Energia
La RF è una corrente elettromagnetica alternata con frequenza compresa tra 300 e 3000 kHz; ha le stesse frequenze della radio, ma a differenza di quest’ultima, che viene trasmessa nell’aria, la RF viene condotta come una corrente elettrica.
Attraversando un tessuto eccitabile come il cuore, si potrebbe pensare che le RF possano causare aritmie : ma ciò non avviene perché le oscillazioni sono talmente rapide da non indurre stimolazione del mi ocardio e del muscolo scheletrico.
Le frequenze usate nella pratica clinica vanno da 300 a 1000 kHz ; frequenze superiori si associano a maggiori rischi e a maggiore dispersione energe- tica.1 1 2
Le RF possono essere rilasci ata da un sistema unipolare, costituito dalla punta del catetere e l’elettrodo dispersivo posto sulla cute, oppure da un
Figura 8 immagine rappresentativa dell’ablazione dei siti dei CFEA e delle atti-
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sistema bipolare formato da due parti metalliche poste sul catetere . Mentre nel primo sistema la corrente attraversa tutto il corpo , nel secondo attraversa solo una piccola porzione di tessuto.
Il circuito che viene a crearsi nel sistema unipolare comprende il generatore, i cavi, il catetere, l’interfaccia catetere -miocardio, il corpo umano e un elet- trodo dispersivo (elettrodo indifferente) che viene posto sul petto del pa- ziente. Ogni mezzo ha una prop ria impedenza e al passaggio da un mezzo ad una altro si ha una caduta del potenziale che causa la dissipazione dell’ener- gia con trasformazione in calore, che risulta fondamentale per generare le lesioni miocardiche capaci di bloccare la conduzione.
La punta del catetere, durante l’ablazione, prende contatto con il tessuto e con il sangue e la corrente che esce dal catetere si distribuirà tra il sangue (che ha bassa impedenza), il tessuto (alta impedenza che comporta l’aumento della temperatura) e il resto del corpo. Ovviamente solo una piccola parte della corrente va verso il miocardio mentre il resto va al sangue.1 1 2
Attraversato il corpo l e RF raggiungono l’elettrodo indifferente e si dissi- pano. Il comportamento delle RF nell’interfaccia catetere -tessuto non di- pende tanto dalla collocazione ma dalla grandezza e dal numero di patch. Elettrodi indifferenti più grandi consentono correnti maggiori con conse- guente un maggior riscaldamento dell’interfaccia.
Interfaccia catetere -tessuto
Il riscaldamento del tessuto avviene perché la corrente alternata fa oscillare gli ioni, trasformando l’energia elettromagnetica in energia cinetica, quindi calore.
Il 90% della potenza rilasciata viene assorbito dagli 1 -1,5 mm di tessuto adiacenti alla tips; il riscaldamento delle zone pi ù distanti avviene per con- duzione e richiede del tempo.1 1 2 La temperatura del sistema elettrodo -tessuto
sale in modo lineare fino a raggiungere lo stato stazionari in un tempo di circa 10 secondi. Tale stato stazionario è solitamente tenuto a 80/90 gradi centigradi. Quindi la conduzione del calore attraverso il t essuto richiede un certo tempo, si ottiene una lesione accettabile dopo 30 -60 secondi.
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L’eterogeneità dei tessuti (che cambia la capacità termica di questi ) e il san- gue (che scorre nei vasi allontanando il calore ) comportano un riscaldamento eterogeneo della parete.
Se il calore del tessuto supera i 100° C i liquidi intracellulari vanno in ebol- lizione aumentando il rischio di perforazione . Inoltre il surriscaldamento del catetere comporta la coagulazione del sangue sulla punta e la riduzione della superficie erogante, con aumento ulteriore dell’impedenza e delle tempera- ture della punta.1 1 2 , 1 2 0 Per tali motivi si mantiene la temperatura del catetere
tra i 50° e i 90°, al di sotto di 50° si ha necrosi minima.
