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La radiofrecuencia en electrofisiología

. Escrito en Vol VI - Número 1

Rev Electro y Arritmias

2012; 6: 13-18

Sección: Electrofisiología para Técnicos

Directores: Javier García Niebla y Carlos López

Carlos A. López*, Javier García Niebla#

*Sección Electrofisiología, Arritmias y Marcapasos. Hospital Argerich. Buenos Aires, Argentina.

# Centro de Salud Valle del Golfo. El Hierro. Santa Cruz de Tenerife - España.

Correspondencia: Carlos A. López
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Recibido: 05/10/2012 Aceptado: 09/11/2012

Introducción

La ablación por catéter de sustratos arritmogénicos data del año 1979, cuando en París, Vedel y colaboradores produjeron un bloqueo AV accidental por la derivación de la energía de un choque de corriente directa (CD) provista por un desfibrilador externo a través de un catéter- electrodo situado en la zona del haz de His. Este hecho fortuito llevó con rapidez a proponer a la “fulguración” intracardíaca como alternativa terapéutica para arritmias refractarias a los fármacos1. En 1982, Gonzáles y Gallagher introdujeron la ablación de estructuras cardíacas por medio de CD liberada a través de un catéter-electrodo2,3. El procedimiento requería anestesia general, era difícil tener un control adecuado sobre la cantidad de energía liberada y la extensión de la lesión producida y, aún más importante, la tasa de complicaciones graves o mortales no era desestimable. Por ello, el procedimiento se abandonó con rapidez y la CD se sustituyó por la radiofrecuencia (RF), que es una corriente alterna de muy alta frecuencia, similar a la utilizada en el electrobisturí.

Antecedentes históricos

En 1891, Jacques Arsène D’arsonval, médico y físico francés, describió un fenómeno que más tarde sería revolucionario en la aplicación de electroterapia. Sus contribuciones más reconocidas en medicina provienen de las aplicaciones de la electricidad sobre los tejidos biológicos, como la diatermia (calentamiento a través de un medio conductor), que utiliza corrientes eléctricas de alta frecuencia para calentar el tejido muscular. D’Arsonval demostró que la circulación de corrientes eléctricas de frecuencias superiores a 10.000 ciclos por segundo no excitaba ni generaba despolarización de los tejidos nerviosos o musculares ni movimientos espásticos

El fenómeno por el cual una corriente alterna que tiene una frecuencia de 10 kHz (kiloherzios) o más no produce contracciones musculares y no afecta a los nervios sensoriales manteniendo el efecto térmico lleva el nombre del gran físico francés4 (Figura 1).

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Figura 1. Jacques-Arsène D‘arsonval (1851 - 1940)

Este efecto es también denominado Tesla, aunque en la actualidad es bien conocido que son dos fenómenos diferentes, pues las investigaciones de D’arsonval apuntaron hacia el estudio de la electricidad y su efecto térmico sobre los tejidos biológicos, mientras que los importantes estudios de Nicola Tesla fueron la base para el avance y desarrollo de las telecomunicaciones y de la telemetría inalámbrica.

La primera ablación con RF a través de un catéter-electrodo se produjo también de manera fortuita cuando de manera accidental, la energía procedente de un electrobisturí se derivó a través de un catéter de estimulación hacia el miocardio en contacto con los electrodos.

En 1985 se publicaron varios estudios experimentales en los que se analizaron los efectos de la RF aplicada a través de un catéter sobre el endocardio y el miocardio de distintas estructuras cardíacas5.

Definición y utilidad terapéutica

El término radiofrecuencia designa a una variedad de corriente alterna de alta frecuencia y se aplica a un segmento, el menos energético del fenómeno electromagnético, que posee una frecuencia superior a los 10.000 ciclos por segundos (medida en Herzios, entre 300 kHz y 800 kHz) (Figura 2). El Herzio (Hz) es la unidad de medida con la que se clasifica la frecuencia de las ondas, y corresponde a un ciclo por segundo.

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Figura 2. Circulación de la corriente alterna en el espacio con una oscilación de tipo sinusoidal en su polaridad, donde la magnitud o amplitud se mide en Voltios y la frecuencia de la oscilación en el tiempo o longitud de onda se mide en Herzios (ciclos x segundos).

El efecto térmico de la circulación de una corriente de alta frecuencia a través de conductores hasta llegar a cavidades donde se libera esa corriente va desde el calentamiento hasta la necrosis coagulativa, y tuvo gran aplicación en el tratamiento de trastornos urológicos6,7.

