Komplexní perkutánní léčba maligních procesů v játrech

Ablace tumorů je definovaná jako přímá aplikace chemických látek nebo termální léčby do definované nádorové tkáně jejímž cílem je dosáhnout predikaci tumoru nebo jeho značnou destrukci (Goldberg 03).
K ablaci tumorů jater můžeme použít metody chemické nebo termální. Chemická ablace využívá ke zničení nádoru intersticiální, intravaskulární nebo intraarteriální aplikaci chemických látek. Do této skupiny metod patří perkutánní aplikace různých látek (nejčastěji etanol, kyselina octová, horký fyziologický roztok), které vyvolají koagulační nekrózu, jejíž výsledkem je ablace tumoru. Dále sem patří metody, kdy k ablaci tumoru slouží intraarteriální aplikace chemikálie (nečastěji cytostatikum, lipiodol nebo suspenze těchto látek). Mezi tyto metody patří především regionální chemoterapie a chemoembolizace. Termální oblační metody zahrnují postupy, které využívají k ablaci tumoru různé zdroje termální energie, buď teplo (radiofrequence, laser, mikrovlny) nebo chlad (kryoterapie).
Obecně lze téměř všechny výše uvedené metody provádět perkutánní, laparoskopicky nebo chirurgicky v lokální či celkové anestezii. Všechny tyto metody lze považovat v širším slova smyslu za minimálně invazivní. Pro jejich úspěšné provedení je potřeba téměř vždy některá zobrazovací metoda i proto je někteří autoři nesprávně zařazují mezi „minimálně invazivní metody“ (Goldberg 03).

Perkutánní injekce ethanolu, kyseliny octové či horkého fyziologického roztoku
Metoda vychází z principu, že po perkutánní aplikaci výše uvedených látek a dosažení jejich dostatečné koncentrace v cílovém ložisku dojde ke koagulaci bílkovin a tím k nekróze ložiska. Při použití etanolu dochází k dehydrataci cytoplazmy a následné koagulační nekróze, následované fibrózní reakcí tkáně. Uvnitř cév maligních nádorů etanol indukuje nekrózu endoteliálních buněk a agregaci destiček, takže výsledkem je trombóza a ischémie. Tvar a velikost vzniklé nekrózy nelze ale často přesně odhadnout. Vše odvisí od histologické struktury ložiska a jer v okolí, rozsahu prokrvení ložiska a přítomnosti sept či pouzdra. Nicméně existují publikace o efektivní ablaci ložiska až 8,2 cm, která trvala 1 hodinu (Dodd 00). Problematické dosažení dostatečné koncentrace resp. „homogenní infiltrace ložiska“ daným roztokem je hlavní nedostatek této techniky. Zvláště u malých ložisek do 20 mm v cirhotickém terénu, kdy je dysplastický uzel nebo malý hepatocellulární karcinom ohraničený vazivovým pouzdrem či cirhotickým jaterním parenchymem, je tato technika velmi efektivní (Livraghi 90, Livraghi 88, Ishii 96, Livraghi 94). Totéž platí u peroperační aplikace především ethanolu.
Perkutánní aplikace ethanolu je ale u infiltrativní formy HCC, jelikož fibrotická tkáň blokuje difúzi ethanolu. Navíc počet reziduálních neléčených ložisek HCC po perkutánní léčbě ethanolem je 10,5% – 26% (Ishii 96). Livraghi porovnává úspěšnost perkutánní alkoholizace a RFA u nemocných HCC. Při RFA dosahuje kompletní nekrózu u 90% ložisek kdežto při alkoholizaci u 80% ložisek. Na druhé straně ale uvádí větší počet komplikací po RFA než po perkutánní alkoholizaci (Livraghi 99). Lencioni uvádí, že při RFA je delší doba přežití než při alkoholizaci. U nemocných s HCC do 5 cm v cirhotickém terénu byla doba přežité 1 a 2 roky 100% a 98% (RFA) respp. 96% a 88% (alkoholizace). Za 1 a 2 roky se neobjevila rekurence u 98% a 96% (RFA) resp. 83% resp. 62% (alkohol) (Lencioni 03).
Použití perkutánní alkoholizace k léčbě metastáz v játrech je naprosto nevhodné (Livraghi 93). Z hlediska délky života či kvality života je přínos pro takto léčené nemocné nulový.
Technika cílené ethanolizace (alkoholizace) je velmi snadná. Po zavedení tenké jehly do patologického ložiska v játrech lze touto jehlou podat různé roztoky, které toto ložisko lépe či hůře zničí. Při perkutánní alkoholizaci (PEA) ničíme ložiska 96 % – 99 % alkoholem (ethanol). Množství alkoholu odvisí od velikosti ložiska (Livraghi 86). Místo tenké Chiba jehly s koncovým otvorem můžeme použít speciální jehlu s postranními otvory, určenou k perkutánní alkoholizaci (Bernardiho jehla). Názory na její přínos se však liší (Livraghi 93).
Místo alkoholu můžeme použít horký fyziologický roztok nebo kyselinu octovou (Dodd 00, Ohnishi 94). Výhodou 50 % roztoku kyseliny octové je rozpouštění kolagenního vaziva a někteří autoři tvrdí, že perkutánní aplikace tohoto roztoku je účinnější než podání alkoholu. Také je popisovaný menší počet komplikací, především bolestivé reakce (Ohnishi 94).

