Физические основы электрохирургических методов

Размещено на http://www.allbest.ru/

Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования

«Московский государственный технический университет имени Н.Э. Баумана»

Факультет «Биомедицинская техника»

Кафедра «Биомедицинские технические системы и устройства»

Курсовая работа

по дисциплине «Биофизика»

на тему

«Физические основы электрохирургических методов»

Выполнил студент группы БМТ1-51

Еремин А.А.

Научный руководитель: доцент каф. БМТ2, к.т.н.

Сафонова Л.П.

Москва 2016



Введение

Электрохирургическая аппаратура (ЭХА) занимает одно из важных мест среди изделий медицинской техники, применяемых в хирургии. В современной практической хирургии распространена аппаратура для рассечения и коагуляции тканей организма токами высокой частоты. Благодаря разнообразию и широте возможностей методов электрохирургии, эта аппаратура применяется во всех оснащенных операционных отделениях медицинских учреждений. 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.

Актуальность проблемы 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 необратимых 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.

Свидетельством 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 традиционный эмпирический подход в оценке результатов электрохирургических воздействий. Основанный на таких оценках выбор функциональных параметров аппаратуры 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 (CIUA), Eschmann (Великобритания), Arthro Саге (США). 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.



Глава 1. Электрофизические свойства биологических тканей

биоткань жидкость импедансометрия кровь

1.1 Понятие комплексного сопротивления

В большом количестве исследований и публикаций доказано, что электросопротивление живых тканей является комплексным -- наличествует активная и реактивная его компоненты. Это обстоятельство в обязательном порядке надо учитывать при измерениях на переменном токе.

Установлено, что электросопротивление клеток и тканей на частотах выше 106 - 108 Гц практически постоянно и достигает предельно минимальных значений.

Предлагается ряд эквивалентных электрических схем биологических тканей для оценки токов. Общее в этих схемах одно - учитывается омическое сопротивление межклеточного и внутриклеточного содержимого, емкостей мембран клеток и внутриклеточных образований.

Как правило, поляризационные (емкостные) явления в биотканях связывают с наличием на поверхности клеток полупроницаемых мембран. Известно, что большая часть электролитов в протоплазме клеток находится в свободном состоянии, однако в норме мембраны непроницаемы для ряда ионов (например, Na), пропускают ионы калия только в одном направлении, а изменение проводимости мембран происходит при изменении функционального состояния.

При воздействии внешнего электрического тока ионы клетки перемещаются соответственно их зарядам и постепенно концентрируются на противоположных участках. Внутри клетки образуется поляризационное поле, противодействующее внешнему. Максимума поляризация достигает по мере прекращения движения ионов.

Поляризационными свойствами обладают и внутриклеточные включения (ядра, органеллы, митохондрии), и там протекают аналогичные процессы. Так что реальная картина поляризации достаточно сложна.

Физическое объяснение высокому комплексному сопротивлению биотканей может быть получено с известной степенью приближения по аналогии с диэлектриками. Живая клетка рассматривается как гетерогенная система со «слоями» различной проводимости. В этом случае поляризация имеет место уже во всем объеме клетки. Такое рассмотрение позволяет осуществить еще большее приближение к реальным условиям.

Различие в проводимости «слоев» обусловлено рядом факторов: вязкостью, растворимостью ионов, их размерами и подвижностью, линейными размерами внутриклеточных структур и молекул.

Согласно теории Дебая поведение системы, включающей в себя полярные молекулы, определяется временем их релаксации (поворота во внешнем поле).

Время релаксации зависит от величины полярного момента, вязкости среды, температуры и может быть определено по формуле Стокса:

, (1.1)

где a - радиус молекулы;

К - постоянная Больцмана;

Т - температура;

- вязкость среды.

При повышении температуры вязкость уменьшается, что облегчает поворот молекул, однако возрастает роль броуновского движения, т.е. эти явления могут взаимно компенсироваться.

По всей видимости, поляризация живых клеток является не только ионной, но и дипольной, обусловленной наличием белковых структур, имеющих значительный дипольный момент. То есть, вклад внутриклеточных включений, в частности, полярных белковых молекул, специфичных для каждого вида биоткани, может быть весьма значителен. Эти предположения в последние годы получили экспериментальное подтверждение в работах по биофизике и биохимии клетки. Более того, в поляризационных явлениях участвуют не одна, а несколько групп поляризационных молекул с различными параметрами.

Таким образом, на сегодняшний день полагают, что реактивная составляющая импеданса обусловлена не только поляризационными явлениями на мембранах, но и связана непосредственно с наличием крупных органических молекул и комплексов, несущих связанные заряды, а омическая составляющая - электролитной фазой.

1.2 Поляризация в биологических тканях

Биологические объекты проводят электрический ток благодаря свободным и связанным зарядам. Свободные заряды -- электроны и ионы -- под действием внешнего электрического поля могут передвигаться от одного электрода к другому, создавая ток проводимости. Однако клеточное строение биологических объектов ограничивает область перемещения зарядов. Связанные заряды перемещаются в ограниченных пределах, создавая токи смещения, электродвижущая сила которых направлена против внешнего поля. Этот процесс называется поляризацией и по своей природе делится на несколько видов.

