Содержание к диссертации
Введение
Идеология построения импедансных электрохирургических аппаратов 13
Обзор медицинских аппаратов для деструкции биологических тканей посредством теплового воздействия 13
Принцип действия и исполнение традиционных электрохирургических аппаратов 28
Предлагаемая идеология построения импедансных ЭХА 36
Выводы по главе 41
Исследования импеданса здоровых и пораженных биологических тканей 43
Общие сведения об импедансе биологических тканей 43
Исследование импеданса здоровых биологических тканей 58
Исследование импеданса пораженных биологических тканей 63
Выводы по главе 70
Основы построения импедансного электрохирургического аппарата 72
Исследование тепловых процессов в биологической ткани при электрохирургическом воздействии 72
Зависимость «щадящей» мощности от импеданса для различных биотканей 82
Обеспечение стабильного гемостаза при минимуме пульсовой волны 97
Выводы по главе 109
Создание и применение импедансных электрохирургических аппаратов 111
Структурная схема импедансного электрохирургического аппарата 111
Специализированные импедансные электро- хирургические аппараты 118
Применение импедансных электрохирургических аппаратов 131
Выводы по главе 151
Заключение 153
Список литературы
- Принцип действия и исполнение традиционных электрохирургических аппаратов
- Исследование импеданса здоровых биологических тканей
- Зависимость «щадящей» мощности от импеданса для различных биотканей
- Специализированные импедансные электро- хирургические аппараты
Введение к работе
Актуальность проблемы.
Принцип действия и исполнение традиционных электрохирургических аппаратов
Рассмотрим принцип работы электрохирургического аппарата на примере аппарата ЭХВЧ 350-4, разработанного под руководством автора и изготавливаемого Сибирским научно-исследовательским и испытательным центром медицинской техники. [34]
Внешний вид аппарата приведен на рис. 1.6. Электрохирургический аппарат включает в себя: - источник тока высокой частоты (ИТВЧ). На передней панели ИТВЧ расположены кнопки переключения режимов работы, обеспечивающие ручное управление режимами, в отличие от педального переключателя, с помощью которого управление производится ногой; ручки для изменения уровня выходной мощности в каждом режиме; разъемы для подключения монополярного и биполярного кабелей; - педальный выключатель, состоящий из двух педалей, которые служат для включения тока ВЧ (режим «РЕЗАНИЕ» — левая педаль, режим «КОАГУЛЯЦИЯ» — правая педаль, режим «СМЕШАННЫЙ» — одновременное нажатие обеих педалей); - кабель монополярного электрода с электрододержателем для подключения к ИТВЧ монополярных электродов; - кабель биполярного активного электрода с электрододержателем для подключения к ИТВЧ биполярных электродов; - пассивный электрод относительно большой площади, подсоединяемый к телу пациента и служащий для создания возвратного пути для ВЧ тока с малой его плотностью в тканях тела, чтобы исключить ожоги.
На передней панели ИТВЧ, в соответствии с требованиями стандартов, нанесены условные обозначения для определения режимов работы и органов управления.
Частота электрохирургического воздействия должна быть выше 300 кГц, поскольку на частотах ниже этой величины сильно выражена нервно-мышечная стимуляция, при которой возможно влияние на сердечную деятельность, вплоть до фибрилляции желудочков [35]. Для иллюстрации на рис. 1.7 показан диапазон частот, наиболее часто используемых в аппаратах: от 300 кГц до 1,76 — 3 МГц; форма сигнала синусоидальная или близкая к ней.
Большим достоинством электрохирургических аппаратов является то, что с их помощью можно проводить как резание (или рассечение) биотканей, с коагуляцией мелких кровеносных сосудов в раневой поверхности, так и собственно коагуляцию кровоточащих поверхностей и кровеносных сосудов. Это достигается применением в ИТВЧ модуляции основной частоты.
Для рассечения биоткани требуется нагрев ее до температуры более 100С, что приводит к образованию пузырьков пара из внутри- и внеклеточной жидкости. Для образования множественных пузырьков пара, способных совместным ростом осуществить разрыв структур биоткани, нагрев межтканевой и клеточной жидкости должен быть быстрым так, чтобы образовавшиеся пузырьки пара не успели конденсироваться. Поэтому мощность, подводимая к биотканям, должна быть достаточной для этого, иначе при малой мощности уменьшается объем нагретой биоткани, прилегающей к электроду, снижается скорость резания.
