Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Аналитический обзор методов и технических средств в электрохирургии 18
1.1. Обзор методов электрохирургических воздействий и их классификация 18
1.2. Анализ аппаратуры для различных технологий электрохирургических воздействий 23
1.3. Особенности клинического применения электрохирургической аппаратуры 33
1.4. Итоги и выводы 41
Глава 2. Исследование электрохирургических воздействий на макро скопическом уровне 44
2.1. Тепловая модель контактной электрокоагуляции» Основные допущения и обоснования 45
2.1.1. Модель монополярной электрокоагуляции 47
2.1.2. Результаты моделирования монополярной электрокоагуляции 49
2.1.3. Модель биполярной электрокоагуляции 52
2.1.4. Результаты моделирования биполярной электрокоагуляцни 57
2.2. Тепловая модель электрорассечения ткани 61
2.2.1 Адиабатическое приближение 62
2.3. Экспериментальные исследования тепловых процессов в контактной электрохирургии 66
Глава 3. Исследование электрохирургических воздействий на микроскопическом уровне 71
3.1.. Влияние параметров тока на коагуляцию и рассечение ткани 71
3.2. Разработка концепции пробоя клеточных мембран 72
3.3. Исследование пробоя клеточных мембран под действием высокоамплитудных электрических импульсов ...75
3.4. Экспериментальное исследование прочности коагуляционной спайки в зависимости от параметров высокочастотного тока 84
Глава 4. Исследование технонологии бесконтактной электрохирургии с помощью холодной плазмы 87
4.1. Методы электрохирургических воздействий с помощью холодной плазмы 87
4.2. Исследование технологии высокочастотного холодноштаз-менного воздействия для минимально инвазивной хирургии 95
4.2.1. Механизм возбуждения высокочастотной холодной плазмы в физиологическом растворе 95
4.2.2. Технические аспекты реализации технологии высоко частотной холодноплазменной абляции 99
Глава 5. Основы проектировании электрохирургических аппаратов и устройств 107
5.1. Принципы построения электрохирургических аппаратов и устройств 107
5.2. Обобщенная функциональная структура ЭХА общего назначения 125
5.3. Технология повышения эффективности ЭХА для контактных методов ЭХ - воздействий 133
5.3.1. Выбор формы выходного напряжения ВЧ-генератора 133
5.3.2. Проектирование ЭХ - электродов с учётом теплоинерционных характеристик 139
5.3.3. Квазинепрерывный нагрев ткани 143
5.3.4. Нагрузочная характеристика ЭХ - генератора для работы с биполярным пинцетом 146
5.3.5. Алгоритм выбора параметров ЭХ- воздействия 152
5.4. Повышение эффективности ЭХА для бесконтактных технологий ЭХ -воздействий 157
5.4.1. Коагуляция через ионизированную парокапельную струю 157
5.4.2. Формирование выходных параметров ВЧ - генератора в режиме воздушноплазменной коагуляции 159
5.5 Стабилизация плазменного поля в технологии ВЧХА 161
Глава 6. Клиническая апробация и практическое использование результатов исследований 164
6.1. Клиническая апробация разработанных методов и технических средств 164
6.2. Создание серийных моделей электрохирургических аппаратов и их использование в отечественном здравоохранении 169
6.3. Перспективы проектирования ЭХА дл использования в клинической практике 173
Заключение 179
Литература 184
- Анализ аппаратуры для различных технологий электрохирургических воздействий
- Экспериментальные исследования тепловых процессов в контактной электрохирургии
- Исследование пробоя клеточных мембран под действием высокоамплитудных электрических импульсов
- Механизм возбуждения высокочастотной холодной плазмы в физиологическом растворе
Введение к работе
Электрохирургическая аппаратура занимает одно из важных мест сре ди изделий медицинской техники, применяемых в хирургии. В современной практической хирургии распространена аппаратура для рассечения и коагу ляции тканей организма токами высокой частоты. Благодаря разнообразию возможностей методов электрохирургии, эта аппаратура применяется во всех оснащенных операционных отделениях медицинских учреждений, В понятие электрохирургическая аппаратура входит комплекс технических средств, включающих в себя высокочастотный генератор высокочастотные кабели, средства управления и электрохирургаческие электроды и инструменты.
Высокочастотная электрохирургия принадлежит к тем медицинским технологиям, без которых сегодня не возможно выполнение хирургических вмешательств в большинстве клинических специальностей, таких как общая хирургия, нейрохирургия, онкология, гастроэнтерология, урология, гинеко логия и многих других. Так, например, без применения электрохирургической аппаратуры трудно себе представить техничное рассечение мышечных покровов в торакальной хирургии, наложение соустий при абдоминальных операциях, резекцию на ренхиматозных органов, удаление опухолей в ней- рохирургии и выполнение многих других вмешательств.