Таблица 1. Виды поляризации

Тип поляризации	Время релаксации	Описание поляризации
Электронная	10-16 -- 10-14 с	Обусловлена смещением электронов на своих орбитах относительно положительно заряженных ядер в атомах и ионах. Возникающий при этом дипольный момент имеет небольшую величину.
Ионная	10-14 -- 10-12 с	Образуется при смещении иона относительно кристаллической решетки.
Дипольная	10-13 -- 10-7 с	Возникает, если вещество содержит свободные полярные молекулы, которые под действием внешнего поля ориентируются в соответствии, с этим полем. Молекулы белков и других высокомолекулярных соединений, при диссоциации ионогенных групп и вследствие адсорбции ионов обладают значительными дипольными моментами. Поэтому дипольная поляризация в растворах этих веществ, обусловленная вращением их полярных молекул, имеет большое значение. Возникновение дипольной поляризации определяется поворотом молекул и зависит от вязкости и температуры среды, радиуса молекул.
Макроструктурная	10-8 -- 10-3 с	Обусловлена гетерогенностью структуры вещества. Для ее возникновения необходимо наличие границ раздела слоев с различной электропроводностью. Эти границы служат препятствием для перемещения свободных носителей зарядов из одного слоя в другой. Проводящее молекулярное включение приобретает дипольный момент и ведет себя как гигантская поляризационная молекула.
Поверхностная	10-3 до 1 с	Происходит при наличии двойного электрического слоя. Она обусловлена перераспределением ионов диффузионной части этого слоя. В результате частицы превращаются в диполь.
Электролитическая	10-4 -- 10-2 с	Возникает между электродами в растворе электролита. ЭДС в этим случае обусловлена смещением зарядов, которое проявляется в виде изменения концентрации ионов в приэлектродной зоне.

Гетерогенность биологических объектов, прежде всего, обусловлена их клеточным строением и связана с наличием мембран. Клеточные и внутриклеточные мембраны из-за их малой проницаемости для ионов имеют очень большое сопротивление (1000 Ом/см), что намного превышает сопротивление цитоплазмы, обладающей значительным количеством свободных ионов.

Характер поляризации в биологическом объекте под действием внешнего переменного электрического поля меняется в зависимости от частоты последнего.

Наличие в живых системах границ раздела с разной проводимостью делает необходимым при описании электрических свойств живых объектов пользоваться понятием емкости (С). То есть, биологические структуры обладают как активным сопротивлением Ra, так и реактивным сопротивлением Rx.

Последнее в этом случае зависит от частоты и описывается формулой:

(1.2)

Полное сопротивление биообъекта называется его импедансом и при последовательном соединении i- го числа микрообъектов, обладающим активным сопротивлением (R) и реактивным, зависящим от емкости (С) определяется по формуле:

(1.3)

А при параллельном соединении элементов:

(1.4)

Из этих формул следует, что при увеличении частоты реактивная составляющая импеданса снижается. Пока полупериод воздействующего тока больше времени релаксации какого-либо вида поляризации, последняя достигает максимума.

Если же полупериод тока меньше времени релаксации, то поляризация уже не успевает достигнуть максимального значения. При значительном увеличении частоты данный вид поляризации уже не будет сказываться, и электрические свойства будут определяться уже другими видами поляризации.

При изучении зависимости емкости и сопротивления биологических объектов от частоты тока анализируется также явление дисперсии электрических свойств.

Обнаружены три основные зоны дисперсии. С увеличением частоты происходит уменьшение диэлектрической проницаемости биоткани, также образующие зоны дисперсии, которые показаны на рис. 1.

Таблица 2. Виды дисперсии

Вид дисперсии	Область частот	Краткая характеристика
- дисперсия	В области звукового диапазона до 1 кГц.	Обусловлена уменьшением эффекта поляризации поверхности клеток, так как ток с частотой до 1 кГц протекает, в основном, по межклеточникам, поскольку сопротивление клеток для тока низкой частоты велико. Эта дисперсия получена как на гомогенных, так и на окруженных мембранами частицах, т.е. обусловлена свойствами поверхности всей частицы и возникает за счет перераспределения ионов в двойном электрическом поле.
- дисперсия	Расположена в области радиочастот 103 - 107 Гц.	Обусловлена наличием клеточных мембран. Это отражает тот факт, что участие клеточных мембран в формировании полного импеданса возрастает по мере уменьшения частоты. В области - дисперсии явление поляризации обусловлено гетерогенностью биологического объекта во всем объеме клеток, а не только поверхностной мембраной клетки. - дисперсия хорошо описывается теорией электрохимической поляризации на границах раздела в биологических системах.
- дисперсия	Свыше 107 -- 108 Гц.	Влияние - дисперсии сказывается на электрических свойствах биологических тканей в области частот, свыше. При этом, в большей степени сказываются эффекты, не связанные с электрическими свойствами молекул, а обусловленные другими, более сложными видами взаимодействий.



Рис. 1. Распределение дисперсии в диапазоне частот

1.3 Электропроводящие свойства биологических жидкостей и крови

Электропроводящие свойства биологических жидкостей обеспечиваются, как известно за счет свойств клеток и, в частности, клеточных мембран.

Клеточные биологические мембраны играют большую роль во всех жизненных процессах, обеспечивают функцию барьера при обмене веществ с окружающей средой, выполняют энергетическую, рецепторную и многие другие функции.

Современное представление о структуре мембраны представляет ее в виде жидкостно-мозаичной конструкции. Согласно исследованиям Сингера и Никольсона структурную основу биологической мембраны образует двойной слой фосфолипидов, инкрустированный белками. Кроме фосфолипидов и белков в мембранах содержатся и другие химические соединения. В мембранах животных клеток, по сравнению с количеством фосфолипидов и белков, много холестерина, есть и другие вещества, например, гликолипиды, гликопротеиды.