Termální ablační metody
Těmito metodami se snažíme ložisko buď „zmrazit“ nebo naopak „ohřát na vysokou teplotu“. Obojí vede k jeho zničení. Přitom nesmí dojít k poškození okolní zdravé tkáně.
Zmrazení tkáně (kryoterapie) je v praxi používané již od roku 63, kdy Cooper navrhuje využití kryoterapie v léčbě tumorů jater (Cooper 63). Kryoterapie je vlastně podchlazení tkáně pomocí povrchové nebo penetrující sondy, ve které cirkuluje kryogen. Ireversibilní destrukce tkáně nastává při jejím ochlazení na –20°C až –30°C. Smrt buňky nastane jejím přímým zmrazením, denaturací buněčných proteinů, rupturou buněčné membrány, dehydratací buňky a vyvoláním ischemické hypoxie. Jako kryogen je využíván tekutý dusík. Perkutánní zavedení sondy je poměrně náročné (průměr sond resp. trokarů k jejich zavedení s pohybuje od 2 do 10 mm) (Dodd 00).
Destrukce ložiska laserem, mikrovlnami či elektrickým proudem je složitější, jelikož játra jsou mohutně prokrvená a proudící krví dochází k trvalému ochlazování takto ničené tkáně. I když by rychlé zahřátí tkáně na vysokou teplotu bylo velmi efektivní, takovýto postup bývá u větších ložisek velmi bolestivý a proto ho využíváme jen u nádorů menších než 15 mm. U větších ložisek zvyšujeme teplotu v cílové tkáni zvolna. To vede k prodloužení celé termoablace až desítky minut i hodiny (Mueller 93). Laser se jako zdroj energie používá k intersticiální termální ablaci od roku 1983, kdy Bown publikoval použití laseru v léčně tumorů (Bown, 83). V současné době se využívá především neodymium – yttrium aluminum garnet laser (např. Dornier mediLas 5060; Dornier mediLas 5100; Dornier Medizintechnik, Germering, Germany) s vlnovou délkou 1,064 nm. Laserový paprsek 400 µm se rozptýlí v tkáni a přemění se na teplo. Energie laserového paprsku 2,0 – 2,5 W vyvolá sférickou koagulační nekrózu o průmě ru 2 cm. Nekrózu lze zvě tšit zavedením více vláken vedle sebe nebo použ itím chlazeného vlákna a energie až 30 W (Dodd 00). Laserový paprsek přivádíme k ložisku perkutánně zavedeným optickým vláknem. Nejprve ale zavedeme do ložiska kovovou jehlu, touto zavedeme vodič 0.035 inch a po vodiči sheat. Tímto platovým krytem pak zasuneme plastovou kanylu s jedním lumen (7F zevní průměr kanyly) nebo s dvojitým lumen, která umožňuje chlazení ložiska fyziologickým roztokem (průměr této kanyly je 9F). Chlazení snižuje riziko karbonizace a vaporizace tkáně, takže aplikovaná energie může být až 35 W. Celý set vyrábí firma SOMATEX (Berlin, Germany). Na konci vlákna je 400 mm dlouhá, nekrytá část, která emituje laserový paprsek do efektivní vzdálenosti 12 – 15 mm. Cely systém je flexibilní a je MR kompatibilní (Vogl 97). Laserové vlákno lze opakovaně použít. Výsledná koagulační nekróza má sférický tvar. Průběh výkonu sledujeme pod kontrolou magnetické rezonance. Můžeme tak dobře sledovat postup nekrózy. Problém je však dostupnost této metody spojená s vysokou cenou jak vlastního laseru, tak nutného instrumentária (Mueller 93).
Desktrukce ložiska lasem (laserová termoterapie – LITT) se provádí většinou pod kontrolou magnetické rezonance. Výsledky, které publikují především Vogl a i další autoři jsou optimistické. Vogl u souboru 899 nemocných (2.132 ložisek léčených LITT) uvádí poměrně malý počet závažných (úmrtí do 30 dnů po výkonu 3x,0.1%; vznik fluidothoraxu, který vyžadoval drenáž 16x, 0.8%; jaterní absces 15x 0,7%; poranění žlučovodů 4x, 0,2%; segmentární infarkt 2x, 0,1%; hemorrhagie řešená transfuzí krve 1x, 0,05%) a nezávažných komplikací (teplota 710x, 33,3%; reakční výpotek který se resorboval spontánně 155x, 7.3%; subkapsulární hematom 69%, 3,2%; subkutánní hematom 24x, 1,1%; pneumotorax 7x, 0,3% a krvácení 2x, 0,1% (Vogl 02). U nemocný s hepatocelulární karcinomem léčeným LITT v kombinaci s chemoembolizací uvádí Pacella kumulativní přežití za 1, 2 a tři roky 92%, 68% a 40% (Pacella 01). Většina autorů udává, že při použití chlazeného vlákna (SOMATEX, Berlin, Germany) lze zničit ložisko o průměru 6 – 8 cm. Zkušenosti s léčbou jaterních metastáz především kolorektálního karcinomu jsou obdobné (Vogl 02). Toto potvrzují i naše zkušenosti s touto metodou (cit.)
V roce 1986 Tabuseho tým v Japonsku vyvinul koaxiální systém využívající mikrovln, který vzhledem k malému průměru mohl být zaváděný perkutánně (Tabuse 1986). Využití mikrovln v koagulační terapii ložisek v játrech bylo publikované Sekim v roce 94. Při aplikaci mikrovln dipóly molekul vibrují a rotují, takže vzniká teplo, které působí koagulační nekrózu v cílové tkáni. In vivo tkáně rotují molekuly vody. Rotace vzniká působením střídavého elektrického pole o velmi vysoké frekvenci (2,450 MHz) – mikrovln. Mikrovlny jsou emitované distálním segmentem perkutánně zavedené elektrody. Generátor mikrovln je schopen pracovat s energií až 60 W. Monopolární elektrody jsou až 25 cm dlouhé a jejich průměr je 18 G, ale je třeba je zavádět koaxiálně, tedy kanylou o průměru 14 G (Dodd 00). Touto metodou lze dosáhnout úplnou koagulační nekrózu malých tumorů (do 20 mm) a je využívaná především v léčbě hepatocelulárního karcinomu. Vzniká přitom eliptická koagulační nekróza o průměru okolo 20 mm. Optimální léze pro léčbu mikrovlnami musí mít průměr do 30 mm, lépe do 20mm. Velkou výhodou metody je rychlý průběh termoablace (okolo 60 sekund), na druhé straně je ale výkon třeba několikrát opakovat, většinou 3x za týden (Dodd 00). Při použití energie 60 W a času 120 sekund je průměr koagulace 1,6 mm (Seki 94). Využití této metody pro větší uzly HCC nebo pro jiné typy nádorů jater je velmi omezené. Lu publikoval úspěšné využití mikrovln u nemocných se 107 ložisky HCC u průměru 0,8 – 6,4 cm. Při opakovaném zavedení elektrody byla tato metoda úspěšná i při ničení 6 cm velkých nádorů. Lu využíval mikrofonový generátor o frekvenci 2,450 MHz a výkonu 10 – 80 W. Monopolární elektroda měla průměr 1,6 mm a doba trvání jedné aplikace byla 300 sekund při výkonu 60 W. Nemocných zaváděl u velkých tumorů (4,1 – 6,0 cm) až 7 elektrod. Rekurence byla u 2% uzlů do 2,0cm a u 8% větších než 2 cm. Přežití za 1, 2 a 3 roky bylo 96%, 83% a 73% (Lu 02). Shibata porovnává RFA a perkutánní koagulační terapii mikrovlnami u nemocných s malým HCC (průměrná velikost 2,2 cm). Dochází k závěru, že obě metody mají stejný terapeutických efekt, počet komplikací a reziduálních nevyléčených ložisek. Pomocí RFA lze ale dosáhnout stejných výsledků při menším počtu sezení (Shibata 02).
Z termálních oblačních metod je dnes nejvíce rozšířena radiofrekvenční termoablace (RFA). Její využití se dostalo již do fáze prvních prospektivních randomizovaných studií, kdy je efekt této léčby porovnáván s chirurgickým řešením. Výsledná koagulační nekróza při RFA je větší než při použití mikrovln. Ve srovnání perkutánní terapie laserem je tato metoda levnější a jednodušší (Rossi 00).