Особые свойства высокочастотного тока при прохождении через тка ни живых организмов были отмечены еще в конце XIX века. Практически одновременно Тесла (1891 г) и д Арсоваль (1892 г) обнаружили, что переменный ток высокой частоты не оказывает болезненного раздражающего действия, в то время как низкочастотные токи такой же величины становятся опасными для жизни. Начало клинического применения токов высокой частоты следует отнести к первому десятилетию двадцатого столетия: в 1900 г. врач Ривьера использовал высокочастотный ток для воздействия на злокачественные новообразования кожи, в 1907 г. Дуайен, а в 1910 г. Шамов приме нили иссечение и коагуляцию тканей при операциях по поводу злокачественных новообразований.
Всеобщее признание высокочастотная электрохирургия получила в 1926 г., когда американский нейрохирург Кушинг и физик Боуви создали прообраз современного высокочастотного электрохирургического аппарата» Работая вместе в онкологической клинике Бостона, они разработали специальный высокочастотный генератор с подключаемой к нему пластиной ней трального электрода; в качестве рабочего инструмента была применена / стальная петля. Используя эту установку для рассечения и коагуляции тка ней5 Кушинг в течение нескольких лет провел более 500 операций на опухолях мозга и получил превосходные результаты.
В России в 1935 г. Шамраевский начал разрабатывать метод биполярного электрохирургического воздействия, отмечая ряд его преимуществ. В 1950 г. выходит его монография, посвященная этому методу. Практическое развитие этот метод подучил, когда талантливый инженер Малис в 1958 г. сконструировал специальный электрохирургический аппарат с биполярным пинцетом для микрохирургических операций на головном и спинном мозге. Известный нейрохирург Язаргнл успешно применял этот аппарат в ряде сложнейших операций на головном мозге.
Качественный скачек в развитии элетрохирургической техники про-изошел в 1970 - 1980 г.г., когда на смену генераторным лампам пришли полупроводниковые приборы. Использование новой элементной основы при проектировании высокочастотных генераторов позволило значительно уменьшить их массу и габаритные размеры, усовершенствовать систему управления и существенно повысить электробезопасность при их эксплуатации.
Появление микропроцессоров также определило дальнейшее развитие современной электрохирургической техники. В результате новых схемотехнических решений высокочастотные генераторы превратились в компактные, многофункциональные электрохирургические аппараты.
Бурное развитие технических средств для электрохирургии явилось стимулом к разработке новых технологий электрохирургических воздействий. Появились бесконтактные методы электрохирургических воздействий, когда вместо воздействующего электрода используется электропроводящая струя ионизированного инертного газа (аргоноплазменная коагуляция) или поток электропроводящей жидкости (технология холодно-плазменной абляции) в практику хирургических вмешательств прочно вошли эндоскопические и лапороскопические методы электрохирургии. Все это свидельствует о том, что медико-технический потенциал электрохирургии не исчерпан.
Актуальность совершенствования технических средств для электрохирургии и развитие новых технологий в современных условиях объективно возрастает. Объясняется это целым рядом причин. Одной из причин является необходимость лечения различных хирургических заболеваний, появившихся в результате техногенного воздействия окружающей среды на условия жизни человека» Возрастающий травматизм, совокупность стрессовых ситуаций, повышающих вероятность патологических процессов в организме человека как следствие урбанизации, влекут за собой необходимость расширения возможностей оперативного хирургического вмешательства различных категорий сложности, В то же время, появление новых технологий в хирургии, обеспеченных соответствующими техническими средствами, позволяет существенно повысить эффективность лечения хирургических болезней, в том числе и традиционных.
Свидельством актуальности является и тот факт, что наблюдается постоянный рост моделей ЭХА, появляющихся на мировом рынке; в производство аппаратуры вовлекается все большее число производителей. Однако востребованный рост числа моделей ЭХА не всегда оправдан. Часто технические параметры новых моделей повторяют недостатки ранее разработанных. Объясняется это тем, что при проектировании ЭХА сказывается эмпирический подход в оценке результатов электрохирургических воздействий. Основанный на таких оценках выбор функциональных параметров аппарату
ры и методики электрохирургических воздействий не отвечает в полной мере критериям эффективности применяемой технологии.
Наиболее совершенная ЭХА и соответствующие медицинские технологии разработаны рядом ведущих фирм на основе собственных частных исследований. К числу таких фирм в первую очередь относятся Erbe (Германия), Valleylab (США), Eschmann (Великобритания), Arthro Саге (США) и ряд других фирм. Высокий технический уровень аппаратуры этих фирм достигается главным образом за счет высокотехнологичных и дорогостоящих производственных процессов, используемых при изготовлении аппаратуры и инструментария. Функциональная же эффективность обеспечивается применением весьма сложных электронных микропроцессорных систем для обработки огромного объема эмпирической информации, используемой для формирования выходных параметров электрохирургического воздействия, В результате такого подхода к проектированию аппаратура становится чрезвычайно дорогостоящей.