При рассмотрении структурной основы мембраны -- двойного слоя фосфолипидных молекул -- обнаружено, что в фосфолипидной молекуле лецитина имеются две заряженные группы, расположенные на некотором расстоянии. Таким образом, два разноименных заряда, равные по абсолютной величине, образуют электрический диполь, который обеспечивает электрические и магнитные свойства клетки.

Как уже упоминалось, с переносом веществ через мембраны связаны биоэнергетические процессы, образование биопотенциала, генерация нервного импульса и др. Большое значение в этих процессах имеет электрохимический потенциал и условия переноса веществ через мембрану.

Биологические мембраны находятся под действием собственного электрического поля, созданного электрогенными ионными насосами по разные стороны очень тонкой мембраны. Установлено, что напряженность этого электрического поля может составлять 107 В/м. Даже небольшое уменьшение толщины мембраны приводит к увеличению напряженности поля и может вызвать электрический пробой, повреждение мембраны и гибель клетки.

Электрический пробой мембраны обусловлен появлением в ней структурных дефектов. Как показывают расчеты, если дефект в мембране превышает критический радиус rкрит=3 - 20 нм, то энергетические процессы в мембране способствуют дальнейшему увеличению размеров дефекта, мембрана разрушается, клетка гибнет.

Несколько упрощенно, мембрану можно представить в виде электрического конденсатора, расстояние между пластинами которого составляет около 3,5 нм, а поскольку общая площадь мембран в организме достигает десятков тысяч квадратных метров, то для изучения электропроводящих свойств органов и тканей вполне допустимо использовать общепринятые физические методы, адаптируя их к условиям конкретного медико-биологического эксперимента Пассивные электрические свойства растворов электролитов и биологических жидкостей, к которым принадлежит и кровь, как правило изучаются методами классической кондуктометрии, которые основаны на теории диссоциации электролитов [2, 3, 4, 5]. В общем случае удельная электропроводность жидкости определяется как:



, (2.1)

Где j - плотность тока;

Е - напряженность электрического поля.

Частным случаем этого уравнения является закон Ома в дифференциальной форме:

(2.2)

В биологических жидкостях электропроводность обусловливается в основном, отрицательно и положительно заряженными ионами и частицами в дисперсных средах и коллоидных растворах.

Сохраняя постоянство при сравнительно низких частотах, электропроводность биологических жидкостей возрастает с увеличением частоты тока. В литературе нет исчерпывающих данных о проводящих свойствах даже простейших биологических жидкостей в достаточно широком диапазоне частот.

Как известно, носителями зарядов в крови служат ионы и отрицательно заряженные форменные элементы, но суммарный электрический заряд единицы объема крови близок к нулю, т.е. кровь электрически нейтральна.

Форменные элементы составляют у человека около 45% объема крови. Объем эритроцитов в 50 раз превышает объем лейкоцитов и тромбоцитов, в соответствии с этим реологическое поведение крови в крупных сосудах определяет концентрация и механические свойства эритроцитов.

При кровопотере уменьшается число эритроцитов, что естественно влияет на проводящие свойства крови. В то же время известно, на основе анализа сыворотки крови, что в диапазоне частот от 0,2 до 20 МГц практически отсутствует заметная дисперсия электропроводности крови. Измерения, выполненные на плазме крови человека и некоторых животных, обнаружили индивидуальные различия в средних значениях удельного сопротивления (?) плазмы.

В области низких частот электропроводность плазмы рассчитывают по формуле:

, (2.3)

Где ?1 - удельное сопротивление плазмы, обусловленное ионами электролитов;

Р - концентрация белков в крови (по Блажа, 1963).

В этом случае имеется принципиальная возможность оценки процентного содержания эритроцитов в крови (гематокритное число) в зависимости от состояния организма.



Глава 2. Представление процесса в виде эквивалентной схемы

Рассмотрение всех трех видов дисперсии позволяет представить биологический объект в виде эквивалентной электрической схемы (рис. 2.).

Рассмотрение этой схемы позволяет заключить, что на сравнительно низких частотах общее сопротивление биологического объекта будет определяться, в основном, сопротивлением межклеточников, а в случае малых межклеточных промежутков -- поляризационным сопротивлением Rp.

Размещено на http://www.allbest.ru/

Рис. 2. Эквивалентная схема поляризационных явлений

В вышеприведенной эквивалентной схеме поляризационные явления на мембранах определяют возникновение поляризационной емкости Cp и сопротивления Rp. Последовательно им включено сопротивление межклеточной жидкости Ri, по свойствам близкой к электролитам. Rp и Cp являются частотнозависимыми.

Увеличение частоты тока приводит к уменьшению эффекта поляризации, что связано со снижением Rp и Cp. Это не исключает влияния дипольной поляризации, которая вносит небольшой вклад в общее сопротивление биологических объектов.

На частотах порядка нескольких мегагерц поляризация мембран будет практически отсутствовать и Rp и Cp можно исключить из схемы. Высокочастотное сопротивление при этом будет представлено величинами Ri и Rm и будет определяться концентрацией свободных ионов в электролитах.

2.1 Эквивалентная схема импеданса биологического объекта

Как следует из результатов многочисленных исследований, на частотах порядка нескольких МГц различия в электрических свойствах тканей становятся малозначительными, поскольку это обусловлено свойствами клеточных мембран и связано с ионным составом клеточного содержимого, коллоидными его свойствами, наличием крупных белковых молекул.

Однако, для понимания биофизических механизмов электрохирургии эти различия представляют несомненный интерес. В связи с этим, рядом исследователей предлагаются многочисленные эквивалентные схемы, позволяющие проводить измерения импеданса на физических моделях [6].