Perkutánní radiofrekvenční termoablace (RFA)
První experimentální studie využívající radiofrekvenční ablaci sahají do roku 1900. Radiofrequenční „energie“ je střídavý proud, který osciluje v rozmezí vysokých frekvencí 200 – 1200 kHz. Vyšší frekvence patří do mikrovlnného spektra (Mueller 93). V elektrochirurgii se pak používají frekvence 200 – 1200 kHz. Tyto přístroje mají dvojí funkci. Buď slouží k RF řezání nebo RF koagulaci. Princip RFA vychází ze vztahu mezi elektrickou energií, proudem a impedancí – P=I2R (I2=P/R). Energie a impedance určují proud. Produkce tepla klesá ve vzdáleností – 1/r4 (Organ 76, Burton 76). Pokud je proud příliš vysoký a je aplikován rychle, spálení v okolí elektrody omezuje tok proudu a další zvýšování teploty. Zvýší se eletrický odpor (impedance) tkáně (Haag 93, Haines 93). Obecně je tedy během RFA nutno sledovat impedance, která má být v rozmezí 35 – 100 Ohm. Pokud se pohybuje nad 100 Ohm, znamenná to pálení nebo desikaci (Organ 75, Haag 93).
Velikost a tvar ablace závisí na:

• Generovaném teple (průběh ablace, 1/R4, I2)
• 
  
• Ztrátě tepla v tkáni (vedení tepla – difúze tepla, character – vaskularita – tkáně a jejího okolí
• Velikosti eletrody (velká elektroda s velkým povrchem dokáže zničit velké ložisko)
• 
  
• Tvar elektrody (ovlivnujě tvar výsledné termoablace)

