Д. В. БЕЛИК ИМПЕДАНСНАЯ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЯ (АППАРАТЫ И ОСОБЕННОСТИ ПРИМЕНЕНИЯ) НОВОСИБИРСК «НАУКА» СИБИРСКАЯ ИЗДАТЕЛЬСКАЯ ФИРМА РАН 2000 УДК 615.472.03 ББК 54.54 Б 43 Импедансная электрохирургия/ Д. В. Белик. — Новосибирск: Наука, 2000. — 237 с. ISBN 5–02–031715–2 В монографии приведены результаты научных исследований в области развития теории импедансной электрохирургии, на основе изучения свойств биологических тканей и особенностей воздействия тока высокой частоты электрохирургического аппарата. Монография может быть использована в качестве учебного пособия для студентов медицинских и технических ВУЗов. Книга представляет интерес для биофизиков, хирургов и клиницистов различного профиля. Рецензенты: Д.т.н., проф. Б. М. Рогачевский Д. б. н., проф. Ю. В. Торнуев Д. м. н., проф. А. И. Мосунов © Д. В. Белик, 2000 © Сибирский научно–исследовательский и испытательный центр медицинской техники, 2000 © Оформление. Сибирская издательская фирма «Наука» РАН, 2000 Без объявления ISBN 5–02–031715–2 ПРЕДИСЛОВИЕ Последние достижения научно-технического прогресса, конечно, не могли не коснуться и медицинской техники, которая все более стала востребованной при лечебном процессе в учреждениях здравоохранения различного уровня. Возможность быстрой обработки информации и использования результатов этой обработки в организации обратных связей различных биотехнических систем позволяет автоматизировать медицинскую аппаратуру, как для диагностики, так и для лечебных воздействий на органы и системы человека. В предложенной монографии, являющейся некоторой частью общей концепции автора по импедансной электрохирургии, рассматриваются возможные варианты автоматизации электрохирургических аппаратов, используемых сегодня практически во всех лечебных учреждениях хирургического профиля, основой построения которых является импеданс биологических тканей и импедансометрия, как методика. Исследования оценки импеданса различных биотканей, при сложной структуре биоткани, проводились учеными разных стран: Тарусовым Б.Н., Nyboer J., Торнуевым Ю.В. в течение нескольких десятилетий. Обнаружены закономерности изменений электрических параметров биотканей на разных частотах, таких как емкость мембран клеток и резистивность; объема биоткани в целом при разных физических воздействиях, а также при патологических изменениях в клеточных структурах и системах органов. Данные исследования, а также исследования электрических характеристик биотканей на частоте электрохирургического воздействия, проведенные самим автором, позволили создать ряд электрохирургических аппаратов (ЭХА), которые в дальнейшем называются импедансными электрохирургическими аппаратами. Дальнейшее развитие в наших исследованиях получили более глубокие проработки и эксперименты по тепловому воздействию на биоткань различными медицинскими аппаратами, в том числе электрохирургическими аппаратами. Возможности импедансометрии по измерению импеданса структур после электрохирургического воздействия (ЭХВ) позволили создать импедансные электрохирургические аппараты со щадящими характеристиками электрохирургического воздействия, т.е. минимальным поражением клеточных структур биоткани. Этому способствовали также исследовательские работы автора по измерению скорости движения активного электрода по биотканям пациента и использованию дозированных энергетических воздействий. Приведение концепции создания импедансных электрохирургических аппаратов к конкретным физическим характеристикам логически закончилось проработками реальных конструкций и схемных решений. В данной работе исследовано влияние на электрохирургическое воздействие следующих физических характеристик: частоты электрохирургического воздействия; скорости движения активного электрода; импеданса биологической ткани, подвергаемой электрохирургическому воздействию; результатов гистологических исследований биотканей до и после различных электрохирургических воздействий, введение их в ПЗУ и систему обратных связей электрохирургического аппарата; температуры электрохирургического воздействия в различных зонах термических поражений биологических тканей; компьютерной обработки полученной информации. Учет при проектировании электрохирургических аппаратов этих и некоторых других факторов, дают более прочные основания для повышения вероятности исключения нежелательных последствий применения электрохирургического аппарата, таких как ожоги, несанкционированные перфорации сосудов, биотканей и полых органов. Диапазон применения импедансных электрохирургических аппаратов широк: от коагуляции небольшого сосуда с использованием устройства синхронизации электрохиругического воздействия с пульсовой волной до сложных хирургических вмешательств в различных областях современной медицины с минимальными кровопотерями и максимальным эффектом. Этому способствуют введенные в память ПЭВМ универсального импедансного электрохирургического комплекса адаптированные характеристики биотканей и возможность отслеживать коэффициент поляризации (КПОЛЯР по Тарусову), который позволяет отделять живую биоткань от некротирующей, ткань онкооопухоли от здоровой биоткани, и дает возможность автоматически отключать высокочастотный ток в кризисные моменты операции. Книга построена таким образом, чтобы читатель мог последовательно от основ биофизики перейти к исследованиям автора в этой области, а затем к закономерностям построения электрохирургических аппаратов вообще и импедансных в частности. Обобщают эту информацию сведения об использовании импедансных электрохирургических аппаратов в клинической практике, из широкого спектра которой выбраны некоторые характерные методики, позволяющие отразить преимущества импедансных электрохирургических аппаратов в сравнении с обычными. Автор надеется, что данная монография позволит развивать аппаратное обеспечение электрохирургии на базе подходов, которые изложены на ее страницах и может иметь продолжение в других трудах, в особенности, в части применения импедансных электрохирургических аппаратов в медицинской практике, совершенствовании программного обеспечения и т.д.. По завершению своего труда, автор благодарит за все виды помощи и поддержки со стороны единомышленников, друзей и учеников. Особую признательность автор выражает своим коллегам и соавторам по экспериментальной работе: Аронову А. М., Яковлеву А. К., без которых целый ряд исследований в импедансной электрохирургии не появились бы на свет. Автор высоко оценивает конструктивный вклад профессоров: д.м.н. Благитко Е. М., д.т.н. Леонова Б. И., д.м.н. Мосунова А. И., д.т.н. Рогачевского Б. М., д.б.н. Торнуева Ю. В. (Россия), дипломированного инженера Dornhof K. (Германия), которые внимательно прочитали рукопись и сделали ряд замечаний, оказавшихся полезными при редактировании окончательной версии работы. РАЗДЕЛ 1. ЭЛЕКТРОФИЗИЧЕСКИЕ СВОЙСТВА БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ .............................................. 74 ГЛАВА 1. ТЕОРИЯ ЭЛЕКТРОПРОВОДНОСТИ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ ..................................... 75 Общие понятия ....................................................................... 75 Комплексное сопротивление биологических тканей ......... 77 Электропроводящие свойства биологических жидкостей и крови ........................................................................................ 79 ГЛАВА 2. БИОФИЗИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ ТЕРМИЧЕСКОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ НА БИОЛОГИЧЕСКИЕ ТКАНИ ........................................ 84 Физиологические процессы в биологических тканях под воздействием тепла ................................................................ 84 Импедансометрия термических поражений биологических тканей ...................................................................................... 86 РАЗДЕЛ 1. ЭЛЕКТРОФИЗИЧЕСКИЕ СВОЙСТВА БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ ГЛАВА 1. ТЕОРИЯ ЭЛЕКТРОПРОВОДНОСТИ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ Общие понятия Измерение электропроводящих свойств используется в биологии для характеристики физических свойств тканей и для изучения изменений, связанных с функционированием тканей и целостного организма. Еще в XIX веке Гебер Р. и Остергаут В. обнаружили, что методом электропроводности можно наблюдать за характером течения физиологических процессов в биоткани. Однако, окончательно физико-химические механизмы взаимодействия электромагнитный полей и живой ткани полностью невыяснены. Существует ряд моделей электропроводности биоструктур, начиная от электролитической до полупроводниковой. Уже в самых первых работах было обнаружено несоответствие между высоким содержанием электролитов в клетках живого вещества и низкими величинами его электропроводности. В связи с особенностями клеточного строения биотканей значительная часть тока проходит по межклеточным пространствам. Размеры клеток неодинаковы для разных видов тканей, кроме того, сечение межклеточников также различно и изменяется от многих факторов, в том числе при набухании клеток. Следует учесть также и неоднородность клеточного строения даже отдельных тканей (мышца, легкие, печень, почка) и неунифицированность клеток паренхиматозных тканей, когда наряду со специфическими клетками (генатоциты, кардиомиоциты и др.) имеют место и клетки паренхимы, имеющие другое строение. Кроме того, биоткани пронизаны сетью кровеносных сосудов, степень плотности которых для каждого вида ткани своя. Да и «плотность упаковки» клеток, формирующих внутренние органы различна (пример, легкие и мышцы). Роль всех этих факторов становится более или менее ясной при рассмотрении путей распределения электрических токов в биологических тканях — общее сопротивление их электрическому току определяется многими параметрами, влияние каждого можно оценить, но разделить их невозможно, ибо присутствуют они одновременно. Важным свойством живого вещества является способность к поляризации. Высокая поляризационная емкость – характерное свойство живых неповрежденных клеток. Она достигает больших величин – от 0,1 мкф/см2 до 10 мкф/см2, а в ряде случаев и больше. Так у мышечных фибрилл краба самая высокая поляризационная емкость – до 40 мкф/см2. Сопротивление переменному току вследствие этого значительно ниже, чем переменному, однако и оно непостоянно и зависит от физиологического состояния ткани — чем устойчивее и сложнее структура, тем выше сопротивление. На сравнительно высоких частотах мембраны клеток не успевают зарядиться за период, соответственно в общей проводимости роль внутриклеточной среды возрастает. На низких частотах клеточные мембраны успевают зарядиться за счет ионов внутри клетки в течение одного периода. Следовательно, полный заряд за период оказывается велик, емкость тканей значительна, а это эквивалентно высокой диэлектрической проницаемости. Данное обстоятельство подмечено Остергаутом в XIX веке. Именно по характеру низкочастотного сопротивления стали оценивать характеристики структуры биотканей. Величина электропроводности тканей зависит от способности ткани к обмену веществ. У органов с интенсивным обменом (печень, селезенка) она выше, чем, например, у мышц. При отмирании тканей мышц, при нарушении обмена, структуры на частотах порядка 1мГц и выше электропроводность сохраняется почти неизменной, низкочастотное же сопротивление снижается в 5 раз за время 30-ти часового опыта. Причем, изменение низкочастотного сопротивления и КП на частотах от единиц до десятков кГц удается зафиксировать на ранних стадиях изменения состояния клеток. Разрушение клеточных и внутриклеточных мембран приближает показатели импеданса ткани к таковым для жидких сред. Комплексное сопротивление биологических тканей 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 [278, 195], что электросопротивление клеток и тканей на частотах выше 106 – 108 Гц практически постоянно и достигает предельно минимальных значений. Обычно этот факт интерпретируется как следствие наличия определенной концентрации свободных электролитов в тканях, однако присутствие сдвига фаз между емкостными и омическими токами свидетельствует о присутствии емкостных элементов в биотканях. Сдвиги фаз достигают значительных величин: нерв лягушки – 64О; мышца кролика – 65О; кожа лягушки – 55О; кожа человека – 55О. Эти сдвиги поддерживаются стабильными в довольно большом диапазоне частот до сотен МГц. Это можно объяснить тем, что емкость в биоструктурах в основном не статическая, а поляризационная. Тем не менее, 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: 4 a 3 КТ , (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. Наиболее полно теория Дебая описывает поляризационные явления в костной ткани. В прочих тканях присутствуют в различной степени все механизмы формирования импеданса. Жировые ткани сами по себе обладают низкой удельной проводимостью, содержание электролитов в них очень мало. Характер частотной дисперсии для жировых тканей обусловлен их структурой – для жировых тканей параметры практически не зависят от частоты в пределах сотен и тысяч кГц. В то же время, если жировые клетки окружены электролитической средой, то дисперсия наблюдается. Электропроводящие жидкостей и крови свойства биологических 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. Перенос веществ через мембрану может осуществляться пассивно — «пассивный транспорт» и активно — «активный транспорт». При пассивном транспорте вещества переносятся из мест с большим электрохимическим потенциалом в места с его меньшей величиной, а при активном — в обратную сторону. Рядом биофизических исследований установлены две основные причины пассивного переноса веществ. Это градиент концентрации и градиент электрического потенциала. Активный транспорт веществ через биологические мембраны имеет весьма важное значение. За счет активного транспорта в организме создаются градиенты концентраций, градиенты электрических потенциалов, градиенты давления и т.п., поддерживающие жизненные процессы. С точки зрения физических законов можно провести аналогию с термодинамическими системами и сделать вывод, что активный перенос удерживает организм в неравновесном состоянии, поддерживая жизнеспособность системы. 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, 172, 196, 197, 198, 244, 275]. В общем случае удельная электропроводность жидкости определяется как: dj , dE (1.2) где j – плотность тока; Е – напряженность электрического поля. Частным случаем этого уравнения является закон Ома: j E (1.3) 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 (от инфранизких до СВЧ). 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 (ρ) плазмы. Так, Блажа и Кривда (1963) приводят значения 0,71 Ом.м при 370С; 0,84 Ом.м — при 250С; 0,92 Ом.м — при 180С и 1,39 Ом.м — при 450С; Тульчинский (1965) дает цифру 0,72 + 0,01 Ом.м для нормальной плазмы. В области низких частот электропроводность плазмы рассчитывают по формуле: 1 100 0,25 Р , 100 (1.4) где ρ1 – 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. Электропроводность крови изменяется в процессе свертывания. При появлении в крови фибриновых нитей, а затем и кровяного сгустка, электропроводность ее падает до тех пор, пока не начнется выделение из сгустка сыворотки и растворение сгустка (ретракция и фибринолиоз). Определение истинной электропроводности крови встречает много трудностей, вызванных множеством факторов: оседание эритроцитов, встряхивание и перемешивание образца и др. Тем не менее, в литературе описаны связи между электропроводностью крови и состоянием донора [209]. Так при пневмонии, уремии и желтухе наблюдалось снижение электропроводности, обусловленное потерей солей. Если известна электропроводность плазмы (δП) и целостной крови (δК), то можно рассчитать гематокритное число по формуле, введенной в свое время согласно [259]: К П Ht 1 К П 1 (1.5) Важной особенностью таких расчетов является отсутствие деформации и разрушения форменных элементов при центрифугировании. Правомочность использования этой формулы подтверждена экспериментально. В то же время, на более высоких частотах порядка сотен кГц исследования электропроводности крови практически не проводились, и представляется весьма актуальным не только проведение измерений электропроводности на этих частотах, но и разработка специальной методики измерений. ГЛАВА 2. БИОФИЗИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ ТЕРМИЧЕСКОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ НА БИОЛОГИЧЕСКИЕ ТКАНИ Необходимо отметить, что процесс электрохирургического воздействия и его основные полезные последствия, такие как резание и коагуляция биологических тканей, основываются на концентрированном тепловом потоке, который создается высокочастотным током в месте приложения активного электрода. С учетом этого, чтобы определить параметры электрохирургического воздействия, целесообразно представить в целом физиологические процессы, происходящие в биологических тканях при тепловых нагрузках. Физиологические процессы в биологических тканях под воздействием 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. Наибольшие изменения импеданса с температурой зафиксированы для тканей почки и печени. Более детальное исследование импеданса мышечных волокон проведено на тканях лягушки. Так, при tО = 34 ОС нарушалась реакция мышцы на эндогенные факторы (ацетилколин), но сохранялась реакция на электростимуляцию, импеданс при этом упал на 25 %. Повышение tО до 36 ОС и выше вызывало уже необратимые изменения реакции возбуждения и нарушение целостности фибрилл, импеданс уменьшается на 50%. 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 [160]. 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. Импедансометрия термических биологических тканей поражений 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 [195, 118, 43] известно, что по электрофизическим параметрам биологических тканей, в частности импедансу, можно оценивать не только особенности их морфофункциональной 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 [253]. 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 испытуемыхдобровольцев (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. Эти данные хорошо согласуются с материалами предыдущих исследований уже упоминавшихся Хачатряна А.П. и J. Conway. 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 являются экссудативные 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. На практике важно осуществить дифференциацию 3а и 3б стадии, так как именно этот момент является определяющим в оценке обратимости или необратимости происходящих в тканях процессов деструкции. Клинически различия стадий 3а и 3б обусловлены степенью развития некротических процессов со стороны клетки и особенно в соединительной ткани и мышцах, разрушением сосудов и их резким расширением. Оценить эти изменения обычными методами весьма затруднительно, а именно от правильности оценки уровня термотравмы зависит тактика оперативного вмешательства и последующего лечения. Сопоставление данных импедансометрии и клинического обследования пациентов позволили установить граничное значение коэффициента жизнеспособности Кж, определяющее характер обратимости процесса. Датчик вводился последовательно в мягкие ткани тела до появления болевой чувствительности, позволяя по показателю Кж определить степень термического поражения глубинных тканей (рис. 1.6). На глубине в 3 см у больного появилась чувствительность и рекомендована частичная некроэктомия до здоровых тканей. Предложенная нами демаркационная линия практически совпала с данными клинического обследования (в 95% cлучаев). Так, при значениях Кж = 2,20,2 и выше, по нашим данным процессы дегенерации необратимы и имеет место отмирание тканей. При Кж меньше этого порога — обратимые дистрофические изменения. l, см 4 3 2 1 К ж 1 2 3 4 5 6 Рис. 1.6. Изменение показателя жизнеспособности Кж при погружении электродов вглубь пораженного участка (l) Кроме того, по характеру изменения Кж можно оценить и геометрические границы распространения некроза, как по поверхности пораженного участка, так и при прохождении вглубь тканей. РАЗДЕЛ 2 ................................................................................ 91 ТЕОРИЯ ИМПЕДАНСА БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ .. 91 ГЛАВА 3. ФИЗИЧЕСКАЯ МОДЕЛЬ ИМПЕДАНСА БИОЛОГИЧЕСКОГО ОБЪЕКТА ..................................... 92 Эквивалентная схема импеданса биологического объекта ............................................................................. 92 Измерение импеданса биологических объектов ......... 96 ГЛАВА 4. ПОЛЯРИЗАЦИЯ В БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЯХ .............................................................................. 99 Виды поляризации и дисперсия .................................... 99 Представление процесса в виде эквивалентной схемы103 ГЛАВА 5. ВОПРОСЫ ТЕОРИИ ИЗМЕРЕНИЯ ИМПЕДАНСА................................................................... 104 Состояние вопроса информативности электрического импеданса биологических объектов ........................... 104 Оценка кровенаполнения тканей методом электроплетизмографии .............................................. 105 Область использования методов импедансометрии ..... 113 ГЛАВА 6. О НЕКОТОРЫХ ПРАКТИЧЕСКИХ СПОСОБАХ ИЗМЕРЕНИЯ ИМПЕДАНСА .................. 116 Приборно-методическое обеспечение измерения импеданса ...................................................................... 116 Устройства для измерения импеданса ....................... 117 Особенности датчиков измерения импеданса ........... 118 ГЛАВА 7. ОТДЕЛЬНЫЕ АСПЕКТЫ ПРИМЕНЕНИЯ ТЕОРИИ ИМПЕДАНСА БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ В МЕДИЦИНСКОЙ ПРАКТИКЕ ................................... 128 К вопросу о клиническом применении метода импедансометрии ......................................................... 128 Экспериментальная оценка электрического импеданса некоторых биологических тканей in vivo .................. 131 РАЗДЕЛ 2 ТЕОРИЯ ИМПЕДАНСА БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ ГЛАВА 3. ФИЗИЧЕСКАЯ МОДЕЛЬ ИМПЕДАНСА БИОЛОГИЧЕСКОГО ОБЪЕКТА Эквивалентная объекта схема импеданса биологического 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 [17, 18, 48, 54, 55, 67, 106, 252, 196, 122]. Различные схемы предусматривают разного рода уточнения и допущения при переходе от собственно биологического объекта к его физической модели. Ниже мы приводим одну из схем (рис. 2.1.), которая может быть успешно использована в практических целях, независимо от вида исследуемой ткани. Э1 Э2 R1 R2 Cp Cp Rp Rm Rm Rp Ri Ri Rp Cp 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 настоящей работе, для разных тканей могут различаться на порядок. Большие объем и плотность клеточных элементов соответствуют более высоким значениям импеданса. Наоборот, увеличение количества межтканевой жидкости, кровенаполнения и т.п. снижают импеданс ткани. Имеют значение также форма, размеры клеток, их электролитный и биохимический состав [92, 95, 107, 111, 112, 113, 138, 155, 156, 174, 180]. Но главная особенность плотных клеточных тканей состоит в наличии полупроницаемых клеточных и внутриклеточных мембран, создающих препятствие для свободного распространения тока. Разрушение клеточных мембран приближает показатели импеданса плотных тканей к показателям импеданса жидких сред. Сочетание всех этих факторов и обусловливает конкретные величины импеданса [68, 73, 74, 76, 183, 192, 181, 199, 212, 248, 249, 250, 272, 274, 277]. 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 [263, 257, 264, 266]. Некоторые результаты измерений приведены в таблице 2.1. 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 клеточных тканей намного выше. Это наиболее ярко выражено на низких частотах и мало существенно в диапазоне, порядка нескольких МГц. В формировании импеданса этих тканей играют значительную роль поляризационные сопротивления. Соответственно, и частотная зависимость у них выражена более четко. Таблица 2.1 Наименование биологической ткани 1. Кровь 2. Моча 3. Селезенка 4. Почки 5. Печень 6. Мышечные 7. Парадонт зуба 8. Жировая ткань 9. Молочная железа 10. Сердце 11. Глаз 12. Сосуды 13. Мозг (большие полушария) 14. Желудок Краткая характеристика составляющих биологической ткани Среднее значение импеданса биологической ткани на частоте 440 кГц эритроциты сыворотка плазма Белая секрет ткань мышцы Белок нижних конечностей Ткань 125 Ом 45 Ом 32 Ом 37 Ом 195 Ом 120 Ом 1,2 кОм 160 Ом 35 Ом 1,5 кОм 185 Ом 890 Ом 180 Ом 630 Ом 1,9 кОм 293 Ом 570 Ом 720 Ом 410 Ом 1,8 кОм 186 Ом слизистая оболочка подслизистая основа 190 Ом 210 Ом капсула паренхима (без желчи) желчь сосуды гладкие кишок сердечная мышечная оболочка 450 Ом серозная оболочка 1,1 кОм 15. Женская влагалище 110 Ом половая сфера шейка матки 375 Ом 16. Легкие Ткань 125 Ом 17. Кожа брюшная полость 1,5 – 2,7 кОм 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. Для интактных тканей одного типа его величина зависит от положения организма в эволюционном ряде: для печени млекопитающих он равен 9–10, а для печени лягушки — 2–3. Величина Кп зависит также от интенсивности обмена веществ в ткани: у печени и селезенки он выше, чем у мышц и подкожной клетчатки того же организма. 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 тока. Z Ср Ro 104 105 106 f, Гц Рис. 2.2. 