Il movimento convettivo del sangue raffredda l’endocardio e questo fa sì che il diametro maggiore della lesione sia in profondità (forma a goccia). Se la potenza rilasciata della RF è limitata , il movimento convettivo, portando via calore, riduce la dimensione della lesione ; se invece la potenza rilasciata non è limitata, il movimento convettivo permette lesioni più grandi senza il sur- riscaldamento del catetere. Su questo principio si basano i cateteri irrigati.1 2 1
L’aumento di temperatura del catetere è dovuto al contatto col tessuto e non alla RF che vi scorre. Esistono vari sistemi di misurazione della temperatura che, trovandosi dentro il catetere , forniscono informazioni ipotetiche della temperatura del tessuto. I fattori che aumentano la discrepanza tra la tempe- ratura dell’ablatore e il tessuto sono: l’irrigazione, il contatto con il tessuto, la posizione del sensore nel catetere, il flusso sanguigno, la grandezza del catetere.1 2 0
Lesione da RF
Il danno da RF è tempo e tempera tura dipendente e comporta danni alla mem- brana, al citoscheletro e al nucleo. Tra i 45° e i 50° C si ha u n innalzamento del potenziale di riposo, con possibile automatismo anomalo. Da 50° centi- gradi in su si ha permanente perdita di eccitabilità e danno ce llulare. Il range usato nella pratica clinica va da 70° a 90°, ma le temperature raggiunte dal tessuto in profondità sono più basse.
In aggiunta al danno termico si ipotizza anche un danno elettrico diretto che causa rottura del sarcolemma, eccesso di calc io, alterazioni del potenziale di membrana e morte cellulare.
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Anatomopatologicamente una lesione da RF si presenta come una regione di endocardio pallida per denaturazione delle proteine, con un rivestimento di fibrina e coaguli se le temperature raggiunte dal tessuto sono eccessive. All’istologia si riconosce una necrosi coagulativa circondata da una zona di necrosi emorragica con infiltrato infiammatorio che evolve rà in tessuto di granulazione e infine in tessuto fibroso. Risulta no rari i danni ai vasi epicar- dici, in quanto il loro flusso sanguigno allontana il calore. La zona limitrofa a quella danneggiata presenta alterazioni tissutali e vascolari con un chiaro stato infiammatorio. I miociti di tale area vanno in contro ad un’inattivazione temporanea che può essere interrotta con la somministra zione di adeno- sina.1 2 2
2.5.1 Contact force sensing
La forza di contatto tra catetere e tessuto è un parametro molto utile per la realizzazione di lesioni ottimali, già in p assato si usavano delle misurazioni indirette della forza di contatto, una di questa si basava sulla flessione della punta del catetere vista in fluoroscopia. Dal 2010 sono entrati nella pratica clinica dei cateteri capaci di misurare la forza di contatto . I due cateteri con contact force sensing sono:
1. TactiCath, St Jude Medical, inc che presenta 3 fibre ottiche che misu- rano la deformazione di un corpo deformabile posto sulla punta del catetere 1 2 3
2. ThermoCool SmartTouch, Biosense Webster, Inc. che ha una molla tra la punta e l’asta, un magnete trasmettitore distale alla molla ed un magnete sensore prossimale che ne misurano le microdeflessioni .1 2 4
Entrambi i cateteri hanno u n sistema di irrigazione apicale e sono in grado di registrare la direzione del contatto nonché una alta sensibilità (1 grammo). Il ruolo della CF nella creazione di una lesione efficace è ormai chiaro, il target minimo da raggiungere è tra i 5 ai 10 gramm i (classe di raccomanda- zione IIa, LOE C-LD). A riprova dell’importanza del CFS è stato dimostrato che, a parità di potenza erogata, aumentando la forza di contatto si hanno lesioni più ampie, ma si aumenta anche il rischio di ebollizione del tessuto e di formazione di coaguli sul cat etere.
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Studi comparativi tra cateteri con e senza CFS hanno sottolineato la miglior efficacia del primo nella FAP rispetto alle altre forme di FA1 2 5: una spiega-
zione possibile di questo risultato può essere che con il sistema CF si possono creare lesioni più grandi e omogenee, comportando un minor tasso di ricon- nessione delle VP,1 2 6 principale causa di recidiva nella FAP; mentre la reci-
diva nelle non-FAP è data dal rimodellamento atriale. Lo studio TOCCATA ha dimostrato, in una popolazione con FAP, che all’aumentare della forza di contatto media diminuisce il tasso di recidiva ad un anno .1 2 7