Při radiofrequenční ablaci ložisek v játrech se používá energie 50 – 250 W a frekvence proudu okolo kHz (Gazelle 00, tabulka přístroje). K vlastnímu likvidaci tumoru dochází teplem, které vzniká při vibraci elektronů uvnitř tkáně, což podmiňuje právě vysokofrekvenční proud. Buňky v okolí nekryté elektrody jsou zahřívány na teplotu 50°C a více (Miller 93, Gazele 00, Dodd 00). Při této teplotě se začínají „rozpouštět a praskat“ buněčné membrány a dochází k postupné denaturaci bílkovin a ireverzibilnímu zničení buněk. Při RF termoablaci v ložisku podle typu přístroje dosahujeme teploty 60 – 105°C.
Vlastní přístroj se skládá z radiofrekvenčního generátoru, aktivní a dispersivní elektrody. Jednotliví výrobci se především liší podle typu elektrody. Pochopitelnou snahou všech je zničit v játrech v co nejkratším čase co největší ložisko.
Aktivní elektroda má tvar jehly o průměru 14 – 21 gauge. Jehlu zavádím pod kontrolou ultrazvuku, CT nebo magnetické rezonance. Elektroda může být monopolární nebo bipolární. Monopolární elektroda je při RF používaná běžně. Tato elektroda se zavádí tak, aby je neizolovaný hrot byl v místě, kde je cílová léze. Přitom je nutné druhou velkou disperzní elektrodu přilepit pacientovi na kůži (většinou na stehno). Při použití bipolární elektrody je hrot druhé (uzemň ovací, pasivní elektrody) umístěný asi 5 cm od aktivní elektrody. V obou případech tak vznikne uzavřený elektrický obvod.
Vzhledem k tomu, že tkáně mají ve srovnání kovovým hrotem elektrody vysokou elektrickou rezistenci, vyvolává proud, který prochází tkání v okolí hrotu elektrody agitaci a třením pak vzniká teplo, které může být přesně kontrolované nastavením radiofrekvenční energie (Mueller 93). Toto ohřívání buněk vyvolává jejich nevratné změny. Výsledkem je pak koagulační nekróza. Rozsah tkáně, zničené kolem hrotu jehlové elektrody záleží jednak na dosažené teplotě a jednak na průběhu zahřívání tkáně. Tkáňové buňky jsou velmi citlivé k chemoterapii nebo radioterapii, pokud jejich teplota stoupne na 42°C (tzv. využití hypertermie). Zahřátí tkáně na 45°C na několik hodin pak vyvolá nevratné změny. Se zvyšující se teplotou se zkracuje doba potřebná k ke zničené tkáně. Pokud teplota dosáhne 60° – 70°C je tkáň nevratně zničena prakticky okamžitě. Pokud ale teplota přesáhne 100° – 110°C dochází k odpařování tkáně (vaporizace) či k jejímu zuhelnatění (karbonizace) (Rhim 01, obrázek 2 a 3, strana S19). Pokud má být tkáň zničená dostatečně, je třeba, aby celé ložisko dosáhlo teplotu více než 50°C na 4 – 7 minut (Rhim 01). Čím hůře tkáň vede teplo, tím delší doba je nutná k dosažení dostatečné teploty v celém ložisku. Pokud je ložisko ochlazované (např. blízkost velkých cév) nebo dojde k vaporizaci (dojde v vytvoření bublin plynu okolo hrotu aktivní elektrody) či karbonizaci (dojde k zuhelnatění tkáně v okolí hrotu aktivní elektrody a tím k její izolaci), je dosažení potřebné teploty nemožné. Zvyšování teploty elektrody nad 100°C pak nemá vzhledem ke riziku valorizace a karbonizace smysl. Původní elektrody dokázali zničit ložisko do velikosti maximálně 1,5 – 2,0 cm (Rhim 01). Postupným vývojem jak vlastních generátorů RF (zvýšení energie generátorů na 200W a více, vývoj pulzních generátorů) tak elektrod se podařilo dosáhnout větší rozsah koagulací. Expandibilní, mnohadetektorové elektrody (kovové háčky, které se vysunují z hrotu elektrody) a několik elektrod vedle sebe (tzv. clustry elektrod) či chlazené elektrody (tzv. „ cooled tip “ elektroda) umožňuje ničit větší ložiska. Chlazení elektrody brání vniku karbonizace a valorizace. Obecně chlazení tkáně v okolí hrotu aktivní elektrody umožní zvětšit rozsah „pálené“ tkáně. Takto sofistikované elektrody umožň ují měřit dosaženou teplotu v ložisku (Rita Medical System) nebo kontrolovat dosaženou impedanci (snížit tak riziko valorizace) a tak kontrolovat optimální „vaření“ ložiska (Radionics, Radiotherapeutics). Výrobci dnes uvádějí, že za optimálních podmínek lze v jednom sezení zničit ložisko o velikost 5 – 7 cm. Obecně lze tedy shrnout, že v současné době existuje několik postupů, jak zvětšit průměr koagulační nekrózy během RFA:

• Aktivní elektroda (samoexpandibilní elektroda s háčky, chlazená elektroda, cluster, bipolární elektroda)
• Algoritmus RFA (typ přístroje – pulzní generátor)
• Chlazení tkáně (aplikace fyziologického roztoku před a nebo během termoablace
• )
  
• Aplikace látek do tkáně (nejčastěji cytostatika, využití efektu hypertermie)
• Snížení prokrvení tkáně (embolizace porty, chemoembolizace arteria hepatika či jejich větví, Pringle manévr)