En la década de 1980 comenzó a utilizarse la RF en cardiología, jerarquizándose su efecto térmico o efecto Joule, que consiste en hacer circular una corriente de RF a través de un catéter de diseño especial, hacia un electrodo (por lo general de platino) ubicado en el extremo distal de aquél, con una superficie de contacto más amplia que la de los catéteres-electrodo de diagnóstico y que puede curvarse desde el extremo proximal, para facilitar su maniobrabilidad, dentro de las cavidades del corazón. El objetivo es provocar necrosis coagulativa por calentamiento del tejido cardíaco.

En la ecuación Joule (Calor= I2 x R x t), la resistencia (R) está dada por la interfase electrodo-tejido, la intensidad (I) por la corriente necesaria para lograr un efecto desecador combinando el tiempo (t) necesario para obtener un efecto necrótico y no térmico.

La temperatura que se aplica sobre el tejido es de suma importancia, pero no deben excederse algunos parámetros preestablecidos de seguridad. La monitorización permanente de la impedancia, la temperatura y la energía ayudan a lograr el efecto deseado.

Como cualquier otro circuito eléctrico, la energía RF también forma un circuito de circulación, en el cual la energía suministrada por un generador de RF transcurre por un catéter, fluye a través del electrodo a la punta del catéter en intimo contacto con el tejido, circulando por éste hasta una superficie constituida por un electrodo dispersivo adherido a la superficie del cuerpo (“parche de retorno”), que está conectado al generador, con lo cual se cierra el circuito de circulación de RF.

Efectos de la RF sobre los tejidos biológicos

El aumento de temperatura tisular será tanto mayor cuanto más elevada sea la impedancia o la resistencia del tejido. Este concepto es importante para la práctica clínica de la ablación por RF, en especial si se emplean sistemas de ajuste manuales de la energía. En efecto, si la impedancia es alta (>180 Ohms), la liberación de corriente con potencias bajas (5-10 watts) puede dar lugar a aumentos de temperatura exagerados en el miocardio. La interfase entre el electrodo distal activo y el tejido es el sitio donde se libera mayor cantidad de calor como consecuencia de la resistencia localizada (calentamiento resistivo). El calentamiento se produce a nivel de la interfase electrodo-tejido y se transmite de manera pasiva al tejido adyacente (calentamiento conductivo). Otro aspecto a tener en cuenta es el tamaño del electrodo distal del catéter de ablación, desde donde se libera la corriente. El volumen de las lesiones se incrementa con el aumento de la longitud del electrodo. En general, en los procedimientos de ablación con RF se utilizan catéteres con electrodo distal de 4 mm a 8mm (cuando es preciso producir lesiones de mayor extensión).

El principal factor opuesto a la conducción térmica hacia las capas más profundas del tejido se denomina enfriamiento por convección. La convección es el proceso por el cual el calor es eliminado con rapidez y atenuado activamente por un medio. En el caso de la ablación por RF, el calor se elimina por convección desde la interfase electrodo-tejido y como la sangre fluye dentro de la cavidad alrededor de esa interfase, actúa como refrigerante. Si la sangre se mueve con rapidez en la superficie del tejido, una gran cantidad del calor producido en el sitio de la ablación puede disiparse. El enfriamiento por convección influye en la creación de la lesión por RF, por lo cual un mayor flujo de sangre aumenta el efecto de enfriamiento en determinadas zonas anatómicas del corazón y hace que se requieran niveles más elevados de potencia de RF. (Figura 3)

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Figura 3. Representación gráfica de las variables que intervienen durante la aplicación de RF.

En la ablación por RF, temperaturas tisulares superiores a 45-50ºC generan lesiones irreversibles por necrosis coagulativa. Si durante la aplicación de corriente se superan los 100ºC, se produce la carbonización del tejido, observándose una escara de mayor tamaño con bordes irregulares.

En la fase crónica, la lesión se establece en una escara en la que el miocardio es sustituido por tejido fibrótico.

Si bien se señaló la importancia de monitorizar la temperatura, ello puede presentar limitaciones; por ej., por la presencia de oscilaciones que pueden ubicar a la temperatura en niveles inferiores a los necesarios para generar una lesión irreversible, o muy elevados, con la producción de coágulos que se adhieren al extremo distal del catéter. Este fenómeno disminuye la superficie de contacto directo del electrodo con el miocardio, aumenta la impedancia e impide la formación de una lesión de profundidad suficiente, además de incrementar el riesgo de embolia8.

La energía de RF circula por un conductor metálico recubierto por una malla de Dacron (el catéter- electrodo), cuyo extremo distal está en contacto íntimo con el tejido cardíaco, generando una interfase donde contactan dos conductores con distintas propiedades (electrodo distal del catéter y tejido biológico constituido por un área pequeña del miocardio). En esta interfase entran en juego los efectos de la corriente eléctrica, que encuentra en el tejido biológico una resistencia que genera un aumento de temperatura sobre un área de tejido con alta densidad de energía. Si bien el calentamiento en la zona del miocardio en contacto directo con el electrodo es inmediato, las zonas más profundas sufren los cambios fisiológicos de la temperatura por un efecto dispersivo de la energía térmica hacia la profundidad del tejido9.

