggrefe M (1996) Temperatur-controlled radiofrequency catheter ablation of manifest accessory pathways. Eur Heart J 17: 445-452

55. Williams M, Knaut M, Berube D, et al. (2002) Application of microwave energy in cardiac tissue ablationfrom in vitro analyses to clinical use. Ann Thorac Surg 74(5): 1500-5

56. Wittkampf F, Hauer R, Robles D, Medina E (1989) Control of radiofrequency lesion size by power regulation.Circulation 80: 962-968

57. Wittkampf F, Simmers T, Velema E, et al (1992) Discrepancy between lesion growth and temperature rise in radiofrequency catheter ablation. Circulation 86(I): 192 (abstr)

58. Wittkampf F, Simmers T, Hauer R, Robles D, Medina E (1995) Myocardial temperature response during radiofrequency catheter ablation. Pacing Clin Electrophysiol 18: 307-317

59. Wittkampf F, Nakagawa H, Yamanshi W, et al. (1996) Thermal latency in radiofrequency ablation. Circulation 93: 1083-86