Среди ведущих организаций в области проектирования и производства ЭХА в России являются ЗАО «ВНИИМП-ВИТА» (г.Москва), ВНИИИМТ (г.Москва), НПФ «Фотек» (г.Екатеринбург), СибНИИЦМТ (г.Новосибирск), Электропульс (г.Томск). Однако оснащение лечебных учреждений ЭХА в настоящее время сталкивается с определенными проблемами. Находящаяся в эксплуатации аппаратура по статистическим данным на 2002-2003 г.г. уже выработала свой ресурс на 50 - 60%, что говорит о необходимости ее замены. Задача переоснащения лечебных учреждений современной аппаратурой для обеспечения высокоэффективных технологий в электрохирургии только за счет дорогостоящей импортной техники решена быть не может. Необходимые для этого средства в несколько раз превосходят расходные статьи государственного бюджета. По этому важнейшим условием решения этой задачи является проектирование и внедрение в производство высокоэффективных отечественных аппаратов и устройств.
В области исследований физических принципов электрохирургии следует отметить работы отечественных ученых (Ливенцев Н.М., Ливенсон А.Р., Лощилов В.И., Драбкин PJL» Велик Д.В. Торнуев Ю.В., Аронов A.M. и др.). Большой вклад в разработку методов электрохирургических воздействий и в практический анализ параметров ЭХА внесли отечественные учены-медики (Петровский Б.В., ДолецкиЙ С.Я., Иргер И.М., Лукомский Г.И., Савельев B.C., Бокерия Л.А., Ревишвили AJIL, Кулаков В.И., Адамян Л.В. и др.).
Резюмируя изложенное можно заключить, что интерес к научным и практическим проблемам в области исследований электрохирургических воздействий и создания новых технологий связан в первую очередь с возможностями повышения эффективности ЭХА, разработкой новых методов и аппаратных средств. В связи с этим целью диссертации явилась разработка теоретических принципов исследования электрохирургических воздействий для решения задач по созданию новых технологий и аппаратных средств, используемых в практической хирургии.
Для достижения этой цели потребовалось решить следующие теоретические и практические задачи:
1. Разработать системные принципы построения теоретических моделей электрохирургических воздействий на макроскопическом уровне.
2. Разработать и проанализировать тепловые модели механизмов монополярной, биполярной коагуляции и рассечения тканей организма,
3. Исследовать и проанализировать влияние параметров высокочастотно-го тока на коагуляцию и рассечение биологических тканей на макроскопическом уровне строения ткани.
4. Определить необходимые и достаточные условия для повышения эффективности электрохирургических воздействий.
5. Исследовать и проанализировать технологии бесконтактных методов электрохирургических воздействий. Показать возможность этих технологий на основе качественных и количественных оценок.
6. Гармонизировать результаты теоретических и экспериментальных исследований для решения задач проектирования электрохирургических аппаратов и устройств.
7. Провести практическую апробацию разработанных технических средств для определения эффективности их применения в различных специальностях практической хирургии.
При решении поставленных задач использовались теоретико-экспериментальные методы исследований. Теоретические методы применялись при исследованиях ЭХ-воздействий на макроскопическом уровне в разработках математических моделей резания и коагуляции тканей организма. Сочетание теоретических и экспериментальных методов использовано в исследованиях ЭХ-воздействий на микроскопическом уровне рассмотрения и при изучении бесконтактных технологий ЭХ-воздействий. Экспериментальными методами исследовались параметры технических устройств в процессе выполнения НИОКР При выполнении теоретических и экспериментальных исследований использованы: методы теории уравнений математической физики, электродинамики сплошных сред, теории вероятности и математической статистики.
Анализ аппаратуры для различных технологий электрохирургических воздействий
Современный парк ЭХА разнообразен. В зависимости от назначения аппараты имеют различные схемотехнические решения, широкий спектр параметров и режимов работы, многофункциональный набор электродов, инструментов, вспомогательных устройств. Практически вес современные аппараты имеют микропроцессорную систему управления, схему контроля цепей пациента, схему тестирования работоспособности узлов и блоков, систему контроля выходной мощности и т.п. В ряде моделей заложены алгоритмы, реализующие управление выходными параметрами в зависимости от результата ЭХ-воздействий. Особенности ЭХА определяются следующими критериями: 1) технологией ЭХ-воздействия; 2) набором функциональных параметров; 3) рабочей частотой и диапазоном выходной мощности; 4) параметрами электрохирургических электродов и инструментов; 5) системой ыходных параметров с нагрузкой. Реализация этих критериев в ЭХА является необходимым условием при решении задач проектирования. , Технический анализ аппаратуры и информационных материалов исходя из критериальных характеристик ЭХА позволяет назвать ведущих разработчиков и производителей и отметить наиболее интересные модели ЭХА, Среди зарубежных фирм производителей выделяются: ERBE, Berchtold GmbH, Martin, Sering (Германия), Valleylab, Acmy, ArthroCare, Elman (США), Eschmann (Великобритания) и др. Среди отечественных: Фотек ( Екатеринбург), ЗАО «ВНИИМП-ВИТА» (г.Москва), СиБНИИЦМТ (г.Новосибирск) и др.