Различные схемы предусматривают разного рода уточнения и допущения при переходе от собственно биологического объекта к его физической модели. Ниже приведу одну из схем (рис. 2.1.), которая может быть успешно использована в практических целях, независимо от вида исследуемой ткани.

Рис. 2.1. Эквивалентная схема биологического объекта

R1, R2 -- активные сопротивления измерительных электродов;

Rр, Ср -- реактивные составляющие импеданса;

Ri -- сопротивление цитоплазмы;

Rm -- сопротивление межклеточной жидкости



Различия импеданса разных тканей у одного и того же организма или у организмов разных видов связаны с тканевыми и клеточными структурно-функциональными особенностями. Даже при близкой по характеру частотной зависимости абсолютные значения поляризационного сопротивления Rp и поляризационной емкости Cp, как будет показано далее в работе, для разных тканей могут различаться на порядок. Большие объем и плотность клеточных элементов соответствуют более высоким значениям импеданса. [7, 8].

Наоборот, увеличение количества межтканевой жидкости, кровенаполнения и т.п. снижают импеданс ткани.

Разрушение клеточных мембран приближает показатели импеданса плотных тканей к показателям импеданса жидких сред. Сочетание всех этих факторов и обусловливает конкретные величины импеданса.

Наименьшими значениями импеданса обладают жидкие среды организма, не содержащие клеточных элементов. Несколько большие значения имеют жидкостные среды, включающие клеточные элементы в виде суспензии: кровь, лимфа. Импеданс жидких сред представлен, в основном, составляющей, частотная зависимость которой выражена слабо. Еще меньшую частотную зависимость имеют растворы белков, не обладающие структурной упорядоченностью, характерной для живых систем.

Импеданс кожи во много раз превосходит импеданс других тканей и зависит от целостности эпителия, в частности, рогового слоя, состоящего из ороговевших чешуек с малым содержанием влаги, и дающего основной вклад в полный импеданс.

Поляризационные свойства биологических объектов могут быть выражены как в абсолютных значениях импеданса, так и в виде коэффициента поляризации Кп, предложенного Тарусовым Б. Н., и выражающегося в виде отношения сопротивления на низких частотах (10 кГц) к сопротивлению на высоких частотах (1 МГц): Кп=R104/ R106.

Коэффициент Кп характеризует величину дисперсии поляризации. Чем выше его значение, тем больше дисперсия.

Как мы уже рассмотрели, импеданс биологической ткани значительно изменяется в зависимости от частоты тока. Ниже, на рис. 2.2., приведен график, показывающий характер изменения импеданса при изменении частоты ток

Рис. 3. Характер изменения импеданса при разной частоте тока

Поляризационные свойства тканей достаточно динамичны. Они могут существенным образом меняться при переходе из одного функционального состояния в другое, поскольку это сопровождается структурными и физико-химическими перестройками в тканях, влияющими на характер ее взаимодействия с переменным электрическим током. Существенно также и то, что изменение Кп может происходить как за счет изменения высокочастотного сопротивления или низкочастотного сопротивления, так и за счет изменения обоих.

2.2 Физиология процессов в биотканях под действием тепла

При температурных воздействиях в пределах физиологической нормы происходят в основном обратимые структурные изменения в биотканях и соответствующие изменения электропроводности, хотя эти изменения весьма сложны и данные различных экспериментаторов не всегда согласуются между собой.

Однако можно утверждать, что повышение температуры мышцы сначала снижает показатели как высокочастотного, так и низкочастотного сопротивления, с градиентом на высоких частотах 1,5 % на градус Цельсия и 2 % -- на низких. Соответственно коэффициент поляризации КП изменяется на величину около 0,4 %.

При температурах 35 - 39ОС электрическое сопротивление на высокой частоте сохраняется, а на низкой - увеличивается, и КП достигает 4 % на градус Цельсия. Последующее изменение температуры в сторону увеличения сопровождается снижением электрического сопротивления и его выравниванием с высокочастотным (КП 1). Эксперименты проводились на изолированных образцах переживающих тканей.

По имеющимся данным при температуре до 43 ОС термические повреждения обратимы. Дальнейшее же повышение температуры активирует процесс денатурации белков, что приводит к необратимым изменениям. На участке нагрева биоткань погибает (некротизирует) или, иначе говоря, начинается процесс коагуляции. Данный процесс начинается при температуре около 55 ОС, а дальнейший нагрев выше 100 ОС приводит к испарению воды из клеток и, как следствие, -- термическому распаду органических молекул. Горение биоткани с выделением дыма происходит при температуре около 300 ОС.

При температурных воздействиях за пределами физиологической нормы, таким образом, наблюдается снижение импеданса биоткани в связи с разрывами клеточных и внутриклеточных мембран, разогревом жидкостей в межклеточных пространствах и увеличением их объема («закипание»), развитием процессов деструкции ткани и превращением ее в гомогенный проводник второго рода.

По мере «высыхания» содержимого клеток, коагуляции крови в прилегающих микрососудах и остановки притока лимфы сопротивление тканей возрастает, затем при увеличении температуры может наступить обугливание.

Характерно, что при малых интенсивностях теплового облучения, тепловой нагрев организма практически не зависит от его размеров, а при больших -- тела малых размеров нагреваются быстрее. Это связано не только с физическими свойствами живых тканей, но и способностью организма к большей «компенсации» пагубного термовоздействия за счет систем саморегуляции.