В зависимости от площади активного электрода изменяется и пороговая величина мощности ВЧ, подводимой к нему, ниже которой рассечение прекращается. Чем больше площадь АЭ, контактирующая с биотканью, тем выше необходимая для резания мощность ВЧ.
Выходная мощность ЭХА определяется, прежде всего, исходя из возможного его применения в конкретных медицинских технологиях, что обычно указывается в его документации. Ограничивается она значением 350 Вт, что определено международными стандартами, с учетом безопасности использования ЭХА в хирургической практике.
Режим «Резание» используется для рассечения биотканей тела пациента с одновременной коагуляцией мелких, диаметром до 0,5 мм, кровеносных сосудов, проходящих через рассекаемую плоскость. В режиме «Резание» применяется немодулированное высокочастотное напряжение, подаваемое с ИТВЧ ЭХА через электрод в операционное поле.
Режим «Коагуляция» используется в медицинских технологиях при остановке кровотечения из сосудов диаметром от 0,5 до 3 - 5 мм, а также кровоточащих поверхностей больших размеров.
Исследование импеданса здоровых биологических тканей
Исследования импеданса здоровых биотканей проводились автором на различных органах пациентов во время хирургических вмешательств in vivo, а также на удаленных из организма биотканях в течение 2-3 минут после факта удаления.
Все исследования проводились в Новосибирской государственной медицинской академии, Муниципальной клинической больнице № 1, Институте физиологии СО РАМН.
Для измерения импеданса на частоте ЭХВ - 440 кГц, была использована схема замещения, представленная на рис. 2.7.
В схеме, рис. 2.7, ток через биоткань задается резистором R0, падение напряжения на биоткани измеряется вольтметром. Затем к тем же электродам (АЭ и ПЭ) вместо биоткани подсоединялись резистор Ri и конденсатор С, которые подбирались так, чтобы вольтметр показал напряжение, равное напряжению, измеренному при наличии биоткани. На частоте порядка 440 кГц и более импеданс биоткани был близок к чисто активному сопротивлению [66]. Как показали эксперименты, проведенные автором и [48], активная составляющая импеданса на частоте ЭХВ - 440 кГц составляет около 95 %.
Кроме того, автором тем же методом были проведены измерения импеданса здоровых биотканей на частоте 2 кГц.
При этом первоначальное значение R устанавливалось в соответствии с результатами измерения импеданса этой биоткани на/= 440 кГц, после чего подбиралась емкость С и значение R.2.
Результаты исследований импеданса здоровых биотканей приведены в таблице 2.3. В табл. 2.3 для некоторых органов даны средние значения и (в скобках) максимальные отклонения от средних значений импеданса здоровых биотканей, полученные автором на / = 440 кГц при обследовании пациентов, число которых указано в столбце 4.
Из табл. 2.3 видно, что импедансы различных составляющих биотканей одного органа существенно отличаются друг от друга (кроме слизистой оболочки и подслизистой основы - в структуре желудка, паренхимы с желчью и желчи - в структуре печени).
Кроме небольшого числа случаев, «зазор» между импедансами близлежащих биотканей внутри одного органа оказался настолько значительным, что он не перекрывается ни индивидуальными особенностями пациентов, ни температурными изменениями импеданса.
Этот вывод составил одно из принципиальных положений, которое легло в основу разработки импедансного ЭХА - распознавание вида биоткани (в пределах органа, на котором проводится ХВ) по значениям импеданса, измеренного на частоте 440 кГц, и создание на этой основе базы данных, используемой для управления выходной мощностью ЭХА при переходе от одного вида биоткани к другому в процессе операции на одном органе.
Целью исследования пораженных биотканей, также как и для здоровых, является определение параметров импеданса, по которым возможно дальнейшее построение биофизических моделей управления ЭХА. К пораженным биотканям нами отнесены доброкачественные и злокачественные новообразования в виде опухолей, некротизированные структуры - разложившиеся опухоли, структуры свищей и т.д., которые при обнаружении удаляются хирургом. Отдельное внимание уделено изучению термопораженнных клеточных структур, поскольку именно этот вид поражения биоткани характерен для высокочастотной электрохирургии.