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. Если ориентироваться на вышеприведенную схему, то при монополярной регистрации правая, например, часть схемы может просто не учитываться, а при малом R полный импеданс может в значительной мере отражать состояние внутренних тканей. Измерение импеданса биологических объектов Электроимпедансометрия занимает значительное место в исследовании живых объектов, что указано в [195, 70, 146, 143, 267, 276]. Основанная на взаимодействии биологических тканей с внешним электрическим током, импедансометрия является важным звеном в изучении их структурных особенностях, связанных с различным функциональным состоянием. Известно, что основной структурной особенностью биологических объектов является их клеточное строение. Это связано с наличием клеточных и внутриклеточных мембран, создающих препятствие для свободного движения носителей зарядов. Особенности структуры определяют характер взаимодействия биообъекта с внешним током, выражающееся в различиях в диэлектрической проницаемости и электропроводности тканей. Ограничение подвижности зарядов в поле переменного электрического поля токов приводит к образованию в тканях ЭДС поляризации и увеличению полного сопротивления [245, 79]. Изучение поляризационных свойств тканей, как характеристики их структурно–функциональных особенностей, и составляет суть уже широко распространенного метода электроимпедансометрии. К настоящему времени методом электроимпедансометрии получены закономерности изменения характеристик тканей при отмирании, термических воздействиях и под влиянием других повреждающих факторов, естественно при этом в распоряжении исследователей есть определенный банк данных, полученный из результатов предыдущих исследований, о нормальных электрофизических свойствах биологических тканей [128, 52, 158, 216, 146, 209, 222]. Однако большинство данных было получено на образцах переживающих тканей. В ряде вышеупомянутых исследований показано, что на изолированных тканях импеданс как показатель в известной степени отражает динамику и особенности структуры ткани при различных состояниях В то же время, область применения импедансометрии на человеке еще весьма ограничена. Это главным образом работы, выполненные по исследованию электропроводности кожи на сравнительно низких частотах для оценки степени потоотделения и активности БАТ [187, 188, 246], исследования активной составляющей импеданса для оценки характеристики кровотока. Последнее привело к созданию отдельного направления электроплетизмографии, где установлены качественные и количественные закономерности изменения импеданса при прохождении пульсовой волны. Исследование «постоянной» составляющей высокочастотного импеданса тела человека и его отдельных органов были не очень многочисленны [239, 144, 170]. В последние годы появился цикл работ [143, 217, 218, 219, 220, 204, 207, 200, 210], посвященных исследованию полного электрического импеданса участков тела человека и отдельных органов. Изучение выводов, полученных этими авторами, позволяет заключить, что импеданс тела, как интегральный показатель, может быть весьма информативным в медикобиологических исследованиях и медицинской практике. ГЛАВА 4. ПОЛЯРИЗАЦИЯ В БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЯХ Виды поляризации и дисперсия 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. Электронная поляризация обусловлена смещением электронов на своих орбитах относительно положительно заряженных ядер в атомах и ионах. Время возникновения электронной поляризации — время релаксации — равняется 10– 16 — 10–14 с. Возникающий при этом дипольный момент имеет небольшую величину. Ионная поляризация образуется при смещении иона относительно кристаллической решетки. Время релаксации ионной поляризации 10–14 — 10–12 с. Дипольная поляризация (ориентационная) 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. Время релаксации дипольной поляризации лежит в пределах 10–13 — 10– 7 с. Макроструктурная поляризация 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. Гетерогенность биологических объектов, прежде всего, обусловлена клеточным их 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. Макроструктурная поляризация играет основную роль в динамике поляризационных свойств живых объектов при различных биологических процессах. Время релаксации макроструктурной поляризации находится в пределах 10–8 — 10–3 с. Поверхностная поляризация происходит при наличии двойного электрического слоя. Она обусловлена перераспределением ионов диффузионной части этого слоя. В результате частицы превращаются в диполь. Время релаксации у них составляет величины от 10–3 до 1 с. Электролитическая поляризация возникает между электродами в растворе электролита. ЭДС в этим случае обусловлена смещением зарядов, которое проявляется в виде изменения концентрации ионов в приэлектродной зоне. Время релаксации при этом измеряется величинами порядка 10–4 — 10–2 с. 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: RX 1 1 С (2.1) 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: Z R i 1 С (2.2) А при параллельном соединении элементов: 1 1 iC Z R (2.3) 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. 2.3. Как следует из рисунка, – дисперсия лежит в области звукового диапазона частот до 1 кГц. Она 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 перераспределения ионов в двойном электрическом поле. 105 103 счет 10 102 104 106 108 1010 Рис. 2.3. Распределение дисперсии в диапазоне частот Поверхностная поляризация в данном случае аналогична явлению поляризации на электродах и может быть объяснена как электрическая поляризация. Соответственно, – дисперсия лежит в области радиочастот 103 – 107 Гц. Она 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. Влияние – дисперсии сказывается на электрических свойствах биологических тканей в области частот, свыше 107 — 108 Гц. При этом, в большей степени сказываются эффекты, не связанные с электрическими свойствами молекул, а обусловленные другими, более сложными видами взаимодействий. Представление процесса в виде эквивалентной схемы Рассмотрение всех трех видов дисперсии позволяет представить биологический объект в виде эквивалентной электрической схемы (рис. 2.4.). 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. Rm Cp Rp Ri Рис. 2.4. 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. ГЛАВА 5. ВОПРОСЫ ТЕОРИИ ИЗМЕРЕНИЯ ИМПЕДАНСА Состояние вопроса информативности электрического импеданса биологических объектов Метод измерения электропроводности живых тканей начал широко использоваться при работе с биообъектами примерно с середины Х1Х века. Значительный вклад в разработку метода внес А.А.Кедров, впервые в нашей стране зарегистрировавший изменения электропроводности тела человека, пропуская ток в частотном диапазоне от 1 до 3000 кГц. Известно, что при пропускании постоянного тока через живые клетки тканей сила тока не остается постоянной, а падает вследствие поляризации. Высокая поляризационная емкость – характерное свойство живых неповрежденных клеток. Во избежание искажающего влияния поляризации при работе с живыми тканями принято использовать переменный электрический ток. При этом обнаружено, что проводимость тканей на высоких частотах выше, чем на низких частотах. Такая дисперсия электропроводности является результатом того, что живые ткани обладают сложной морфоструктурой. Живая ткань обладает не только резистивными, но и емкостными свойствами, поэтому полный импеданс тканей представляется геометрической суммой активного и реактивного сопротивлений. Активное сопротивление практически не зависти от частоты тока, реактивное, напротив, значительно уменьшается при увеличении частоты [90]. При моделировании электрических свойств тканей используются различные эквивалентные схемы, включающие как последовательное, так и переменное соединения активных и реактивных сопротивлений. Эти схемы присутствуют в работах отечественных [123, 12, 8, 209] и ряда зарубежных авторов [265, 269]. В реальных условиях для живых структур характерны более сложные электрические цепи, однако на практике чаще всего используется схема, приведенная в работах Торнуева Ю. В. и Lykken. По данным [195], реактивный компонент импеданса может быть показателем функционального состояния тканей. Принято считать, что реактивное сопротивление в тканях обусловлено поляризацией клеточных мембран. Различные химические вещества, способные нарушить метаболизм клеток снижают внутриклеточный электрический баланс и реактивную составляющую импеданса. Таким образом, по состоянию поляризации клеток можно судить об их жизнеспособности. Б. Н. Тарусов с соавторами изучали зависимость показателей импеданса тканей от воспалительных процессов в них и установили, что на первых стадиях воспаления наблюдается увеличение сопротивления тканей. Позднее, были получены убедительные данные [218] о сопряженности фаз развития воспалительного процесса с фазами изменения полного электрического сопротивления ткани. Этот эффект в наибольшей степени заметен на сравнительно низких частотах (от 1 до 10 кГц), так как ток низкой частоты идет, в основном, через образования, характеризующиеся активным сопротивлением, и расположенные вне клеток. При развитии воспалительного процесса происходит набухание клеток и уменьшение межклеточных пространств, что приводит к повышению активного сопротивления. В более поздние сроки происходят глубокие структурные изменения в тканях, сопровождающиеся уменьшением емкости. Оценка кровенаполнения электроплетизмографии тканей методом Поскольку реальные биологические объекты представляют из себя сложные структуры, состоящие из различных тканей (мышцы, соединительная ткань, жировая клетчатка, сосуды и др.), то при оценке импеданса участков тела методом электроплетизмографии оценивается общее сопротивление участка, образованного не только сосудистой системой, заполненной кровью, но и другими тканями. Гемодинамические показатели кровотока определяются биофизическими параметрами всей сердечно–сосудистой системы в целом, т.е. характеристиками сердечной деятельности, к которым относится, например, ударный объем крови; особенностями сосудистого русла, а также свойствами самой крови, в частности вязкостью. Для понимания многих процессов, в том числе и проводимости крови, следует остановиться на реологических свойствах крови, как вязкой жидкости. Вязкость крови, равно как и другой жидкости, обусловливается межмолекулярными взаимодействиями, ограничивающими подвижность молекул. Принято считать, что вязкость плазмы крови может являться постоянной величиной, однако коэффициент вязкости крови не является некоей физической константой вещества и зависимость силы вязкости от изменения скорости кровотока имеет нелинейный характер. Физика данного явления вполне объяснима, если упрощенно рассматривать кровь, как суспензию эритроцитов в физиологическом растворе. Таким образом, внутренняя структура крови, в том числе и вязкость, оказывается неодинаковой в зависимости от условий течения вдоль кровеносного русла. Обычные значения вязкости для течения крови в крупных сосудах в норме превышают вязкость воды в 4 — 6 раз; при анемии — в 2 — 3 раза; при полицитемии — в 15 — 20 раз. Установлено также, что вязкость плазмы равна вязкости воды. Другой важной биофизической характеристикой является режим течения крови. Как правило, движение крови по сосудам ламинарное, упорядоченное, при котором она перемещается условными слоями, параллельными направлению течения. В ряде случаев возможно и турбулентное движение. Турбулентность, т.е. активное перемешивание между слоями жидкости, вызывается, например, когда кровь выталкивается из желудочка в аорту или у мест разветвления сосудов. Законы движения крови по кровеносным сосудам, с учетом вязкости, режима течения крови и других факторов описываются гемодинамическими показателями. Основными гемодинамическими показателями являются давление и скорость кровотока [66, 79]. Давление — это сила, действующая со стороны крови на сосуды, приходящаяся на единицу площади: P=F/S (2.4) Скорость кровотока разделяется на объемную и линейную. Объемная скорость Q — объем крови, протекающей в единицу времени через данное сечение: Q=v/t (2.5) Линейная скорость V характеризует путь, проходимый частицами крови в единицу времени: V=1/t (2.6) В теории гемодинамики учитывается линейная скорость, усредненная по сечению сосудистого русла. Очевидно, что соотношение между объемной и линейной скоростью можно выразить соотношением: Q=VS, (2.7) где S — площадь поперечного сечения потока жидкости. При описании физических законов течения крови по сосудам вводится допущение, что количество циркулирующей крови в организме постоянно. Таким образом, объемная скорость кровотока в любом сечении сосудистой системы постоянна Q=const. Следует отметить и такой показатель, связанный с физикой происходящих процессов, как гидравлическое сопротивление w. Гидравлическое сопротивление в значительной степени зависит от радиуса сосуда. Точными методами установлено отношение радиусов для различных участков сосудистого русла: Rаорт : Rартерий : Rкапилляр = 3000:500:1. (2.8) Поскольку гидравлическое сопротивление w весьма значительно зависит от радиуса сосуда и обратно пропорционально его величине в четвертой степени, то справедливо соотношение: wкапилляр wартерий wаорт (2.9) С учетом введенных соотношений кривая распределения линейных скоростей в сосудистой системе качественно имеет вид, приведенный на рис 2.5. V аорта артерии артериолы капилляры Рис. 2.5. Линейная скорость в различных участках сосудистого русла Кроме того, что рассмотрено нами в части линейной скорости, следует вернуться к давлению, которое, если следовать приведенным выше формулам, падает по мере продвижения крови по сосудам. На протяжении крупных сосудов среднее давление падает всего на 15%, а в мелких сосудах — на 85%. Это является следствием того, что большая часть энергии, затрачиваемой левым желудочком на «выталкивание» крови, расходуется на обеспечение ее протекания по мелким сосудам. Р Рс Рср Рд аорта крупные мелкие арте– капилляры артерии артерии риолы Рис. 2.6. Распределение сосудистого русла давления в различных участках Распределение давления (выше атмосферного) показано на рис 2.6. На рисунке заштрихованный участок обозначает область колебания давления в систолу и диастолу, среднее давление обозначено пунктирной кривой. Для целей импедансной электрохирургии представляют интерес вопросы изменения давления в сосудистом русле при изменении просвета сосуда. Этот вопрос изучен с применением методов математического моделирования, в основу которой положены закон Пуазейля, закон Ома и вытекающее из законов гидродинамики, условие неразрывности струи несжимаемой жидкости. Рассмотрим модель изменения давления в крупном сосуде, например, при образовании тромба. Схематичное изображение сосуда и эквивалентная электрическая схема, применяемая при моделировании, изображена на рис. 2.7. Как видно из эквивалентной схемы, ток в цепи остается постоянным, что соответствует вышеописанным принципам постоянства кровотока, несмотря на увеличение общего сопротивления цепи из–за увеличения гидравлического сопротивления. В данной схеме zZ и потенциал должен увеличиваться, в том числе и за счет увеличения э.д.с. источника Е, обозначающего среднее давление в начале аорты. Следует обратить внимание, что приведенные сопротивления имеют комплексный характер, что связано с турбулентностью потока рядом с тромбом, в особенности, если тромбирование получено путем коагуляции сосуда. Z1 a a b c z b Е Z2 c d d X а б Рис. 2.7. Сужение крупного сосуда (а) и эквивалентная электрическая схема (б) Z1 — комплексное сопротивление в сосудистом русле до тромба; Z2 — комплексное сопротивление в сосудистом русле после тромба; z — комплексное сопротивление в сосудистом русле в месте тромба. Не приводя здесь подробные выводы, касающиеся математических следствий используемой модели, покажем на рис. 2.8. распределение давления в сосуде, использованном выше в качестве примера. На графике рис. 2.8 показаны линии, обозначающие давление в сосуде без сужения (участок сосуда а), далее показаны перепады давления на участке b, где начинается область тромба и участке с, где заканчивается тромб, последняя зона d соответствует разветвлению сосуда на сеть капилляров. Р Ро Ро Ро 3 2 1 Ро 0 Х a b c d Рис. 2. 8. Распределение давления при наличии тромба в крупном сосуде Линии 0, 1, 2, 3 и соответственно, условные значения давления Ро, Ро, Ро, Ро приведены для различных отношений диаметра просвета в тромбе к диаметру сосуда и характеризуют, в частности соотношения 0, 0,1, 0,25, 0,4. Таким образом, на базе чисто резистивной модели протекания процесса увеличения давления крови при возникновении тромба или коагулянта в крупном сосуде, можно построить практические выводы, полезные при проектировании медицинских аппаратов, в частности для электрохирургии. Электроплетизмограмма, в свою очередь, реагирует только на колебания электропроводности ткани, которая при предположении о постоянстве сопротивления ткани зависит исключительно от кровенаполнения участка, то есть от двух величин: систолического объема и эластичности артерий [81, 132, 133, 273]. Медленные изменения электроплетизмограммы – смещение линии вверх или вниз соответствуют полному общему изменению кровенаполнения сосудов. Таким образом, исследование кровенаполнения тканей методом электроплетизмографии заключается в регистрации не полного сопротивления (R), а изменения сопротивления за время сердечного цикла — ΔR. Известно, что сопротивление проводника может быть записано следующим образом: l2 R , V (2.10) V = l·S (2.11) и учитывая, что представляет вполне определенное соотношение между объемом и сопротивлением проводника, где l – длина, S – площадь, δ – удельное сопротивление проводника. На практике ΔR = RД – RС (2.12) очень мало по сравнению с R, поэтому сопротивление крови: RK R Д2 R где RД — сопротивление крови в период диастолы RС — сопротивление крови в период систолы RК — сопротивление крови. RК может быть измерено при балансе измерительного моста электроплетизмографа и составит среднее из RД и RС, а ΔR получается из анализа плетизмограммы. Согласно эквивалентной схеме, использованной Nyboer, система из массы тканей, пронизанных сосудами может быть представлена в виде параллельного соединения двух сопротивлений: крови и собственно биоткани. Изменение ΔR за время сердечного цикла может быть представлено в виде: R RT RK , RT RK (2.13) где RT — сопротивление ткани. При условии малого значения ΔR по сравнению с RК и RТ, что имеет место на практике, получим с некоторым приближением: R RК RТ RК RТ (2.14) тогда, из сопоставления формул 2.13 и 2.14, имеем: R RK R RK (2.15) Проведенные преобразования, согласно которым получена формула 2.15, позволяют в дальнейшем работать с легко определяемым значением ΔR, тогда как сопротивление крови RК определить сложнее. Согласно специальной литературы, изменение относительного объема крови за время сердечного цикла: R V R K V RK R (2.16) Наиболее признанной физико-математической моделью для ткани, пронизанной кровеносными сосудами, является случай сильно вытянутых эллипсоидов, в предельном случае переходящими в цилиндры. Учитывая, что система жидкости с проводимостью ρ1 при хаотичном расположении в ней эллипсоидов, проводимостью ρ2, может быть моделью крови, то проводимость смеси ρ может быть рассчитана, исходя из уравнения: 1 2 2 Р 1 1 2 1 х 2 (2.17) где Р — относительный объем эллипсоидов; х — коэффициент формы, зависящий от соотношения осей эллипсоидов и направления главной оси по отношению к внешнему полю. Показано, что если оси параллельны, то х = 1,0, если хаотичны, то х = 1,5. Последний случай, естественно ближе к практическому случаю определения проводимости крови. Согласно исследований [139], ρ1 имеет порядок 10–2 Ом– 1 см–1, ρ2 — 10-3 Ом–1см–1, Р = 0,1, тогда общее удельное сопротивление обескровленной мышцы будет близко к 10–3 Ом– 1 см–1 для мышцы, пронизанной хаотично расположенными сосудами, при содержании крови 10% к объему ткани, будет иметь величину 1,21·10–3 Ом–1см–1, при параллельности полю — 1,90·10-3 Ом–1см–1, при перпендикулярности — 1,18·10–3 Ом–1см– 1 . К практике ближе всего вариант, учитывающий хаотически расположенные сосуды. При исследовании электросопротивления органов мы, как правило, сталкиваемся с двоякого рода величинами. С одной стороны, может быть определена средняя величина сопротивления, присущая данному органу или участку тела. Зависит она от свойств тканей органа, площади контакта поверхности электрода с тканью, расстояния между электродами и частоты применяемого тестирующего тока. С другой стороны, имеются величины, связанные с ритмическими колебаниями удельного сопротивления, от деятельности сердца, дыхания и положения тела в пространстве. По результатам электроплетизмографического исследования, процессы дыхания получают отражение в основном, на кривой сопротивления грудной клетки (это не сопротивление за счет изменения кровенаполнения легких, а скорее изменение плотности «воздушности» легких). Так, если принять на уровне грудной клетки изменение сопротивления за 100%, то на уровне головы оно составит 2–3%, шеи –– 25%, подреберья — 25%, таза и ног — 5–10%. Эти данные находятся в хорошем соответствии с исследованиями асимметрии импеданса тела человека при измерении по сегментам, которая изменялась от –0,4 на уровне яремной ямки и пупка до +0,4 на уровне сердца (по данным [209]). Область использования методов импедансометрии Как мы уже упоминали, импедансные методы обладают многими преимуществами перед другими электрофизиологическими методами, поскольку позволяют проводить измерения с поверхности тела, не нарушая целостности организма. Другое их преимущество в простоте конструкции датчиков и аппаратуры. Используя импедансные методы можно зарегистрировать параметры дыхания, кровообращения, сократимость мышц, нервную деятельность, шумы сердца, активность слюнных желез, состояние сосудов конечностей [1, 10, 14, 47, 77, 189, 236, 80, 129, 190, 260]. Методы импедансометрии используются в диагностических целях при заболеваниях и повреждениях многих органов. Например, при патологии сосудов конечностей, для диагностики облитерирующего полиартрита импедансные методы использованы в свое время рядом отечественных авторов [101, 46]. В работе Шминге Г. А., выполненной в 1955 году, обнаружена связь между электропроводностью крови и состоянием донора. Уменьшение электропроводности крови наблюдалось также в опытах при пневмонии, при потере солей, при диабете с высоким содержанием сахара, при уремии и желтухе (по данным Imai, 1974). Торнуевым Ю. В. показана возможность использования оценки асимметрии электрического импеданса участков тела человека для диагностики гипертонической болезни, а также связь высокочастотного и низкочастотного импеданса тела человека с компонентным составом крови и ее объемом. Методы электроимпедансометрии использованы при диагностике экземы, чешуйчатого лишая, псориаза и других кожных заболеваний, а также для оценки нарушений симпатической и парасимпатической иннервации, выявления расстройств периферической и центральной нервной системы в работах целого ряда исследователей [65, 78, 108, 109, 116, 171, 131, 227, 272]. Импедансометрия активно используется для диагностики патологий сердечно-сосудистой системы, заболеваний легких [97, 125, 159, 261, 270, 271]. Информативность импедансометрии при новообразованиях на ранних стадиях превращения нормальных клеток в злокачественные показана в [195]. Ими установлено, что в данном случае повышается реактивная составляющая импеданса, в более поздние сроки, при появлении распадающихся клеток, увеличение реактивной составляющей маскируется общими изменениями импеданса. Имеются также работы [224, 221, 223, 225, 237], в которых показана возможность дифференциальной диагностики злокачественных опухолей желудка, молочной и щитовидной желез с помощью импедансометрии. Характерно, что изменения электрического импеданса можно зарегистрировать с опережением клинических симптомов перерождения клеток. Метод электроимпедансометрии используется многими авторами (Assal, Conway) для оценки степени нагрева при термотерапии опухолей. При применении импедансометрии в нейрохирургической практике [119] установлено, что импеданс травмированного участка мозга через двое суток после травмы снижается по сравнению с исходным уровнем, при опухолях мозга импеданс на стороне поражения ниже по сравнению со здоровыми тканями. Исследования электропроводности спинномозговой жидкости показали возможность применения методов импедансометрии в качестве прогностического теста при эпилептических приступах. В анестезиологии метод применялся для оценки параметров кровообращения и глубины и стадий анестезии при оперативном хирургическом вмешательстве, также некоторые ученые применяли электроимпедансометрию для исследования вторичного сращения костей. Таким образом, как видно из приведенного нами краткого обзора авторов и работ, с помощью метода электроимпедансометрии можно получить весьма обширную информацию о процессах, происходящих в организме [200]. ГЛАВА 6. О НЕКОТОРЫХ ПРАКТИЧЕСКИХ СПОСОБАХ ИЗМЕРЕНИЯ ИМПЕДАНСА Приборно-методическое обеспечение измерения импеданса Подробно методы измерения электрофизических свойств биообъектов описаны в ряде классических монографий и отдельных работах отечественных ученых [124, 209, 8, 96]. Как правило, в классических работах исследовались изолированные переживающие образцы тканей и несвернувшейся крови при температуре от 18 до 38,5 С, поскольку величина электрического импеданса тканей изменяется с температурой (относительное изменение порядка 2% на С). Таким образом, при оценке электрофизических свойств тканей, необходимым условием было термостатирование объекта. Схемные устройства, применяемые на практике для измерения импеданса биологических объектов, весьма разнообразны и принципы их работы различны. На постоянном токе контактные ячейки для измерения параметров жидкостей чаще всего представляют собой компенсационные схемы. Однако в этом случае сильны артефакты за счет поляризации электродов и нагрева объекта. Поэтому измерения на постоянном токе не получили широкого распространения. Наиболее распространены приборы и устройства на переменном электрическом токе различных частот [6, 7, 9, 10, 11]. В качестве измерительных схем используются уравновешенные мосты, точность измерения которых ограничивается лишь погрешностью эталонного сопротивления. Схемное устройство приборов на переменном токе сложнее, чем на постоянном, однако они обладают неоценимым преимуществом, поскольку позволяют в значительной степени избавиться от влияния поляризации электродов [202, 203, 205]. Усовершенствование за счет применения дифференциальных схем дает возможность снизить погрешности измерений за счет температурного дрейфа. Введение в схемы, кроме этого, синхронного детектирования позволяет выделять по желанию активную или реактивную составляющие импеданса [104, 122]. При исследовании импеданса мягких тканей используют практически те же методики и приборные устройства, которые применяются в классической кондуктометрии, но с видоизмененными датчиками. Сходная по конструктивным принципам аппаратура для изучения процессов кровообращения, пульсовых и дыхательных волн достаточно хорошо разработана и ее практическое отличие от устройств исследования импеданса заключается, в основном, в ограничении частотного диапазона и применении специальных электродов. Попытки перенести методы измерения электропроводности, известные для жидкостей, на биологические ткани, привели к появлению методов и устройств электроплетизмографии. Однако при этом определялась только часть импеданса непосредственно связанная с кровенаполнением исследуемого участка тела, что составляет доли процента. Вне внимания исследователей остался вопрос об информативности полного импеданса биоструктур. Возникла необходимость разработки новых приборов и методов, причем позволяющих осуществить перенос данных о параметрах изолированных структур на целостные организмы. Устройства для измерения импеданса В литературе известны методы и устройства для регистрации пассивных электрических свойств биоструктур, но серийно выпускаются только несколько из них. В частности одним из таких приборов можно считать разработанный СОПКТБ ВАСХНИЛ совместно с Институтом физиологии СО РАМН высокочастотный портативный кондуктометр "Тонус – 2", в основе которого лежит способ тестирования биологических тканей электрическим током, величина которого ниже пороговой. Прибор позволяет измерять модуль электрического импеданса ткани (прижизненно) нам двух фиксированных частотах 10 кГц и 1 МГц и вести непрерывную оценку состояния организма человека. Диапазон измерения сопротивления — от 20 до 10000 Ом, на частоте 10 кГц и от 30 до 3000 Ом на частое 1 МГц, с погрешностью не более 2%, при величине тестирующего тока 10 мкА. Измерения на двух частотах производятся последовательно. Прибор апробирован в условиях биологического эксперимента на лабораторных животных и растительных объектах, а также при оценке функционального состояния человека по результатам полученным [144, 145, 146, 209]. Результаты апробации показали высокую эффективность и надежность прибора. Впоследствии, тем же авторским коллективом, был разработан более совершенный прибор «Биотемп», позволяющий не только регистрировать сразу несколько параметров, но и рассчитывать отношение импедансов на двух частотах. Еще один прибор, выпускавшийся серийно Ереванским приборостроительным заводом, «Тигран Д» предназначался предварительно для использования в сельском хозяйстве (контроль за качеством молока и всхожестью картофеля). В его основу положен принцип измерения электрического сопротивления исследуемого объекта при его замещении контрольным известным сопротивлением. Приборное устройство позволяло измерять также импеданс биообъекта на двух фиксированных частотах, но в отличие от прибора "Тонус – 2", на частоте 2 и 200 кГц. Незначительная модификация этого прибора и его адаптация к использованию в исследованиях на человеке была проведена по данным [209]. В. В последующем, ими предложен более удобный для медико-биологического эксперимента способ и приборное устройство, позволяющие оценивать не только уровень электрического импеданса тела, но и сравнивать параметры сопряженных или симметричных участков. Использование специальной системы датчиков позволило расширить диапазон использования прибора для контроля состояния биологических жидкостей. Особенности датчиков измерения импеданса Датчики–электроды для измерения импеданса биологических тканей различаются не только конструктивно, но и по своему функциональному предназначению. В ряде практических случаев электроды вводятся непосредственно в исследуемые ткани: мозг, мышцы и т.