К числу наиболее интересных отечественных моделей ЭХА относятся многофункциональные ЭХА общего назначения «Политом-3» и «Витатом-300», разработанные ЗАО «ВНРШМП-ВИТА». Аппараты обеспечивают как контактные, так и бесконтактные технологии. В обоих аппаратах высокая эффективность контактных ЭХ-воздействий достигается специальной характеристикой выходного напряжения, обеспечивающей максимальный коагулирующий эффект при минимальной побочной деструкции оперируемых тканей. Использование результатов математического моделирования при выборе параметров воздействия и автоматической корректировки выходной мощности, существенно повышают эффективность ЭХ-воздействий в соответствии с принципом VI0 в электрохирургии (V - возможность вариации параметрами аппаратуры в соответствии с индивидуальными особенностями хирургического вмешательства; 10 - возможность условного графического отображения разреза и очага коагуляции). Одной из последних разработок ЗАО «ВНИИМП-ВИТА» является модель «Витатом-300 РЧ», позволяющая осуществлять широкий спектр ЭХ-воздействий. Аппарат имеет набор режимов резания с коагуляцией, режимы монополярной , биполярной и воздуш-ноплазменной спрей-коагуляции, режим работы с эндохирургической техникой. Основная рабочая частота аппарата составляет 2,64мГц; максимальная выходная мощность в режиме резания составляет 300 Вт на нагрузке 400 Ом; в режиме монополярная коагуляция - 200 Вт на нагрузке 600 Ом; биполярная коагуляция- 100 Вгна нагрузке 100 Ом. Среди аппаратов, выпускаемых ведущими зарубежными фирмами, выделяется модель «Электротом —640» фирмы Berchtold GmbH (Германия) Рис. 1-3, Область применения аппарата - общая хирургия, эндоскопия, гастроэнтерология, сосудистая хирургия, гинекология, кардиология, урология, " косметология, пульмонология. Аппарат имеет несколько режимов : «резание без коагуляции», «резание с мягкой коагуляцией», «резание с форсированной коагуляцией», «трансуретальная резекция», режим для эндохирургии (чередование резания и коагуляции); несколько режимов коагуляции — «мягкая коагуляция», «усиленная коагуляция» и фульгурация. В аппарате реализована автоматическая корректировка выходной мощности в зависимости от ви-да биологической ткани и типа применяемого электрода, самотестирование после включения в случае возникшей неисправности. Рабочая частота 375 кГц, максимальная мощность в режиме «резание» 325 Вт на нагрузке 600 Ом, рабочий цикл 10 с -работа, 30 с - пауза, цифровая индикация режимов, голосовое или звуковое сопровождение установок и состояния аппарата, порт RS-232, программирование пользовательских комбинаций режимов работы, класс защиты I, тип прибора CF. Ширші F.RM! выпускает целый ряд злеэарохщрургитее&их аппаратов (ICC50, ICC80, 200, 1CC300, ICC35Q), среди которых аппарат1СС350 (рис-1-4) является ведущий моделью. Область применения - гинекология, урология, ми» нималыш-шшазивная хирургия, эндоскопии сердечіш-сосудистая хируріш, нейрохирургия, аргроетатта. Отличительной особенностью аппарата является использование системы автоматической настройки уравня мощности в зависимости от состояния биологической ткшш и типа выбранного инструмента- Аппарат имеет несколько режимов резания «резание без коагуляции:» «трапсуретраяъиакЕ резешшя» (ПКЇТ CUT), режим для ПОІШШ&ТОМИИ и щ-ппяло пшмн (P!NDO CUT- чередование резаная и кіжгутцищ% режим FPS (#Power Peak System» - формирование коротких импульсов мощности); несколько режимов шшуляцйй - «мзіпеан коагуляция», «усиленная коагуля» щш», фулъгурапш; погтеремапиая коагуляция по двум каналам (TWIN CGAG- т.е. имеется дм выхода коагуляции о возможностью соответствующей он гишшы-юи н&сэройаш}., биполярная кошуптщя с возможностью автостарта, т.е включение мощности при касанми пинцетом поверхности ткани. Аппарат ІСС 350 имеет возможность подключения эпсктро&оагуляциошюго аппарата « ARGOPIЛ7МА», Номинальная выходная мощность В режим срезание» 300 Вт на нагрузке 500 Ом, и режиме «мягкая кошуяядия» І20 Вт на нагрузке 125 Ом, в режиме «биполярная коагуляция» 100 Вт па нагрузке Ом рабочая тастота 500 кГц, аппарат имеет память всех настроек на переднем панели, дяа выхода AUTO СШ /ЛШ_0 СОЛО, выполнен по 1-му классу элск фобезопасноаш, тил CR настоящее время фирма ыш# активно внедряет в хирургическую практику высокочастотные элегсгрохирургические сиешмы ERBE V10. Новая система представляет собой усовершенствованное техническое решение на базе проверенной н Еіракіике клинического применения серии аппаратов ЇСС и отличается более высокой производительностью и простотой обслуживания. Система включает в базовый комплект тележку, генеральный модуль дакуум-отсое, систему дымоотсоса+ корзину для принадлежностей. Вес компоненты системы контактно размещаются в СОО ЕНЄТСІВИИ С іребованизши эргономики в едином конструктиве. Следует отметить принципиально новую технологию, применяемую фирмой Valley lab (США) в аппарате для заваринания сосудов LigaSure (Рис, 1-5),
Экспериментальные исследования тепловых процессов в контактной электрохирургии
Решение задачи снижения удельной выходной мощности ЭХ-аппарата для достижения адекватного эффекта резания и коагуляции при контактной технологии ЭХ-воздействий, непосредственно с исследованием тепловых процессов в ткани. Анализ температурного поля в ткани при ЭХ-воздействиях позволяет выделить факторы, влияющие на нагрев ткани. Такими факторами являются: теплофизические и геометрические параметры электродов, энергетические режимы работы генератора, нагрузочная характеристика и др..