Установление геометрических размеров участков некротизированных биотканей затруднено визуально и приводит к вариантам чрезмерного (калечащего организм пациента) удаления здоровых биотканей, что затрудняет последующую реабилитацию больного.
Тем более, невозможность визуальной оценки объема и границ онкоопухоли, даже с помощью рентгеновской установки или ультразвукового сканера, не позволяют хирургу до конца быть уверенным в полном удалении, если конфигурация самой опухоли или внутреннего воспалительного участка имеет сложную картину, как на поверхности органа, так и в его глубине. С целью определения возможности разделения во время хирургического вмешательства здоровых и пораженных биотканей автором проведены измерения их импеданса на двух частотах: 440 кГц (Z440 кГц) и 2 кГц (Z2 кгц)- В табл. 2.4 приведены некоторые результаты полученных при этом значений импеданса К 2кГц и значений Ля у для слизистой оболочки желудка в норме и различных патологиях. В скобках в графах «импеданс» приведено максимальное отклонение от среднего значения по результатам измерений импеданса у указанного в таблице числа обследуемых.
В таблице 2.4 также приведены значения приращений импедансов и Кп относительно нормы. Анализ этих приращений показывает, что на частоте 440 кГц они, как правило (за исключением импеданса аденокарциномы и доброкачественного полипа), незначительны и отрицательны. На частоте 2 кГц эти приращения более значительны.
Сравнивая приращения Кп и приращения импеданса на/= 2 кГц можно заметить, что они (за исключением приращения импеданса для аденокарциномы и доброкачественного полипа) мало отличаются друг от друга. В то же время приращения Кп для аденокарценомы существенно превышает приращение ее же импеданса на /= 2 кГц.
В подобных случаях использование Кп представляется более предпочтительным для разграничения зон здоровой биоткани и пораженной злокачественной опухолью.
Зависимость «щадящей» мощности от импеданса для различных биотканей
С целью установления взаимосвязи между «щадящей» мощностью, необходимой для рассечения различных видов биоткани, и значением их импеданса, были проведены исследования по определению размеров термического поражения при ЭХВ различных биотканей в реальных условиях на человеке.
Активный электрод 4 погружался в биоткань 5 на глубину 0,5 мм (рис. 3.5), одновременно производилась подача мощности, и начиналось движение АЭ. Различная скорость АЭ задавалась с помощью серийного дозатора шприцевого ДШВ-1. Скорость штока дозатора, к которому был прикреплен АЭ, изменялась в соответствии с инструкцией на дозатор в пределах от 2 до 25 мм/сек. На образце ткани делалось несколько разрезов при различных скоростях движения АЭ и различных значениях мощности.
После этого из рассечения извлекался участок пораженной биоткани и измерялась толщина слоев поражения с помощью микроскопа для различных скоростей АЭ и значений мощности. Измерения проводились в 15 точках биоткани для каждого значения скорости и мощности. Было выделено 3 слоя (рис. 3.5): - слой 1 - обугливание биоткани (черный или темно-коричневый); - слой 2 - термическое поражение с небольшими изменениями структуры биоткани (бело-серо-розовый цвет); - слой 3 - термическое поражение без значительного изменения структуры (светло-красный цвет). Непораженная мышечная биоткань вокруг места касания АЭ имела буро-красный цвет.
Для других биотканей были проведены аналогичные исследования. В результате исследований по определению зависимости толщины поражения биотканей от мощности резания при различной скорости движения активного электрода «щадящий» режим был определен следующим образом.
Рекомендуемая для хирурга скорость движения АЭ в операционном поле около 17-25 мм/сек. При такой скорости и мощности 60 Вт на мышечных биотканях второй слой имеет толщину порядка 100 мкм, а первый - несколько мкм. Процесс рассечения при этом происходит уверенно. Именно эти признаки и были положены в основу определения «щадящей» мощности.
Кроме того, на основании этих исследований было определено, что импеданс любой биоткани, больший 3 кОм, свидетельствует о значительном термопоражении биоткани. ЭХА в таком случае должен немедленно отключаться.
Рассечение при больших мощностях проходит еще более уверенно, но некроз, или толщина поражения биотканей в операционной ране, заметно увеличивается, что увеличивает время заживления операционной раны.