Таким образом, если необходимо обеспечить разогрев только определенной области тела, нужно предельно возможно сократить объем облучаемых тканей.

Естественно, что нагрев тканей под действием электромагнитного поля зависит от глубины проникновения его или от плотности тока при воздействии контактно, от степени поглощения энергии тканями, которая напрямую зависит от их электрофизических показателей.

Так, меньший нагрев жировых тканей объясняется малым поглощением энергии электромагнитного поля, теплопроводностью ткани и отводом тепла в результате усиления кровотока. Большой нагрев в этом случае может иметь место в подлежащих слоях тканей, в частности, в мышцах.

Расчетные количества тепла, выделяемого на расстоянии от облучаемой поверхности, весьма противоречивы и зависят от выбора физической модели. Удовлетворительное соответствие расчетных и экспериментальных данных получено только при малых продолжительностях воздействий.

Возможно, имеющиеся различия в результатах экспериментов обусловлены разницей в граничных условиях выбранных моделей, либо тем, что не учитываются изменения структуры тканей в процессе воздействия электромагнитными полями или токами высокой частоты.



2.3 Импедансометрия термических поражений биотканей

Термические поражения мягких тканей в настоящее время являются одной из наиболее распространенных форм производственной травмы. Перспектива удачного лечения таких больных тесно связана со своевременным и как можно более ранним определением границ некротических поражений и осуществление некроэктомии, что предупреждает развитие инфекций. Однако широкодоступных методов оценки степени жизнеспособности тканей при термопоражениях пока не разработано.

В то же время из известно [10, 11], что по электрофизическим параметрам биологических тканей, в частности импедансу, можно оценивать не только особенности их функциональной организации, но и проследить динамику нарушений при воздействиях экзогенного и эндогенного характера. Метод электроимпедансометрии успешно применялся для контроля уровня нагрева тканей при лечении пациентов методом гипертермии [9].

Можно полагать, что поражения тканей при термических воздействиях также вызывают измеримые изменения электрического импеданса тканей. Следовательно, оценка последнего может быть использована в качестве сравнительно доступного и эффективного способа диагностики степени термических поражений.

С этой целью обследовано 43 больных (мужчины 20 -- 45 лет) с термическими поражениями верхних и нижних конечностей различной степени тяжести и группа здоровых испытуемых-добровольцев (18 чел.) того же возрастного диапазона. Оценку степени тяжести поражения тканей осуществляли в условиях стационара традиционными клинико-лабораторными методами.

Измерение электрического импеданса тканей проводили с помощью стандартного электроимпедансометра, позволяющего осуществлять регистрацию уровня электрического импеданса на двух фиксированных частотах: высокой и низкой [209].

По упомянутой методике оценивали последовательно параметры пораженного и сопредельного или симметричного интактного участка тела. После обезболивания исследуемых участков тела раствором хлорэтила активный электрод датчика накладывали на здоровый участок тела и медленно вводили иглы, контролируя глубину их погружения и последовательно считывая показания электроимпедансометра.

Аналогичным образом, с помощью другого датчика того же типа оценивали импеданс тканей пораженного участка на тех же глубинах. Данные, полученные при измерении показателей здорового участка тела, использовали в качестве физиологической нормы при оценке степени термического поражения тканей.

Для устранения ошибок в оценке показателей за счет их естественного индивидуального разброса и временной динамики, а так же влияния приэлектродных процессов анализировали безразмерные показатели соотношения импедансов здорового и пораженного участков тела, рассчитывая коэффициент жизнеспособности (Кж).

В результате проведенных исследований установлено, что наиболее информативными являются данные, полученные при измерении параметров тканей на сравнительно низких частотах (от 2 до 500 кГц).

В области более высоких частот (600 -- 1000 кГц) изменения импеданса пораженных участков тканей в ряде практических случаев укладывалось в рамки естественного разброса показателей.

Особенностей в уровнях и характеристиках импеданса тканей при ожогах и отморожениях не отмечено, что объясняется схожестью морфофункциональных изменений в них при этих видах воздействий.

Сравнительная оценка коэффициента жизнеспособности в зависимости от установленной клиническими методами стадии поражения показала высокую информативность показателя для оценки тяжести термического поражения.

Известно, что морфологически доминирующим признаком при термических поражениях 1 и 2 стадии считаются явления, которые и определяют снижение импеданса тканей, а соответственно и изменение коэффициента жизнеспособности.

Третья стадия характеризуется уже деструктивными процессами: некрозом и некробиозом плоского эпителия, утратой его связи с дермой, набуханием соединительно-тканных волокон и расширением сосудов, что способствует дальнейшему снижению импеданса тканей и в тяжелых случаях переходу поражения в 4 стадию.



Глава 3. Общие принципы работы электрохирургических аппаратов

3.1 Основные понятия

Для рассмотрения принципов работы электрохирургического аппарата рассмотрим его конструктивное исполнение на примере аппарата ЭХВЧ 350-4.

Внешний вид аппарата приведен на рис. 3.1.

Рис. 4. Внешний вид импедансного электрохирургического аппарата

Как видно из рисунка, 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 соответствующих 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;

нейтральный (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;

кабель биполярного электрода с электрододержателем для подключения к ИТВЧ биполярных электродов.

На передней панели ИТВЧ, в соответствии с требованиями стандартов, нанесены условные обозначения. Ниже, на рис. 3. 2, приведена расшифровка обозначений, имеющихся на аппарате, изображенном на рис. 3 1.

