Электрохирургические аппараты и системы. Основные технические характеристики. Медицинское назначение и технологии применения.
Самые распространенные медицинские системы для хирургических воздействий – это электрохирургические аппараты, которые широко применяются в лечебных учреждениях различного профиля.
Предназначены для проведения хирургических вмешательств в различных областях медицины:
- в абдоминальной хирургии;
- в онкохирургии;
- в нейрохирургии;
- в гинекологии и т.д.
Основное преимущество – резание тканей с минимальными кровопотерями. Сочетание: цена и эффект снижения кровопотерь в 100 раз, позволяет говорить о массовом использовании в клиниках и хирургических отделениях больниц. В каждом среднем таком отделении 3 – 4 таких аппарата.
Оснащаются электрохирургические аппараты различными электродами:
- БИ пинцетами (проблема пригорания, бириллевая бронза – подбор материалов);
- для гинекологии и проктологии;
- для хирургии общего плана;
- для эндоскопической хирургии (лапароскопической);
- для стоматологии и т.д.
При вскрытии кожного покрова эквивалентная схема внутренних тканей может быть представлена как схема, состоящая из активной и емкостной составляющих. Их можно оценить лишь в эксперименте, поскольку они соответствуют сумме электрических характеристик клеток тканей, которые, как известно, окружены мембранами, растворами, субъективными компонентами, макромолекулярными образованиями и т.д. Расчетным путем получить импеданс любой ткани не представляется возможным.
Влияние на измерения импеданса оказывают также индивидуальные особенности тканей, кровенаполнение, солевой состав, межклеточная жидкость.
Далее перейдем к следующему параметру для функционирования обратной связи «ткань – электрохирургический аппарат» — к возможности автоматического выставления мощности на выходе электрохирургического аппарата, которая была бы достаточной для резания и коагуляции и, в то же время, ограниченной сверху, для исключения ожогов, несанкционированных действий на ткань, чтобы гемостаз был оптимальным.
Определение оптимальной мощности для различных тканей в режимах «резание» и «коагуляция» проводилось по схеме рис.3.24 .
Рис.3. 24 Схема определения оптимальной мощности электрохирургического воздействия
В схеме на рис. 3.24 измеряется выходное напряжение вольтметром. Затем к тем же электродам (АЭ, ПЭ) вместо ткани подсоединяется резистор типа ТВО, который подбирается до тех пор, пока на вольтметре не появится напряжение, равное напряжению, измеряемому при наличии ткани.
При достижении оптимального гемостаза, например, ткани печени, мощность, при которой он достигнут, заносилась в таблицу. Затем делался срез образца печени и под микроскопом определялась величина слоев деструкции и гемостаза.
Все вышеперечисленные исследования проводились автором совместно с сотрудниками кафедры гистологии Новосибирского медицинского института, сотрудниками Института физиологии СО РАМН, а также во время клинических испытаний электрохирургических аппаратов в базовых клиниках Минздрава РФ.
Поскольку печень также имеет сложную структуру и состоит из капсулы (волнистая соединительная ткань), вен и печеночных артерий сосудов, печеночных долек междольковых трабекулл и т.д., то количество таких таблиц только для печени должно быть около 10, а количество измерений около 200. Обобщив эти экспериментальные таблицы в общий график, были получены значения мощности для оптимального режима при хирургических вмешательствах на печень.
Далее должна быть решена одна из проблем по исключению перегрева ткани больного после того, когда гемостаз уже оптимален. Установлено, что обугленная поверхность ткани имеет сопротивление, колеблющееся от 3 до 4 кОм. При электрохирургическом воздействии немаловажную роль играет время нахождения активного электрода в конкретной точке ткани. При этом необходимо учитывать, что карбонизированный слой, достигнув толщины 200 – 300 мкм, определяет степень допустимого ожога ткани в раневой поверхности.
Первоначальная зона рассечения или коагуляции структур биоткани образуется в околоэлектродной области и определяется концентрацией высокочастотного тока, при этом обезвоживание и обугливание биоткани распространяется в направлении и в глубину, в зависимости от маршрута операции, заданного хирургом. Толщина каждого из поврежденных слоев определяется мощностью, выставленной хирургом перед проведением электрохирургического вмешательства. При недостаточной мощности рассечение биоткани не происходит и поврежденные слои минимальны.
При рассечении биотканей желудка или любой другой биоткани, в условных точках времени воздействия происходит изменение мощности электрохирургического аппарата, что объясняется переходом активного электрода от одного вида биоткани к другому, имеющим разные импедансы.
При изотропной структуре биоткани с постоянными электрическими и теплофизическими характеристиками, а также при обычном их рассечении во время хирургического вмешательства, под действием высокочастотного тока, нагрев в месте касания активного электрода происходит, как показано на рис. 3.13.
Рис. 3.13. Прохождение тепловой энергии электрохирургического воздействия через тело
где: АЭ — активный электрод ЭХА;
ПЭ — пассивный электрод ЭХА;
Зона ЭХВ–1 — приэлектродная зона воздействия;
Зона ЭХВ–2 — внеэлектродная зона;
Зона ЭХВ–3 — периферическая зона.
Максимально деструктивная зона термического поражения структур биоткани образуется в околоэлектродной зоне воздействия, или рассечения, — ЭХВ–1, при этом температура в ней растет со скоростью около 1000С за 0,1 сек, что показано на графике рис. 3.14, при этом мощность электрохирургического аппарата должна быть номинальной, а плотность тока в месте касания активного электрода не менее 0,1 А/мм2.