Во второй главе уже отмечалось (табл. 2.3), что каждый живой орган - многослойная структура, причем каждый слой по структуре и импедансу существенно отличается от других.
Иллюстрацией может служить, например, структура стенки желудка (рис. 3.10), которая представляет собой «пирог», состоящий из следующих слоев: брюшного покрова (серозная оболочка) - 1, толщиной 2500 мкм; мышечной оболочки (продольные и круговые) — 2, толщиной -2000 мкм; подслизистого слоя, с включением мышечных тканей — 3, толщиной 1000 мкм; слизистой оболочки желудка - 4, толщиной 1000 — 1200 мкм; эпителия - 5, толщиной 20 мкм.
Для биотканей (слоев) различных органов были проведены эксперименты по установлению зависимости «щадящей» мощности Р (в соответствии с ее определением, данным выше) для каждой биоткани от ее импеданса Z. Пример графика зависимости «щадящей» мощности ЭХА от импеданса Р =/(Z) при рассечении биотканей стенки желудка показан на рис. 3.11. Здесь под Z понимается импеданс здоровой биоткани, измеряемый до начала ЭХВ. Как видно из рис. 3.6, 3.7, 3.8 и 3.9, это значение импеданса не сильно отличается от импеданса, измеренного в процессе ЭХВ, при скоростях АЭ, больших 17 мм/сек. Цифры на рис. 3.11 (1, 2, 3, 4) соответствуют цифрам на рис. 3.10, обозначающим номера слоев биоткани стенки желудка. «Провал» характеристики в точке 3 на рис. 3.11 может быть связан с насыщенностью подслизистой основы парами соляной кислоты, молекулами питательных веществ.
Аналогично были проведены исследования для других видов биотканей органов человека. Например, для печени характеристика Р =/ (Z) in vivo изображена на рис. 3.12. Цифры на рис. 3.12 (1, 2, 3, 4, 5) соответствуют цифрам на рис. 3.13, обозначающим номера слоев биоткани печени: 1 - жировая биоткань; 2 - биоткань сосудов; 3 - биоткань капсулы; 4 - биоткань паренхимы (без желчи); 5 - биоткань паренхимы (с желчью); 6 - биоткань желчи.
На базе этих исследований был создан банк данных «щадящих» мощностей в виде характеристик Р =/(Z) для различных органов. Состав этого банка приведен в табл. 3.4.
В операционной ране при глубоком рассечении брюшной полости, печени, легких, при иссечении туберкулезных коверн, обычно имеется от 2 до 8 вскрытых средних и крупных сосудов, из которых ритмично выделяется кровь. Ритм поступления крови в устье рассеченных сосудов задается пульсовой волной.
Нужно отметить, что время достижения пульсовой волны конкретного сосуда зависит от многих параметров, например, таких как расстояние до сердца, в каком фрагменте сосудистой системы организма он находится, общего состояния сосудистой системы пациента и т.п. Скорость кровотока в организме также колеблется, начиная от сердца до периферийных сосудов, от 6 до 2 см/сек. [171,174]
Потери крови при хирургических вмешательствах, в основном, обуславливаются истечением крови из средних и крупных сосудов и достигают нескольких литров. Применение стандартных ЭХА для коагуляции устьев сосудов в целях создания гемостаза часто не приводит к его стабильному осуществлению.
Повторные кровотечения являются одной из наиболее частых причин ревизии операционной раны. От 40 до 70 % сосудистых кровотечений вызваны нарушением герметичности коагуляционного струпа сосуда потоком крови, вызванным пульсовой волной, т.к. в средних и крупных сосудах давление ее значительно. Коагуляционный струп непрочен, когда момент его создания, включения ЭХВ и максимум пульсовой волны совпадают.
Хирургу во время операции довольно сложно проводить коагуляцию нескольких таких сосудов в операционной ране, улавливая минимум пульсовой волны в разных местах раны.
Поэтому проблема обеспечения стабильного гемостаза средних и крупных сосудов во время хирургического вмешательства, является актуальной, поскольку потери крови могут быть многократно снижены. Варианты обеспечения стабильного гемостаза могут быть следующими: синхронизировать работу ЭХА с параметрами кардиограммы пациента и проводить ЭХВ с их учетом; синхронизировать работу ЭХА с реограммой пациента во время ЭХВ; синхронизировать ЭХВ с минимумом пульсовой волны в устье конкретного сосуда.