Рис. 4.1 Расшифровка обозначений на электрохирургических аппаратах



3.2 Частота и форма высокочастотного тока

В электрохирургии используется переменный ток. Но электрохирургические воздействия не могут проводиться на частоте тока, ниже 300 кГц, поскольку на этой частоте сильно выражена нервно-мышечная стимуляция, возможно влияние на сердечную деятельность, вплоть до фибрилляции желудочков [1].

Кроме того, с повышением частоты более 300 кГц значительно уменьшается емкостная составляющая импеданса биологических тканей по сравнению с активной составляющей, следовательно, при проектировании электрохирургического аппарата можно не учитывать ее влияние на режимы работы электронной схемы.

В связи с этим, для электрохирургических аппаратов стандартизован определенный диапазон частот, в котором вышеуказанные побочные явления сведены практически к нулю. Для иллюстрации на рис.3. 3 показаны частоты, наиболее часто используемые в аппаратах: от 300 кГц до 1,76 -- 3 МГц.

Рис. 4.2

Таким образом, электрохирургические аппараты, используемые в настоящее время в медицинской практике, основаны на двух принципах построения высокочастотной части электронной схемы.

В основе первого принципа -- решение технических вопросов получения обусловленных стандартами параметров электрохирургического аппарата. В итоге, на определенной нагрузке, как правило, равной 300 -- 500 Ом, хирург может получить значительную выходную мощность -- до 400 Вт, однако изменение выходной мощности с изменением нагрузки происходит по неопределенному закону, зависящему от многих факторов: электронной схемы ИТВЧ, конструкции соединительных кабелей, применяемого инструментария и т.п..

В этом случае хирург вынужден подстраивать свои действия к изменениям работы аппарата, постоянно вести визуальный контроль процесса резания или коагуляции, чтобы не допустить перфорации органов или ожога тканей пациента.

Второй принцип ориентирован не на технические особенности создания аппарата, а на требования технологии оперативного вмешательства на тех или иных тканях человеческого организма.

В связи с этим, в электронной схеме электрохирургического аппарата закладывается главная особенность: измерение импеданса тканей пациента и автоматическое выставление мощности, выделяемой на активном электроде, в зависимости от вида биологической ткани, находящейся в зоне электрохирургического воздействия. В память микрокомпьютера, который в этом случае входит в схему электрохирургического аппарата, можно записать целый ряд таких характеристик для различных видов тканей.

Для проведения воздействия хирургу необходимо вначале установить с помощью регуляторов выходную мощность, а в процессе воздействия аппарат самостоятельно и по определенному закону будет регулировать выходную мощность, поддерживая ее в пределах, оптимальных для оперируемой ткани. Таким образом, все внимание хирурга может быть занято непосредственно технологией проведения операции, а не адаптацией хода операции к выходным параметрам аппарата[14, 15,16].



3.3 Режимы работы электрохирургического аппарата

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 различных законов изменения частоты в ИТВЧ -- модуляцией.

Тип воздействия электрического сигнала на биоткань определяется формой высокочастотных колебаний. Так, эффективное рассечение ткани достигается благодаря немодулированным колебаниям тока; напротив, модулированные колебания формируют прочную коагуляционную зону и, следовательно, обеспечивают надежный гемостаз.

Таблица 3. Cравнения режимов работы ЭХА

Режим работы	Вид колебаний	Характеристика режима	Схематичное изображение
Коагуляция	Модулированные	Напряжение подается одиночными импульсами или пачками импульсов, между которыми имеются паузы. Время паузы в несколько раз превышает время импульса.
Резание	Немодулированные	Физиологически резание достигается за счет за счет первичных эффектов взаимодействия энергии электрического тока с биологической средой. Эта фаза взаимодействия по времени равна длительности подачи высокочастотного тока и характеризуется выходом ряда параметров из состояния физиологического равновесия. В частности, имеет место изменение структуры воды, появление возбужденных электронных состояний молекул и свободных радикалов, сдвиг ионной структуры тканей и, как следствие вышеперечисленного, повышение температуры и механическая деструкция прилежащих тканей.
Смешанный	Модулированные	Применение иных законов модуляции сигнала, за счет чего изменяется характер гемостаза в оперируемой ткани. Воздействие на «единичную клетку» при этом режиме имеет большую длительность, чем в режиме «резание» и первичные биофизические явления инициируют различные биохимические процессы не только в прилежащих тканях, но и других, находящихся на пути протекания высокочастотного тока.

3.4 Физические основы ВЧ-хирургии

Под высокочастотной электрохирургией подразумевают метод хирургического воздействия высокочастотным током на ткань тела пациента с целью ее рассечения или коагуляции. Данный метод основан на физических и химических процессах в ткани, вызванных преимущественно тепловым действием тока и проявляющихся в эффектах рассечения и коагуляции.

Электрорассечение осуществляется в результате интенсивного парообразования тканевой жидкости: тепловая энергия, образованная вследствие прохождения тока через ткань, свертывает белковые вещества (коагулирует их), что приводит к «оплавлению» рассекаемой поверхности и «свариванию» кровеносных и лимфатических сосудов.

При электрокоагуляции биоткань не разделяется, а подвергается обезвоживанию и высыханию. Коагуляция тканей осуществляется в результате локального нагрева ткани высокочастотным током в области контактирования электрода с тканью. При этом происходит свертывание тканевых белков, что приводит к «завариванию» мелких кровеносных и лимфатических сосудов с целью гемостаза. Кроме гемостаза, электрокоагуляцию применяют для механического соединения фрагментов ткани (сваривания средних кровеносных сосудов и альвеол, соединения отслоившихся при патологических процессах тканей), а также для целенаправленного разрушения новообразований в виде опухолей, бляшек и во многих других случаях.