Goldber při použití aktivní monopolární jednoduchá nechlazené elektrody v ex vivo experimentech prokázal, že rozsah koagulační nekrózy tkáně má průměr 1,6mm. Průměr koagulační nekrózy koreluje s průměrem elektrody a průběhem (dobou trvání) ablace. Délka ničeného ložiska odpovídá délce neizolovaného konce elektrody. Teplota elektrody (jejího neizolovaného konce) není stejná v celém rozsahu. Je nejvyšší na jejím proximálním a distálním konci. Čím delší je neizolovaný konec, tím vetší jsou rozdíly teplot. Přitom průměr koagulační nekrózy tkáně závisí na dosažené teplotě elektrody, pokud teplota nedosáhne alespoň 50°C, nedojde k nekróze. Pokud teplota dosáhne 71°C, průměr nekrózy je 1 cm, pokud teplota dosáhne 80°C, průměr nekrózy bude 1,6 cm (Goldberg 95). Dosažený průměr nekrózy in vivo je menší než ex vivo. Minimální teplota potřebná k dosažení koagulační nekrózy in vivo je asi o 8.5°C vyšší než teplota ex vivo (Goldberg 96).
Goldberg dále prokázal, že rozsah nekrózy lze zvětšit při použití více elektrod (tzv. cluster elektrod). V ex vivo experimentech zjistil, že při použití tří elektrod, které ale od sebe nesmí být vzdálené více než 1,5 cm, se zvětší průměr koagulační nekrózy na 3,5 cm. Pokud se ale vzdálenost elektrod zvětší, je v centru mezi elektrodami oblast, kde není koagulace dostatečná (Goldberg 95 – 2). Tento systém v experimentech zkoumali další autoři (Gazele 00). Výsledkem byl pak vývoj různých typů elektrod jako „cluster elektroda“ (Radionics), elektroda s vysunovatelnými háčky (RITA Medical System) či elektrody s 12 vysunovatelnými háčky tvaru „deštník“ (Radiotherapeutics). S těmito elektrodami lze dosáhnout koagulační nekrózu o průměru 4 – 5 cm (65 cm3). Bipolární elektrody zatím nejsou komerčně dostupné. McGahan zjistil, že při použití bipolární elektrody, kdy jsou hroty elektrod od sebe vzdálené 3 cm, lze dosáhnout koagulační nekrózu o průměru až 5 cm (65 cm3). Tvar nekrózy je ale spíše eliptický (McGahan 96). Další zlepšení výsledků při použití bipolární elektrody (především lepší pravidelnější a přesnější odhad vzniklé nekrózy) lze dosáhnout při použití perfuze tkáně fyziologických roztokem před RFA. Výsledná léze je větší a pravidelnější. V kombinaci s Pringle manévrem se rozsah koagulace ještě zvětší (Burdío 03). Burdío dále v experimentu použil bipolární, chlazené elektrody v kombinaci s Pringle manévrem. Dosáhl tak homogenní, ovoidní koagulační nekrózu, jejíž rozsah je poměrně přesně odhadnutelný (Burdío 03).
Chlazená elektroda (vnitřně chlazená elektroda, Radionics) má průměr 14 – 18 gauge a během vlastní termoablace je neizolovaná hrot této elektrody kontinuálně ochlazovaný ledovým fyziologickým roztokem, který cirkuluje elektrodou pomocí speciální pumpy. Tato elektroda umožň uje zvětšit aplikovanou energii RF přístroje, přičemž ale chlazení brání „vaření tkáně“ či vzniku dutiny v okolí hrotu elektrody. Výsledek je pak větší průměr koagulační nekrózy než při použití nechlazené elektrody, který může dosáhnout za optimálních podmínek až 3 cm (14 cm3). Další zvětšení průměru nekrózy lze dosáhnout při použití clusteru chlazených elektrod. Goldberg v ex vivo experimentu prokázal, že při pálení 5 – 60 minut (1,400 – 2,150 mA) se průměr koagulační nekrózy pohyboval v rozmezí 4,7 – 7,0 cm (Goldberg 98).
Podobně jako elektroda ovlivňuje velikost výsledné koagulační nekrózy protokol RF, tedy typ resp. nastavení RF generátoru. Goldberg publikoval experimentální i klinické výsledky, kterými prokázal, že při pulzní RF je efektivita výkonu větší. V ex vivo experimentu použil proud 1,500 – 2,000 mA a chlazenou elektrodu. Této prou aplikovat 15 sekund. Tento pracovní interval vystřídal 15 sekundový interval s proudem 500 mA. Celý cyklus tedy trval 30 sekund. Za 15 minut tak získal koagulační nekrózu o průměru 4,0 cm. Zvětšení průměru koagulační nekrózy dosáhl pak i in vivo (Goldberg 99).
Další možností, jak zvětšit rozsah koagulační nekrózy je přímé chlazení tkáně v okolí elektrody. Různí autoři použili buď přímou aplikaci fyziologického roztoku před RFA v množství 1 – 20 ml nebo pomocí pumpy během RFA podávali do ložiska fyziologický roztok rychlosti 1ml/min (Goldberg 01). Některé typy přístrojů tuto techniku využívají (Elektrotom 104, HF Thermo, Berchtold Medizinbelektronik, Tuttlingen, Germany). Aplikace fyziologického roztoku do ložiska během nebo před vlastním „pálením“ zvětší efektivní povrch aktivní elektrody, zlepší vedení tepla, zlepší toleranci tkáně při vysokém výkonu generátoru, sníží impedanci tkáně a sníží riziko valorizace a karbonizace. Fyziologický roztok tkáň „zvlhčí“ s zmenší se tak rozsah vysoušení tkáně, kterému dochází při vysokých teplotách na rozhraní elektroda – tkáň . Takto vysušená (koagulovaná) tkáň pak zvyšuje impedanci. Horký fyziologický roztok působí také přímo; dochází vlastně k „vaření“ tkáně. Tento postup sice zvětší průměr koagulační nekrózy, nicméně tvar výsledné nekrózy je často neodhadnutelný (Gazelle 00, Livraghi 97, Goldberg 02). Goldberg uvádí, že aplikace roztoku NaCL před RFA zvýší působení energie, ohřívání tkáně a indukovanou koagulaci. V normálních, dobře perfundovaných játrech můžeme dosáhnout průměr koagulační nekrózy až 7 cm, pokud před RFA aplikujeme malé množství koncentrovaného roztoku NaCl. Zvyšující koncentrace NaCl signifikantně ale nelineárně zvyšuje vedení proudu tkání, RF depozici a ohřívání tkáně. V in vivo játrech jak koncentrace tak objem roztoku NaCl výrazně pozitivně ovlivň uje jak ohřívání tak koagulaci tkáně (Goldberg 02).
Boehm porovnává v experimentu na zvířeti dvě metody – RFA chlazenou elektrodou s RFA s elektrodou umožň ující kontinuální infuzi fyziologického roztoku do tkáně (Elektrotom 104, HF Thermo, Berchtold Medizinbelektronik, Tuttlingen, Germany). Dospívá z závěru, že účinnost obou metod je stejná, nicméně počet komplikací je menší při použití chlazené elektrody (Boehm 02).
Goldberg a Monsky v experimentu na zvířeti prokázali, že aplikace cytostatika do tumoru zvyšuje afekt termoablace. Využili vlastně princip hypertermie. Při ohřátí tkáně se zvyšuje její citlivost na cytostatika. Autoři použili doxorubicin
(Goldberg 01)a liposomální doxorubicin (Doxil, Alza Pharmaceuticals, Mountain View, Calif) (Monsky 02). Podle Goldberga adjuvantní intratumorální injekce doxorubicinu v kombinaci s RFA zvětší koagulační nekrózu u solidních tumorů ve srovnání s prostou RFA. Zvětšení destrukce tumoru je též patrné, když je doxorubicin podaný po RFA. RFA tedy pravděpodobně zvyšuje senzitivitu tumoru na chemoterapii (Goldberg 01). Monsky uvádí RFA zvyšuje efektivitu systémové intravenózní aplikace chemoterapeutik (rozsah destrukce tumoru), jako je liposomální doxorubicin (Monsky 02). D’Ippolito ve své studii uvádí, že kombinace RFA a intravenózní aplikace liposomálního doxorubicinu zpomaluje růst tumoru a prodlouží přežití experimentálního zvířete ve srovnání s prostou RFA nebo intravenózní aplikací liposomálního doxorubicinu (D’Ippolito 03).
Mnohé studie prokázaly, že průměr koagulační nekrózy při RFA je větší, pokud zablokujeme přítok krve do příslušné části jater. Nedochází totiž k ochlazování ložiska proudící krví. Tohoto lze dosáhnout jak uzavřením pravé či levé větve portální žíly nebo dočasným uzavřením jaterní tepny (Burdío 03). Rossi ve své práci dokumentuje, že uzly hepatocellulárního karcinomu o velikosti 3,5 – 8,5 cm mohou být uzavřením arteriálního zásobení tumoru úspěšně ničeny RFA v jednom či dvou sezeních. K uzavření arteriálního zásobení využívá dočasnou okluzi tepny balónkovým katétrem nebo spongostanem (Rossi 00).