Указанная зависимость в зонах ЭХВ–1, ЭХВ–2, ЭХВ–3, иллюстрирует не только подъем температуры, но и ее спад после отключения импедансного электрохирургического аппарата по достижении импеданса значения 2 кОм, за счет чего исключается перегрев и значительная несанкционированная деструкция массива клеток биоткани, прилегающих к месту электрохирургического воздействия.
При температуре 45 — 600С, которая получена в эксперименте, динамика ее роста в однородной биоткани приостанавливается, т.к. в последней происходит свертывание (денатурация) белков, которое протекает с поглощением тепловой энергии. Далее, при достижении температуры более 1000С, происходит закипание межклеточной жидкости, разрыв мембран клеток с поглощением тепловой энергии.
При температуре более 1000С в процессе электрохирургического воздействия происходит рассечение биоткани и высушивание жидкости на данном участке биоткани. При этом согласно рис. 3.15, наблюдается рост импеданса высушенных структур до установленной в эксперименте величины, при которой фактически происходит рассечение биоткани, а также процесс закупорки мелких кровеносных и лимфатических сосудов в полости рассечения.
Скорость нагрева биоткани как правило зависит от следующих основных факторов:
мощности, подаваемой в место электрохирургического воздействия;
теплоемкости активного электрода, т.е. его конструкции, конфигурации, материала, из которого он изготовлен;
скорости теплового излучения приэлектродной зоны ЭХВ-1 внутрь биоткани;
скорости испарения межклеточной и клеточной жидкости из зоны электрохирургического воздействия;
энергетических затрат на свертывание белков в зоне электрохирургического воздействия;
возможностей поглощения тепла током крови и лимфы в зоне электрохирургического воздействия;
скорости движения активного электрода по биоткани.
На этом основании, для оценки тепловой энергии, выделяемой при электрохирургическом воздействии, предложена формула 3.11 теплового баланса, включающая основные составляющие теплового процесса [87, 88].
(3.11)
Энергия денатурации (свертывания белков) в зоне ЭХВ–1, 2 имеет небольшую величину и может не учитываться в формуле теплового баланса, т.к. энергетический баланс при свертывании структур белков может состоять из тепла, поглощенного для разрыва внутри и межмолекулярных связей, и тепла, выделенного при образовании новых связей белков, так что в сумме может получиться малое изменение этого баланса в сторону поглощения тепла.
Таким образом, нами выявлены следующие основные компоненты, составляющие некую идеальную конструкцию:
Электрохирургический аппарат должен отслеживать изменения импеданса биотканей в процессе хирургического вмешательства и поддерживать на выходе щадящую выходную мощность, обеспечивающую оптимальный гемостаз;
Электрохирургический аппарат должен снижать количество микроискр на выходе при прикосновении активным электродом к биотканям и удалении его от биоткани;
Электрохирургический аппарат должен учитывать пульсовую волну в системе кровоснабжения пациента для обеспечения стабильного гемостаза при работе на органах с обильным кровоснабжением и в режиме глубокой коагуляции;
Электрохирургический аппарат должен иметь значительный запас по мощности для обеспечения областичности, т.е. предотвращения распространения патологических клеток, что часто используется в паллиативных онкологических операциях;
Электрохирургический аппарат должен иметь набор различных активных электродов с различными площадями для электрохирургического воздействия, как для рассечения, так и для коагуляции крупных и мелких сосудов;
Электрохирургический аппарат должен иметь надежное положение пассивного электрода на пациенте, чтобы исключить ожоги и другие нежелательные последствия;
Электрохирургический аппарат должен иметь возможность достоверно удалять пораженные или некротизированные ткани, а также злокачественные и доброкачественные опухоли;
Электрохирургический аппарат в процессе электрохирургического воздействия должен отслеживать изменение скорости движения активного электрода и поддерживать необходимую мощность на выходе, исключая таким образом неравномерность термического поражения клеточных массивов, т.е. увеличения объемов некротизированных тканей;
Мощность электрохирургического аппарата, передаваемая тканям, находящимся в зоне воздействия, должна определяться с учетом тепловых потерь, возникающих при передаче энергии от генератора высокочастотной мощности к активному электроду, и далее через биоткани пациента на пассивный электрод.
Часть требований, специфичных на наш взгляд для рассматриваемого универсального импедансного электрохирургического комплекса:
выходная мощность должна быть не менее 350 вт.
режимы работы:
«резание» (рассечение биотканей), с основной частотой 440 кгц;
«коагуляция» (обеспечение стабильного гемостаза), с дополнительной модуляцией, частотой 22 кгц;
«смешанный» (обеспечение стабильного гемостаза и рассечение биотканей), с дополнительной модуляцией, частотой 66 кгц.
диапазон измерения импеданса на основной частоте от 0,5 до 4 ком.
комплекс должен обеспечивать остановку кровотечений при включенной выходной мощности не более, чем за 1 с.
комплекс должен обеспечивать измерение скорости движения активного электрода по биоткани от 0,1 до 50 мм/ с.
комплекс должен иметь систему определения некротизированных биотканей злокачественных и доброкачественных опухолей через коэффициент поляризации, который должен измеряться от 5 до 1.
частота повторения импульсов подачи мощности должна быть в пределах от 0 до 100 гц.
ПЗУ комплекса должен иметь объем для загрузки не менее 200 характеристик соотношения мощности и импеданса.
комплекс должен проводить самотестирование всех систем после включения в сеть в течение не более 10 с.
вся информация о работе универсального импедансного электрохирургического комплекса должна быть отражена на мониторе слежения.
комплекс должен регистрировать минимум пульсовой волны в точке прикосновения активного электрода к кровеносному сосуду или кровенаполненной биоткани органа.
комплекс должен иметь набор различных активных и биактивных электродов.