д. Для таких специфических задач используются игольчатые электроды или петлеобразные. Такие конструкции электродов широко распространены при исследовании характеристик изолированных тканей, при исследовании процессов заживления ран, оценке локализации гнойно-воспалительного очага или характеристик опухолей, когда электроды вводятся непосредственно с поверхности кожи. Методически использование датчиков такого типа в последние годы обосновано в работах А. П. Хачатряна, Л. Н. Черновой и Ю. В. Торнуева. Другой, несколько упрощенный способ измерения импеданса предполагает использование накладных пластинчатых электродов, нашедших широкое применение в электроплетизмографии, при измерении полного импеданса участков тела человека [127, 139, 143, 144, 146]. Хорошо известно, что сопротивление поверхностных слоев кожи весьма нестабильно, более того, непостоянство контакта электрод–кожа вносит дополнительные неточности в результаты измерений. Механическая обработка кожи, применение специальных электропроводящих паст позволяют несколько снизить погрешности измерений, но не исключают их полностью. Электроды транскутанного типа обладают существенной приэлектродной поляризацией. Для ее исключения применяют более высокие тестирующие частоты и снижают уровень тестирующего тока до 30 мкА. Сильное прижатие электродов к поверхности кожи нарушают кровоснабжение в подлежащих тканях, что оказывает значительное влияние на результаты измерений, поэтому важно поддерживать оптимальный уровень прижатия датчика к телу в процессе всего эксперимента. Электроды с пастой частично лишены этих недостатков, однако не всегда удобны при измерении импеданса тканей внутренних органов. Еще одним важным моментом в выборе электродов является их площадь. Для обеспечения локальности измерения желательно снижать размеры датчиков, однако, если датчики имеют площадь порядка 0,2 см2, то влияние их на результат становится незначительным. Таким образом, каждый вариант нужно рассматривать отдельно. Из данных специальной литературы известно, что сопротивление участка тела между двумя электродами может быть записано в виде: R 1 1 , 2 d 2 d1 (2.18) где d1 и d2 – диаметры электродов, ρ – удельное сопротивление среды между двумя электродами. Если d1 и d2 соизмеримы, то сопротивление регистрируется под обоими электродами, если d1 << d2, то выражение 2.12 упрощается: R d1 2 (2.19) Этот случай наиболее часто встречается в медикобиологической практике: индифферентный электрод значительно больше активного. Так, согласно данным Пальчикова В. Е. (1987) и Торнуева Ю. В. (1990), оптимальным оказался размер активного электрода 0,2 см2 (диаметр 0,5 мм), а индифферентного (пассивного) — 40 см2. Устранение нежелательных приэлектродных эффектов возможно также с помощью специальных технических приемов, в частности, использованием классической четырехэлектродной схемы [96], или схемы сравнения измеренных значений импеданса двух участков тела [209]. В последнем случае допустимо применять стандартные реографические электроды, однако площадь и прочие параметры датчиков, накладываемых на сопряженные или симметричные участки кожи должны быть идентичны. Для измерения импеданса мягких тканей тела при оперативном вмешательстве накладные электроды оказываются по ряду специфических причин неэффективны. Более удобны уже упомянутые датчики игольчатого типа, вводимые подкожно. Такой датчик состоит из двух частей: собственно электродов и линейки (рис. 2.9, 2.10). Корпус датчика выполняется из органического стекла, в который вмонтированы два металлических (нержавеющая сталь) игольчатых электрода. У основания датчика есть отметка для привязки к показаниям линейки. Размеры иголок 500,8 мм, расстояние между иглами 7 мм. Иглы покрыты изолирующим материалом оставляя для обеспечения контакта с исследуемым материалом только кончик электрода на расстоянии около 3 мм. Линейка закреплена на основании, в котором имеется два отверстия для прохождения игольчатых электродов. При измерениях на симметричных участках тела или парных органах целесообразно использовать два идентичных датчика. При исследовании импеданса жидкостей применяются стандартные кондуктометрические ячейки. В упомянутой работе Ю. В. Торнуева описано простое решение кондуктометрической ячейки, позволяющее осуществить выравнивание температур сравниваемых жидкостей и одновременно избавиться от приконтактных артефактов. Конструктивно датчик (рис. 2.9) cостоит из проводящего металлического корпуса (1) с двумя цилиндрическими углублениями (2), представляющими собой кондуктометрические ячейки. В основании ячеек располагается по одному активному электроду (3), роль третьего — индифферентного играет сам корпус датчика. Металлический корпус обеспечивает быстрое выравнивание температур исследуемых жидкостей, измерение импеданса происходит по методикам замещения или регистрации суммарного тока, описанным выше. Для удобства металлический корпус датчика закреплен на пластмассовом основании. Использование двух ячеек гарантирует почти полную компенсацию поляризационных и других приэлектродных явлений, что способствует повышению точности измерений. Обычно в ячейках происходит рассеивание силовых линий тока, область распространения которых зависит от формы электролитической ячейки, расположения электродов и объема раствора в ячейке. Зависимость удельной электропроводности жидкости от сопротивления, замеренного прибором, выражают уравнением: К 1 , R (2.20) где К — константа ячейки, см–1. Константа ячейки возрастает с увеличением расстояния между электродами и уменьшением их площади. При постоянной К в определенном диапазоне сопротивлений можно рассчитать удельное сопротивление различных растворов. Константу ячейки находят из соотношения: К = δ R, с помощью стандартных растворов KCl, для которых удельная электропроводность известна с высокой точностью. Значение константы ячейки используемого нами датчика, равно 1, следовательно, замеренные показатели электрического сопротивления жидкости, численно соответствуют ее удельному сопротивлению (рис. 2.11). В литературе встречаются различные электрические схемы замещения живой ткани. Когда рассматривается физический смысл электропроводности ее часто рассчитывают по известной формуле закона Ома. В действительности, такое представление весьма относительно и применимо с оговорками в ряде конкретных случаев, например, при толщине живой ткани меньше линейных размеров электродов. Если же имеет место обратное соотношение, то понятие удельная электропроводность теряет физический смысл. Если участок эпидермиса заключен между двумя достаточно большими электродами таким образом, что наружная поверхность рогового слоя соприкасается с одним электродом, а базальный слой клеток — со вторым, то в этом случае условные токовые линии параллельны друг другу, хотя и пересекают все слои эпидермиса, обладающие различной структурой, плотностью и составом. Здесь весьма условно можно говорить об удельной электропроводности эпидермиса. Такие условия могут быть в опытах при исследовании на целостном организме животных или во время оперативного вмешательства. Как правило, толщина тканей в межэлектродном промежутке во много раз превышает площадь электродов. В результате условные линии тока не будут параллельны, плотность тока будет наибольшей в непосредственной близости от электродов и быстро уменьшаться по мере удаления от электрода. Так как ткани неоднородны и являются с физической точки зрения сложными объемными проводниками, в которых распределение токов неравномерно и своеобразно, понятие удельной электропроводности к ним неприменимо. Как правило, электропроводность рассчитывают на единицу контакта электрода с тканью. Этот показатель в биологической науке служит критерием проводящих свойств тканей. Применительно к биологическим проводникам удельная электрическая проводимость YО — комплексная величина, представляющая электрическую проводимость живой ткани, приходящуюся на единицу площади контакта с ней электрода: YO Y , SO (2.21) где Y — проводимость ткани, измеренная импедансометром; SО — площадь контакта. Понятие «единичной проводимости» уточняет условия экспериментов при взаимном сравнении электропроводности различных тканей. Непременное условие – соблюдение постоянства площади и степени контакта электрода с тканью. Именно специфическими особенностями биотканей и методикой измерений объясняется сложность сопоставления данных, полученных разными экспериментаторами. В каждом конкретном случае исследователи использовали свои датчиковые устройства, не всегда унифицированные. Тем не менее соотношения при послойном измерении эпидермальных и субэпидермальных тканей и тем более различных органов сохраняется. В ряде практических работ используют безразмерные показатели: коэффициент поляризации, коэффициент асимметрии и др. Рис. 2.9. Линейка для контроля погружения электрода. 4 4 К регистрирующему прибору 3 2 2 50-100 мм 1 — электродная часть; 2 — изолирующий материал; 3 — контрольная метка; 4 — симметричный выход. 1 1 3 мм 7 мм Рис. 2.10. Игольчатый электрод для измерения импеданса мягких тканей 2 2 1 4 3 4 3 2 2 2 4 4 3 1 — металлический корпус; 2 — цилиндрическое углубление; 3 — активный электрод; 4 — изолирующее кольцо. 1 3 К измерительному прибору Рис. 2.11. Двухячеечный датчик для измерения импеданса биологических жидкостей. б а U U в R1>R2>R3…>Rn U Рис. 2.12. Распределение плотности тока и сопротивления в ткани между электродами (сечение). а — диаметр электрода больше толщины ткани; б — диаметр электрода меньше толщины ткани; в — распределение сопротивлений (R). ГЛАВА 7. ОТДЕЛЬНЫЕ АСПЕКТЫ ПРИМЕНЕНИЯ ТЕОРИИ ИМПЕДАНСА БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ В МЕДИЦИНСКОЙ ПРАКТИКЕ К вопросу о клиническом применении метода импедансометрии Анализ специальной медико-биологической литературы по вопросам электроимпедансометрии свидетельствует о том, что несмотря на относительно широкое применение метода в клинической практике и эксперименте, практически отсутствует банк количественных данных, особенно при измерении импеданса на сравнительно низких частотах в пределах от 1 до 1000 кГц. Поэтому свести их воедино и систематизировать не представляется возможным, тем более при измерении параметров прижизненно (in vivo). Вместе с тем можно констатировать, что на практике не всегда необходимо знать и измерять истинные количественные значения электропроводности тканей, важно знать их порядок и соотношения для различных структур. Более того, в ряде работ [143, 222, 208] показана высокая информативность не столько абсолютных значений показателей электропроводности, сколько их относительных изменений (по сравнению с нормой, уровнем показателя сопредельных или симметричных участков и т.д.). Это обстоятельство позволяет нам использовать, в качестве критериев для выбора мощности электрического воздействия в электрохирургических аппаратах, известные из литературы данные об электрофизических параметрах биотканей. Мы рассматриваем вопрос об использовании безразмерных показателей, включая и так называемый коэффициент поляризации тканей по Тарусову при измерении импеданса тканей на двух фиксированных частотах. Так, резкое изменение показателя (градиент) при послойной регистрации импеданса ткани или просмотре поверхностного распределения импеданса является критерием отклонения ее состояния от нормы, т. е. имеет диагностическое значение. Используя это предположение, в указанных работах были получены диагностические критерии гипертонической болезни, воспалительных и опухолевых процессов в желудке, форм лактационного мастита. Естественно, что возникает вопрос о возможности выявления неоднородностей в биотканях, вызванных не только эндогенными процессами в организме, но и экзогенными, например при термовоздействиях, когда также наблюдаются деструктивные и некротические процессы в тканях и практически очень важно оценить их распространенность и степень поражения. Теоретически все ясно: изменения в тканях с неизбежностью отразятся на их электрофизических характеристиках. Другое дело, возможно ли их зафиксировать с помощью существующих средств и отдифференцировать от артефактов, вызванных естественным дрейфом показателей во времени и их индивидуальным разбросом. Для проверки этой возможности нами выбрана естественная "клиническая" модель, проведено комплексное обследование 85 больных (женщины, возраст 20 – 45 лет) с различными формами лактационного мастита. В качестве сравнения использовали группу здоровых испытуемых добровольцев того же возрастного диапазона. Кроме того, обследована и небольшая группа больных с гнойновоспалительными процессами другой локализации (12 чел., мужчины и женщины, возраст от 18 до 50 лет) Параллельно с общим клиническим обследованием больных в условиях стационара, под общим обезболиванием, у последних оценивали электрический импеданс пораженного и интактного сопряженного или симметричного участка тела с помощью стандартного электроимпедансометра на частотах от 1 до 450 кГц. Методика измерений позволяла осуществлять регистрацию относительного изменения показателей пораженного участка по сравнению с нормой, используя в качестве замещающего сопротивление интактного участка тела. В качестве датчиков применяли уже описанные нами игольчатые электроды, позволяющие контролировать глубину их погружения. В результате проведенных исследований установлено, что в норме различие в импедансах сопряженных или симметричных точек тела не превышают 10 – 15%. Кроме того, при сравнении импедансов по использованной методике практически исключаются все артефакты измерений. Независимо от локализации очага воспаления и типа пораженной ткани зафиксированы достоверное изменение импедансов пораженных участков тела в сторону снижения и зависимость от степени развития воспалительного процесса. Характерно, что в норме на низких частотах предельные значения импеданса здоровой ткани молочной железы имели весьма широкий диапазон (500 – 900 Ом), а на высоких частотах 300 – 490 Ом. Средние значения показателей составили 62010,5 и 3809,6 Ом соответственно. Однако импеданс ткани в области инфильтрата был по крайней мере в 2 раза ниже нормы, а при развитии некротических деструктивных изменений даже в 3 раза ниже нормы, независимо от уровня показателей здорового участка ткани. Таким образом, сравнительные изменения импедансов здорового и пораженного участков тела могут быть использованы в качестве диагностических критериев Разрешающая способность метода позволяет дифференцировать ткани с различной степенью деструкции. Параметры тканей пораженных участков статистически достоверны и составляют в начальной фазе процесса 3204,2 и 2103,8 Ом, в конечной фазе — 2001,8 и 1201,2 Ом при развитии деструкции на низких и высоких частотах соответственно. Такого же порядка величины относительных изменений в тканях при развитии воспалений зафиксированы в контрольных точках у больных второй группы (панариций различной локализации). Значения импедансов непораженной ткани (кожа и подкожные структуры) в этом случае следующие: 1800 – 2200 Ом на высоких и 300 – 600 Ом на низких частотах. При послойном измерении показателей пораженных тканей путем сравнительного анализа удалось четко определить глубину залегания инфильтрата по резкому снижению импеданса. Так, у больной Г. импеданс поверхностных слоев кожи при наличии инфильтрата составил 420 Ом на частоте 450 кГц. По мере прохождения вглубь пораженного участка, электросопротивление току постепенно снижалось: на глубине 1 см — 390 Ом, 1.5 см — 350 Ом, на глубине 2 см произошло резкое падение сопротивления до 200 Ом. Это свидетельствовало о попадании электрода в область инфильтрата. Клиническими методами расположение гнойного очага зафиксировано на той же глубине (2 см). При этом импеданс здоровой ткани составил 470 Ом. У другой испытуемой показатели импеданса на поверхности кожи (здоровый участок) равнялись 310 Ом, на глубине локализации инфильтрата (1,5 см) — 160 Ом (рис. 2.13.) То есть, при послойной оценке электрических параметров тканей целесообразно проводить оценку относительного их изменения. Оценка абсолютных величин импеданса может в ряде случаев привести к ошибке в определении границ поражения тканей. R, Ом 500 400 300 200 1 2 3 4 d, см Рис. 2.13. Изменение высокочастотного (f = 450 кГц) сопротивления в очаге воспаления при прохождении электрода вглубь пораженного участка (Больная Г). Экспериментальная оценка электрического импеданса некоторых биологических тканей in vivo В современной литературе отсутствуют систематизированные данные о показателях электрического импеданса тканей на различных частотах, осуществленные прижизненно на целостных организмах. Большинство работ, как известно, выполнено на образцах переживающих тканей и лишь часть данных получена при измерении in vivo. Однако, есть несколько исследований, например, по измерению электропроводности мышечных и железистых тканей, в которых приводятся данные о показателях импеданса как прижизненно, так и на изолированных образцах (in vitro). Это обстоятельство позволило нам высказать предположение о существовании вполне определенного соотношения между значениями параметров тканей in vivo и in vitro, поскольку электропроводность тканей во многом определяется (в особенности в области сравнительно низких частот) уровнем кровотока в них. Как известно, последний довольно стабилен в норме, кроме того, установлены четкие зависимости изменения кровоснабжения тканей от степени кровопотери. Таким образом, имеется принципиальная возможность проведения сравнительной оценки показателей импеданса различных тканей прижизненно, например, интраоперационно, не проводя специальных измерений. Вместе с тем, имеющиеся данные об электрофизических свойствах биотканей получены на разных частотах: от инфранизких до сверхвысоких, и диапазон, интересующий нас (порядка 500 кГц), практически обойден вниманием исследователей. По всей вероятности, это связано с тем обстоятельством, что на более высоких частотах порядка десятков сотен и тысяч мегагерц наблюдается ярко выраженное биологическое действие токов — серьезные морфофункциональные изменения в тканях. Известно, что электропроводность тканей испытывает дисперсию в зависимости от частоты тестирующего тока, причем кривая дисперсии имеет сравнительно плавный ход: электропроводность тканей вне зависимости от ее специализации возрастает с увеличением частоты. Таким образом, зная крутизну дисперсионной кривой можно оценить уровень параметров в интересующем нас диапазоне частот. Поскольку в современной медико-биологической литературе мы не нашли ответа на интересующие нас вопросы, то провели совместно с сотрудниками СО РАМН серию специальных экспериментов по проверке высказанных предположений. Нами выполнено комплексное клинико-физиологическое обследование группы больных и здоровых испытуемых добровольцев в условиях стационара (125 чел., в том числе мужчин 54, женщин 71 в возрасте от 20 до 45 лет). Кроме того, осуществлена специальная серия исследований на лабораторных животных (крысы линии "Вистар", n= 25) и образцах тканей различных органов экспериментальных животных (75 образцов). Измерение электрического импеданса тканей проводили с помощью стандартных электроимпедансометров на частотах 2, 10, 200, 500 и 1000 кГц. В качестве датчиков использовали игольчатые и накладные электроды, описанные выше. Проводили оценку электрического импеданса сердечной мышцы печени и почки крыс in vivo и их изолированных образцов. В результате экспериментов получены дисперсионные кривые электропроводности тканей в сравнительно широком диапазоне частот от 2 до 1000 кГц. При этом, средние значения импеданса мышцы сердца крысы in vivo на частоте 500 кГц составили 65025 Ом, при измерении с использовании монополярного игольчатого датчика, что соответствует величине порядка 400 – 420 Ом при биполярном измерении. Импеданс образцов свежих тканей, согласно данным наших измерений, изменялся в более широких пределах (400 – 600 Ом), что хорошо согласуется с данными литературы. Аналогичные зависимости получены и для тканей почки и печени, сердца. Коэффициент пересчета показателей, таким образом, поддерживается на уровне 1,2 – 1,25. Дисперсионные кривые для этого типа тканей приведены на рис. 2.14а, б, в. Как видно, разброс показателей импеданса от 300 до 600 кГц не превышает 10%. Учитывая это обстоятельство, для практических расчетов показателей импеданса тканей на выбранной нами частоте (450 кГц), с успехом можно пользоваться известными литературными данными, полученными на других, но сравнительно близких частотах: от 200 до 1000 кГц. Однако в литературе практически отсутствуют сведения о показателях импеданса железистых тканей (молочной, щитовидной желез) и слизистых оболочек желудочнокишечного тракта. Между тем в хирургической практике очень часто приходится сталкиваться с необходимостью иссечения именно этих тканей. В этой связи нами проведена серия экспериментальных исследований электрического импеданса тканей этих органов во время проведения плановых операций в стационарных условиях. Так, для молочной железы в норме дисперсионная кривая имеет вид, представленный на рис 2.15а. (Изменения импеданса ткани железы на частотах порядка 500 кГц находились в пределах 300 – 330 Ом), для щитовидной железы средние значения импеданса на этой частоте порядка 220 Ом (см. рис. 2.15б.). Характерно, что при развитии в молочной и щитовидной железах доброкачественных или злокачественных опухолей удалось выявить достоверные изменения показателей (по данным [220]), что позволяет использовать полученные данные при рассечении, определении границ и удалении пораженных тканей. Отдельная серия экспериментов осуществлена во время плановых операций на желудке по случаю удаления опухолей и иссечения язв, а также при эндоскопическом обследовании больных. Получены средние значения импеданса здоровой слизистой оболочки желудка на низких (2 кГц) и высоких (200 кГц) частотах: 480 12,6 и 240 13,2 Ом соответственно. Оценка импеданса пораженных тканей (опухоли) в опытах А. П. Хачатряна показала его достоверное отличие от здоровых. Таким образом, имеется возможность использования данных импедансометрии слизистых желудка для оценки мощности электрохирургического аппарата и дифференциации здоровых и пораженных тканей. Обстоятельства, изложенные выше, позволяют нам использовать в качестве критериев для выбора мощности электрохирургического воздействия в электрохирургии известные из литературы и проведенных исследований данные об электрофизических параметрах биотканей. Более того, в последних работах ряда авторов показана высокая информативность не столько абсолютных значений показателей электропроводности, сколько их относительных изменений (по сравнению с нормой, уровнем показателя сопредельных или симметричных участков и т.д.) То есть поднят вопрос об использовании безразмерных показателей, включая и так называемый коэффициент поляризации тканей по Тарусову при измерении импеданса тканей на двух фиксированных частотах. R, Ом а 1200 1000 800 600 400 200 f, Гц 103 104 105 106 R, Ом 1200 б 1000 800 600 400 200 f, Гц 103 104 105 106 в R, Ом 500 300 100 f, Гц 103 104 105 106 Рис. 2.14. Дисперсия электрического импеданса мышцы сердца (а), ткани печени (б), почки (в). R, Ом а 700 500 300 200 f, Гц 103 R, Ом 104 105 106 б 500 400 300 200 100 f, Гц 103 104 105 106 Рис. 2.15. Дисперсия электрического импеданса женской молочной железы (а) и щитовидной железы (б) в норме, in vivo. В заключение этого раздела мы вправе сделать некоторые выводы и обобщения, в частности: имеющиеся результаты исследований по оценке зависимости импеданса живых биологических тканей от частоты делают обоснованным вывод об информативности величины импеданса для дифференциации различных видов биотканей и их биологического состояния; в величине импеданса на частоте электрохирургического воздействия на 90–95% превалирует активная составляющая, что при оптимизации режимов указанного воздействия в ряде случаев позволяет пренебречь иными составляющими импеданса биологической ткани; результаты исследований по измерению импеданса биотканей в различном биологическом состоянии на частоте 2 кГц и 440 кГц показывают достоверное отличие коэффициента поляризации по Тарусову для здоровых и опухолевых (имеются в виду опухоли онкологического характера) биологических тканей; исследование граничных значений импеданса при термическом воздействии на биологические ткани позволило выявить предельно допустимую величину при электрохирургическом воздействии на уровне 3 — 5 кОм. На основании этих и некоторых других обобщений мы сочли возможным поставить задачу создания импедансного электрохирургического аппарата, как более перспективного для щадящего воздействия на биоткани, по сравнению с аппаратами, созданными на принципах плазменного, лазерного или ультразвукового воздействия. РАЗДЕЛ 3 ....................................................................................... 141 ТЕОРИЯ СОЗДАНИЯ ИМПЕДАНСНОГО ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО АППАРАТА ........................... 141 ГЛАВА 8. ОБЩИЕ ПРИНЦИПЫ РАБОТЫ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ ...................... 142 Основные понятия. ............................................................... 142 Частота и форма высокочастотного тока. .......................... 