Попытки изучения ЭХ-воздействий криохирургии, индуктотермии с помощью математического моделирования с привлечением аналитических методов делались ранее [53, 74, 75, 93, 94, 96, 97, 107, 115, 141, 151, 176, 185]. Аналитическое исследование тепловых процессов в ткани для контактной технологии. ЭХ-воздействий затрудняется необходимостью привлечения специальных математических методов и сложностью математической постановки задач моделирования. По этому аналитическое рассмотрение тепловых процессов приводится лишь не многими авторами [165, 168, 169, 141, 184, 185] и ограничивается рассмотрением монополярного воздействия. В частности Van Мепеп и Van den Berg [184], Р.Л. Драбкин [52, 53] приводят достаточно адекватную модель. Несмотря на значительное число упрощающих допущений, принятых в этих моделях, полученные с их помощью результаты дают возможность установить некоторые особенности монополярной электрокоагуляции и дать рекомендации для разработки соответствующей аппаратуры. Наиболее совершенные модели контактных ЭХ-воздействий, построенные в рамках квазилинейного приближения [10, 21, 22, 36], дали возможность получить аналитическое представление тепловых процессов в ткани. Анализ этих процессов позволил установить необходимые и достаточные условия для выполнения критериев высокоэффективного ЭХ-воздействия.
Бесконтактные методы ЭХ-воздействий в ряде хирургических вмешательств имеют специфические преимущества по сравнению с контактными моделями. В частности для коагуляции поверхностных диффузных кровотечений чрезвычайно эффективно применяется спрей-коагуляция и аргоно-плазменная коагуляция [2, 31, 47, 112, 119]. Технология аргоноплазменной коагуляции при эндоскопических вмешательствах позволяет избегать задымления операционного поля, а при операциях на полых органах практическое отсутствие тмрищті снижает риск перфорации стенки [2, 9, 36, 57]. Коагуляция с помощью ионизированной парокапельной струи физраствора [37, 42] позволяет осуществлять ЭХ-воздействие при минимальном нагреве окружающих очаг коагуляции тканей. Одновременно, в результате конденсации парокапельной смеси при соприкосновении потока с коагулируемыми тканями, происходит вымывание побочных продуктов, образующихся при коагуляции. Сопутствующий процесс абляции улучшает качество коагуляции, ускоряет процесс последующей регенерации скоагулированных тканей за счет принудительного вымывания токсичных продуктов.
Нетепловой метод высокочастотной холодноплазменной электрохирургии (Coblation - технология) позволяет осуществлять коагуляцию, разрез и молекулярную деструкцию ткани. Все виды ЭХ-воздействий при использовании Coblation - технологии происходят при температурах, не превышающих 60 - 65 С0 [37, 38, 115, 117, 120] . Эта особенность метода обеспечила его применение, в первую очередь, в кардиологии, при хирургическом лечении тахикардии, в оториноларингологии при небогортанной пластике и других операциях, в ортопедии, косметологии [47, 112, 119, 1151 Бесконтактные технологии ЭХ-воздействий являются по существу методами воздействия с помощью «холодной плазмы»» Под термином «холодная плазма» применительно к электрохирургическим воздействиям понимается поток ионизированных частиц вещества достаточно большой энергии, способных доставлять высокочастотную энергию к тканям в область хирур-гического воздействия, либо превращать электрическую энергию астиц с целью ионной бомбардировки тканей организма. Методы, в которых формируется ионизированный поток частиц вещества для доставки высокочастотной энергии к месту хирургического вмешательства, относится к методам квазитермического воздействия. Это воздействие происходит как за счет ионной бомбардировки, так и с помощью термического воздействия в следствие прохождения высокочастотного тока через ткань. К числу таких методов относится Спрей-коагуляция, коагуляция с помощью аргоновой плазменной струи, способ высокочастотного электрохирургического воздействия на биоткани с помощью парокапельной струи аэрозоля. Технология нетеплового метода воздействия не предусматривает прохождение электрического тока через ткани организма. Процесс осуществляется путем взаимодействия частиц холодной плазмы с молекулами биоткани. Обладая энергией в несколько ЭВ частицы ионизированного вещества плазмы способны вызвать коагуляцию, либо разрушать молекулярные связи биоткани, разлагая подвергшиеся воздействию молекулы на свободные радикалы, превращающиеся в жидкую н газообразную фракции [37, 115, 117, 120].
