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资料和方法超声消融导管由2.5×3.5mm锆钛酸铅矩形薄片(基频为10.4MHz)置于改制的7F射频导管顶端侧面制成。成年杂种犬14只，开胸后剪下心脏，制备冠状动脉灌注及表面灌流的右室或左室游离壁热动力学模型。超声消融时，使换能器与心内膜恰好接触并使二者保持平行。射频消融使用7F4极电极导管，消融电极长4mm。
超声消融分3组，第1组辐照时间固定为60s，电功率分别为4.96、7.74、10.67、14.46、17.69、23.81W(n=8)；第2组电功率固定为19.46W，辐照时间分别为5、15、30、45、60、90、120s(n=6)；第3组使换能器与心内膜保持紧密接触，电功率固定为19.46W，辐照时间固定为60s(n=6)。射频消融分2组，一组消融时间固定为60s，功率分别为10、20、30、40W(n=6);另一组功率固定为30W，消融时间分别为15、30、45、60s(n=6)。
结果超声消融时，损伤面积随电功率增大而增加，当电功率超过14.46W后损伤面积不再显著增加。损伤深度与电功率之间表现出良好的线性关系(r=0.86，P=0.0001)。辐照时间与损伤面积线性关系良好(r=0.76，P=0.0001)。在5s到45s时间段，随辐照时间延长，损伤深度逐渐增大，以后则保持在一相对稳定水平。逐步回归分析发现电功率对损伤深度的影响较大(P=0.0001)，而能量对损伤面积的影响较大(P=0.0001)。恰好接触方式组与紧密接触方式组比较，损伤面积、深度均无明显差异(P=NS)。
射频消融时，20W组损伤面积、深度均明显大于10W组(P＜0.05)。30W和40W组上述2指标虽较20W组有所增加，但无统计学意义。各时间组损伤面积的差异无统计学意义。30s组损伤深度明显大于15s组(P＜0.05)，30、45、60s组上述指标的差异无统计学意义。
损伤灶最深的超声消融组与射频消融组比较，超声消融损伤深度明显大于射频消融(12.27±1.75mm vs.8.19±1.34mm，P＜0.01)。
讨论目前超声导管消融尚处于实验阶段。本组结果显示，超声损伤灶大小与电功率、辐照时间及能量均有一定关系。电功率是损伤深度较好的预测因素，能量是描述损伤面积较好的物理量。换能器/组织接触压与损伤灶大小无关，这与射频消融迥然不同。超声消融时不必一定与组织紧密接触，可能对消融导管不易达到的靶点有利。
超声消融损伤深度显著大于射频消融，这是由射频电流和超声不同的生物物理特性决定的。超声消融是利用超声波在组织中传播时，机械能转化为热能致组织温度升高，造成心肌损伤。声强的衰减规律呈频率依赖性指数衰减，故可通过改变超声频率来改变损伤深度。本实验使用基频为10.4MHz的换能器实施心室肌消融，最大损伤深度达12.27±1.75mm。超声消融损伤深度远大于射频消融，提示超声消融对于消除较深心肌中的致心律失常病灶可能比射频消融更为有效，这对心肌梗塞后室性心动过速的消融可能有一定的意义。