144 Режимы работы..................................................................... 146 Электрохирургические электроды...................................... 148 ГЛАВА 9. ОБЗОР МЕДИЦИНСКИХ ПРИБОРОВ ДЛЯ ДЕСТРУКЦИИ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ ПОСРЕДСТВОМ ТЕПЛОВОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ ............... 151 Воздействие хирургическим плазменным медицинским аппаратом .............................................................................. 151 Воздействие хирургическим лазерным медицинским аппаратом .............................................................................. 153 Воздействие ультразвуковым медицинским аппаратом .. 155 Электрокаутеры и электрохирургические аппараты ........ 158 Сравнительные характеристики воздействия на биологические ткани посредством тепла ........................... 159 ГЛАВА 10. ИССЛЕДОВАНИЕ ОСНОВНЫХ ФИЗИЧЕСКИХ ФАКТОРОВ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ ...................................................................................................... 91 Исследование энергетических и электромагнитных процессов при электрохирургическом воздействии ........... 91 Воздействие электромагнитных полей на биологические системы, как основы для выбора частоты электрохирургического воздействия .................................... 94 Воздействие электромагнитного поля на изолированные ткани и клетки......................................................................... 98 Исследование тепловых процессов при электрохирургическом воздействии в структуре биологической ткани............................................................ 102 Исследование скорости перемещения активного электрода, как фактора обеспечения щадящего электрохирургического воздействия ........................................................................... 113 Исследование минимума пульсовой волны, как фактора обеспечения стабильного гемостаза ................................... 119 Исследование возможности применения импедансного подхода для достоверного удаления онкологических образований и пораженных биотканей .............................. 124 Исследование оптимальной мощности электрохирургического воздействия импедансного электрохирургического аппарата ........................................ 127 Некоторые представления об идеальном электрохирургическом аппарате ......................................... 135 ГЛАВА 11. ПОСТРОЕНИЕ УНИВЕРСАЛЬНОГО ИМПЕДАНСНОГО ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО АППАРАТА СО ЩАДЯЩИМИ ХАРАКТЕРИСТИКАМИ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ ................ 138 Медико-технические требования к разработке универсального импедансного электрохирургического комплекса .............................................................................. 138 Состав универсального импедансного электрохирургического комплекса. .................................... 140 Система управления и мониторирования универсального импедансного электрохирургического комплекса. ........... 144 Схемно-техническое решение и структурная схема универсального импедансного электрохирургического комплекса .............................................................................. 144 ГЛАВА 12. СОЗДАНИЕ СПЕЦИАЛИЗИРОВАННЫХ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ И ИХ ПРАКТИЧЕСКАЯ РЕАЛИЗАЦИЯ ......................................... 148 Импедансный электрохирургический аппарат для лечения варикозной болезни нижних конечностей ......................... 148 Импедансный электрохирургический аппарат для торакальной хирургии.......................................................... 156 Импедансный электрохирургический аппарат для гинекологии .......................................................................... 158 РАЗДЕЛ 3 ТЕОРИЯ СОЗДАНИЯ ИМПЕДАНСНОГО ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО АППАРАТА ГЛАВА 8. ОБЩИЕ ПРИНЦИПЫ РАБОТЫ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ Основные понятия. Для рассмотрения принципов работы электрохирургического аппарата рассмотрим его конструктивное исполнение на примере аппарата ЭХВЧ 350–4, разработанного и изготавливаемого Сибирским научноисследовательским и испытательным центром медицинской техники. Внешний вид аппарата приведен на рис. 3. 1. Нейтральный электрод Источник тока высокой частоты (ИТВЧ) Инструмент для моноактивных воздействий Ножной переключатель (педаль) Пинцеты биполярные Электрододержатель Инструмент для гинекологии Рис. 3. 1 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. 3. 2. Расшифровка обозначений на электрохирургических аппаратах Частота и форма высокочастотного тока. Как мы уже отмечали, 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 [84]. 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. электрохирургия 50 Гц сетевая частота 660 кГц радиочастоты 100 кГц частота нервно–мышечной стимуляции 60 МГц телевизионные частоты 440 кГц оптимальная частота электрохирургии Рис. 3. 3 Диапазон электрохирургических аппаратах частот, используемых в 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. На этом принципе основана работа электрохирургического аппарата ЭН–57, ЭХВЧ 500 («Жасмин») и ряда других. 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 [19, 20, 22, 27, 34, 39]. 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 [23, 30, 31, 32, 33]. Описанный принцип реализован в электрохирургических аппаратах, выпускаемых Сибирским научно-исследовательским и испытательным центром медицинской техники, таких как ЭХВЧ 100–5, ЭХВЧ 150–1, ЭХВЧ 350–4 и других из этой серии. Режимы работы. 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. Для режима «Резание» используется немодулированное высокочастотное напряжение. По определению, данному в ГОСТ Р 50267.2, резание — рассечение ткани тела, вызванное протеканием высокочастотного тока высокой плотности в месте приложения активного электрода. 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 дезинтеграция прилежащих тканей. Имеют место также изменения микроциркуляции и сосудистого тонуса, возбуждение рецепторных образований, нарушения процессов синаптической передачи и проводимости нервных стволов и пр.. Режим «Коагуляция» характеризуется тем, что напряжение подается одиночными импульсами или пачками импульсов, между которыми имеются паузы. Время паузы в несколько раз превышает время импульса. Еще одним режимом, часто используемым в электрохирургических аппаратах, является режим «Смешанный». Несмотря на название режима, это не означает, что в нем «смешаны» первые два режима. Скорее, это применение иных законов модуляции сигнала, за счет чего изменяется характер гемостаза в оперируемой ткани. Воздействие на «единичную клетку» при этих режимах 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. Полный анализ биофизических процессов не является целью данной работы, поэтому перечислим только некоторые: изменение конформации белков и мембран, проницаемости мембран и кинетических параметров ферментативных реакций и т.д. Однако следует отметить, что коагуляция не приводящая к фульгурации не вызывает реакций, выходящих за рамки реакции активации или стресс–реакции. Многие из реакций, вызванных протеканием высокочастотного тока при электрохирургической коагуляции, прямо или опосредованно способствуют включению саногенетических механизмов в органах и тканях. На рис. 3. 4 проиллюстрированы описанные режимы. Напряжение высокой частоты, В Частота, кГц режим РЕЗАНИЕ режим КОАГУЛЯЦИЯ 1 Q=2 режим КОАГУЛЯЦИЯ 2 Q= 3 - 4 Рис. 3. 4. Частотная характеристика электрохирургических аппаратов режимов работы Далее уместно сделать дополнительные пояснения об особенностях каждой из составляющих электрической цепи, создаваемой для электрохирургического воздействия. 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 собственной разработки 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. Активный электрод, применяемый для коагуляции кровеносных и лимфатических сосудов в монополярном режиме, может также иметь форму иглы, но наряду с этим используются различные варианты площадок, чашечек и шариков. Активный электрод для коагуляции в биполярном режиме представляет собой пинцет, бранши которого разделены изоляционным материалом и имеют токоведущие штыри для подключения к соответствующему кабелю электрохирургического аппарата. Более точный выбор электрода должен производить хирург, исходя из особенностей операционного поля и удобства доступа к месту электрохирургического воздействия [25, 41, 84]. 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 [84, 254]. 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. Технические требования предполагают, во–первых, обеспечение всех мер, предотвращающих опасность поражения электрическим током, а во–вторых — необходимые функции управления режимами работы аппарата: включение и выключение высокочастотного тока с помощью педали или кнопок на электрододержателе во всех режимах работы аппарата; возможность изменения выходной мощности кнопками на электрододержателе и т.п [165, 166, 167, 168, 169]. У электрохирургических аппаратов, которые выпускаются Сибирским научно-исследовательским и испытательным центром медицинской техники, дополнительным удобством является то, что электрододержатель может подвергаться паровой стерилизации вместе с кабелем, изготовленным из специального материала. ГЛАВА 9. ОБЗОР МЕДИЦИНСКИХ ПРИБОРОВ ДЛЯ ДЕСТРУКЦИИ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ ПОСРЕДСТВОМ ТЕПЛОВОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ Хирургические медицинские аппараты, основанные на тепловом воздействии на биоткани пациента, приводящем к рассечению этих биотканей, коагуляции кровеносных сосудов, в последние 15 – 20 лет имеют тенденцию к широкому применению. К ним относятся плазменные, лазерные, ультразвуковые, электрокаутерные и электрохирургические аппараты. Воздействие хирургическим медицинским аппаратом плазменным Основное назначение хирургического плазменного медицинского аппарата (ХПМА) – остановка кровотечения из больших раневых поверхностей, что часто встречается при хирургических вмешательствах на паренхиматозных органах. Вместе с тем, из теории взаимодействия плазмы с биологическими тканями и физики самой плазмы, очевидна возможность применения ее для деструкции биотканей за счет ярко выраженных процессов испарения и сублимации [49]. Для проведения указанных манипуляций требуется большая концентрация энергии плазменного потока, который позволяет проводить рассечение стенок органов желудочно-кишечного тракта, кист или испарение абсцессов, небольших новообразований. Медицинские аппараты, использующие плазму, созданы в Москве (плазменный хирургический комплекс «Факел-01») и Смоленске (скальпель плазменный СУПР-2М и СУПР-М). Процесс воздействия плазменным скальпелем зависит от соотношения многих параметров, таких например, как регулирование давления газа в полости операционной раны; среднемассовой температурой плазмы; объемным расходом плазмообразующего газа; динамическим напором плазмы и вольт–амперной характеристикой электрического разряда. Очевидно, что все указанные параметры взаимосвязаны, изменяются по разным законам и осуществить эффективное регулирование параметров хирургического воздействия практически невозможно. Рис. 3.5 Внешний вид плазменного хирургического аппарата За счет этого толщина термического поражения раневой поверхности подвергнутой воздействию хирургическим плазменным медицинским аппаратом колеблется в весьма широких пределах и может составлять 1500 — 2000 мкм. К недостаткам ХПМА следует отнести также большую вероятность возникновения газовой эмболии, когда давление газа превышает давление в венозном русле. Воздействие хирургическим медицинским аппаратом лазерным Лазерные медицинские аппараты по функциональному применению можно разделить на три основных направления: лазерная терапия, лазерная хирургия, лазерная диагностика. При этом доля рассматриваемой нами сферы лазерной хирургии в настоящее время достигла 15% и имеет тенденцию к увеличению [140]. В основе аппарата могут лежать как газовые, так и твердотельные лазерные устройства. Луч лазера обычно преобразуется оптическим блоком и имеет регулируемое световое пятно размером от 300 мкм до нескольких миллиметров. Эффективность хирургических лазерных медицинских аппаратов определяется тепловой энергией, подводимой к биотканям. Количество энергии в основном определяется мощностью лазерного устройства, длительностью импульса лазерного излучения, которое может быть от нескольких наносекунд до секунд, частотой импульсов, а также диаметром светового пятна. Плотность энергии в рабочей плоскости может колебаться от 100 до нескольких тысяч МДж/см2. Использование хирургического лазерного медицинского аппарата (ХЛМА) при хирургических вмешательствах стало обычным, т. к. луч лазера в диапазоне длин волн от 500 до 2300 нм и мощностью от 1 до 500 Вт дает возможность локально воздействовать на биоткани. Тепловое воздействие лазерного излучения вызывает деструкцию биотканей и их клеточных структур, рассекая их с кровоостанавливающим эффектом. В зоне хирургического вмешательства после воздействия ХЛМА гладкомышечные, соединительные тканевые клетки, нервные клетки, элементы капилляров, вен, клетки серозной оболочки и эпителейные выстилки находятся в состоянии коагуляционного некроза. При этом выражен травматический отек. Регулирование выходной мощности ХЛМА во время хирургического вмешательства проводится по следам проведенных воздействий в оперируемом поле. В этом случае визуально определяется степень гемостаза или некроза тканей, подвергшихся тепловому воздействию и, при необходимости, процесс повторяется для закрепления эффекта. Рис. 3.6 Внешний вид лазерного хирургического аппарата Хирургические лазерные медицинские аппараты разрабатываются и изготавливаются в г. Москве, а также в г. Новосибирске Институтом Лазерной физики СО РАН. Некоторые, маломощные, типа «Медилекс», проводят рассечение и коагуляцию в офтальмологии, другие, более мощные, типа «Мелаз», используются при хирургических вмешательствах для рассечения и коагуляции печени, селезенки, поджелудочной железы. В области лазерной техники в настоящее время большой проблемой для изготовителей и лечебных учреждений является следующее. При достаточно большой распространенности в медицинской практике высокоэффективных лазерных технологий недостаточно развито метрологическое обеспечение средств регулирования и контроля процесса воздействия. В результате в процессе лечения производится, по–существу, неконтролируемое воздействие лазерного излучения на организм, что резко снижает эффективность метода. Воздействие аппаратом ультразвуковым медицинским Теория воздействия на биологические ткани ультразвуковым медицинским аппаратом основывается на двух базовых принципах передачи энергии ультразвуковых колебаний в биологические ткани [61, 105, 148, 149, 182]. Первый из них предполагает использование волновых свойств, когда ультразвуковые волны значительной интенсивности оказывают термическое разрушающее воздействие на ткани, оказывающиеся в «фокусе» излучения и не повреждают рядом лежащие клетки организма. Однако, при кажущейся простоте теоретического аспекта, практически этот способ доставки энергии ультразвука к биологическим тканям практически не применяется (кроме литотрипсии), т.к. задача получения высокой точности фокусирования ультразвуковых волн технически очень сложная и дорогостоящая. Другой принцип предусматривает доставку ультразвуковых колебаний посредством специального инструмента, подключенного к источнику энергии. Для реализации этого принципа созданы аппараты, состоящие из следующих основных узлов: генератора низкочастотных ультразвуковых колебаний; акустического узла, в котором преобразуются электрические колебания сначала в механические, а затем в упругие; волновода–инструмента, посредством которого собственно и достигается контакт с тканью пациента. При использовании ультразвукового аппарата в хирургии необходимо иметь в виду, что физико–механические и химические процессы создают как позитивные, так и негативные явления в биологических тканях. К указанным процессам, в основном относятся: акустические течения, кавитация, переменное давление и колебательная скорость. Кроме того, имеют место диффузионные процессы, образующиеся при появлении ультразвуковых колебаний, такие как кавитация, акустическое перемешивание, переменное ультразвуковое давление и выделение тепла [226]. На количество тепла, выделяемого при ультразвуковом рассечении мягких тканей, в основном влияют следующие параметры: частота ультразвуковых колебаний, скорость перемещения инструмента, амплитуда колебаний и геометрия хирургического волновода–инструмента, погруженного в биоткани. Частота ультразвуковых колебаний при рассечении мягких биотканей колеблется от 22 до 44 кГц. С увеличением частоты температура в зоне хирургического воздействия повышается на 10 — 20оС. Необходимо также отметить противоречие, которое возникает при обсуждении возможности минимального травмирования тканей, прилегающих к области воздействия. Оно заключается в том, что при увеличении скорости ультразвукового рассечения ткани снижается общее время оперативного вмешательства, однако неизбежно возрастает усилие, прикладываемое к инструменту. Таким образом, желая увеличить темп операции, хирург одновременно увеличивает травматичность воздействия. В случае если увеличение темпа операции и скорости ультразвукового рассечения достигается за счет прироста акустических параметров воздействия, например, амплитуды колебаний конца волновода–инструмента, то это влечет за собой повышение температуры в области воздействия и, следовательно, повышенный некроз тканей. При увеличении амплитуды колебаний (она рекомендуется в диапазоне 40 – 45 мкм) и времени воздействия ультразвука озвученная кровь начинает терять свои свойства. Наступает гемолиз, т.е. необратимый процесс разрушения частиц крови. Визуально хирургу оценить степень этого процесса в пределах раневой поверхности не представляется возможным. При рассечении мягких биологических тканей, например, кожи, ультразвуковым хирургическим медицинским аппаратом наблюдается выраженный гемостатический эффект. По краю рассечения имеется зона повреждения ультразвуком, представленная преимущественно коагуляционным некрозом. Размеры этой зоны от 400 до 800 мкм. Обнаруживаются участки биотканей со средней и слабой степенью деструкции биотканей, в которых еще присутствуют коллагеновые волокна с локальными ожогами дезорганизации, которые расширяют зону деструкции в 2 — 5 раз. Рис. 3.7 Внешний вид ультразвукового хирургического аппарата Электрокаутеры аппараты и электрохирургические Самый простой способ подачи тепла в зону хирургического воздействия – это способ применения электрокаутеров, которые позволяют проводить деструкцию биотканей и коагуляцию сосудов. Однако разогрев окружающих тканей с помощью данного вида воздействия имеет большую площадь, что приводит к значительному поражению окружающих тканей. В связи с этим электрокаутеры в основном применяются при коагуляции кровеносных сосудов. В настоящее время используются электрокаутеры фирм Нижнего Новгорода и Москвы. В электрохирургических аппаратах (ЭХА) метод электрохирургического воздействия (ЭХВ) основан на физических и химических процессах в биотканях пациента, вызванных преимущественно тепловым действием тока высокой частоты в диапазоне частот от 0,3 до 2 МГц [84, 24, 33, 36]. На клеточном уровне — это микровзрывы клеток и закипание тканевой и межклеточной жидкости после приложения активного электрода к биологическим тканям, через которые в месте приложения протекает высокочастотный ток высокой плотности от 0,01 А/мм2 до 1 А/мм2. Электрическая мощность, поступающая в биоткань при контакте с активным электродом, не только разогревает саму ткань, но около 20 % мощности также расходуется на поддержание эндотермических (поглощающих тепло) реакций. Часть мощности, кроме того, расходуется на переход веществ, входящих в структуру биоткани, из одного фазового состояния в другое, например превращение тканевой жидкости в пар, при этом свертывание белков наблюдается уже при температуре 50 — 70ОС. Рис. 3.8 Внешний вид аппарата электрохирургического воздействия для Высокая температура в зоне действия активного электрода (100ОС и выше) способствует областичной раневой поверхности, что ценно при инфицированных биотканях; обеспечивает закрытие лимфатических и кровеносных путей за счет высушенных остатков оболочек клеток, частиц крови, лимфы, межклеточной жидкости, высушенных органических молекул и блоков молекул кровеносных сосудов; уменьшает возможность рецидивов при злокачественных опухолях. Сравнительные характеристики воздействия на биологические ткани посредством тепла Общая оценка хирургических медицинских приборов, приведенных в таблице 3.1, по параметрам последствий термических воздействий, дает возможность сделать заключение о некоторых преимуществах электрохирургических аппаратов перед плазменными, лазерными, ультразвуковыми, электрокаутерами по вышеперечисленным критериям. Толщина термического поражения каждого из хирургических медицинских приборов определялась методом гистологических исследований. Следует отметить, что ХПМА, ХЛМА в десятки раз дороже по стоимости, чем ЭХА, ультразвуковые и электрокаутерные медицинские приборы. Кроме того, перечисленные хирургические медицинские аппараты, кроме ЭХА, в силу технических особенностей не позволяют контролировать параметры деструкции биотканей, прохождения энергетической составляющей воздействия через биоткани. По этой же причине в них не реализована возможность быстро реагировать источником генерации тепла на изменившиеся обстоятельства во время хирургического вмешательства, чтобы снизить травматизм окружающих биотканей. Это связано с тем, что биологические ткани представляют собой сложную структуру, состоящую из 3 – 8 различных составляющих (мышечная нескольких видов, жировая, паренхима, сухожилия, капсула, кровь, желчь и другие), имеющих толщину от 0,01 мм до нескольких десятков миллиметров. Сравнение теоретических принципов построения аппаратов, описанных в специальной литературе, а также изучение конструкции известных аппаратов для воздействия лазерным, ультразвуковым излучением, плазмой и электрокаутеров демонстрирует ограниченные возможности управления процессом воздействия. Таким образом, осуществление предварительной оценки параметров биоткани, ее толщины, структуры и химического состава и реализация в соответствии с этими данными автоматического управления выходной мощностью вышеуказанных хирургических медицинских аппаратов на сегодня реально не осуществимо. Далее будет показано, что для электрохирургических аппаратов нами исследованы некоторые теоретические положения автоматического управления выходной мощностью. На основе этого получены практические результаты и созданы импедансные электрохирургические комплексы, отличающиеся щадящим термическим воздействием, обеспечивая в то же время оптимальный гемостаз раневой поверхности. Сравнительные характеристики медицинских аппаратов, использующих тепло, как фактор рассечения и коагуляции кровеносных сосудов Таблица 3. 1 Наименование Диаметр Толщина Заживляемос Выполнение функции хирургического воздействия термическо КПД, % ть при хирургическом медицинского аппарата (электрода), мм го раневой вмешательстве поражения поверхности d, мкм после применения аппарата 1 2 3 4 6 7 1. Плазменный аппарат 2. Лазерный аппарат 3. Ультразвуковой аппарат 4. Электрокаутер 5. Электрохирургичес кий аппарат 5–8 1500– плохая (плазменный 5 2000 поток) 0,1 – 0,5 средняя и (лазерный 150 – 500 0,1 - 5 хорошая луч) плохая 3 400 – 800 10 – 30 3–5 0,5 – 1 2000 – 50 – 60 3000 150 – 500 65 – 70 плохая Вероятность Другие несанкционир возможные ованной нежелатель перфорации ные окружающих последстви полостей и я биотканей 8 9 рассечение – 20% коагуляция – 80% высокая газовая эмболия рассечение – 50% коагуляция – 50% средняя травмати ческий отек рассечение – 100% средняя гемолиз коагуляция – 100% невысокая хорошая рассечение – 50% коагуляция – 50% малая ожоги ожоги ГЛАВА 10. ИССЛЕДОВАНИЕ ОСНОВНЫХ ФИЗИЧЕСКИХ ФАКТОРОВ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ Исследование энергетических и электромагнитных процессов при электрохирургическом воздействии Электрохирургическое воздействие в режимах рассечения и коагуляции имеет две основные составляющие: энергетическую, вызванную высокой концентрацией высокочастотного тока на активном электроде, и электромагнитную, вызванную полем при протекании того же тока через органы и биоткани пациента [29]. Начнем с энергетической составляющей, которая далее будет исследована, как тепловые процессы при электрохирургическом воздействии. Мощность, выделяемую электрохирургическим аппаратом в процессе рассечения биоткани, можно отобразить в зависимости от времени при рассечении биотканей желудка, что изображено на рис. 3. 9. Р, Вт 75 t, c 0 0,3 1,1 1,6 2,8 3,5 Рис. 3.9 Зависимость мощности электрохирургического аппарата от времени при рассечении биотканей желудка При этом структура биотканей желудка представляет собой слоеный пирог, состоящий из слоев: брюшного покрова – 1, мышечной оболочки (продольные и круговые) – 2, подслизистого слоя, с включением мышечных тканей – 3, слизистой оболочки желудка – 4, эпителия – 5. Схематично эту структуру можно представить, как показано на рис. 3.10. Рис. 3.10 Структура тканей стенки желудка (объяснения в тексте) Как мы видим на рис. 3.10, при рассечении биотканей желудка, в условных точках времени воздействия происходит изменение мощности электрохирургического аппарата, что объясняется переходом активного электрода от одного вида биоткани к другому, имеющим разные импедансы. Исследование проводилось при условии, когда площадь прикосновения активного электрода к биотканям, при данном электрохирургическом воздействии, колебалась от ~ 0,6 до 0,9 мм2, в зависимости от погружения в биоткани, а сам электрод представляет собой иглу с ограничительной изоляцией. Энергия, выделяемая при электрохирургическом воздействии на биотканях желудка, складывается из электрохирургического воздействия во время рассечения каждого из вида тканей, что иллюстрируется формулой 3.19. Энергией, выделенной при рассечении эпителия желудка, в связи с тем, что его толщина мала — 20 мкм, можно пренебречь. Wобщая = W1 (брюшной) + W2 (мышечный) + (3.1) W3 (подслизистый) + W4 (слизистый) При рассечении других видов биотканей мы будем наблюдать почти аналогичные характеристики. В общем виде этот процесс можно описать формулой: t2 Wобщая P (t )dt , (3.2) t1 где t1 и t2 – начало и конец рассечения биоткани; P(t) – функция мощности, изменяемой в процессе рассечения, зависимая также и от импеданса рассекаемой биоткани. Понятно, что только управлением мощностью на выходе ЭХА можно добиться оптимального ее значения для конкретного вида биоткани, что исключило бы ожоги и несанкционированные перфорации. Сам механизм электрохирургического воздействия на клеточном уровне – это микровзрывы клеток и закипание тканевой и межклеточной жидкости после приложения активного электрода к биоткани. Этот процесс происходит в миллисекунды. Тепло в первые доли секунды, соответственно, не успевает проникнуть в глубину ткани. Толщина коагулированной ткани в оптимальном варианте минимальна, но по своим механическим свойствам, предполагается, достаточной для закупорки высушенной кровью микрососудов и небольших сосудов. При рассечении биотканей, если приложенное напряжение достаточно велико, вспыхивает электрическая дуга. Это происходит очень быстро в микроскопическом объеме. Хоть электрическая дуга и мала в размерах, но температура в месте ее горения развивается очень высокая, что является причиной микровзрыва клетки ткани. Тысячекратно повторяясь благодаря высокой частоте тока, микроискра приводит к рассечению целого фрагмента ткани. Следить за наличием микроискр и их параметрами можно по тому воздействию, которое они оказывают на энергетические параметры высокочастотного тока. Микроискра обладает слабовыраженным выпрямляющим свойством. Вырабатываемые при этом гармонические составляющие и постоянная составляющая тока, пропорциональны интенсивности микроискры, а значит интенсивности процесса рассечения ткани. Контроль за микроискрами и организация на основе этого управляющей обратной связи, является одним из эффективнейших способов оптимизации процессов резания и коагуляции. Идея здесь проста: «… пока нет микроискр – это коагуляция, как появились, то это уже разделение ткани, т.