Manteniendo la entrega de RF en un nivel constante e ininterrumpido, todo sistema (electrodo y tejido miocárdico) llega a alcanzar un “estado estacionario”; ello significa que la cantidad de energía que ingresa en el tejido desde la fuente térmica es igual a la cantidad de energía disipada en las fronteras de la lesión. Este es un concepto importante porque significa que la lesión ha alcanzado su tamaño máximo para el nivel particular de la potencia entregada.
Si la entrega de RF se interrumpe antes de llegar al estado estacionario, la conducción térmica hará que la temperatura del tejido continúe aumentando en los tejidos más profundos por un período breve. Este efecto se denomina “latencia térmica” y tiene importantes implicaciones clínicas, dependiendo de la localización de la lesión (por ej., la proximidad al esófago)10,11.

La lesión por RF de una zona del miocardio que forma parte de un sustrato arritmogénico implica la desnaturalización por calentamiento de las propiedades y estructuras de un grupo celular, lo cual incluye efectos irreversibles sobre la membrana plasmática y los componentes intracelulares12,13.

Aspectos técnicos y desarrollo

Una de las ventajas de la ablación por RF es que, en general, no requiere anestesia general y es un procedimiento bien tolerado. Las complicaciones arritmogénicas graves emanadas de la aplicación de CD, como la taquicardia o la fibrilación ventricular, son muy infrecuentes cuando se utiliza energía de RF, y el riesgo de perforación cardíaca es también incomparablemente menor. La energía de RF utilizada en los generadores para la ablación de sustratos arrítmicos es una corriente alterna de alta frecuencia, de 300 a 750 MHz. El efecto anatómico sobre el miocardio es, en esencia, el mismo que produce el electrobisturí, que permite la sección necrótica quirúrgica al tiempo que detiene la hemorragia por su efecto de coagulación por calentamiento. Si bien en las primeras experiencias se utilizaron equipos de electrobisturí modificados, debe señalarse que existen dos modalidades particulares en la entrega de la energía de RF. Una es la variedad de corriente modulada, que se emplea en cirugía general y la otra es la variedad no modulada, disponible en los generadores modernos de RF utilizados para la ablación de arritmias cardíacas. Temperaturas limitadas que promedien los 60 grados centígrados (entre 50 y 90 grados centígrados) permiten un control apropiado de la lesión por RF. La temperatura excesiva determina, como se mencionó, la formación de coágulos en el electrodo distal, lo que se acompaña con un incremento en la impedancia de la interfase electrodo-tejido14. En la actualidad, la programación de los parámetros de seguridad en los generadores de RF facilitan la aplicación de la energía de manera confiable. Los generadores actuales permiten regular la potencia de entrega del voltaje (watts), así como el tiempo de aplicación de la energía de RF y la temperatura que se alcanza en la zona de contacto con el endocardio, gracias al agregado de sensores apropiados en el extremo distal del catéter (termistor o termocupla). La estabilidad de los parámetros mencionados permite evaluar el contacto entre el electrodo distal del catéter y el tejido a ablacionar, lo cual disminuye la formación de coágulos y posibilita la obtención de lesiones más circunscriptas15. Una de las consecuencias del calentamiento excesivo es un fenómeno conocido como “pops” o “lesiones pop”. El exceso de calor puede causar la vaporización del agua intramural y causar una burbuja de gas que se desarrolla dentro del tejido bajo el electrodo. La aplicación continua de RF hará que la burbuja se expanda y su presión aumente, emergiendo a través de la zona de tejido más débil. Cuando el gas se ventila de repente en la superficie endocárdica o epicárdica (o ambos) genera un sonido (“pop”), que puede acompañarse con perforación miocárdica y derrame pericárdico16.