Таким образом вопрос об эффективности бесконтактных технологий ЭХ-воздействий связан в первую очередь с исследованием процессов возбуждения и стабилизации холодной плазмы для различных методов ЭХ-воздействий с целью определения критериев реализации этих процессов. Другим вопросом является представление алгоритма формирования выход-н1ых параметров ВЧ-генератора в зависимости от типов применяемых электродов, обеспечивающих определенный тип ЭХ-воэдействия.
Любое хирургическое вмешательство включает процедуру рассечения с помощью ЭХА. Сегодня 90% всех операций проводят методами ВЧ-элетрохирургии, причем в ряде случаев электрохирургия является единственным способом вмешательства, гарантирующим успех операций.
В нейрохирургии, кардиохирургии, ЛОР-хирургии и в ряде других хирургических специальностей необходимы высокоэффективные ЭХ-воздействия. При этом важнейшая роль принадлежит прецизионной коагуляции жизненно-важных биоструктур, девитализации и абляции тканей.
При современных технологиях электрохирургии, базирующихся на эмпирических представлениях, эффективность применения аппаратуры обеспечивается необоснованным ее усложнением из-за необходимости оперативного анализа большого объема информации, отражающей динамику ЭХ-воздействия и включения различных систем обратной связи.
Наряду с эмпирическим подходом для каждой технологии ЭХ-воздействия эффективность применения аппаратуры может достигаться оптимизацией выходных параметров ЭХ-генераторов, воздействующих электродов и, адекватным выбором параметров воздействия.
Анализ информационных материалов показывает, что для решения круга задач, касающихся рационального выбора технических характеристик аппаратуры и научно-обоснованного выбора параметров воздействия, требуются исследования физических процессов, лежащих в основе этих воздействий. К числу таких процессов относятся; нагрев ткани высокочастотным током, коагуляция тканей и рассечение под действием токов высокой частоты-при контактных методах; возбуждение сильно ионизированной холодной плазмы в технологии ВЧ-холодноплазменной абляции и процесс воздушно-плазменной коагуляции в технологии бесконтактных воздействий.
Исследование пробоя клеточных мембран под действием высокоамплитудных электрических импульсов
Исследование влияния параметров выходного напряжения ЭХА на коагуляцию и рассечение тканей связано с задачей увеличения прочности коагу-ляционной спайки и обеспечения гемостатического эффекта при рассечении. Известный разнобой в параметрах выходного напряжения в выпускаемых ЭХА свидетельствует об отсутствии однозначного ответа на вопрос о механизме этого влияния. Известные зарубежные исследователи в области электрохирургии ( Dobbie A,, Freidman I, Schenk Н. и др.) отмечают, что механизм влияния параметров ВЧ-тока на коагуляцию ткани не изучен, однако указывают, что лучшими коагулирующими свойствами обладает модулированный ток с высоким отношением пикового значения к среднеквадратичсскому. Лишь в сообщении профессора Татаринова В.В. в ]938 г. было высказано предположение о возможном пробое клеточных мембран при коагуляции током с высоким отношением пикового значения к среднеквадратическому.
Для объяснения механизма влияния параметров тока на коагуляцию в проводимых исследованиях была принята концепция пробоя клеточных мембран. Полагалось, что в результате воздействия на ткани электрических импульсов высокой напряженности при коагуляции токами определенной формы, происходит разрушение клеточных мембран. При рассмотрении ткани на клеточном уровне показано, что возрастание прочности коагуляционной спайки и гемостатического эффекта в случае пробоя клеточных мембран, является следствием гомогенизации структуры ткани и последующей денатурации гомогенизированной белковой структуры.
В рамках этого представления сопутствующим эффектом должно явиться падение удельного сопротивления ткани при разрушении клеточных мембран электрическими импульсами. Измерения относительного падения сопротивления ткани проводилось с целью экспериментального подтверждения пробоя клеточных мембран и рационального выбора выходных параметров ЭХА.