е. резание…» Наиболее часто, с целью контроля за микроискрами, используется спектральный анализ энергетической составляющей выходного сигнала. Если появились нечетные составляющие основной частоты, то имеют место микроискры, а если появились четные гармоники и постоянная составляющая, следовательно процесс имеет необходимую для резания интенсивность. Далее остановимся на электромагнитной составляющей электрохирургического воздействия. При выделении мощности на выходе электрохирургического аппарата, необходимой для электрохирургического вмешательства, с целью проведения рассечения или коагуляции биотканей пациента, создается электромагнитное поле. Частотный спектр этого поля очень широк, от 10 килогерц до нескольких мегагерц, и в связи с этим возникает сложная картина электрических полей и вызванных ими токов, которые ограничиваются конечной проводимостью биотканей, их негомогенностью и неизотропностью. Воздействие электромагнитных полей на биологические системы, как основы для выбора частоты электрохирургического воздействия Исследованиям преобразования энергии электромагнитного поля в тепловую посвящено большое число теоретических и экспериментальных работ. На этой основе были разработаны методы применения электромагнитного поля в медицине для локального прогрева тканей и органов при некоторых заболеваниях, в частности в физиотерапии. Некоторые исследователи пытались оценить предельно допустимые интенсивности электромагнитного поля в радиочастотном диапазоне на предмет профессиональной вредности [99, 152, 153, 154, 161, 162, 163, 164, 184, 185, 193, 194]. Таким образом, были разработаны и утверждены санитарные (допустимые) нормы воздействия электромагнитного поля на организм. При высокой интенсивности полей возможен существенный нагрев тканей, приводящий к гибели организма или устойчивым патологиям [228, 229, 230, 231, 232, 234, 235, 240, 241, 251, 256, 258]. В то же время, тепловой эффект электромагнитного поля уже достаточно широко применяется в практической деятельности человека. В низкочастотном и высокочастотном диапазонах преобразование энергии электромагнитного поля в тепловую связано в основном с потерями проводимости на комплексном сопротивлении биологической ткани, вследствие выделения в тканях тепла индуцированными ионными токами. До частот порядка десятка МГц размеры тела человека и тем более животных малы по сравнению с длиной волны, поэтому ткани принято рассматривать как проводящую среду. Тогда расчеты выполняются более просто, на основе формул, выведенных для квазистатического поля. В этом случае мощность, поглощаемая в единице объема, в первом приближении, может быть представлена законами постоянного тока. Р = i2 ρ , (3.3) где Р — удельная мощность, Вт/м3 i — протекающий ток, А ρ — удельное объемное сопротивление рассматриваемого участка. Расчет, как правило, выполняется для частот от 100 кГц до 1 МГц при следующих допущениях: 1. Тело человека рассматривается как гомогенный проводящий эллипсоид; 2. Рассматривается только однородное поле, в котором тело расположено вдоль силовых линий. В этом случае для электрического поля: iE = 1,3ּ10-17 f E (3.4) Для магнитного поля: iH = 1,3ּ10-15 f H (3.5) где f — частота, Гц. Е — напряженность электрического поля, В/м Н — напряженность магнитного поля, А/м. Количество тепла (Q, кал/мин), выделенное при этом в тканях человека будет определяться соотношениями: QE= 2ּ10-20ρср f2E2 (3.6) QH= 2ּ10-16ρср f2H2, (3.7) где ρср — среднее удельное сопротивление тканей тела человека, которое на практике выбирается равным значению для мышц (170 Омсм). В диапазоне более высоких частот преобразование энергии электромагнитного поля в тепловую энергию связано не только с потерями проводимости, но и с диэлектрическими потерями. Пороговая интенсивность для тепловых эффектов в тканях живых организмов на частотах порядка 500 кГц составляет 8000 В/м или 1600 А/м. С увеличением частоты пороговая интенсивность снижается. Так, на частотах в 15 — 20 МГц показатели составляют соответственно 2500 В/м и 200 А/м. Коэффициент поглощения электромагнитной энергии пропорционален частоте и величине электрических параметров тканей (электропроводности и диэлектрической проницаемости), которые, в свою очередь, также изменяются с частотой. Однако количественные данные о расчетах проведены только для сравнительно высоких частот. В диапазоне низких частот (до десятков МГц) оценка интенсивности электромагнитного поля (допустимой в производственных условиях) проводится в зоне индукции. Расчеты проводятся отдельно для магнитной и электрической составляющей электромагнитного поля. Напряженности полей могут быть рассчитаны, исходя из следующих соотношений: V K1 S V Ea , K 2h H a (3.8) (3.9) где V – измеряемое напряжение; К1 и К2 – коэффициенты, зависящие от формы и размера излучающего электрода; S – площадь сечения электрода; h – длина электрода. Известно, что длительное воздействие электромагнитного поля с частотой 500 Гц вызывает у животных изменение артериального давления. Влияние электромагнитного поля на обмен веществ в тканях и органах человека отмечено на разных частотах — от низких до СВЧ. Зафиксированы изменения практически во всех просмотренных структурных образованиях, однако большие сдвиги отмечены при воздействии на голову животного. Однако при непосредственном излучении электромагнитного поля на ткани печени частотной зависимости не зафиксировано. Проиллюстрировать это утверждение можно на основе результатов исследования углеводного обмена в организме подопытных животных (Будко, 1964). На частотах от 10 до 100 кГц уровень сахара в крови постепенно возрастает, в то время как на более высоких частотах снижается относительно нормы. В то же время, в узком диапазоне 300 — 800 кГц частотной зависимости возникновения указанного эффекта не наблюдается. Через 20 — 30 минут, после 20 минут воздействия полем 1500 В/м, начинается возвращение к норме. Полная реабилитация наступает через 60 - 90 минут. До 1 МГц уровень сахара в крови возрастал в среднем в 4,5 раза. Последующие (через час) воздействия вызывали все большее повышение уровня сахара в крови (до 5,5 раза при четвертом воздействии), а на частоте 1 МГц эффект постепенно ослаблялся (до 2 раз после четвертого воздействия). По–видимому, вышеописанное различие в направленности эффектов, указывающих на зависимость от частоты, связано с различием глубины проникновения поля в ткани. Таким образом, изменения в организме под действием электромагнитного поля слабо специфичны: изменения того же рода могут быть и в случае действия других агентов. По мнению специалистов, эти изменения связаны с влиянием электромагнитного поля на различные отделы нервной системы, что в случае непосредственного воздействие на центральные отделы приводит к тормозным реакциям, а на периферические — к реакциям возбуждения. Как видно из многочисленных исследований биосистема оказывается более чувствительной к электромагнитному полю. Гибель животных под действием электромагнитного поля наступает в тех случаях, когда температура тела повышается до уровня выше критического, то есть 41ОС — 42ОС. При таких температурах происходят необратимые процессы, нарушается работа системы терморегуляции (уровень около 500 В/м в течение 60 минут) [50, 51, 56, 57, 59]. Однако характер процессов, приводящих к гибели живых организмов, зависит от условий воздействия электромагнитного поля: локализации участка тела, скорости и времени нагрева. Поскольку далее мы будем рассматривать воздействие электрохирургических аппаратов на биологические ткани, то необходимо отметить, что при использовании локальных коагуляторов, использующих тепловой эффект электромагнитного поля, суммарное воздействие на прочие ткани может быть незначительным, поскольку поля высокой интенсивности концентрируются в небольшом приэлектродном объеме, и быстро убывают с расстоянием. Кроме того, время воздействия слишком мало, чтобы вызвать существенные функциональные и морфологические сдвиги в тканях. Воздействие электромагнитного изолированные ткани и клетки поля на Как известно, изучать действие электромагнитного поля различных частот, выявлять эффекты взаимодействия их с биологическими структурами прижизненно затруднительно. По крайней мере, по причине сложности биологических объектов и взаимосвязи всех происходящих в них процессов. Модельные опыты на изолированных образцах тканей или клеток позволяют оценить непосредственно влияние электромагнитного поля на конкретные структуры переживающих тканей, их морфофункциональные изменения. Например, эффекты изменения углеводного обмена в печени под действием электромагнитного поля сравнительно низких частот от 0,5 до 20000 кГц с одинаковой интенсивностью в 15 В/м исследованы были еще Будко (1967). Однако в этом же диапазоне частот проведены и исследования эффекта в зависимости от интенсивности поля [89]. Характерно, что именно в интервале частот близких к 500 кГц эффект также минимален при интенсивностях от 1000 до 4000 В/м. Уровень в 1500 мВт/м приводит к снижению глюкозы на единицы процентов, а 4000 мВт/м — к увеличению на 8% относительно нормы. Все это является свидетельством того, что частота в 500 кГц является оптимальной в плане минимизации внешнего воздействия на организм. Не случайно, что именно частоты такого же порядка используются в классической реографии. Естественно, что в живом организме существует надежная защита от внешних естественных и искусственных полей: сигналов некогерентных ни с одним из полезных сигналов систем организма. Представляется, что существует две схемы защитных систем: пассивная и активная. Первая, быстро реагирующая периферическая нервная система может действовать при помощи соответствующих частотных и амплитудных фильтров и корреляторов. Каждая последующая ступень такой защитной системы вступает в действие в некотором интервале параметров внешнего электромагнитного поля. Если же пассивной системы оказывается недостаточно, в действие вступает активная защита — быстро действующая система сигнализирует медленно реагирующей центральной нервной системе (регулирующей физиологические функции) о приходящей "помехе". Система активно защищается, понижая чувствительность к восприятию "помехи". Другая, более высокая ступень активной защиты — центральная нервная система, осуществляющая регулирование физиологических процессов, — сдвигает их в таком направлении, чтобы скомпенсировать нежелательное воздействие электромагнитного поля (данное положение обосновано Прессманом А.С. в 1968 году). Такой процесс мог бы объяснить возникновение противоположно направленных эффектов под действием электромагнитного поля различных интенсивностей. Естественно, эти системы работают также в определенных пределах, пока не наступают устойчивые патологические сдвиги или гибель биообъекта. Причину кумуляции действия электромагнитного поля следует искать видимо, в способности биосистем накапливать как полезную, так и вредную информацию. В этом плане существенно учитывать не только интенсивность и время воздействия, но периодичность его (например, при работе с приборами, излучающими электромагнитное поле). К механизмам действия электромагнитного поля на регуляцию физиологических процессов можно подойти и с другой стороны, предполагая влияние электромагнитного поля на внутреннюю электромагнитную регуляцию, действующую в различных частотных диапазонах, а в случае импульсного воздействиями полями, учитывая форму импульса. Наиболее близкими к собственным электрическим сигналам в живых организмах принято считать импульсы экспоненциальной формы. В свете такой постановки вопроса электромагнитные поля могут нарушать или не нарушать функцию того или иного звена регуляции, повышая его активность в случае близости "помехи" к собственному сигналу и наоборот, когда системе навязывается вынужденный режим. По всей вероятности, частоты диапазона 500 кГц являются наиболее оптимальными и с этой точки зрения, поскольку не вызывают на уровне знаний к настоящему моменту значительных сбоев в работе регуляторных систем и морфологических сдвигов в тканях, форма же импульсного воздействия (экспонента) не является чуждой живому организму. Это обусловлено тем обстоятельством, что внутренние органы различаются по своим электрофизическим свойствам, о чем уже говорилось выше, вследствие различий клеточной структуры, состояния гидратации и кровоснабжения тканей, особенностей метаболизма. Как известно, в диапазоне частот до 1 МГц индуктивное сопротивление не выявлено. Поэтому, в качестве первого приближения, биоткани можно представить в виде лишь RC цепей. В общем случае математическое решение даже такой упрощенной задачи очень сложно. В диапазоне до 10 МГц, по теоретической оценке, минимальная интенсивность внешнего электромагнитного поля (ЭМП), при которой возможна реакция биосистемы, составляет 104 В/м (тепловой эффект в тканях), но экспериментально установлена реакция при интенсивности 10 -4 В/м (сосудистый условный рефлекс у человека). В случае электрохирургического воздействия на биоткани активным электродом электрохирургического аппарата, обычно таких высоких интенсивностей ЭМП протекает через органы и системы человека, и предполагаемые нарушения функционирования клеточных массивов можно оценить по рис. 3.11. АЭ ЭХА Пациент ПЭ АЭ, ПЭ — активный и пассивный электроды ЭХА — электрохирургический аппарат Пунктирной линией изображен путь прохождения высокочастотного тока. Рис.3.11. Прохождение электромагнитной энергии через тело при стандартном подключении пассивного электрода АЭ Пациент ПЭ ЭХА Рис.3.12. Схема подключения электродов с минимальным травмированием внутренних органов Заштрихованный конус, где высокочастотный ток имеет максимальную плотность, и есть клеточный массив с возможным разрушением самих клеток и нервных волокон. Влияние на величину этого объема ЭМП, зависит от импеданса биотканей, при увеличении импеданса величина ЭМП возрастает, при снижении — падает. Если проследить изменения плотности высокочастотного тока в организме пациента от активного электрода до пассивного электрода, то нужно отметить его резкое снижение на величину отношения: S АЭ (3.10) J АЭ J ПЭ S ПЭ где SАЭ — площадь активного электрода; SПЭ — площадь пассивного электрода; JАЭ — плотность тока у активного электрода; JПЭ — плотность тока у пассивного электрода; Распределение высокочастотных токов внутри пациента при электрохирургическом воздействии находится в прямой зависимости от геометрии неоднородностей и динамики во времени и пространстве сопротивлений биотканей тела. Но точных данных о распределении электрических полей в теле человека при внешнем воздействии ЭМП на сегодня нет. Поэтому, предполагая некоторый риск применения электрохирургического аппарата, с точки зрения воздействия ЭМП на функционирование сердечных мышц и центральной нервной системы, необходимо возможно максимально снизить дозовую нагрузку на пациента. Это означает, что идеальный электрохирургический аппарат должен позволять иметь низкий объем биотканей пациента, на которые воздействуют высокочастотные токи электрохирургического воздействия. Исследование тепловых процессов при электрохирургическом воздействии в структуре биологической ткани Электрохирургическое воздействие, посредством электрохирургического аппарата, нужно рассматривать, прежде всего, как динамичное (около 1000С за 0,1 сек) тепловое воздействие на биоткани в зоне хирургического вмешательства [27], за счет высокой концентрации высокочастотного тока, т.е. касания активным электродом (АЭ) структур оперируемого органа. В связи с этим, существенной частью проведенных исследований были эксперименты и расчеты по определению теплофизических аспектов электрохирургического воздействия. 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. АЭ ЭХВ–1 ЭХВ–2 Пациент ЭХВ–3 ЭХА ПЭ где: Рис. 3.13. Прохождение тепловой энергии электрохирургического воздействия через тело 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. T, C 120 100 50 37 t, c 0,1 Отключение ЭХА Рис. 3.14. Зависимость температуры от времени в зоне электрохирургического воздействия Зона ЭХВ–1 — Зона ЭХВ–2 — Зона ЭХВ–3 — Две другие зоны термического поражения структур биоткани — ЭХВ–2, ЭХВ–3, по размерам и степени разрушения массива клеток зависят от структуры самой биоткани, наличия кровеносных сосудов, а также ее импеданса. Размеры каждого из слоев термического поражения биотканей в зоне хирургического вмешательства определяются мощностью воздействия, экспозицией активного электрода в месте электрохирургического воздействия и наличием обратных связей «биоткань — электрохирургический аппарат». При этом изменение импеданса в точке приложения активного электрода в зоне ЭХВ–1 проходит согласно графика на рис. 3.15. Как видно на рис. 3.15, 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. R, Ом 2000 45 — 600С 1000С 500 120 t, c Отключение ЭХА Рис. 3.15. Характер изменения импеданса биоткани в зависимости от времени контакта активного электрода Мышечная биоткань — Паренхима печени — 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. При различной насыщенности жидкостью места электрохирургического воздействия (жидкость включает в себя кроме белка, например,— для мышечной биоткани,— клеточную, межклеточную жидкость и жидкость в составе кровотока и лимфотока, что составляет 63 — 73% от общей массы биоткани), время денатурации белков, превращения в пар этой жидкости и нагрева биоткани обратно пропорционально прилагаемой мощности электрохирургического аппарата. Рассматривая электрохирургическое воздействие как тепловое воздействие высокочастотного тока на биоткани пациента нужно отметить, что 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]. W в ыдел енное W нагрев ЭХА в точке ЭХВ W денатурации ( св ертыв ания ) бел ка биоткани зон ЭХВ 1,2 ,3 W нагрев W изл учения АЭ в биоткань зон ЭХВ 1,2 (3.11) W парообразов ания W погл ощения в зоне ЭХВ 1 ( фазов ый переход м ежкл еточн ой и кл еточной жидкости в пар) Нужно отметить, что электрохирургическим аппаратом определяется по формуле 3.12. WвыделенноеЭХА Pt I 2 Rt , током кров и и л им фы энергия, в точке выделенная воздействия, (3.12) в точке ЭХВ где I – ток, протекающий через активный электрод; R – импеданс биоткани во время приложения активного электрода к телу пациента; t – время нахождения активного электрода в точке электрохирургического воздействия. Информацией, определяющей выставление необходимой мощности в конкретном слое или структуре биоткани, является импеданс биоткани, измеряемый электрохирургическим аппаратом в начале электрохирургического воздействия. Нагрев зон ЭХВ–1,2,3 определяется концентрацией высокочастотного тока в каждой из зон, в соответствии с формулой 3.13. 2 Wнагрева зон ЭХВ 1, 2, 3 I max K R, 2 4 r зоны ЭХВ (3.13) где К – площадь шара зоны ЭХВ–1,2,3, через которую протекает высокочастотный ток. Она определена в эксперименте, как 75 % от общей площади. При этом исключались структуры биоткани с высоким импедансом, входящие в состав биоткани. Для создания температуры около 1200С в зоне ЭХВ–1, достаточной для проведения рассечения и коагуляции кровеносных сосудов, находящихся в раневой поверхности, необходимо учесть, что теплообмен на границе шара зоны ЭХВ– 1 происходит по закону Ньютона, при теплопроводности биоткани = 0,754 Втм-1К-1 и коэффициенте теплопроводности = 14,810-10м2с-1. В стационарном режиме t 0 и уравнение для шара T примет вид по формуле 3.14: Q 2t , 2 x (3.14) Условия теплообмена на границе шара зоны ЭХВ–1 и при положении начала координат в центре шара примет вид: dt 0, dx t t C x r где (3.15) tс = ~370С. Решение системы уравнений, указанных выше, приводит к уравнению: Qr 2 t tc 2 x 2 1 r r (3.16) Найдем среднюю объемную температура шара зоны ЭХВ–1: tV t C 1 t t C dV , V V (3.17) где V и dV – объем и элемент объема шара, при этом 4 V r 3 , dV= 4x2dx, при условии, 0 x r 3 Проведя интегрирование, и подставив значение разности температур из формулы 3. 17, получим: tV t C P V 1 n S S (3.18) где P – полная мощность источника в биоткани, т.е. выделяемая на активном электроде; V и S — соответственно, объем и тепловыделяющая площадь шара; 3 . 5 Подставляя в формулу известные величины: tC = 370C; tV = 1200C; Sшара (при r=1мм); Vшара (при r=1мм); для биоткани; для биоткани и учитывая, что V и S зависят от площади прикосновения активного электрода к биоткани, определяем мощность P, необходимую для создания температуры 1200С, что позволит проводить рассечение конкретной биоткани конкретного органа. Нужно отметить, что разброс и для различных биотканей имеет разнос значения, но находится в пределах 10 %. Найдя таким образом величину мощности, выделяемой на активном электроде, можем определить и энергию, выделяемую в зоне электрохирургического воздействия n – коэффициент, равный для шара Wвыделяемая Pt , в зоне ЭХВ1 (3.19) где t – время электрохирургического воздействия, с. Энергия, необходимая для нагрева активного электрода определяется конструкцией и материалом, используемым для изготовления, и температурой нагрева самого активного электрода в месте электрохирургического воздействия, а также его теплоемкостью: QАЭ = m c (t2 – t1), где m — масса активного электрода; с – удельная теплоемкость (например, для стали равна 0,460 кДж/кгк). Энергия, излучаемая в зонах ЭХВ–1 и ЭХВ–2, определяется температурой разогрева зоны относительно нормальной температуры тела человека. Ф = Т/Z, (3.21) где Ф — тепловой поток; Т — разность температур зоны разогрева и нормальной температуры тела человека; Z — тепловое сопротивление биоткани. При этом тепловое сопротивление биоткани определяется по формуле: Z 1 1 1 . 4 r1 r2 (3.22) Тепловой поток: (3.23) Ф = qS, 2 где q — плотность теплового потока (Вт/м ); S — площадь поверхности, на которую проходит излучение, м2; r1, r2 — радиусы границ зон ЭХВ–1,2, м. При разогреве зоны ЭХВ–1 до t 0С = 1200С, плотность теплового потока: q T . Z S (3.24) 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 из–за поглощения тепла полностью разрушаемой зоны ЭХВ–1. Энергия превращения упорядоченной в неупорядоченную организацию белков составляет 1086 – 1116 кал/моль. Поэтому: Wденатурации mбелка в зоне ЭХВ1 Энергию превращения ( денатурации ) (3.25) Энергия парообразования в зоне ЭХВ–1 (превращения межклеточной и внутриклеточной жидкости в пар) может рассматриваться, как пузырьковое кипение, при котором пар образуется в виде периодически зарождающихся и растущих пузырьков внутри биоткани. Кроме того, происходит сначала закипание межклеточной жидкости, а затем разрыв клеток биоткани и кипение клеточной жидкости, этим отводится тепло от зон электрохирургического воздействия и поверхности кипения. Если принять то, что закипание происходит в объеме биоткани зоны ЭХВ–1, а также то, что объем жидкости для мышечной биоткани может быть около 65 %, то в результате получается: (3.26) так как m жидкости V , в ЭХВ 1 то Wпарообразов ания c биоткани m жидкости (t кипения t тепла ) (3.27) Энергия поглощения током крови и лимфы, учитывая время электрохирургического воздействия, которое может быть менее 0,1 сек в конкретной зоне рассечения, может учитываться только при наличии рядом с зонами ЭХВ–1, 2 сосудов диаметром более 1 — 2 мм, т.е. сравнимыми по размерам с вышеуказанными зонами, и должна приниматься с точными координатами этих сосудов. Учитывая, что кровь и лимфа по сосудам в периферичной биоткани двигаются со скоростью 1 — 2 м/с, а электрохирургическое воздействие длится не более 1 сек, то энергия поглощения током крови и лимфы может рассчитываться исходя из двух условий: при электрохирургическом воздействии от 0,1 до 0,5 сек, когда кровь и лимфа нагреваются вместе с биотканью, являясь ее частью, расчеты могут применяться как для энергии нагрева зон ЭХВ–1, 2, 3; при электрохирургическом воздействии от 0,5 сек до 1 сек и более, когда кровь и лимфа, с учетом теплоотдачи и их скорости движения внутри сосудов, производят отвод части тепла от зон ЭХВ–1, 2, 3. С учетом этого P K t зоны t крови S , и лим фы ЭХВ (3.28) где P — количество тепла, переносимого в единицу времени (мощность) от зоны ЭХВ–1, 2, 3 к крови и лимфе, Вт; S – площадь поверхности теплообмена м2; t зоны ЭХВ – температура конкретной зоны ЭХВ, 0С; t крови и лимфы = 37 0С; К – коэффициент теплоотдачи конвекцией. Рассматривая площадь поверхности теплообмена S, равную площади зоны ЭХВ–3, и определив максимальный теплообмен с током крови и лимфы, а также минимальный теплообмен с учетом 5 % капиллярности биоткани, на которой проводится электрохирургическое воздействие, получаем расчетное значение величины этой энергии от 0,03 Дж до 0,1 Дж. Оценивая формулу теплового баланса при электрохирургическом воздействии с учетом ее составляющих, необходимо отметить, что: тепловая энергия, потенциально поглощенная активным электродом, изготовленным из стали, может находиться в зависимости от веса и конструкции в пределах от 15 Дж (игольчатый электрод) до 1 кДж при электроде из меди большого веса; тепловая энергия излучаемая в биоткань из зон ЭХВ–1, 2, 3 составляет 8 — 10 % от энергии, затраченной на нагрев данных зон; тепловая энергия, затрачиваемая на свертывание белков во время электрохирургического воздействия, невелика и может не учитываться при расчетах; тепловая энергия, затрачиваемая на парообразование во время рассечения биоткани, составляет 8 — 10 % от энергии, затраченной на нагрев зон ЭХВ–1, 2, 3; тепловая энергия, затраченная на поглощение током крови и лимфы, может составить от 0,03 до 0,1 Дж. Данная оценка теплового баланса при электрохирургическом воздействии дает возможность говорить о том, что при проектировании электрохирургического аппарата необходимо ориентироваться на увеличенную выходную мощность с учетом энергетических затрат, снижающих ее при конкретном хирургическом вмешательстве. Аналогично могут проводиться расчеты теплового баланса при электрохирургическом воздействии импедансных электрохирургических аппаратов, исходя из температуры, создаваемой в месте рассечения биоткани, а также площади активного электрода, применяемого в конкретной медицинской технологии. Как видно из расчетов, точность определения температуры в зоне ЭХВ–1, с учетом кратковременности этого воздействия, находится в пределах 7 — 10%. В то же время, применение датчиков температуры, закрепленных на активном электроде, из–за их инерционности и других недостатков не позволяет с более высокой точностью достоверно определить температуру в месте электрохирургического воздействия. Поэтому расчет импедансного электрохирургического аппарата и его выходных характеристик с учетом тепловых процессов должен проводиться на основании вышеизложенных расчетов и обоснований. Исследование скорости перемещения активного электрода, как фактора обеспечения щадящего электрохирургического воздействия При работе электрохирургического аппарата, мощность, необходимая для электрохирургического воздействия в любых режимах до сих пор определялась хирургом или ассистентом хирурга, исходя из инструкций по эксплуатации конкретного аппарата с очень большим приближением. Это большое приближение в выставлении мощности обусловлено тем, что объектом электрохирургического воздействия является ткань больного, которая неоднородна по своей структуре. Отследить хирургу или его ассистенту изменение характеристик тканей, ни практически — визуально, ни теоретически — невозможно. Решение хирурга субъективно– грубое, только по эффекту самого электрохирургического воздействия, т.