В определенных клинических ситуациях возникает необходимость в поверхностном разрушении ткани энергией с высокой мощностью. Аналогичный эффект достигается с помощью фульгурации (спрей-коагуляция). При фульгурации электрод не касается ткани, а удерживается на некотором отдалении; электрохирургическое воздействие осуществляется благодаря мощному разряду, образующемуся между электродом и тканью.

Различают монополярную и биполярную электрохирургию. При монополярной технологии один выход ВЧ-генератора соединен кабелем с активным электродом, другой - с пассивным электродом. Электрохирургическое воздействие основано на выделении тепловой энергии в результате распространения тока между активным и пассивным электродами. Тепловыделение в ткани прямо пропорционально величине тока, приходящегося на единицу площади, т. е. плотности тока. Наибольшей плотностью тока обладает активный электрод. Поэтому электродеструкция ткани происходит в зоне соприкосновения с активным электродом. Зная плотность тока, можно рассчитать количество тепла выделяющееся в 1 м3 за 1 секунду.

При биполярной технологии оба выхода генератора соединены с двумя активными электродами, объединенными конструктивно в один биполярный электрод, который связан с электрохирургическим аппаратом одним двухпроводным кабелем.

Электрохирургическое воздействие осуществляется каждым из активных электродов и захватывает только пространство между ними. Для резектоскопии биполярная технология не предназначена. Биполярный метод более рационален, он дает возможность получать коагуляцию или разрез с четкими границами. Пассивный электрод при этом не применяют, что исключает возможность ожогов. Вся поверхность биактивных электродов (кроме рабочих поверхностей) покрыта изоляцией; частями, закрытыми изоляцией, можно свободно касаться тканей.

Итак, распространение электрического тока в ткани сопровождается тепловыделением, т.е. ее нагреванием. При незначительном перегреве ткани какие-либо изменения в ее структуре не наблюдаются даже в ответ на длительное тепловое воздействие. При превышении определенного температурного порога в ткани происходят необратимые процессы, степень которых зависит как от величины температуры, так и от продолжительности нагрева. Интенсивное тепловое воздействие (60-80°С) обуславливает свертывание тканевых белков. Более высокие температуры обезвоживают ткань и могут привести к ее обугливанию.

Следует уточнить, что действие высокочастотного тока настолько кратковременно, что не оказывает существенного влияния на компенсаторные механизмы человека. Помимо нагрева ткани электрическая мощность, поступающая в тело пациента, расходуется на поддержание эндотермических (поглощающих тепло) реакций, связанных со структурными (химическими) изменениями в ткани, а также на переход вещества из одного фазового состояния в другое (превращение тканевой жидкости в пар).

Принимая во внимание, что доминирующим фактором электрохирургии является генерированное электрическим током тепло, уместно рассмотреть отличие электрохирургического воздействия на ткань от чисто теплового, выполненного с помощью термоаппликатора, в частности термокаутера. Тепло от нагретого термокаутера проникает в ткань исключительно благодаря ее теплопроводности. Поэтому по мере прогревания глубинных слоев ткани, поверхностные, прилегающие к термокаутеру, перегреваются.

Электрохирургический электрод не содержит нагревателя, источник тепла сосредоточен в самой ткани, которая нагревается за счет проходящего в ней тока. В сравнении с термоаппликатором электрохирургический электрод обеспечивает большую глубину воздействия при равномерности коагуляции.

Кроме этого, электрохирургия предполагает более гибкое управление процессами коагуляции и рассечения ткани, в частности, плавную регуляцию глубины воздействия. Ограничение глубины коагуляции обусловлено изменением электрического сопротивления нагретой ткани.

Рассмотрим данный вопрос подробнее. Вначале нагрев ткани наиболее интенсивно происходит непосредственно вблизи от электродов независимо от их типа. Одновременно с процессом коагуляции рост температуры в ткани приостанавливается, так как реакция свертывания белка протекает с поглощением тепла. Однако электрическое сопротивление коагулированной ткани уменьшается незначительно. Если к моменту завершения коагуляции не прервать поступление тока в ткань, ее температура возрастет и на отметке 100°С начнется обезвоживание ткани. На этом этапе рост температуры ткани снова приостанавливается, так как переход тканевой жидкости из одного фазового состояния в другое (парообразование) происходит с поглощением энергии, которое сопровождается резким изменением электрического сопротивления ткани.

Электрическое сопротивление ткани при ее обезвоживании растет, что приводит к увеличению мощности в перегретом участке и к дальнейшему росту электрического сопротивления ткани. По мере возрастания электрического сопротивления выделение энергии в глубинных слоях недокоагулированной ткани падает и в конечном итоге прекращается.

В процессе коагуляции длинные белковые молекулы денатурируют. Будучи первоначально свернутыми в клубки, эти молекулы в процессе коагуляции распрямляются, переплетаясь друг с другом. Существенно, что липидный слой при термическом воздействии не денатурирует, т. е. коагуляция внутриклеточного и внеклеточного белка происходит разобщенно. Разрушение липидного слоя мембраны соответствует на эквивалентной схеме модели ткани укорачиванию емкости С, что приводит к уменьшению удельного сопротивления ткани, вследствие чего коагуляция цитоплазмы и внеклеточного вещества сопровождается переплетением денатурированных белковых молекул в единое целое.