Для представления механизма влияния параметре высокочастотного тока на гемостатический эффект и прочность коагуляционной спайки биологической ткани рассмотрим структуру ткани на клеточном уровне. Для удобства рассуждений биологическая ткань в первом приближении может быть представлена в виде суспезии клеток в межклеточном веществе [84, 98, 182]. Внутреннюю часть клетки можно представить в виде жидкой внутриклеточной белковой структуры, отделённой от межклеточного пространства прочной мембраной. Клеточные мембраны различных тканей имеют в среднем толщину 50 - 100 А и обладают высоким электрическим сопротивлением [83, 98, 104, 170]» Как внутриклеточная, так и межклеточная структуры состоят из длинных белковых молекул сложной формы. Во время коагуляции происходит изменение энергетического состояния — термическая денатурация белковых молекул: молекулярные цепочки укрупняются и разворачиваются из клубков в протяжённые ветви, происходит перестройка молекулярных связей [98,172].
Под действием высокочастотных электрических колебаний в ткани могут возникать импульсы электрического поля высокой напряжённости. Приняв концепцию пробоя клеточных мембран, будем считать, что под действием этих импульсов пробиваются клеточные мембраны. Тогда более высокий коагуляционный эффект электрических токов, приводящих к пробою клеточных мембран, по сравнению с токами не вызывающими пробоя, легко объяснить следующим образом. В случае отсутствия пробоя клеточных мембран, при нагреве ткани, свёртывание белка обеспечивает коагуляционную связку по межклеточному пространству, поскольку мембраны состоят из различных слоев, в частности из углеводородного и липидного, которые при нагревании не денатурируют [98, S3]. При этом внутриклеточный белок коагулируется как бы отдельно. При пробое клеточных мембран во время коагуляции, происходит взаимодействие белковых молекул внутриклеточного и межклеточного пространства с образованием гомогенной структуры. Белковые молекулы, денатурируя, как бы прошивают пространство коагулируемой ткани. Подобное связывание белковых молекул по всей структуре коагулируемой ткани должно приводить к увеличению плотности коагулята и возрастанию прочности коагуляционной спайки.
Другим эффектом, связанным с пробоем клеточных мембран, может явиться снижение удельного сопротивления ткани. С точки зрения электрической проводимости рассматриваемая ткань в виде взвеси клеток в межклеточной жидкости представляет собой раствор электролита» При этом удобно пользоваться простейшей электрической эквивалентной схемой, приближённо справедливой для очень широкого диапазона частот [64, 83]. В этой схеме элемент ткани представляется как параллельное электрическое соединение двух звеньев цепи. Первое звено — резистор R\, обусловленный сопротивлением межклеточной среды, и второе звено - последовательно соединённые резистор R2 равный сопротивлению электролита внутриклеточной среды, и разделительной ёмкости С, являющейся суммарной ёмкостью клеточных мембран.
На низких и средних частотах проводимость ткани имеет ионный характер и ток течёт по межклеточному пространству, имеющему сопротивление Лі- В случае пробоя клеточных мембран ёмкость С перестаёт шунтировать сопротивление Л2 и в процесс проводимости вовлекаются ионы внутриклеточного пространства. При этом сопротивление ткани падает. Поэтому сравнение сопротивления ткани в случае пробоя клеточных мембран и без него, может служить инструментом, позволяющим исследовать степень разрушения клеток в результате воздействия импульсов тока. Экспериментальные данные по измерению сопротивления ткани на низких частотах в случае пробоя клеточных мембран и без него и результаты гистологических сравнений, приведенные в приложении 6, подтверждают описанный механизм влияния импульсов тока на коагуляцию ткани.
Изменение структуры ткани при пробое клеточных мембран меньше сказывается при протекании через неё высокочастотного тока. Это связано с тем, что с увеличением частоты падает емкостное сопротивление клеточных мембран, и в проведении ионного тока начинает принимать участие внутриклеточная среда. Поэтому мембраны клеток перестают оказывать влияние на электрические свойства тканей при таких частотах, когда емкостное сопротивление мембран становится малым по сравнению с сопротивлением внутриклеточной среды. Это происходит на частотах 100 МГц и выше [83, 182, 171].
Коагуляцию тканей в большинстве случаев осуществляют на частотах порядка мегагерца, поэтому разрушение клеточных мембран должно оказывать значительное влияние на сопротивление ткани. Для того, чтобы убедиться в этом, произведём приближённую оценку влияния клеточных мембран на величину удельного сопротивления ткани на частоте в 1 МГц. Согласно эквивалентной схеме, активное сопротивление ткани равно:
Механизм возбуждения высокочастотной холодной плазмы в физиологическом растворе
К нетепловому методу относится метод холодноплазменной высокочас тотной электрохирургической абляции, разработанный в середине девяностых годов американской фирмой Arthro Саге и названный Coblation-технологией. Среди этих технологий наиболее распространена поверхностная аргонно-плазменная коагуляция. Сегодня, в состав электрохирургического аппарата общего назначения, как правило, входит блок для аргонно 8S плазменной коагуляции. Технологию такого воздействия успешно применяют как в общей, так и в эндохирургии.