е. режет ткань — не режет, коагулирует — не коагулирует. При этом многочисленны несанкционированные обугливания тканей и перфорация полостей в абдоминальной хирургии, онкологии, проктологии или просто ожоги. Основные характеристики электрохирургических аппаратов, не имеющих технических решений по автоматическому управлению выходной мощностью («Политом», «Левкой», ЭХВЧ–500) и в основном решающих эту задачу (ЭХВЧ 350–4, ЭХВЧ 350М), показывающие соотношение выходной мощности P (Вт) и сопротивления R (Ом) нагрузки, отражены на рис. 3.16. Рвых, Вт 550 500 450 400 350 300 250 200 150 100 50 0 10 50 100 150 300 500 1000 2000 R, Ом R, Ом Рис. 3.16. Основные характеристики электрохирургических аппаратов В то же время при разной скорости движения активного электрода в операционной зоне во время электрохирургического воздействия возникает вероятность как слабого гемостаза, так и значительного времени экспозиции, что приводит к перегреву биоткани и клеток. Хирургу же учитывать скорость рассечения субъективно очень сложно, в связи с чем несанкционированные эффекты возникают как в месте рассечения, так и на краях хирургической раны, где более всего повреждаются клеточные массивы биоткани. Для устранения больших объемов термонекроза биотканей был предложен метод измерения скорости движения активного электрода по биоткани и проведены исследования, которые позволяют оптимизировать время электрохирургического воздействия в конкретном месте конкретного вида биоткани и дает возможность хирургу не следить постоянно за скоростью рассечения, т.к. обратная связь по корректировке Рвых электрохирургического аппарата, в зависимости от скорости движения активного электрода, позволяет осуществлять это без вмешательства извне. Поскольку, зона поражения биоткани в несколько раз больше диаметра активного электрода, то при движении последнего по поверхности биоткани предполагается режим включения высокочастотной мощности на выходе электрохирургического аппарата, который должен зависеть от скорости движения активного электрода, что изображено на рис. 3.17 и подтверждается проведенными экспериментами на образцах биотканей. f, Гц 50 V, cм/с 5 Рис. 3.17 Частота включения высокочастотной мощности Необходимо отметить, что все эти процессы ускоряются при уменьшении скорости движения активного электрода по биоткани, а также увеличении мощности электрохирургического аппарата, применяемой для проведения электрохирургического вмешательства. Эксперименты по оптимизации соотношения скорости движения активного электрода и мощности, подаваемой в операционное поле для рассечения биотканей, подтверждались исследованиями термически пораженных массивов клеток как гистологическими методиками, так и методами импедансометрии. Зависимость соотношения оптимальной мощности электрохирургического аппарата и скорости движения активного электрода по биоткани изображена на графике (см. рис. 3.18). Р, Вт 200 100 50 V, мм/с 20 Рис. 3.18. Соотношение оптимальной мощности электрохирургического аппарата и скорости движения активного электрода Мышечная ткань (среднее кровенаполнение) — Паренхима печени — Проблема определения скорости движения активного электрода по биоткани и, соответственно, регулирования мощности электрохирургического аппарата при электрохирургическом воздействии, с учетом этой скорости, определяется вычислением скорости изменения высокочастотных токов I1, I2, I3 в цепи пассивных электродов ПЭ1, ПЭ2, ПЭ3 согласно рис. 3.19. I1 ЭХА I2 ПЭ 2 ПЭ 1 пациент ПЭ 3 I3 Рис. 3.19 К вопросу определения скорости движения активного электрода В рассматриваемом случае: IАЭ = IПЭ1 + IПЭ2 + IПЭ3 Динамика изменения соотношений пассивных электродов между собой: I ПЭ1 I ПЭ 2 I ПЭ1 ; ; , I ПЭ 2 I ПЭ 3 I ПЭ 3 (3.29) токов в цепи (3.30) В результате проведенных исследований теоретически обоснована возможность определения скорости активного электрода по типу биоткани пациента, и, практически реализовано автоматическое регулирование выходной мощности электрохирургического аппарата, а также регулирование частоты ее включения. Вышеописанные эксперименты проводились в комплексе исследований прохождения высокочастотных токов через различные биологические ткани и в целом живой организм. Схема одного из экспериментов условно изображена на рис. 3.20. 1 АЭ К 2 ПЭ А1 ЭХА А2 Рис. 3.20 Схема исследований прохождения высокочастотных токов через различные биологические ткани ЭХА — электрохирургический аппарат; А1, А2 — амперметры; 1 — пластины измерительные; 2 — биоткани различной структуры; К — ключ поочередного подключения пластин к ПЭ; АЭ — активный электрод; ПЭ — пассивный электрод. В эксперименте мощность электрохирургического аппарата подавалась на блок биотканей постоянно. В процессе работы удалось провести оценку протекания высокочастотных токов с учетом структуры биотканей, их кровенаполнения, расстояния от активного электрода и ряда других факторов. Исследование минимума пульсовой волны, фактора обеспечения стабильного гемостаза как Как рассмотрено в данной работе, большая часть параметров электрохирургического аппарата, влияющих на время обеспечения стабильного гемостаза (ВОСГ), может быть получена благодаря введению автоматической обратной связи, где мощность является функцией импеданса соответствующей кровоточащей ткани (или сосуда) [39]. Дополнительно могут быть созданы электрохирургические аппараты, в которые для реализации снижения ВОСГ введены несколько режимов гемостаза: мягкий — для нежных тканей; стандартный — для быстрой и эффективной коагуляции; рассеянный — для коагуляции на большой поверхности, в том числе без контакта активного электрода с тканью. Однако подход к снижению время обеспечения стабильного гемостаза введением нескольких режимов коагуляции может только на 10 – 25% обеспечить режим быстрого снижения ВОСГ. Более эффективным является путь по созданию электрохирургических аппаратов частного применения, в каждом из которых усилено влияние факторов, играющих максимальную роль в медицинской технологии. С учетом рассмотренной выше медико-биологической проблемы снижения времени обеспечения стабильного гемостаза, нами предложена автоматизированная система создания стабильного гемостаза, изображенная в виде упрощенной блок–схемы на рис.3.21. ЭХВ Пациент 2 Включение ЭХА 1 3 Рис. 3. 21. Блок схема электрохирургического аппарата, выход которого синхронизирован с пульсовой волной 1 — схема оценки пульсовой волны и параметров достижения ею максимальной и минимальной величины в месте электрохирургического воздействия (ЭХВ); 2 — электрохирургический аппарат (ЭХА); 3 — схема получения информации о параметрах пульсовой волны. Если представить пульсовую волну в месте электрохирургического воздействия идеализированно в виде колоколообразных импульсов (см. рис.3.22.), то благоприятным временем коагуляции с максимальной вероятностью создания стабильного гемостаза является временной интервал А – В, в котором поступление новых порций крови в сосуд является минимальным. Как показано, коагуляция сосуда должна начаться в точке А и продлиться до точки В. Приведенная выше схема автоматизированной системы создания стабильного гемостаза для электрохирургического аппарата позволяет вычислять точку А, проанализировав кардиограмму или реограмму пациента, с помощью схемы оценки пульсовой волны (1) и подать управляющий сигнал включения и выключения высокочастотной энергии на выходе аппарата (2). Само электрохирургическое воздействие имеет определенную длительность и определенную мощность, ограниченные нагрузочной характеристикой, т.к. базой является автоматизированный электрохирургический аппарат, особенности построения которого уже рассмотрены нами выше. R R(t) R(t) t, с А А В Рис. 3. 22 Временная диаграмма прохождения пульсовой волны Схема получения информации (3) о параметрах пульсовой волны на основе анализа комплекса QRS (им определяется начало электрической систолы сердца, предшествующее механическому сокращению, или пульсовой волне) представляет собой преобразователь биоэлектрических потенциалов пациента. В предложенной системе за основу взят реографический метод, характеризующий центральную и периферическую гемодинамику. Расчет объемной скорости кровотока Q (см3/с) производится по формуле 3.24. V l 2 Z Q 2 t Z t (3.31) где — удельное сопротивление крови (Омсм); l — расстояние между электродами (см); Z — базовое значение импеданса (Ом); Z — изменение импеданса за время t. Время достижения пульсовой волной конкретного сосуда или органа зависит от многих параметров, например, таких как расстояние до сердца, в каком кровеносном русле он находится, общее состояние сосудистой системы пациента и т.п.. Максимальная скорость кровотока в организме, известная по результатам исследований, составляет около 6 см/сек [80]. Далее уместно долее подробно остановиться на работе блока оценки пульсовой волны. Данный блок, как уже указывалось, автоматически включает электрохирургический аппарат и обеспечивает высушивание крови в сосуде и тканях органа. Увеличение мощности, предусмотренное в начальный момент воздействия электрохирургическим аппаратом, обеспечивает гарантированно стабильный гемостаз. Рис. 3.23 Функциональная схема блока оценки пульсовой волны Исследование возможности применения импедансного подхода для достоверного удаления онкологических образований и пораженных биотканей Трудность полного удаления онкоопухолей различных органов и пораженных биотканей является на сегодня одной из проблем, не позволяющих достоверно исключить при хирургическом вмешательстве, как обычным способом, так и с помощью электрохирургического аппарата, последующее метастазирование или воспалительные процессы из-за большой вероятности их неполного удаления [60, 206, 220]. Невозможность визуальной оценки объема и границ онкоопухоли или пораженных биотканей не позволяют хирургу до конца быть уверенным в полном удалении, если конфигурация самой опухоли или внутреннего воспалительного участка (кишечного свища или онкоопухоли в стадии распада) имеет сложную картину, как на поверхности органа, так и в его глубине. Предварительная оценка с помощью, например, ультразвукового сканера объема опухолей и пораженных биотканей и оценка их во время операции также не дает точности координат, особенно, если учитывать динамику функционирования органа, на котором проводится это удаление. Для того, чтобы во время хирургического вмешательства оценивать структуру биотканей, и на базе этого делать заключение о более или менее полном удалении патологий биотканей различных органов, были проведены измерения импедансов как нормальных, так и патологических биотканей, на двух частотах, первая из них выбрана 440 кГц, вторая — 2 кГц [26, 28, 34]. Кроме того, проводилось вычисление коэффициента поляризации (Кполяр) [195], согласно формуле 3. 32: К поляр. Z1 Z2 где Z1 — импеданс на частоте 2 кГц; Z2 — импеданс на частоте 440 кГц. (3.32) Измеренные параметры импедансов и Кполяр. некоторых нормальных биотканей сведены в таблицу 3. 2. для Таблица 3.2 Наименование биоткани 1. Желудок (слизистая) 2. Молочная железа 3. Щитовидная железа 4. Мышца сердца 5. Паренхима печени 6. Ткань почки Импеданс на частоте f = 440 кГц, Ом Импеданс на частоте f = 2 кГц, Ом Кполяр. Число обследуемых 225 9 462 7 2,05 31 243 8 492 9 2,02 28 235 7 479 9 2,04 19 445 11 960 12 2,16 11 195 8 710 12 3,64 32 215 7 480 9 2,23 18 Далее, для примера, приводятся результаты исследований патологических биотканей для желудка, которые сведены в таблицу 3. 3. Таблица 3.3 Наименование биоткани Аденокарцинома Солидный рак Скирр Доброкачественн ый полип Злокачественный полип Воспаление, начальная стадия опухоли Импеданс на частоте f = 440 кГц, Ом Импеданс на частоте f = 2 кГц, Ом Кполяр. Число обследуемых 305 8 217 10 208 7 402 12 360 9 355 11 1,32 1,67 1,71 26 11 18 245 8 553 7 2,26 22 217 9 378 9 1,74 7 158 8 240 7 1,52 11 Из таблиц 3. 2 и 3. 3 видно, что кроме импеданса биоткани, измеренного на частоте электрохирургического воздействия (что важно для создания импедансного электрохирургического аппарата) информативным является вычисление Кполяр., как для нормальных, так и для биотканей с патологией, особенно при их сравнении, что подтверждает возможность определения границы патологических и нормальных биотканей. Кроме того, еще у Тарусова Б.Н. отмечено, что при Кполяр. 1 для конкретной биоткани означает, что структура этой биоткани приближена к отмирающей биоткани. Нужно отметить, что закономерность в изменении Кполяр. для других биотканей, приведенных в таблице 3. 2, аналогична приведенному примеру изменения в биотканях желудка. Кроме того, нужно отметить, что доброкачественная опухоль (полип) заметно отличается по коэффициенту поляризации от злокачественной. Поскольку измерения импеданса во время электрохирургического вмешательства на частоте 440 кГц реализованы в электрохирургических аппаратах, созданных для абдоминальной, торакальной, эндоскопической и лапароскопической хирургии, то к такой схеме аппарата были добавлены соответственно: генератор 2 кГц, система фильтров низкой частоты, а также вычислитель Кполяр.. Дополнительно в ПЗУ обратной связи, а также Flash ПЭВМ были введены Кполяр. для различных биотканей согласно таблицам 3. 2 и 3. 3. При отклонении Кполяр. в зону снижения, ПЭВМ вычисляет его и изображает на мониторе. Кроме того, включается звуковой сигнал, определяющий для хирурга во время хирургического вмешательства зону патологической биоткани. Перемещая активный электрод по поверхности биоткани, хирург при минимальной мощности электрохирургического вмешательства определяет зону рассечения биоткани, а затем, увеличив мощность с помощью средств управления высокочастотной мощностью, с передней панели, с электрододержателя или педали автоматически отсекает патологический участок биоткани, при этом процесс рассечения не нарушается. Таким образом, достоверность удаления онкоопухолей и пораженных биотканей при хирургическом вмешательстве, особенно после распада и изъявления опухоли или при кишечных и внутренних свищах, повышается при импедансной оценке границ «здоровая биоткань — опухоль», а значит, сокращается время послехирургической реабилитации больного. Исследование оптимальной мощности электрохирургического воздействия импедансного электрохирургического аппарата Ранее автором впервые была предложена обратная связь «ткань больного — электрохирургический аппарат», которая позволяет избежать субъективности хирурга при вмешательстве. Эта обратная связь автоматически должна отслеживать параметры оперируемой ткани и поддерживать необходимую мощность для электрохирургического воздействия в данной точке конкретной ткани [19, 29, 37]. При такой схеме электрохирургического воздействия исключается в большой мере субъективность хирурга при проведении хирургических вмешательств. Кроме того, при правильной реализации данной обратной связи, удается избежать ожогов и прожогов ткани, что повышает безопасность использования аппарата. Характеристики тканей должны быть выбраны наиболее информативными и экономически оправданными. Для того, чтобы рассматриваемая обратная связь была эффективной, были определены критерии, которые предполагают: определение физических параметров тканей человека, которые позволяют получать адекватную информацию для реализации обратной связи; определение оптимальной мощности на выходе электрохирургического аппарата для выполнения функций при хирургическом вмешательстве: резание биологических тканей и коагуляцию кровеносных сосудов. Как отмечалось в данной работе, из физических параметров тканей человека был выбран один — импеданс ткани, который позволяет различать ткани друг от друга, т.к. они в зависимости от природы и структуры имеют различный импеданс, колеблющийся в диапазоне от 1 Ом до 100 кОм. Выше нами уже обоснована целесообразность проводить измерение импеданса на основной частоте работы электрохирургического аппарата. 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. Зависимость активного (R), емкостного (Хс) и полного сопротивления (Z) тканей от частоты (f) наиболее полно показана в работе Niboer J. 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 . АЭ ЭХА V R Ткань ПЭ Рис.3. 24 Схема определения электрохирургического воздействия оптимальной мощности 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. Данный предел явился основой для выбора отключения импедансного электрохирургического аппарата в автоматическом режиме и оптимизации времени экспозиции электрохирургического воздействия. Это не позволит хирургу сделать несанкционированные ожоги и перфорации полостей. В зависимости от применения, в каждом конкретном случае для импедансного электрохирургического аппарата вводится ограничение по импедансу. Таким образом, в результате проведенных испытаний были определены: импеданс некоторых тканей на частоте 440 кГц, основной частоте работы аппарата. значения мощности оптимального электрохирургического воздействия для конкретных органов человека. ограничения по импедансу для электрохирургических аппаратов частного применения в определенных направлениях медицины. На основании результатов измерений импедансов тканей (Z) и мощности (P), необходимой для реализации режимов коагуляции и резания этих тканей были построены кривые P = f(Z) для различных режимов работы ЭХА на различных тканях человека. Аналогичные кривые были построены для большинства тканей: для легких, селезенки, печени, желудка и других. 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. Кроме того, в реальном процессе электрохирургического вмешательства биоткань ведет себя как многослойная структура, причем каждый слой существенно отличается от других. Иллюстрацией может служить структура биотканей желудка, которая представляет собой «пирог», состоящий из слоев: брюшного покрова – 1, толщиной 2500 мкм; мышечной оболочки (продольные и круговые) – 2 толщиной 2000 мкм; подслизистого слоя, с включением мышечных тканей – 3, толщиной 1000 мкм; слизистой оболочки желудка – 4, толщиной 1000 — 1200 мкм; эпителия – 5, толщиной 20 мкм. Схематично эту структуру можно представить, как показано на рис.3.25 . Рис. 3.25 Структура тканей стенки желудка (объяснения в тексте) Как мы видим на рис. 3. 25, при рассечении биотканей желудка, в условных точках времени воздействия происходит изменение мощности электрохирургического аппарата, что объясняется переходом активного электрода от одного вида биоткани к другому, имеющим разные импедансы. Для применения критерия оптимального электрохирургического воздействия, в результате гистологических исследований биотканей, рассеченных при различных уровнях мощности от малых, при которых рассечение неполное со слабым гемостазом, до больших, при которых происходит обугливание биотканей раневой поверхности, были выбраны щадящие характеристики повреждений биотканей в процессе рассечения. Конкретно это отображено на рис. 3.26. 1 2 3 Рис. 3.26 Биоткани раневой поверхности после электрохирургического воздействия 1 — слой частично карбонизированный; 2 — слой губчатого некроза, состоящего из бесструктурно– коагулированного белка и обезвоженных биотканей, высушенных эритроцитов и лимфы; 3 — слой, состоящий из частично поврежденных клеток, сохранивших свою структуру. Все вышеизложенное подводит к тому, что для рассечения любых биотканей должны быть определены оптимальные мощности воздействия при хирургических вмешательствах. Любое отклонение от этой определенной мощности может разрушить большие клеточные массивы биотканей вокруг раневой поверхности или несанкционированно перфорировать стенки сосудов и органов. Поэтому идеальная выходная характеристика электрохирургического аппарата (отношение мощности к импедансу биотканей) должны выглядеть, как показано на рис. 3.27. P, Вт 2 1 3 Z, Ом 10 Рис. 3.27 Идеальная электрохирургического аппарата 2000 выходная характеристика Границы возможного отклонения оптимальной мощности 1 изображены штрихпунктиром (2, 3) и составляют 10 %. Далее, на основе проведенных исследований может быть создана база оптимальных мощностей для конкретных видов биотканей органов человека [41]. Отличия биотканей различных органов друг от друга по импедансу и оценке их величины были проведены в целом ряде наших работ и обосновано существование и возможность реализации зависимости выходной мощности импедансного электрохирургического аппарата от импеданса биоткани. В процессе электрохирургического воздействия в его энергетике участвуют различные модуляции основного радиосигнала, который имеет, в нашем случае, 440 кГц. Эти изменения частоты модуляций от 22 до 66 кГц со скважностью подачи пачек радиосигналов от 2 до 5 дают максимальный эффект при коагуляции, как мелких, так и крупных сосудов, и в тоже время снижает тепловую нагрузку на биоткани пациента. Теоретически при электрохирургическом воздействии желательно, чтобы активный электрод (его площадь контакта с биотканями) имел размеры клетки, и разрушение биотканей при резании достигало именно таких размеров, т.е. диаметром около 0,2 мкм, что естественно невозможно, и здесь мы должны отметить важное значение размеров и формы активных электродов электрохирургических аппаратов, которые также участвуют в электрохирургическом воздействии и определяют концентрацию ВЧ тока в месте воздействия. В частности, для массивной глубинной коагуляции активный электрод должен быть изготовлен из материала с высокой теплопроводностью, а режим работы предполагает длительное время воздействия. За счет этого максимальный нагрев распространяется в биоткани на расстояние, сопоставимое с диаметром рабочего конца электрода. Если же условия операции определяют необходимость коагуляции поверхностного кровотечения, то в комплекте электрохирургического аппарата должны быть предусмотрены электроды из материала со сравнительно небольшой теплоемкостью. Обеспечивая малое время воздействия, с помощью такого электрода можно избежать нагрева и повреждения глубоко лежащих тканевых структур, обеспечить оптимальную коагуляцию. Что касается биполярной коагуляции, то в ряде опубликованных работ приведены данные о том, что для достижения необходимого качества коагуляции между браншами пинцета, время воздействия определяется временем достижения режима теплового равновесия перехода биоткань — пинцет. Теоретическое расстояние между браншами находится в пределах пяти радиусов рабочего конца бранши пинцета. В ряде экспериментов оценка возрастания прочности коагулированной биоткани была получена in vitro, в специальных условиях, для различных видов тканей. Испытательная установка обеспечивала постепенное увеличение гидростатического давления на коагулированные ткани, манометром регистрировали установленное значение, текущее наблюдение осуществлялось под микроскопом. Результаты исследований демонстрируют важность подбора оптимальных параметров электрохирургического воздействия, в том числе электродов. При параметрах коагуляции, которые на наш взгляд близки к оптимальным, прочность спайки коагулированных тканей возрастает в 1,5 — 2 раза. Эти выводы подтверждены в аналогичных опытах других авторов. Как уже говорилось выше, размеры, т.е. площадь активного электрода для рассечения, которая прижимается к биоткани, должна быть минимальной, насколько это возможно технически. При коагуляции, учитывая размеры сосудов, до 1-2 мм, которые необходимо купировать, т.е. остановить кровотечение, требуют размеры электродов площадью воздействия до 5 мм2, что требует значительного запаса мощности на выходе электрохирургического аппарата. В систему электрохирургического воздействия входят и пассивные электроды. Можно рассматривать пассивные электроды с двумя электропроводящими поверхностями, т.к. эта группа пассивных электродов наиболее распространена в изделиях ведущих фирм-производителей, где сам электрод является уже частью сложной системы контроля, которая в свою очередь, входит как составная часть общей, в рамках изделия, концепции надежности и безопасности эксплуатации. Некоторые представления электрохирургическом аппарате об идеальном На основе результатов исследований, часть из которых приведена выше, можно предварительно обобщить основные компоненты идеального электрохирургического аппарата, которые определяют пути дальнейшей практической реализации, как универсального импедансного электрохирургического комплекса, так и целого ряда аппаратов частного применения. Таким образом нами выявлены следующие основные компоненты, составляющие некую идеальную конструкцию: 1. Электрохирургический аппарат должен отслеживать изменения импеданса биотканей в процессе хирургического вмешательства и поддерживать на выходе щадящую выходную мощность, обеспечивающую оптимальный гемостаз; 2. Электрохирургический аппарат должен снижать количество микроискр на выходе при прикосновении активным электродом к биотканям и удалении его от биоткани; 3. 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; 4. Электрохирургический аппарат должен иметь значительный запас по мощности для обеспечения областичности, т.е. предотвращения распространения патологических клеток, что часто используется в паллиативных онкологических операциях; 5. 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; 6. Электрохирургический аппарат должен иметь надежное положение пассивного электрода на пациенте, чтобы исключить ожоги и другие нежелательные последствия; 7. Электрохирургический аппарат должен иметь возможность достоверно удалять пораженные или некротизированные ткани, а также злокачественные и доброкачественные опухоли; 8. 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; 9. 