Этим объясняется высокая прочность коагуляционной спайки ткани с разрушенными мембранами клеток в сравнении с прочностью коагуляционной спайки, когда мембраны не подверглись разрушению. Для рассечения ткани ее необходимо нагреть до температуры, превышающей 100°С (т.е. требуется сравнительно большая мощность электрического сигнала в сравнении с режимом коагуляции).

Нагревание ткани до указанных температур сопровождается образованием вокруг электрода небольшой прослойки ткани с неустойчивой фазой перегретой тканевой жидкости. Взрывоподобный переход перегретой жидкости в пар, объем которого более чем в тысячу раз превышает объем, образовавшей его жидкости, разрывает ткань. Электрический контакт между электродом и тканью частично или полностью нарушается; далее рукой хирурга электрод перемещается, контакт с тканью возобновляется - процесс вскипания тканевой жидкости восстанавливается.

Однако нагрев ткани до температуры, превышающей 100°С - далеко не единственное условие для ее рассечения. Вскипание тканевой жидкости происходит благодаря формированию пузырьков пара. Пузырьки небольшой величины (менее так называемого критического размера) конденсируются (исчезают). Пузырьки размерами больше критического оказываются "жизнеспособными" и продолжают расти. С повышением температуры перегрева критический размер пузырька резко уменьшается и концентрация "жизнеспособных" пузырьков возрастает. Для образования множественных пузырьков пара, способных совместным ростом осуществить разрыв ткани, требуется достаточно большой перегрев межтканевой жидкости. Последний достигается дополнительным увеличением мощности электрического сигнала. Следует отметить, что для каждого типа электрода существует определенная пороговая величина подводимой мощности, ниже которой рассечение прекращается. Электроды с малой площадью рабочей поверхности (петля, игла, нож) характеризуются высокой скоростью рассечения ткани, в то время как электроды с относительно большой площадью рабочей части (шар, бочонок, ролик) способствуют формированию прочной коагуляционной спайки.

Определенное влияние на качество рассечения оказывает степень чистоты рабочей поверхности электрода. С появлением на последней шероховатостей и царапин усиливается формирование пузырьков пара, поскольку на неровной поверхности облегчается образование пузырьков даже при более низкой температуре нагрева ткани. В результате изложенного скорость нагрева ткани резко снижается. Далее сделаем дополнительные пояснения об особенностях каждой из составляющих электрической цепи, создаваемой для электрохирургического воздействия.

3.5 Электрохирургические электроды

Активный электрод, используемый для резания, имеет весьма малую площадь и сечение. Геометрические размеры и форма, особенно в зоне основного контакта с тканью, применяемые материалы электрода и покрытия и т.д. имеют сотни вариантов, разработанных разными фирмами. В основе конструкции электродов лежат результаты исследований биофизических и биологических свойств различных тканей человеческого организма. Чаще всего, для резания применяется электрод, имеющий форму, близкую к форме ножа (скальпеля) или иглы.

Таблица 4. Виды активных электродов

	Монополярный режим	Биполярный режим
Вид активного электрода, применяемого для коагуляции	Чаще всего форма иглы; Также могут быть варианты площадок, чашечек, шариков.	Пинцет, бранши которого Разделены изоляционным материалом и имеют токоведущие штыри.

Более точный выбор электрода должен производить хирург, исходя из особенностей операционного поля и удобства доступа к месту электрохирургического воздействия [25, 41, 1].

Пассивный электрод -- это электрод значительно большей площади, нежели активные электроды. Он предназначен для создания возвратного пути высокочастотного тока и должен иметь малое сопротивление и как уже указывалось, большую площадь: как правило более 30 см2. Это требование также вытекает из основных законов физики и обусловлено тем, что электрический ток распространяется по пути наименьшего сопротивления. Если в цепи пациента имеется другой путь с меньшим сопротивлением, например к заземленной части операционного стола или к другим медицинским приборам, присоединенным к пациенту, то ток будет распространяться по этим путям, а не по цепи пассивного электрода.

В связи с этим, необходимо выполнять определенные требования, которые позволят избежать ожогов пациента или кажущейся недостаточности выходной мощности при применении электрохирургического аппарата.

Первое требование относится к изготовителю пассивного электрода. Конструкцией должна быть предусмотрена площадь, соответствующая максимальной выходной мощности аппарата, а материал электрода должен иметь низкий импеданс на частоте тока.

Изготовитель должен предусмотреть, чтобы плотность тока в месте контакта пассивного электрода с пациентом не превышала допустимых значений: 10 мА/см2 для электродов из проводящих пластиков; 15 мА/см2 для электродов из металла; 20 мА/см2 для электродов однократного применения.

Следующие требования обусловливают правила применения электрода. Основное из них -- это обеспечение плотного непрерывного контакта электрода с телом пациента. Неполный, частичный контакт поверхности электрода с телом пациента повышает плотность тока, в месте наложения электрода и приводит к нежелательным последствиям, вплоть до ожогов.

В связи с этим, электрод не должен иметь неровностей, загнутых углов и иных нарушений поверхности, а часть тела пациента, где размещается электрод, должна быть соответствующим образом подготовлена: должны быть удалены волосы, сальные выделения кожи; электрод не должен располагаться на участках, где имеются выступающие кости или шрамы и т.п. Целесообразно располагать пассивный электрод на хорошо васкуляризованных участках, вблизи операционного поля [9].

Не останавливаясь на свойствах и особенностях электронной части электрохирургического аппарата, среди принадлежностей отметим электрододержатель с кабелем для активного электрода и ножной переключатель (педаль). Основные требования, которые предъявляют к этим элементам хирурги, сводятся к удобству управления аппаратом.

...