Специализированные импедансные электро- хирургические аппараты
В компьютере записывается также импедансный маршрут операции на конкретном органе пациента для оценки и анализа проведенного хирургического вмешательства.
Постоянное в течение рассечения биоткани вычисление импеданса на частоте ЭХВ, вычисление и выставление «щадящей мощности» на АЭ, в соответствии с импедансным маршрутом намеченной операции позволяют значительно снизить деструкцию массивов клеток биоткани в плоскости операционной раны в момент ЭХВ, что значительно уменьшает послеоперационный струп, а значит, позволяет сократить сроки реабилитации больного.
Кроме того, работа системы ИЭХА по коагуляции средних и больших сосудов в момент минимальной пульсовой волны позволяет снизить кровопотери во время проведения операции в несколько раз.
Система по достоверному удалению онко- и доброкачественных, а также некротизированных биотканей, позволяет более точно удалять опухоли и воспаленные биоткани, снижающая вероятность попадания канцерогенных клеток с кровотоком в различные органы пациента.
Текущая информация о ходе хирургического вмешательства отображается на мониторе ПЭВМ (рис. 4.2): 1 - Пульсовая волна и точка коагуляции кровеносного сосуда во время проведения ЭХВ.
Картина пульсовой волны и точки ЭХВ отображаются на мониторе в момент касания АЭ с устьем сосуда, который необходимо закоагулировать. После проверки коагуляции ИЭХА отключается или автоматически, или по визуальной оценке хирургом качества образовавшегося струпа. 2 - Изменения Кп при движении АЭ.
Картина изменения Кп может наблюдаться в любом режиме работы ИЭХА. Однако знание об изменении Кп необходимо хирургу, прежде всего, для работы при удалении зло- и доброкачественных опухолей, свищей, термопораженных тканей. При необходимости маршрут отсечения пораженной биоткани может помечаться хирургом, метками ЭХВ в точках, по которым далее пойдет маршрут иссечения нездоровой биоткани. 3 - Орган, на котором проводится хирургическое вмешательство.
В данном режиме определяется биоткань или орган, на которых предполагается хирургическое вмешательство, при этом в оперативное ПЗУ вводятся характеристики Р =/(Z) для конкретного органа. 4 - Изменения мощности ЭХВ, выставленной хирургом, которая является «щадящей» для данного вида биоткани.
При этом маршрутная мощность определяется характеристиками Р = XZ), записанными в ПЗУ, и корректируемая коэффициентами при изменении выставляемой хирургом скорости движения АЭ, а текущая может устанавливаться хирургом, если этого требует определенная обстановка в хирургической ране: изменены структуры биотканей органа, нехватка выходной мощности ИЭХА для конкретного участка биоткани и т.д. 5 - Частота ЭХВ и модуляция, выставленные для режима коагуляции. 6- Характеристика зависимости «мощности от импеданса», используемая в данной операции. При этом на экране наблюдается точка ЭХВ и импеданс биоткани, на которой проводится хирургическое вмешательство. 7- Скорость движения активного электрода, которая устанавливается хирургом при проведении определенных манипуляций в операционной ране и позволяет увеличивать мощность ИЭХА согласно коэффициентов, которые введены в ПЗУ аппарата. 8 - Сигнал «авария», определяющий неготовность хирургического комплекса к работе после тестирования всех систем ИЭХА.
Применение импедансного электрохирургического аппарата с компьютерным управлением экономически оправдано только в лечебных учреждениях, имеющих профильные хирургические отделения, и имеющих большой поток пациентов, как плановых, так и экстренных. Обычно это областные больницы, клиники и лечебные учреждения типа: Научный центр хирургии РАМН, Онкологический научный центр РАМН, главные больницы городов: Москвы, Новосибирска, С- Петербурга, Кирова, Екатеринбурга, Челябинска, Ростова-на-Дону, Хабаровска, Иркутска, Тюмени, Владимира и др., которые могут себе позволить приобретение таких ИЭХА, ибо цена их с набором активных электродов колеблется от 200 до 300 тыс. рублей. Поэтому для производства и широкого применения в лечебной практике ИЭХА были предложены несколько вариантов специализированных ИЭХА, имеющие более низкую цену, с отдельными элементами импедансного ЭХА с компьютерным управлением.