Literatura

1. Boehm T., Malich A., Goldberg S. N., Reichenbach R. J., Hilger I., Hauff P., Reinhardt M., Fleck M., Kaiser W.A.: Radiofrequency Tumor Ablation: Internally Cooled Electrode versus Salineenhanced Technique in an Aggressive Rabbit Tumor Model. Radiology, 2002, 222, s. 805 – 813.
   
2. Bown S. G.: Phototherapy in Tumors. World J. Surg. 1983, 7, s. 700 – 709.
   
3. Burdío F., Gü emes A., Burdío J. M., Navarro A. et. al.: Bipolar Saline-enhanced Electrode for Radiofrequency Ablation: Results of Experimental Study of in Vivo Porcine Liver. Radiology, 2003, 229, s. 447 – 456
   
4. Cooper I. S.: Cryogenic Surgery: A New Method of Destruction or Extirpation of Benign or Malignant Tissues. N. Engl. J. Med., 1963, 268, s. 743 – 749.
   
5. D’Ippolito G., Ahmed M., Girnun G. D., Stuart K. E., Kruskal J. B., Halpern E. F., Goldberg S. N.: Percutaneous Tumor Ablation: Reduced Tumor Growth with Combined Radio-frequency Ablation and Liposomal Doxorubicin in a Rat Brest Tumor Model. Radiology, 2003, 228, s.112 – 118.
   
6. Dodd G.D., Soulen M.C., Kane R. A., et al.: Minimally invasive treatment of malignant hepatic tumors: at the threshold of a major breakthrough. RadioGraphics, 2000, 20, s. 9 – 27.
   
7. Dupuy D.E., Goldberg S. N.: Image-guided radiofrequency tumor ablation: challenges and opportunities. J. Vasc. Intervent. Radiol., 2001, 12, s. 1135 – 1148.
   
8. Farahani K., Mischel P.S., Black K.L. et al.: Hyperacute thermal lesions: MR imaging evaluation of development in the brain. Radiology, 1995, 196, s. 517 – 520
   
9. Gazelle G. S., Goldberg S. N., Solbiati L., Livraghi T.: Tumor ablation with radiofrequency energy. Radiology, 2000, 217, s. 6333 – 6346.
   
10. Gillams A. R.: Thermal ablation of liver metastases. Abdom. Imaging., 2001, 26, s. 361 – 368.
    
11. Goldberg S. N., Gazelle G. S., Dawson S.L., Rittman W.J., Mueller P.R., Rosenthal D.I.: Tissue ablation with radiofrequency: effect of probe size, gauge, duration, and temperature on lesion volume. Acad. Radiol., 1995, 2, s. 399 – 404
    
12. Goldberg S. N., Gazelle G. S., Halpern E. F., Rittman W.J., Mueller P.R., Rosenthal D.I.: Radiofrequency tissue ablation:
    importance of local temperature along the electrode tip exposure in determining lesion size and shape. Acad. Radiol., 1996,
    3, s. 212 – 218
    
13. Goldberg S. N., Gazelle G. S.: Radiofrequency tissue ablation in the rabbit lung: efficacy and complications. Acad. Radiol.,
    1995, 2, s. 776 – 784
    
14. Goldberg S. N., Gazelle G. S., Dawson S.L., Rittman W.J., Mueller P.R., Rosenthal D.I.: Tissue ablation with radiofrequency using multiprobe array. Acad. Radiol., 1995, 2, s. 776 – 784
    
15. Goldberg S. N., Gazelle G. S., Solbiati L., Rittman W.J., Mueller P.R.: Radiofrequency tissue ablation: increased lesion diameter with a perfusion electrode. Acad. Radiol., 1996, 3, s. 636 – 644
    
16. Goldberg S. N., Solbiati L., Hahn P. F. et al.: Radio-frequency tumor ablation using a clustered electrode technique: results in animals and patients with liver metastases. Radiology, 1998, 209, s. 371 – 379
    
17. Goldberg S. N., Stein M., Gazelle G. S., Kruskal J. B., Clouse M.E.: Percutaneous radiofrequency tissue ablation: optimization of pulsed – RF technique to increase coagulation necrosis. J. Vasc. Interven. Radiol., 1999, 10, s. 907 – 916.
    
18. Goldberg S. N., Saldinger P.F., Stuart K., Gazelle G. S., Huertas J.C., Kruskal J. B.: Percutaneous tumor ablation: increased coagulation by combining radio-frequency ablation and ethanol instillation in a rat breast tumor model. Radiology 2000, 217, 827 – 831.
    
19. Goldberg S. N., Ahmed M., Gazelle G. S., Kruskal J. B., Huertas J.C., Halpern E. F., Oliver B.S., Lenkinski R.E.: Radio-Frequency Thermal Ablation with NaCl Solution Injection: Effect of Electrical Conductivity on Tissue Heating and Coagulation-Phantom and Porcine Liver Study. Radiology, 2001, 219, s. 157 – 165.
    
20. Goldberg S. N., Gazelle G. S., Mueller P.R.: Thermal ablation therapy for focal malignancy: a unified approach to underlying principles, techniques, and diagnostic imaging guidance. Amer. J. Roentgenol., 2000, 174, s. 323 – 331.
    