Своеобразным аналогом метода аргоноплазменной коагуляции является воздушноплазменная коагуляция, когда ионизации подвергается воздушный промежуток между рабочей частью активного электрода и коагулируемой тканью. Такое воздействие, по существу, представляет собой фульгурацию, но с устойчивым плазменным каналом длиной 5-10 мм. Преимущество воздушноплазменной технологии состоит в том, что не требуется создание с помощью электрода-апликатора ламинарной струи аргона. Соответственно необходимость в дополнительном функциональном электронном блоке отпадает. Единственным недостатком воздушноплазменной коагуляции является требование формирования специального выходного напряжения, модулированного последовательностью коротких электрических импульсов достаточно высокого напряжения, которые способны оказывать слабое раздражающее действие на нервные окончания тканей организма. Высокое напряжение этих импульсов обусловлено тем, что потенциал ионизации воздуха существенно выше, чем у аргона. Следовательно, наличие постоянной последовательности высокоамплитудных импульсов необходимо для создания и поддержива-нияионизации плазменного канала.
Для исследования технологии воздушноплазменной электрокоагуляции были проведены следующие серии экспериментов: 1. Определение интервалов амплитуды - UHt длительности — Ат и частоты -/следования модулирующих импульсов, при которых возникал и стабилизировался плазменный канал. 2. Исследование зависимости длины плазменного канала от параметров модулирующих импульсов. 3. Оценка влияния основной рабочей частоты высокочастотных колебаний на параметры и устойчивость плазменного канала, В данных экспериментах все измерения проводились с использованием цилиндрического электрода диаметром 2 мм и имеющего рабочую часть в виде конуса с углом при вершине около 30. Результаты измерений представлены на рисунках в виде графиков.
На рис.4-1 представлена область устойчивости плазменного канала в зависимости от параметров модулирующих импульсов при расстоянии между электродом и поверхностью ткани равным 5 мм. Из графиков следует, что влияние параметров импульсов носит статистический характер, что позволяет выделить интервалы рациональных значений параметров электрических импульсов, наиболее эффективно влияющих на ионизацию воздушного канала. Наиболее критичными являются амплитуда и частота повторения модулирующих импульсов. Влияние длительности имеет плавный порог, что объясняется лавинообразным характером процесса ионизации при электрическом пробое воздушного промежутка. На графике рис.4-1 изображен интервал рациональных параметров модулирующих импульсов:
На рис,4-2 показано влияние амплитудного значения напряжения модулирующих импульсов и частоты следования на длину плазменного канала -L. Изображённые на графике кривые показывают, что длина устойчивого плазменного канала в естественных условиях не превышает 12 - 15 мм. Это объясняется тем, что при увеличении расстояния между электродом и поверхностью ткани имеют место два дестабилизирующих фактора. Во-первых, геометрия линий электрического поля при удалении точечного источника от проводящей плоскости такова, что напряжённость электрического поля вблизи плоской поверхности резко падает. Распределение потенциала электрического поля в этом случае можно представить формулой (2.8) (приложение 2) для биполярной системы применительно к полупространству. Поэтому на расстояниях 10 - 15 мм значения электрических параметров для поддержания процесса ионизации оказывается недостаточным. Во-вторых, "горение" плазменного канала с тепловой точки зрения хараісгеризуется изотермическим процессом, поскольку разогрев ионизирующих частиц приводит к расширению канала- При увеличении длины канала его электрическое сопро тивление возрастает, выделяется больше тепла, а изотермическое расширение приводит к снижению плотности носителей ниже критического значения и процесс плазмообразования прерывается. Таким образом, характерная длина плазменного канала в технологии воздушноплазменной коагуляции составляет 10-15 мм.
Оценка влияния основной рабочей частоты на амплитуду модуляции и устойчивость плазменного канала следует из графиков на рис. 4-3 и рис.4-4.
На рис.4-3 изображена величина импульсного напряжения Um обеспечивающего стабилизацию плазменного канала в течение времени воздействия. После первоначального электрического пробоя воздушного промежутка в течение миллисекунд величина С/и стабилизируется. Причём с увеличением основной рабочей частоты электрических колебаний величина /н уменьшается. Объясняется это тем, что электрическое сопротивление канала уменьшается из-за включения в процесс проводимости емкостной составляющей комплексного сопротивления канала.
Из зависимостей на рис. 4-4 следует, что с увеличением основной рабочей частоты ВЧ-тока, протекающего через воздушноплазменный канал, амплитуда напряжения модулирующих импульсов также уменьшается. Это связано с тем, что при воздействии высокочастотного напряжения происходит уменьшение потенциала ионизации воздушного промежутка [63, 62]. Тем не менее, как было показано выше, увеличение основной рабочей частоты ВЧ-генератора приводит к дополнительным техническим и принципиальным трудностям. Поэтому при реализации технологии воздушноплазменного ЭХ-воздействия целесообразно ограничить основную рабочую частоту ВЧ-генератора единицами мегагерц.