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. Нужно отметить, что основополагающими из вышеперечисленных требований являются 1, 4, 8, 9, но в сумме своей все эти требования к электрохирургическому аппарату дают возможность их решения прежде всего через автоматизацию некоторых его функций. Таким образом, очевидны альтернативные пути в создании импедансных электрохирургических аппаратов. Первый из них состоит в том, чтобы создать универсальный импедансный электрохирургический комплекс со всеми возможными функциями, сложный и в настройке, и в эксплуатации специально обученным медицинским персоналом. Другая возможность — создание ряда специализированных импедансных электрохирургических аппаратов, имеющих специфические особенности, повышающие эффективность использования в пределах их назначения. Далее мы рассмотрим некоторые результаты практической реализации по обоим направлениям. ГЛАВА 11. ПОСТРОЕНИЕ УНИВЕРСАЛЬНОГО ИМПЕДАНСНОГО ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО АППАРАТА СО ЩАДЯЩИМИ ХАРАКТЕРИСТИКАМИ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ Как было указано ранее, создание универсального импедансного электрохирургического аппарата, а точнее комплекса, требует многочисленных исследований в дополнение к уже приведенным, особенно, если это касается высокой точности электрохирургического воздействия в конкретной точке определенной биоткани. В то же время, автором уже набран материал исследований, позволяющий полностью сформулировать основные требования и частично реализовать основные концепции такого комплекса. Медико-технические требования универсального электрохирургического комплекса к разработке импедансного Медико–технические требования, как правило, включают в себя значительный объем требований, обеспечивающих соответствие разрабатываемого изделия всем действующим стандартам, задачам размещения и использования в широком спектре медицинских учреждений и многое другое. Ниже мы приводим лишь 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. Вышеизложенные требования предполагают множество вариантов схемно–конструктивного исполнения каждого из них, но учитывая, что реальный датчик, через который осуществляется обмен энергией и информацией с биотканью — это активный электрод, то спектр решений в действительности резко сужается. Если проанализировать предложенные медикотехнические требования, то необходимо отметить, что из всех требований особо сложными в исполнении являются требования по определению скорости движения активного электрода, дифференциации импедансов биотканей, определению границ опухолей и некротизированных биотканей. Получение нужной мощности электрохирургического аппарата, снижение его веса, а также варианты оснащения электродами, сегодня не является сложной технической задачей [233, 262]. Состав универсального электрохирургического комплекса. импедансного Учитывая рассмотренные нами медико-технические требования, автором разработаны системы, входящие в состав комплекса. Система измерения импеданса биоткани. Данная система предполагает регистрацию тока и напряжения в цепи активного электрода, а также посредством деления в вычислителе по формуле: R U . I (3. 33) Это дает возможность определения искомого импеданса. Данные измерения напряжения и тока проводятся на частоте электрохирургического воздействия, равной 440 кГц. Сами измерения проводятся выборочно с частотой 22 кГц. Система измерения импеданса биоткани изображена на рис. 3.28. АЭ R биоткани Генератор F=440 кГц ПЭ Сигнал, пропорциональный напряжению Сигнал, пропорциональный току Делитель Сигнал об импедансе биоткани на частоте 440 кГц Рис. 3. 28 Схема системы измерения импеданса биоткани. Система определения пульсовой волны и фазирования электрохирургического воздействия с ее минимумом. Делитель ФНЧ Генератор 10 кГц Z (импеданс биоткани) на f=440 кГц АЭ R биоткани Генератор F=440 кГц ПЭ Рис. 3. 29 Схема системы определения минимального значения кровотока. Схема, приведенная на рис. 3. 29, обеспечивает определение минимального значения кровотока в конкретной точке рассеченного или поврежденного сосуда и позволяет проводить коагуляцию устья сосуда при минимальном напоре крови. Такой режим включения электрохирургического аппарата позволяет делать остановку кровотечения с меньшой выходной мощностью, обеспечивая при этом стабильный гемостаз. Включение генератора основной частоты высокочастотной мощности осуществляется при минимальном значении Z импеданса биоткани с частотой f = 10 кГц, которая применена для тестирования пульсовой волны кровотока. Система определения скорости движения активного электрода по биоткани. Возможность определения скорости движения активного электрода по биоткани появилась после выполнения автором исследований по измерению распространения высокочастотных токов в биотканях организма. Применение трех пассивных электродов, выполняющих, кроме того, функцию измерительных пластин, позволяет по соотношению токов в цепях данных электродов определять передвижение активного электрода в осях X и Y, т.е. в одной плоскости. Система определения скорости движения активного электрода по биоткани изображена на рис. 3.30. ПЭ 1 ПЭ2 Цепь ПЭ I1 I пацие нт ПЭ3 III Блоки измерителей тока I3 ΔSАЭ II Блок делит еля Рис. 3.30 Схема системы определения скорости движения токов активного электрода ПЭ ПЭ1, ПЭ2,ПЭ3 –– пассивные электроды; I2 I, II, III –– вычислители тока в пассивных электродах; SАЭ –– сигнал смещения активного электрода по биоткани, деленный на время, через которое это смещение произошло. Система автоматического регулирования мощности электрохирургического аппарата и частоты электрохирургического воздействия Мощность импедансного электрохирургического аппарата автоматически регулируется на выходе, с учетом ряда факторов, которые приводились в данной работе. Эти данные являются результатом наших исследований импеданса биоткани и гистологических исследований биотканей после электрохирургического воздействия, с учетом минимальных поражений окружающих клеточных массивов. Соответствующим образом они введены в ПЗУ обратной связи электрохирургического аппарата. В то же время частота электрохирургического воздействия варьируется в зависимости от скорости движения активного электрода (VАЭ), т.к. при любом замедлении движения активного электрода энергия, направляемая на биоткань, должна снижаться, а при ускорении — увеличиваться. Система изображена на рис. 3.31. АЭ R биоткани ΔSАЭ ЭХА F=440 кГц информация с ПЗУ о выходной мощности, соотнесенная с импедансом биоткани для конкретного органа ПЭ пацие нт Рис. 3. 31 Схема системы автоматического регулирования мощности электрохирургического аппарата и частоты электрохирургического воздействия Система определения коэффициента поляризации. Коэффициент поляризации, как показали исследования, изложенные в предыдущей главе, требует измерения импеданса на двух частотах. В данной системе выбраны частоты f1 = 2 кГц, f2 = 440 кГц. Структурная схема системы определения коэффициента поляризации изображена на рис. 3.32. Генератор F=2 кГц I АЭ Генератор f=440 кГц R биоткани ПЭ II Коэффициент Вычислит поляризации ели ПЭВМ импеданс а Рис. 3. 32 Схема системы определения коэффициента поляризации I, II –– вычислители импеданса; ПЭВМ –– персональная ЭВМ. Система управления и мониторирования универсального импедансного электрохирургического комплекса. Система управления универсального импедансного электрохирургического комплекса включает в себя две схемы: первая — схема оперативного управления, вторая — схема управления обратной связью. Схема управления обратной связью, в свою очередь включает в себя программный пакет, инсталлируемый при регулировочных и пуско–наладочных работах с комплексом. В частности, программный пакет может быть составлен из следующих элементов: программа соотношения мощности и импеданса; программа изменения коэффициента поляризации; программа ограничения по импедансу; программный алгоритм проведения хирургической операции, исходя из предыдущей работы с данным комплексом; программы мониторирования динамики изменения коэффициента поляризации, импеданса биоткани, пульсовой волны, частоты воздействия, мощности электрохирургического воздействия и т.д. АЭ R биоткани ПЭ Генератор F=440 кГц Оперативное управление Управление системами обратных связей пациент Рис. 3. 33 Схема системы управления и мониторирования универсального импедансного электрохирургического комплекса Схемно-техническое решение и структурная схема универсального импедансного электрохирургического комплекса Обобщенная структурная схема универсального импедансного электрохирургического комплекса включает в себя все системы, рассмотренные в данной главе, а также систему самотестирования комплекса перед хирургическим вмешательством. Управление всем комплексом осуществляется с ПЭВМ, имеющей следующие параметры: RAM 64 Мб, Pentium – Celeron, HDD 500 Мб. Данная структурная схема универсального импедансного электрохирургического комплекса предполагает возможность совершенствования и уточнения биофизических показателей импеданса на разных частотах воздействия и тестирования, и изображена на рис. 3.34. ПЭ 1 ПЭ 2 I к ПЭВМ II к генератору 440 кГц к генератору 2 кГц III к генератору 10 кГц пацие нт IV ПЭ3 АЭ Рис. 3. 34 Структурная схема универсального импедансного электрохирургического комплекса I, II, III, IV –– датчики тока и напряжения в цепи активного электрода и пассивного электрода Принципы импедансной электрохирургии, а также рассмотренная нами ранее конструкция базового импедансного электрохирургического аппарата с синхронизацией пульсовой волны, определением коэффициента поляризации и скорости движения активного электрода, логически приводят к созданию крупных программно–аппаратных комплексов, обладающих широкими возможностями в хирургической практике. Рассмотрим один из вариантов такого комплекса. Импедансный электрохирургический аппарат в этой конструкции оснащен системой первичных датчиков, позволяющих получить информацию об импедансе в точке воздействия, распространении пульсовой волны, коэффициенте поляризации и т.д. Кроме того, генерируется информация о выходных параметрах электрохирургического воздействия, таких как напряжение на выходе высокочастотного генератора, средняя мощность воздействия, время включения высокочастотной мощности, используемая нагрузочная характеристика для конкретного органа или системы органов. Обобщенная блок схема импедансного электрохирургического комплекса приведена на рис. 3.34. Для отображения информации и управления процессом электрохирургического воздействия используется персональный компьютер с конфигурацией не ниже В состав комплекса входит также блок подготовки сигнала (БПС), ориентированный на входные сигналы в формате , и выходные сигналы, соответствующие формату, требуемому для обработки персональным компьютером: . Указанная нами выше исходная информация от первичных датчиков и собственно электрохирургического аппарата обрабатывается БПС и отображается на экране монитора в реальном времени. Если медицинским персоналом предварительно не установлены какие–либо пределы используемых параметров, о чем будет сказано далее, то отображение идет в фоновом режиме по всем имеющимся параметрам. Программа управления электрохирургическим воздействием посредством импедансного электрохирургического аппарата позволяет оператору, которым является хирург или его ассистент, создать целый ряд предварительных установок, с помощью которых оптимизируется данный процесс с позиции осуществления щадящего воздействия и достижения стабильного гемостаза в каждый анализируемый промежуток времени. В частности, могут быть установлены следующие параметры и характеристики: предельная мощность воздействия; длительность подачи высокочастотной мощности и частота модуляции; граничное значение импеданса; максимально допустимая температура разогрева ткани в месте воздействия в режиме бесконтактной коагуляции; полная нагрузочная характеристика из числа записанных в программе управления для определенных органов или тканей; искомый параметр пульсовой волны; состояние контакта нейтральных электродов с телом пациента; режим удаления злокачественных или доброкачественных опухолей, либо некротизированных тканей; иные параметры воздействия, заложенные в программу по инициативе хирурга. Следует отметить, что пользователь может установить отдельно предельную мощность воздействия и граничные значения импеданса — нижнюю и верхнюю границу включения и отключения аппарата. В этом случае нагрузочная характеристика будет выбрана с помощью программы управления, максимально приближенная к указанным значениям. Более подготовленный пользователь может осуществить непосредственный выбор нагрузочной характеристики и зафиксировать ее в меню пользователя. Установка искомого параметра пульсовой волны,– чаще всего это минимальное значение,– позволяет проводить коагуляцию с наилучшими условиями гемостаза, о чем уже было сказано в данной работе. Кроме перечисленных основных параметров и характеристик комплекс обеспечивает анализ и отображение ряда других вспомогательных характеристик, например: предупреждение об увеличении переходного сопротивления в месте контакта нейтрального электрода с пациентом; регулирование уровня громкости звукового сигнала сопровождения электрохирургического воздействия и сигнала обрыва нейтрального электрода; включение режима внутреннего тестирования исправности основных блоков электрохирургического аппарата; сопровождение звуковыми сигналами достижения основными параметрами установленных значений; режим звукового и экранного предупреждения о приближении параметров пульсовой волны к искомому значению в реальном времени, начиная за 3 или 5 с. до начала электрохирургической коагуляции. Как уже многократно упоминалось нами при рассмотрении вопросов электрохирургии, состояние контакта нейтрального электрода с тканью пациента определяет эффективность воздействия при прочих равных условиях. Поэтому введение текущего предупреждения об увеличении переходного сопротивления дает возможность медицинскому персоналу корректировать положение или увлажнение нейтрального электрода до того, как состояние последнего отрицательно скажется на ходе операции. Режим предупреждения о приближении параметров пульсовой волны к искомому значению позволяет хирургу спланировать свои действия по коагуляции крупного сосуда за несколько секунд до определенного оптимального момента и добиться наиболее устойчивого гемостаза. В сочетании с информацией о значении импеданса в точке коагуляции таким образом гарантируется устойчивый гемостаз и исключается перфорация сосуда или органа. Программное обеспечение позволяет также создать удобный пользовательский интерфейс, включающий графическое и таблично–текстовое отображение информации; экранные меню по всем используемым диалоговым режимам; создание собственной базы данных по часто используемым режимам электрохирургического воздействия; архивирование информации по пациентам и многие другие сервисные функции. Создание собственной базы данных по наиболее часто используемым режимам воздействия дает хирургу уникальную возможность оптимизировать ход и темп операции, с учетом своих профессиональных и творческих возможностей. Причем хирург может сохранять не только последнюю разработанную им версию, но и предыдущие версии режимов работы, анализировать и корректировать их в автономном режиме — до начала операции, а если потребуется, то и в режиме реального времени, т.е. в процессе операции. Отображенная картина на мониторе универсального импедансного электрохирургического аппарата показана на рис. 3.35. Изображение волны пульсовой Изображение коэффициента поляризации Отработка доз воздействия в различных режимах Изображение динамики импеданса и текущая характеристика «мощность — импеданс» Рис. 3. 35 Примерное отображение электрохирургического комплекса. ВКЛЮЧЕНИЕ ВЧ АВАРИЙНАЯ ПАНЕЛЬ ОБРЫВ АЭ НЕИСПР. ПЕДАЛИ ОБРЫВ ПЭ НЕИСПР. ЗАЗЕМЛЕНИЯ Самотестирование поблочное Мощность выходная Частота воздействия Скорость движения активного электрода Набор активных электродов информации на мониторе универсального импедансного Как представляется автору, такие универсальные импедансные электрохирургические комплексы имеют смысл применения в сложных хирургических вмешательствах, требующих тонкого подхода в электрохирургических вмешательствах, таких как онкологическая хирургия и нейрохирургия, в остальных случаях хирургических вмешательств могут быть использованы специализированные импедансные электрохирургические аппараты, не полностью использующие функции, рассмотренные нами. ГЛАВА 12. СОЗДАНИЕ СПЕЦИАЛИЗИРОВАННЫХ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ И ИХ ПРАКТИЧЕСКАЯ РЕАЛИЗАЦИЯ Импедансный электрохирургический аппарат для лечения варикозной болезни нижних конечностей Проработка научной концепции возможности создания ЭХА для лечения варикозного расширения вен основывалась на определенных наработках академических и клинических институтов РАМН и МЗ РФ, таких как Всероссийский научноисследовательский институт клинической и экспериментальной хирургии МЗ РФ, Институт физиологии СО РАМН и других. В основу работы положен принцип рассмотренной нами ранее базовой модели электрохирургического аппарата, которая позволяет создать оптимальный режим коагуляции вен в автоматическом режиме, максимально исключив термические поражения и другие осложнения [19, 20, 22, 33, 247]. Метод электрокоагуляции вен высокоэффективен и малотравматичен, безопасен, прост, обладает хорошим косметическим эффектом. Как самостоятельный, он показан при небольшом и умеренном варикозном расширении подкожных вен магистральной формы без нарушения функции клапанов коммуникантных вен. Применим метод и у больных с грубыми трофическими расстройствами тканей на голени (пигментация, индурация, дерматит, язва), в качестве подготовительного этапа к последующему удалению недостаточных коммуникантных вен, вызвавших эти осложнения. Прежде всего, сдерживает хирургов от внедрения в практику этого способа лечения варикозной болезни то обстоятельство, что не было налажено серийное производство электродов для коагуляции вен. В настоящее время комплекты таких электродов выпускаются отечественной промышленностью в единичных экземплярах. Электрокоагуляция варикозного расширения вен, как метод лечения, основана на тепловом воздействии токов высокой частоты на ткани организма и служит для выключения из кровотока конечности подкожных магистральных вен и их крупных притоков. Метод является основным при операции, однако не всегда может быть применен, так как не обеспечивает удаления всех видимых варикозных вен. Магистральный тип варикозного расширения вен является наиболее благоприятным для применения метода. Коагуляция вен осуществляется электродами с диаметрами головок 3,5; 4; 5 мм. Высокая температура, создающаяся в просвете вены, распространяется от внутренней ее стенки к наружной. Правильно проведенная коагуляция не вызывает значительного теплового повреждения окружающих вену тканей. Материалом для разработки импедансного электрохирургического аппарата послужил анализ использования электрохирургической коагуляции (эндо– и перивенозной) в комплексе хирургического лечения 244 больных хронической венозной недостаточностью нижних конечностей. Анализу подвергнуты 273 операции, выполненные в отделениях хирургии сосудов Всероссийского научноисследовательского института клинической и экспериментальной хирургии Минздрава РФ. Эксперименты и апробирование метода с применением импедансного электрохирургического аппарата проводилось на удаленных венах. Для анализа и набора фактического материала в макетный образец аппарата нами установлен индикатор шестнадцатеричного кода импеданса, отображающий фактический импеданс нагрузки в процессе работы. С учетом полученных цифровых данных нами собран эквивалент реальной нагрузки, и аппарат был проверен в условиях физико–технического эксперимента. Полученная характеристика приведена в табл. 3.4. Таблица 3.4. Код импеданса Импеданс, Ом 10 25 5С 85 В3 С0 С8 С8 50 100 200 300 500 750 1000 2000 По результатам испытаний в ПЗУ аппарата запрограммированы 8 зон с нагрузочными характеристиками, представленными на рисунке 3.36. Отличаются характеристики глубиной провала выходной мощности в интервале импеданса нагрузки 150 – 1000 Ом. Провал введен с целью снижения высокочастотной мощности электрохирургического аппарата после начала коагуляции, чтобы «растянуть» процесс, сделать его более плавным и снизить вероятность взрывообразного выделения тепла — вспышек, приводящих к местному перегреву и ожогам окружающих тканей. Ригнор Зона 7 100 7 6 5 4 3 2 1 0 Зона 6 Зона 5 80 Зона 4 Зона 3 60 Зона 2 Зона 1 40 Зона 0 20 10 25 50 100 150 300 500 900 1000 1500 2000 Log (R) Рис. 3.36. Нагрузочные характеристики ЭХА для лечения варикозного расширения вен. При появлении на электроде нагара сгоревших биологических тканей импеданс возрастает до величины более 1000 Ом. При этом выходная мощность и напряжение тоже возрастают до значений, превышающих 500 В. Это приводит к пробою нагара и продолжению коагуляции. Диаметр электрода выбирался из условия достаточно плотного облегания его стенками сосуда. Результаты работы кратко приведены в табл. 3. 5. Качество коагуляции оценивалось визуально, при этом за норму принималось не очень значительное потемнение и высушивание сосуда без искрения и пригорания электрода. В процессе коагуляции контролировался визуально по индикатору импеданс нагрузки. Обнаружено, что в начале воздействия током ВЧ импеданс ткани падает до величины 50 – 100 Ом, а затем начинает расти. «Норма» коагуляции соответствует диапазону нагрузок 50 – 200 Ом в зависимости от режима и условий. Дальнейшие гистологические исследования показали недостаточность такого воздействия, так как значительных разрушений в клетках сосудов не произошло. Таблица 3. 5. Протокол испытаний импедансного электрохирургического аппарата для лечения варикозной болезни № Диаметр электрода Зона Мощность, Вт 1 2 3 4 Скорость движения электрода, мм/с 5 Импеданс, НЕХ Визуальный результат 1 5 0 4 неподвижный 08 6 7 2 3 4 5 6 5 5 5 5 5 0 0 0 0 0 4 4 4 4 4 неподвижный 5 2,5 2 2,5 70–30–80 60 70–90 50 50–60 норма при 80 норма норма сильный нагрев норма в узких местах 7 3,5 0 5 неподвижный 18–08 нет коагуляции 8 3,5 0 5 неподвижный 18–18 нет коагуляции 9 3,5 0 7 неподвижный 18–30–18 10 11 3,5 3,5 0 0 7 6 2,5 10 10 40 быстрый нагрев и вспенивание норма менее нормы 12 13 14 15 16 3,5 3,5 3,5 5 5 0 0 0 0 0 4 4 4 5 4 2,5 2 2,5 2,5 2,5 Условия эксперимента 8 Результат гистологических исследований 9 в растворе формалина сосуд переменного диаметра в ванне с формалином в ванне с формалином сосуд обернутый марлей 50 норма 70–30–45 перегрев 38–40 норма 20 40–50 норма, местами перегрев выделенный сосуд Отсутствие видимых повреждений в клетках — коагуляция достаточная Испытания показали, что значительные колебания условий коагуляции (состав среды, диаметр сосуда, импеданс, скорость теплоотвода, скорость движения электрода и др.) приводят к очень неустойчивым результатам воздействия. Например, при скорости 4 – 5 см/с эффекта воздействия не наблюдается, а при скорости 2 – 2,5 см/с в том же режиме возможны сильные ожоги, приводящие к прогоранию сосуда и прилипанию его к электроду. Это приводит к выводу, что необходимо введение высокой степени автоматизации и стабилизации режима коагуляции по нескольким параметрам для обеспечения устойчивого воздействия в условиях, когда врач не может контролировать процесс визуально. В дальнейших работах были проведены исследования по аналогичной методике, но за «норму» было принято более тяжелое термическое воздействие на сосуд, при котором наблюдалось устойчивое разрушение клеток тканей. С учетом произведенных доработок принципиальной схемы и конструкции аппарата получен удовлетворительный результат коагуляции сосудов, который может быть рекомендован для использования в хирургической практике. Общая структурная схема модели импедансного электрохирургического аппарата для лечения варикозной болезни нижних конечностей приведена на рис. 3.37. Данная модель работает следующим образом. Со вторичной обмотки трансформатора датчика тока (Т2) снимается напряжение, значение которого пропорционально амплитуде переменного тока в цепи между выходом высокочастотного генератора и электродом пассивным. Это напряжение поступает на один из входов блока вычислителя (БВ). На второй вход блока вычислителя поступает напряжение, снимаемое со вторичной обмотки датчика напряжения (Т1), значение которого пропорционально амплитуде переменного напряжения между электродом активным (АЭ) и электродом пассивным (ПЭ). В блоке вычислителя происходит деление сигнала датчика напряжения на сигнал датчика тока, и таким образом определяется импеданс ткани пациента, находящейся между АЭ и ПЭ. Результат деления формируется в виде напряжения постоянного тока, которое преобразуется аналогово-цифровым преобразователем (АЦП) в двоичное число, поступающее на адресный вход запоминающего устройства (ПЗУ). В ПЗУ в виде двоичных чисел хранятся записанные по результатам вышеописанных исследований нагрузочные характеристики P = f (R). В соответствии с двоичным числом, поступающим на адресный вход ПЗУ, с выхода последнего выводится соответствующий двоичный код фрагмента характеристики P = f (R), поступающий далее на вход цифро-аналогового преобразователя (ЦАП). С блока ЦАП аналоговый сигнал поступает на вход блока управления (БУ). Блок управления с учетом сигнала с регуляторов мощности, которые находятся на передней панели аппарата и доступны хирургу, преобразует сигнал в широтно-модулированные импульсы и выводит их на вход блока питания. Блок питания (БП), воспринимая широтномодулированные импульсы, устанавливает на своем выходе напряжение постоянного тока, поступающее на блок высокочастотного генератора (БГ), который работает в ключевом режиме и его выходная мощность, поступающая на АЭ и ПЭ, однозначно определяется величиной питающего напряжения, поступающего с блока питания. Таким образом, уровень выходной мощности электрохирургического аппарата находится в соответствии с импедансом участка ткани, так как в ПЗУ содержится нагрузочная характеристика P = f (R) для конкретного вида ткани соответствующего органа человека. Таких характеристик в один аппарат может быть записано до 8. Их переключение может быть автоматическим и ручным. Кроме того, блок генератора включает в себя схемы защиты от «короткого замыкания» и «холостого хода». «Холостой ход» как правило, означает достижение импедансом величины от 2 до 5 кОм. Как уже упоминалось, эти пределы выбраны с учетом отключения электрохирургического аппарата при достижении стабильного гемостаза. Сетевое питание 220 В, 50 Гц БГ БП АЭ Импеданс ткани пациента Т1 Выбор нагрузочной характеристики Сигнал с регулятора мощности ПЗУ БУ ПЭ АЦП Т2 Б В АЭ, ПЭ — активный и пассивный электроды Т1, Т2 — трансформаторы преобразователь БГ — блок генератора высокочастотного БП — блок питания преобразователь Ц А ПЗУ — запоминающее устройство ЦАП — цифро–аналоговый П БВ — блок вычислителя АЦП — аналого–цифровой БУ — блок управления Рис. 3. 