21. Goldberg S. N., Charboneau J.W., Dodd III G.D., Dupuy D.E., Gervais D.A., Gillams A.R., Kane R. A., Lee F.T., Livraghi T., McGahan J. P., Rhim H., Silverman S.G., Solbiati L., Vogl T.J., Wood B.J.: Image-guided Tumor Ablation: Proposal for Standardization of Terms and Reporting Criteria. Radiology 2003, 228, s. 35 – 345.
    
22. Ishii H., Okada S., Nose H. et al.: Local recurrence of hepatocellular carcinoma after percutaneous ethanol injection. Cancer,
    1996, 77, s. 1792 – 1796
    
23. Lencioni R. A., Allgaier H-P., Cioni D., Olschewski M., Deibert P., Crocetti L., Frings H., Laubenberger J., Zuber I., Blum H.E., Bartolozzi C.: Small Hepatocellular Carcinoma in Cirrhosis: Randomized Comparison of Radio-frequency Thermal Ablation versus Percutaneous Ethanol Injection. Radiology, 2003, 228, s. 235 – 240
    
24. Lencioni R., Cioni D., Goletti O., Bartolozzi C.: Radiofrequenci Thermal Ablation of Liver Tumors: State-of-the-Art. The
    Cancer Journal, 2000, 6, 4, s. 304 – 315
    
25. LeVeen R.F.: Laser hyperthermia and radiofrequency ablation of hepatic lesions. Semin. Intervent. Radiol., 1997, 14, 313 –
    324
    
26. Livraghi T., Goldberg S. N., Lazzaroni S., Meloni F., Solbiati L., Gazele G. S.: Small Hepatocellular Carcinoma Treatment with Radio-frequency Ablation versus Ethanol Injection. Radiology, 1999, 210, s. 655 – 661
    
27. Livraghi T., Goldberg S. N., Monti F., et al.: Saline-enhanced radio-frequency tissue ablation in the treatment of liver metastases. Radiology, 1997, 202, s. 205 – 210
    
28. Livraghi, T., Festi, D., Monti, F., Salmi, A., Vettori, C.: US-guided percutaneous alcohol injection of small hepatic and abdominal tumors. Radiology, 1986, 161, s. 309 – 312
    
29. Livraghi, T., Lazzaroni, S., Pellicano, S., Ravasi, S., Torzilli, G., Vettori, C.: Percutaneous Ethanol injection of hepatic tumors: Single session therapy with general anesthesia. Amer. J. Roentgenol., 1994, 161, s. 1065 – 1069
    
30. Livraghi, T., Salmi, A., Bolondi, L., Marin, G., Arienti, V., Monti, F., Vettori, C.: Small hepatocellular carcinoma: Percutaneous alcohol injection – Results in 23 patients. Radiology, 1988, 168, s. 313 – 317
    
31. Livraghi, T., Vettori, C.: Percutaneous ethanol injection therapy for hepatoma. Cardiovasc. Intervent. Radiol., 1990, 13, s. 146–151
    
32. Livraghi, T., Solbiati, L.: Percutaneous ethanol injection in liver cancer: Methods and results. Seminars. Intervent. Radiol.,
    1993, 10-2, s. 69 – 77
    
33. Livraghi T., Goldberg S. N., Monti F., Bizzini A. et al: Saline-enhanced Radio-Frequency Tissue Ablation in the Treatment of Liver Metastases. Radiology, 1997, 202, s. 205 – 210
    
34. Lu M.D., Chen J.W., Xie X.Y., Liu L., Huang X.G., Liang L.J., Juany J.F.: Hepatocellular Carcinoma US-guided Percutaneous Microwave Coagulation Therapy. Radiology, 2001, 221, s. 167 – 172
    
35. Lydidakis N. J., Thodorakopoulou M. et al.: Resection of Uresectable Secondary Liver Tumors – New Frontiers in Liver Surgery. Hepato – gastroenterology, 1997, 44, p. 1632 – 1640.
    
36. Lygidakis N. J., Stringaris K., Kokinis K., Lyberopoulos K., Raptis S.: Locoregional Chemotherapy versus Locoregional Combined Immuno-Chemotherapy for Patients with Advanced Metastatic Liver Disease of Colorectal Origin: A prospective Randomized Study. Hepato-Gastroenterology, 1996, 43, 212 – 220.
    
37. Lygidakis N. J., Sgourakis G., Vlachos L. et al.: Metastatic Liver Disease of Colorectal Origin: The Value of Locoregional Immunochemotherapy Combined with Systemic Chemotherapy Following Liver Resection. Results of a Prospective Randomized Study. Hepato-Gastroenterol., 2001, 48, 1685 – 1691
    
38. Lygidakis N. J., Spentzouris N., Dedemadi G.: Resectional Liver Surgery in Metastatic Liver Disease. Hepato-Gastroenterology, 1998, 45, s. 1034 – 1038
    
39. Machi J., Oishi A.J., Morioka W.K. et al.: Radiofrequency Thermal Ablation Of Synchronous Metastatic Liver Tumors Can
    Be Performed Safely In Conjunction With Colorectal Cancer Resection. The Cancer Journal, 2000, 6, 4, s. 344 – 350
    
40. Madoff D.C., Nicka M.E., Vauthey J-N. et al.: Transhepatic Portal Vein Embolization: Anatomy, Indications, and Technical
    Considerations. RadioGraphics, 2002, 22, s. 1063 – 1076
    
41. Matsukawa T., Yamashita Y., Arakawa A. et al.: Percutaneous Microwave Coagulation Therapy in Liver Tumors: A 3-year experience. Acta Radiologica, 1997, 38, s. 410 – 415
    
42. McGahan J. P., Dodd G.D.: Radiofrequency ablation of the liver: current status. Amer. J. Roentgenol., 2001, 176, s. 3-16.
    