Factores que influyen sobre el tamaño de lesión por RF

La aplicación de RF sobre el tejido miocárdico produce una zona de necrosis coagulativa homogénea con bordes bien delimitados. La histología muestra ruptura de las membranas celulares en las zonas de contacto directo. En las zonas de injuria, desde el punto de vista electrofisiológico, existe sobrecarga de calcio con incremento en la salida de potasio, potenciales de acción con menor duración y amplitud y disminución de la excitabilidad17. En cuanto al tamaño de la lesión debe destacarse que entre los factores más importantes se encuentran el tamaño del electrodo distal, el tipo de catéter (irrigado o no irrigado), el contacto adecuado del electrodo con el tejido y el nivel de la energía utilizada18. Las variaciones en la impedancia pueden indicar inestabilidad del contacto entre el catéter-electrodo y la necesidad de incrementar la energía. En cuanto a la duración de la aplicación de RF para lograr una lesión consolidada, se considera que debe ser de 30 segundos como mínimo. Las lesiones no se forman de manera instantánea, sino que requieren un tiempo, basado sobre la energía de RF suministrada y la velocidad de conducción térmica del tejido biológico. El crecimiento de la lesión se comprende como una función proporcional al tiempo de aplicación de RF. Haines describió una “relación mono-exponencial”, según la cual el tamaño máximo medio de una lesión se produce en los primeros 5 a 10 segundos de aplicación de RF. Como ya se señaló, ello se debe a que el tejido se calienta con mayor rapidez en la superficie (calentamiento resistivo). Conforme transcurre el tiempo, más energía térmica se transfiere a las capas más profundas del tejido miocárdico (conducción térmica)19. (Figura 4)

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Figura 4. Velocidad de formación de la lesión por RF durante los primeros segundos de aplicación de energía y su crecimiento posterior como función del tiempo. Obsérvese que el tamaño máximo de una lesión se crea en los primeros segundos de aplicación de RF (calentamiento resistivo). Luego, más energía térmica se transfiere a las capas más profundas de tejido (conducción térmica).

Tecnología de catéteres-electrodo

Los catéteres-electrodo para ablación por RF están diseñados con hilos metálicos en su interior, que poseen baja resistencia a la circulación de la corriente eléctrica; dependiendo del diseño, contienen sistemas de alambres o cables tensores para facilitar su flexión, y además, terminales para el registro de señales intracardíacas, recubiertas por una malla protectora de metal. El diseño de los catéteres permite la transferencia de una fuerza de rotación desde el mango hasta la punta (“torque 1:1”), que implica una exacta reproducción distal de los movimientos de precisión del operador sobre el mango del catéter. Si bien la malla interna que recubre a los hilos conductores es para dar protección, estos deben ser suficientemente flexibles para permitir la acción de los mecanismos de tracción y estabilización del extremo distal sin deformar la estructura del catéter en su conjunto, soportando la tensión generada por esos mecanismos en maniobras necesarias para acceder a sitios de destino anatómico distantes o de difícil localización.

Los catéteres tienen una cubierta de Dacron y deben soportar la circulación de la corriente de alta frecuencia y el calor emanado de la misma en su extremo distal, al mismo tiempo que registran la temperatura provocada por la corriente de RF en la interfase electrodo-tejido, mediante sensores apropiados (termistor, en el extremo distal; termocupla en el interior)20. La curvabilidad del extremo distal (con curvas de diferente magnitud) permite que los catéteres se adapten a la anatomía cardíaca y a sus variantes. Esto es muy importante porque los sustratos arritmogénicos tienen localizaciones muy variadas. Al comienzo se emplearon catéteres estándar con electrodos de platino de 2mm, pero el diseño de catéteres con electrodo distal de mayor superficie de contacto favoreció el efecto de la corriente sobre el tejido, demostrando que existe una relación entre tamaño del electrodo y tamaño de la lesión21. En la actualidad, los electrodos distales tienen una longitud de 4mm a 8mm y también se diseñaron modelos con electrodo distal de 10mm. Los electrodos con mayor superficie de contacto buscaron satisfacer la necesidad terapéutica de generar lesiones más profundas y extensas para resolver situaciones que así lo requieren. No obstante, ello no resultó suficiente.

En la actualidad, los sistemas irrigados de enfriamiento distal con solución salina (cerrados o abiertos) entregada por medio de una bomba de infusión, atenúan la temperatura en la interfase electrodo-tejido, con lo cual disminuyen la posibilidad de formación de trombos y el consecuente aumento de la impedancia. De ese modo, permiten la entrega de mayor potencia durante más tiempo, con lo cual se logra un calentamiento conductivo más profundo (±3mm hacia el miocardio). En estas condiciones de enfriamiento del electrodo distal, la herramienta de control provista por los sensores de temperatura no son útiles, y la programación de una potencia por debajo de los 50 watts es segura21.

En todo procedimiento los visores disponibles en los generadores de RF para monitorización en tiempo real de la impedancia (Ω), temperatura (Co), tiempo (t) de aplicación y potencia (W) son de vital importancia como referencia de la formación de la lesión dentro de los parámetros de seguridad. Otros aportes, como el lector de tejido, más los sistemas de filtros para reducción de ruido o sistema de control remoto a distancia para proporcionar electrogramas de mayor nitidez han mejorado la información provista en pos de optimizar la terapia durante la entrega de RF.

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