冷冻消融技术简介

冷冻消融技术面世于20世纪50年代，初步动物冷冻消融研究获得成功后，外科医生于1977年首次成功应用冷冻消融技术治疗房室旁路所致的心动过速。随后冷冻消融技术在包括房室结折返性心动过速改良术、快室率房扑/房颤的房室结消融术，甚至是室性心动过速等多种心动过速治疗中均获得了成功的尝试及应用。近年来，随着冷冻消融技术的基础研究及临床研究的大量开展，冷冻能源消融技术获得不断的改进和完善。目前，尽管相较于射频能源，冷冻消融手术的总体占比还不高，但对于具有特殊风险的部位，如房室结、希氏束周围组织相关的心律失常，以及房颤的肺静脉电隔离消融、冷冻导管及冷冻球囊消融均显示了独特的优势和疗效。

冷冻消融系统由冷冻能源控制系统和冷冻专用导管共同组成，两者通过控制电路及冷冻气体输送管道相连接。N2 O气体以液态形式储存于冷冻能源控制系统内，液态N2 O通过与导管相连接的真空气体交换管道被输送至冷冻消融导管内直至体内组织靶点处，N2 O在消融导管头端气化后，使接触的局部组织温度降低，而后再次回输至控制系统内。整个系统通过多重传感器和真空状态确保N2 O不被泄露至患者体内。借助焦耳-汤普森效应，液态压缩的N2 O输送至导管末端突然增大的空腔部分发生解压膨胀气化后，获得局部组织的冷却效果。冷冻消融所产生的生理效果继发于电极-组织界面温度的变化；消融损伤效果在很大程度上取决于所达到的最低温度、能量释放时间和温度时间常数等指标。温度时间常数代表温度降低至靶温度并产生组织损伤的过程，数值越小意味着消融效果越佳。影响冷冻消融所产生组织损伤的重要参数包括电极-组织接触的紧密程度、冷冻导管头端温度、冷冻能源释放时间及局部血流等。在电极-组织界面处，温度最低的区域是导管头端邻近处，该处可最早观察到冷冻消融所产生的损伤效应；组织消融损伤的有效体积随冷冻能源释放的时间而变化。冷冻能量释放晚期所产生的损伤效应可能在局部复温后发生逆转，因此冷冻所导致的损伤效应在能量释放的早期出现，才能获得成功且持久的消融效果。

目前最广泛应用的冷冻消融系统是Medtronic CryoCath系统（图10-2），它可以提供不同头端长度的冷冻消融大头导管和不同直径的冷冻消融球囊系统。目前，冷冻消融大头导管头端长度可达6 mm和8 mm，局部接触组织处的消融效果较前几代产品明显优化；改进后直径为23 mm及28 mm的冷冻球囊导管因可提供前端半个球囊整体的低温界面，肺静脉及周边组织处的消融范围亦明显增加（图10-3）。

图10-2　冷冻系统的组成

图10-3　冷冻球囊结构及肺静脉内封堵示意图

冷冻消融的组织损伤是由直接细胞损伤和血管介导的组织损伤双重机制所产生的。组织冻结引起直接细胞损伤，当组织轻度冻结时（0～-20℃），仅发生细胞外结冰，高渗应激使细胞内水分转移至细胞外间隙，最终导致细胞皱缩和细胞膜成分受损，短时间内复温，这些效应可以发生逆转。延长细胞外冻结时间便会引起细胞死亡，同时随后的复温会引起细胞水肿，导致细胞膜的破坏。当冻结温度进一步降低时（＜-40℃），细胞内、外均发生结冰现象，此时更易造成细胞器及细胞膜的损伤导致细胞坏死。反复冻结-融化的过程致使损伤不断扩展，复温所引发的炎症反应和再灌注出血，导致组织修复和最终的瘢痕形成。低温介导的血管损伤导致微血栓形成、微循环停滞；与常规射频损伤相比，冷冻损伤所导致的内膜损害及血栓形成的程度均更低，从而产生密集一致的纤维化。瘢痕边界清楚，无致心律失常作用，同时保留细胞外基质和抗牵张强度。冷冻损伤的大小与组织温度、对流加温、电极方向、接触力大小、电极大小、冷冻剂流速和电极-组织界面温度等相关。越大的头端电极和高冷冻剂流速产生的损伤面积更大；电极大小固定时，组织界面温度对损伤面积的预测效果不确定，因存在对流加温效应，高血流区域所产生的损伤面积更小，而低血流可使损伤范围最大化。