43. McGahan J. P., Wei-Zhong G., Brock J.M., Tesluk H., Jones C.D.: Hepatic ablation using bipolar radiofrequency elektrocautery. Acad. Radiol., 1996, 3. s. 418 – 422
    
44. McGahan J. P., Brock J.M., Tesluk H., Wei-Zhong G., Schneider P., Browning P.D.: Hepatic ablation with use of RF electrocautery in the animal model. J. Vasc. Intervent. Radiol., 1992, 3, s. 291 – 297
    
45. McGahan J. P., Browning P.D., Brock J.M., Tesluk H.: Hepatic ablation using radiofrequency electrocautery. Invest. Radiol., 1990, 25, s. 267 – 270
    
46. Monsky W. L., Kruskal J. B., Lukyanov A. N., Girnun G. D., Ahmed M., Gazelle G. S., Huertas J. C., Stuart K. E., Torchilin V. P., Goldberg S. N.: Radio-frequency Ablation Increases Intratumoral Liposomal Doxorubicin Accumulation in a Rat Breast Tumor Model. Radiology, 2002, 224, s. 823 – 829.
    
47. Mueller P.R.: Seminars in Interventional Radiology: Nonsurgical Treatment of Liver Tumors, Vol.10, No 2, 1993, s. 187
    
48. Ohnishi K., Ohyama N., Ito S., Fujiwara K.: Small Hepatocellular Carcinoma: Treatment with US-guided Intratumorel Injection of Acetic Acid. Radiology, 1994, 193, s. 747 – 752.
    
49. Pacella C.M., Bizzarri G., Cecconi P. et al.: Hepatocellular Carcinoma: Long-term Results of Combined Treatment with Laser Thermal Ablation and Transcatheter Arterial Chemoembolization. Radiology, 2001, 219, s. 669 – 678
    
50. Rhim H., Yoon K-H., Lee J.M., Cho Y et al.: Mahor Complications after Radio-frequency Thermal Ablation of Hepatic Tumors: Spectrum of Imaging Findings. RadioGraphics, 2003, 23, s. 123 – 136.
    
51. Rossi S., Buscarini E., Garbagnati F., Di Stasi M., Wuaretti P. et al.: Percutabeous Treatment of Small Hepatic Tumors by an
    Expandable RF Needle Electrode. Amer. J. Roentgenol., 1998, 170, s. 1015 – 1022.
    
52. Rossi S., Garbagnati F., Lencioni R., Allgaier H-P., Marchiano A., Fornari F., Quaretti P., Di Tolla G., Ambrosi C., Mazzaferro V., Blum H.E., Bartolozzi C.: Percutaneous Radio-frequency Thermal Ablation of Nonresectable Hepatocellular Carcinoma after Occlusion of Tumor Blood Supply. Radiology, 2000, 217, s. 119 – 126.
    
53. Sakamoto I., Aso N., Nagaoki K. et al.: Complication Associated with Transcatheter Arterial Embolization for Hepatic Tumors. RadioGraphics, 1998, 18, 3, s. 605 – 619.
    
54. Sanchez R., vanSonnenberg E., D’Agostino H., Goodarce B., Esch O.: Percutaneous tissue ablation by radiofrequency thermal energy as a preliminary to tumor ablation. Minim. Invasive Ther., 1993, 2, s. 299 – 305
    
55. Scudamore Ch.H., Lee S.I., Patterson E.J.: Radiofrequency Ablation followed by Resection of Malignant Liver Tumors. Am. J. Surg., 99, 177, s. 411 – 417.
    
56. Seki T., Wakabayashi M., Nakagawa T. et al.: Ultrasonically guided percutaneous microwave coagulation therapy for small hepatocellular carcinoma. Cancer, 1994, 74, s. 817 – 825
    
57. Shibata T., Limuro Y., Yamamoto Y., Maetani Y., Ametani F., Itoh K., Konishi J.: Small Hepatocellular Carcinoma: Comparison of Radio-frequency Ablation and Percutaneous Microwave Coagulation Therapy. Radiology, 2002, 223, s. 331 – 337
    
58. Siperstein A. E., Gitomirski A.: History and Technological Aspects of Radiofrequency Thermoablation. The Cancer Journal,
    2000, 6, 4, s. 293 – 303
    
59. Siperstein A. E., Garland A., Engle K. et al.: Local Recurrence After Laparoscopic Radiofrequency Thermal Ablation of Hepatic Tumors. The Cancer Journal, 2000, 6, 4, s. 293 – 303
    
60. Siperstein A. E., Rogers S. J., Hansen P.D., Gitomirsky A.: laparoscopic thermal ablation of hepatic neuroendoscrine tumor metastases. Surgery, 1997, 122, s. 1147 – 1155
    
61. Tabuse Y., Tabuse K., Mori K. et al.: Percutaneous Microwave Tissue Coagulation in Liver Biopsy: Experimental and Clinical Studies. Nippon Geka Hokan, 1986, 55, s. 381 – 392.
    
62. Vogl T. J., Mack M. G., Straub R., Roggan A., Felix R.: Magnetic Resonance Imaging – Guided Abdominal Interventional
    Radiology: Laser – Induced Thermotherapy of Liver Metastases. Endoscopy, 1997, 29, p. 577 – 583
    
63. Vogl T. J., Straub R., Eichler K., Woitaschek D., Mack M. G.: Malignant Liver Tumors Treated with MR Imaging-guided
    Laser-induced Thermotherapy Experience with Complications in 899 Patients (2,520 lesions). Radiology. 2002, 225, 367-377
    
64. Winkelbauer F.W., Niederle B., Pietschmann F., Thurnher S. et al.: Hepatic Artery Embolotherapy of Hepatic Metastases from Carcinoid Tumors: Value of Using a Mixture of Cyanoacrylate and Ethiodized Oil. Amer. J. Roentgenol., 1995, 165, p. 323 – 327
    
65. Wood T. F., Rose M., Chung M. et al.: Radiofraquency Ablation of 231 Unresectable Hepatic Tumors: Indication, Limitations, and Complications. Annals of Surgical Oncology, 2000, 7, 8, s. 593 – 600.
    
66. Meyers M.A.: Neoplasms of the Digestive Tract: Imaging, Staging and Management. Lippincott-Raven, 1998, p. 587