37 Блок–схема импедансного электрохирургического аппарата для лечения варикозной болезни Импедансный электрохирургический аппарат для торакальной хирургии Проведение операций на легких связано с проблемами оперативного купирования массивных кровотечений. Применяемые при этом универсальные электрохирургические аппараты не полностью удовлетворяют требованиям медицинской практики и несут значительный риск для оперируемого пациента. Другим важным требованием к проведению щадящего оперативного вмешательства является возможность удаления патологически измененных тканей с минимальным захватом здоровой ткани легкого. Это требование также уместно при применении технологии так называемого «испарения» туберкулезных каверн. Для реализации указанных требований нами была предпринята разработка специализированного электрохирургического комплекса для торакальной хирургии, основным звеном которого является импедансный электрохирургический аппарат [15, 21, 19, 38]. Особенности ткани легкого были проанализированы на большом количестве патологоанатомического материала и получены результаты, позволяющие определить пределы изменения импеданса данного вида биологической ткани. Проведенная работа по сравнению полученных результатов с данными исследований, проведенных нами импедансометрическими методами, как описано в разделе 2 данной работы, подтвердила высокую достоверность цифрового материала. Универсальная архитектура схемно–конструктивного решения импедансного электрохирургического аппарата предполагает возможность построения комплекса для торакальной хирургии, равно как и других, предназначенных для частного применения в определенных областях медицины, с незначительными изменениями принципиальной схемы. В данном случае используется схема, аналогичная приведенной на рис. 3.37, в которой изменен блок управления БУ и в ячейках памяти ПЗУ записаны нагрузочные характеристики, адаптированные к импедансу ткани легкого. Общий вид, иллюстрирующий структуру комплекса для торакальной хирургии, приведен на рис. 3.38. Рис. 3. 38 Общий вид электрохирургического комплекса для торакальной хирургии Импедансный электрохирургический аппарат для гинекологии Создание специального импедансного электрохирургического аппарата для гинекологии основывалось на ряде особенностей его применения [19]. В частности, использование в гинекологии электрохирургического аппарата для абдоминальной хирургии с активными электродами общехирургического назначения, а также режимы дозирования электрохирургического воздействия на определенной биоткани влагалища, матки, наружных половых органов, которые по импедансу несколько отличаются от биотканей абдоминальной полости, требовали самостоятельных технических решений. Кроме того, активные электроды требовали доработки с учетом применения их на определенной глубине и исключения ожогов окружающих биотканей. Также требовалось устранение задымленности операционного поля при электрохирургическом воздействии, что обычно затрудняет проведение точных хирургических вмешательств в гинекологии. В связи с перечисленными особенностями, при разработке импедансного электрохирургического аппарата для гинекологии были введены в ячейки памяти ПЗУ фрагменты импеданса основных биотканей — влагалища, матки, наружных половых губ, а также характеристик предраковых и онкологических опухолей, таких как миома (фибромиома) матки, рак шейки матки, цистаденомы и т.д. Таким образом, введение в ПЗУ информации, содержащей дискретную аппроксимацию функциональной зависимости уровня выходной мощности от импеданса биотканей, позволяет хирургу проводить хирургическое вмешательство с большой скоростью, с минимальными кровопотерями и с минимальной деструкцией прилежащего к операционному полю клеточного массива [60]. Разработанные специальные электроды для проведения электроконизации (рис. 3.39) предусматривают работу с разными углами наклона активной части электрода. Рис. 3. 39 Электроды для электроконизации в гинекологии Нужно отметить, что рабочая часть активных электродов исполняется из нержавеющей стали, удлинитель электрода — из медных сплавов. У гинекологических электродов для рассечения биотканей или коагуляции мелких и крупных сосудов рабочая часть дополнительно имеет покрытие хромом. Дополнительно в комплексе с импедансным электрохирургическим аппаратом разработано устройство подачи инертного газа в операционное поле, что позволило полностью устранить задымленность операционного поля. Обычно из газов применяются азот или двуокись углерода, которые тяжелее воздуха, и, при активной подаче таких газов в область операции, остаются в зоне хирургического вмешательства. Обычный режим подачи инертного газа в гинекологии до 4 —6 л/мин. В электрохирургическом аппарате на блоке управления введен переключатель характеристик биотканей «Нормальное» и «Патология», что дало возможность автоматически определить совокупную мощность электрохирургического воздействия при удалении онкоопухолей, а также дифференцировать здоровую биоткань от пораженной. Все вышеперечисленные мероприятия позволили создать импедансный электрохирургический аппарат, позволяющий эффективно проводить гинекологии. хирургические вмешательства в Возможны так же варианты наработок импедансных электрохирургичесих аппаратов для других органов и биотканей организма человека, что проведено в аппаратах для нейрохирургии и стоматологической хирургии [35, 40]. РАЗДЕЛ 4. ............................................................................. 162 НЕКОТОРЫЕ АСПЕКТЫ ЭФФЕКТИВНОГО ИСПОЛЬЗОВАНИЯ ИМПЕДАНСНЫХ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ В МЕДИЦИНСКОЙ ПРАКТИКЕ .......................................... 162 ГЛАВА 13. НЕКОТОРЫЕ АСПЕКТЫ БЕЗОПАСНОГО ПРИМЕНЕНИЯ ИМПЕДАНСНЫХ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ В ХИРУРГИЧЕСКОЙ ПРАКТИКЕ. ...................................... 163 Основные показатели безопасности импедансных электрохирургических аппаратов ................................... 163 Защита от ожогов тканей в импедансном электрохирургическом аппарате ..................................... 165 Проверка защиты от разряда дефибриллятора. ............. 169 Проверка высокочастотных токов утечки. .................... 169 Электрическая прочность изоляции кабелей. ............... 170 Основы безопасного применения импедансных электрохирургических аппаратов в эндохирургии ....... 173 ГЛАВА 14. ВАРИАНТЫ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ ИМПЕДАНСНЫХ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ В ХИРУРГИЧЕСКОЙ ПРАКТИКЕ .......... 178 Основные принципы работы с электрохирургическими аппаратами при хирургических вмешательствах .......... 178 Активные электроды для реализации методик электрохирургии ............................................................... 180 Использование импедансного электрохирургического аппарата в абдоминальной хирургии ............................. 186 Использование импедансного электрохирургического аппарата в легочной хирургии ........................................ 187 Использование импедансного электрохирургического аппарата в урологии ......................................................... 188 Использование импедансного электрохирургического аппарата при травме и внутренних закрытых кровотечениях ................................................................... 189 Применение импедансного электрохирургического аппарата в пластической и стоматологической хирургии ............................................................................................ 190 Использование импедансного электрохирургического аппарата в офтальмологии .............................................. 192 Использование импедансного электрохирургического аппарата в нейрохирургии ............................................... 193 Применение импедансных электрохирургических аппаратов с использованием эндоскопического и лапароскопического оборудования и электродов ......... 194 Использование импедансного электрохирургического аппарата в лапароскопической урологии....................... 195 Использование импедансного электрохирургического аппарата в онкологической хирургии ............................ 196 Применение импедансного электрохирургического аппарата в хирургических вмешательствах при нагноительных заболеваниях. ......................................... 203 Применение импедансного электрохирургического аппарата при лечении варикозного расширения вен. ... 204 ГЛАВА 15. МЕХАНИЗМ ЗАЖИВЛЕНИЯ БИОТКАНЕЙ ПОСЛЕ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ ИМПЕДАНСНОГО ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО АППАРАТА .................. 207 РАЗДЕЛ 4. НЕКОТОРЫЕ АСПЕКТЫ ЭФФЕКТИВНОГО ИСПОЛЬЗОВАНИЯ ИМПЕДАНСНЫХ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ В МЕДИЦИНСКОЙ ПРАКТИКЕ ГЛАВА 13. НЕКОТОРЫЕ АСПЕКТЫ БЕЗОПАСНОГО ПРИМЕНЕНИЯ ИМПЕДАНСНЫХ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ В ХИРУРГИЧЕСКОЙ ПРАКТИКЕ. Основные показатели безопасности импедансных электрохирургических аппаратов Как уже отмечалось ранее в данной работе применение электрохирургических аппаратов в хирургии – это агрессивный способ воздействия на биоткани пациента для рассечения с минимальными кровопотерями. Однако импедансные электрохирургические аппараты имеют в настоящее время весьма сложное электронное устройство, получающее электропитание от сети 220 В (50Гц), и при неточном его использовании является потенциально опасным как для хирурга, так и для пациента, его органов и биотканей. Далее рассмотрим некоторые аспекты безопасного применения импедансных электрохирургических аппаратов в хирургии различных направлений [24, 29, 84]. Остановимся на двух главных аспектах применения электрохирургического аппарата: на открытом раневом пространстве в абдоминальной, торакальной, нейрохирургии и использовании в эндоскопической и лапароскопической хирургии, т.е. в закрытом пространстве. В значительной мере обеспечение безопасности пациента определяется схемной концепцией, реализованной разработчиком при создании аппарата, соблюдением технологии производства, подготовленностью и действиями медицинского персонала, использующего данный медицинский аппарат. Основным же методом достижения высокого уровня безопасности является аппаратный метод, который должен исключать нанесение ущерба биотканям, органам и пациенту даже при ошибочных действиях обслуживающего персонала. Международные рекомендации МЭК 601–1 определяют подходы в данном вопросе и закладывают основные требования к разработке медицинской техники вообще и электрохирургических аппаратов в частности. Однако в настоящей работе необходимо рассмотреть конкретные требования к импедансным электрохирургическим аппаратам, которые имеют определенную специфику. Конечно, прежде всего хирургу или его ассистенту нужно правильно выбрать импедансную характеристику, записанную в ПЗУ, предназначенную для конкретного хирургического вмешательства на конкретном органе. Неточность выбора может вызвать нежелательные перфорации полых сосудов или других тонких биотканей, или произвести ожог биоткани. Предотвращение ожогов при работе импедансных электрохирургических аппаратов необходимо рассмотреть прежде всего с точки зрения исключения причин нанесения ущерба биотканям пациента током ВЧ. Ожог может возникнуть только при наличии следующих условий: Электрохирургический аппарат находится в рабочем режиме и может быть включен ножным выключателем (педалью) или кнопкой включения режима на панели управления; имеются замкнутые пути ВЧ-тока от электрохирургического аппарата к месту воздействия в теле пациента и обратно к источнику; наличие запаса мощности в характеристиках импедансного электрохирургического аппарата, чтобы нагреть биоткань в месте воздействия до недопустимо высокой температуры; кроме нормальных, имеются аномальные пути протекания ВЧ-тока. При работе с импедансным электрохирургическим аппаратом нужно учитывать такие факторы, как: нарушение непрерывности цепи пациента; неправильное наложение пассивного электрода на тело; обрыв пассивного электрода; активный электрод находится на раневой поверхности; нарушение изоляции цепей активного и пассивного электрода; появление новых вариантов цепей, включая протекание ВЧ тока через металлические предметы в теле пациента, может дать при измерении импеданса электрохирургическим аппаратом неточные параметры биотканей и, соответственно, вызвать неадекватное электрохирургическое воздействие, заканчивающееся ожогом, аналогично тому, как это происходит, если небрежно выставить большой уровень мощности на выходе электрохирургического аппарата. Защита от ожогов тканей электрохирургическом аппарате в импедансном Одним из нежелательных последствий применения электрохирургического аппарата в хирургической практике являются несанкционированные ожоги биотканей. В зависимости от причин, их вызывающих, ожоги можно классифицировать следующим образом: ожоги, вызванные наличием паразитных емкостей при соприкосновении пациента с деталями операционного стола, особенно если электрохирургический аппарат имеет рабочую частоту свыше 1 Мгц; ожоги, связанные с ошибками хирурга, в частности при неправильном выборе электрода или темпа ведения резания ткани; ожоги от неравномерности электрохирургического воздействия в тех или иных точках, за счет нестабильности положения или перемещения активного электрода; ожоги, обусловленные неправильным расположением пассивного электрода. Использование универсального импедансного электрохирургического аппарата в значительной степени позволяет исключить влияние указанных факторов: рабочая частота, равная 440 кГц, определяет пренебрежимо малые значения паразитных емкостей; использование описанных выше принципов анализа скорости перемещения активного электрода позволяет минимизировать человеческий фактор в электрохирургическом воздействии и автоматически установить оптимальную мощность; применение нескольких пассивных электродов, а также анализ и контроль на мониторе качества их прилегания исключают и эту причину ожога. Ожоги, вызываемые пассивным электродом, могут происходить за счет того, что допущен неравномерный контакт электрода с телом пациента. В этом случае в местах большого давления между пассивным электродом и тканью может появиться ожог. Необходимо учитывать также особенности тела пациента и, в зависимости от этого, располагать пассивный электрод. Например, участки кожи на спине пациента, нависающие на края пассивного электрода, могут явиться причиной ожога, и медицинский персонал в этом случае должен своевременно определить другое местоположение электрода. Активный электрод может также явится источником несанкционированного воздействия. Это может произойти, например, в случае непреднамеренного приведения в действие активного электрода, оставленного на теле пациента. Ожог может быть вызван также контактом неизолированной части активного электрода с тканями, находящимися в непосредственной близости с раневой поверхностью. Ожоги от пассивного и активного электродов в этих и других случаях исключаются способами, аналогичными для ЭХА, не имеющими вычислителей импеданса в своей структуре. Кроме естественного пути рабочего тока через тело пациента необходимо оценить и учитывать другие возможные пути прохождения тока, вызванного емкостной проводимостью между цепью пациента, телом пациента или землей, а также непроизвольным во время хирургического вмешательства контактированием тела с электропроводящими предметами, и другими причинами. Чтобы это исключить, необходимо выполнить правильную укладку кабелей, соединяющих электрохирургический аппарат с электродами на теле пациента. Это снижает электрические связи между различными проводами, окружающими пациента и его тело. Кроме того, необходимо предотвратить возможное прикосновение участков тела между собой: конечностей друг с другом и рук с туловищем. Как известно, температура в биотканях пропорциональна подводимой через электроды электрической мощности электрохирургического аппарата, и ее можно оценить через формулу: Q I 2 Rt , (4.1) где Q – количество тепла; R – импеданс, Ом; t – время электрохирургического воздействия или действия несанкционированного выделения высокочастотной мощности, вызывающего ожог. Для предотвращения ожогов, перед операцией хирургу необходимо предварительно определить маршрут резания и коагуляции кровеносных сосудов и скорость движения электрода по биотканям пациента. При этом, в импедансных электрохирургических аппаратах имеется схема отключения мощности, если импеданс биоткани достиг большой величины, что характеризует состояние биоткани, как близкое к ожогу. Также необходимо обеспечить минимальную зону прохождения рабочего тока в биотканях и теле пациента, что определяется выбором места расположения пассивного электрода относительно активного. Решающее значение, как уже указывалось, имеет обеспечение надежного электрического контакта пассивного электрода с телом пациента, что обеспечивается системами, описанными в предыдущих главах. Поскольку электрохирургический аппарат применяется при хирургических вмешательствах, когда используются диагностические приборы, такие как электрокардиографы, электроэнцефалографы, пульсоксиметры и другие, то токопроводящие кабели не должны быть проложены параллельно ЭКГ-проводником. Ниже приведены некоторые требования для специального применения на открытой операционной ране: если операция при помощи электрохирургического аппарата применяется одновременно на различных частях тела, то для повышения безопасности пассивные электроды должны быть оптимально расположены относительно областей воздействия; при использовании электрохирургического аппарата, снабженного двумя активными электродами, оперативное вмешательство должно проводить поочередно, не используя электроды одновременно в нескольких областях воздействия; недопустимо на одном пациенте осуществлять электрохирургическое воздействие двумя активными электродами, получающими энергию от двух электрохирургических аппаратов, т.к. это резко повышает риск применения электрохирургического аппарата для пациента; при необходимости остановки кровотечения из биотканей с небольшим поперечным сечением, например сосудов или полых органов, целесообразно применять биполярные активные электроды, как более безопасный метод воздействия; одновременное применение электрохирургических инструментов и металлических клипс в сосудах или полых органах повышает опасность применения электрохирургического аппарата и может привести к образованию коагуляционных некрозов; в операционной зоне должны использоваться медицинские изделия только класса BF или CF, не имеющие непосредственного соединения с проводом защитного заземления; у пациентов с имплантированным кардиостимулятором – водителем ритма электрохирургический аппарат может быть применен только после консультации с кардиологом. Для обеспечения защиты пациента и персонала от поражения электрическим током электрохирургический аппарат изготавливают только следующих классов: изделие класса I (с защитным заземлением). Безопасность изделия обеспечивается основной изоляцией и защитным заземлением; изделие класса II (с двойной изоляцией). Безопасность изделия обеспечивается двойной или усиленной изоляцией. электрохирургический аппарат должны иметь защиту от разряда дефибриллятора. Для электрохирургического аппарата обязательно проводятся следующие виды испытаний по проверке защиты от поражения электрическим током: защита от разряда дефибриллятора; высокочастотные токи утечки; электрическая прочность изоляции кабелей электродов. Проверка защиты от разряда дефибриллятора. Испытание проводится по схеме рис. 4.1. L= 50 мкГн; мкФ RL 1032Ом. R=50 A N R=100 Рис. 4.1 Схема испытаний защиты электрохирургического аппарата от разряда дефибриллятора При заряженном до 2 КВ конденсаторе С замыкают ключ S, в результате чего на резисторе R создается высоковольтный импульс. Для биполярного выхода электрохирургического аппарата проверку проводят, прикладывая испытательное напряжение к обеим полюсам, закороченным вместе и на землю. Напряжение на резисторе прикладывают между гнездами для подключения нейтрального электрода и проводящим корпусом электрохирургического аппарата, соединенным с землей. В случае корпуса из изоляционного материала электрохирургический аппарат должен быть расположен на заземленной металлической пластине, площадью не менее площади основания аппарата. Испытание повторяют для импульса обратной полярности. Испытание проводят в выключенном состоянии электрохирургического аппарата. После испытаний аппарат должен сохранять все параметры безопасности и работоспособности. Проверка высокочастотных токов утечки. Рабочая часть должна, в зависимости от ее конструкции, удовлетворять одному из следующих требований: а) рабочая часть изолирована относительно земли, но нейтральный электрод заземлен по высокой частоте, например за счет конденсатора, как в изделии типа BF. б) рабочая часть изолирована от земли, как по высокой, так и по низкой частоте, нейтральный электрод изолирован по высокой частоте. В обоих случаях высокочастотный ток утечки, протекающий от каждого электрода через безиндуктивный резистор 200 Ом на землю, не превышал 150 мА во время испытания. Испытание проводится одним из методов, в частности следующим. Испытание проводят в каждом из режимов работы ЭХА по очереди с электродными кабелями и электродами, расположенными на расстоянии 0,5 м друг от друга на подставке из изоляционного материала на высоте 1 м над заземленной проводящей поверхностью. Аппарат включают в каждом рабочем режиме при нагрузке 200 Ом и при максимальной мощности. Измеряют высокочастотный ток утечки нейтрального электрода на землю через безиндуктивный резистор 200 Ом. Для случая б) испытания проводят аналогично, но оставляя выход аппарата ненагруженным. Электрическая прочность изоляции кабелей. Изоляция кабелей электродов, как многократного, так и однократного использования, должна выдерживать испытание напряжением сетевой частоты 3000 В и напряжение высокой частоты, равное 1,5 максимального напряжения холостого хода электрохирургического аппарата. Испытание проводится следующим образом: Для частоты сети: из отрезка кабеля длиной 20 см образуют петлю, концы которой соединяются, как неизолированные проводники. Петлю опускают в воду, в которую добавлено немного поваренной соли, так, чтобы водой смачивалось 10 см кабеля. После выдержки в таком состоянии не менее 24 часов между проводниками кабеля и водой прикладывают испытательное напряжение на 5 мин. Для высокой частоты: подготовка проводится аналогично, но вместо поваренной соли в воду добавляют несколько капель трансформаторного масла до образования непрерывной различимой пленки. Высокочастотное напряжение с выхода электрохирургического аппарата, через трансформатор с Ктр.=1,5,подают на проводник кабеля и неизолированный проводник, опущенный в воду, а аппарат поочередно включают на 30 с. в каждом режиме работы. Ручки активного электрода и изолированные биполярные пинцеты, а также их кабели должны выдерживать испытания электрической прочности при полуторном максимальном высокочастотном напряжении разомкнутой цепи соответствующего выхода электрохирургического аппарата. Соответствие проверяется после испытаний на устойчивость к стерилизации, приложением в течение 30 с. испытательного напряжения между токопроводящими частями и фольгой, наложенной на токопроводящие части. Кроме того, после испытания электрической прочности изоляции, ручные выключатели должны быть опробованы 10-кратным включением. При каждом включении и выключении должна включаться или выключаться выходная мощность. Для обеспечения безопасной эксплуатации электрохирургического аппарата кроме сетевого выключателя должен быть выключатель выходной мощности (ручной или ножной), требующий постоянного нажатия для включения мощности. Цепь выключателя должна питаться от источника питания, изолированного от сетевой части и земли, и имеющего напряжение не более 12 В. Для выключателя, содержащего механический выключатель, который в нормальном состоянии разомкнут, не должна осуществляться подача мощности в выходную монополярную цепь при шунтировании контактов выключателя сопротивлением 1000 Ом. Если для выбора режимов РЕЗАНИЕ и КОАГУЛЯЦИЯ применяют сдвоенную педаль, то со стороны оператора педаль режима РЕЗАНИЕ должна располагаться слева, а педаль режима КОАГУЛЯЦИЯ – справа. Если выбор режимов производится с ручных выключателей, расположенных на электрододержателе, то выключатель, расположенный ближе к электроду, должен включать режим РЕЗАНИЕ, а тот, который дальше от электрода – режим КОАГУЛЯЦИЯ. При неисправности в цепи нейтрального электрода (обрыв, отсутствие контакта в разъеме) выходная цепь ЭХА должна отключаться и включаться прерывистый звуковой сигнал. Должна быть также предусмотрена подача непрерывного звукового сигнала при включении выходной мощности. В отдельных моделях электрохирургических аппаратов сигналы, указанные выше, могут быть применены двух разных, ясно различимых между собой частот. Разъемы для подключения кабелей активного и нейтрального электродов не должны быть идентичными (взаимозаменяемыми) с тем, чтобы исключить перепутывание при коммутации. Корпус электрохирургического аппарата должен быть сконструирован так, чтобы жидкость, расплескиваемая на них при нормальной эксплуатации, не смачивала электрическую изоляцию или другие компоненты, которые при смачивании могут ухудшить безопасность аппарата. Электрические части в педалях электрохирургического аппарата должны иметь водонепроницаемую конструкцию. Электрические части ручных выключателей должны иметь защиту от проникновения жидкостей, которые могут привести к непредусмотренной подаче тока в рабочую часть. При выключении и повторном включении электрохирургического аппарата или при прерывании сетевого питания и повторной его подаче: выходная мощность не должна увеличиваться более, чем на 20% от установленной ранее; не должен изменяться режим работы, за исключением перехода в режим ожидания, при котором отсутствует выходная мощность. Аппараты, работающие с принадлежностями, устанавливаемыми на тело пациента или вставляемыми в тело (например, нейтральный электрод, резектоскоп, эндоскоп и т.п.), должны быть защищены от влияния разрядов дефибриллятора. На лицевой панели таких аппаратов должна быть соответствующая маркировка. Кроме того, об этом должно быть указание в эксплуатационных документах. Основы безопасного применения импедансных электрохирургических аппаратов в эндохирургии Далее остановимся на рассмотрении применения импедансного электрохирургического аппарата и принципов безопасного его использования в закрытой хирургии через эндоскопы, лапароскопы, резектоскопы и т.п. Известно более 30 основных методов диагностической и лечебной эндоскопии, а клинических методик — много больше. Многие методики хирургической эндоскопии уже существуют, как альтернативные традиционным методам и вытесняют последние из практики абдоминальных хирургов, гинекологов, урологов, торакальных хирургов и т.д. По специальным публикациям можно судить, что до 80% операций по поводу заболеваний гениталий и около 70% холецистэктомий выполняются с использованием лапароскопического метода. Комплекс аппаратуры, в общем случае, состоит из следующих медицинских изделий: электрохирургический аппарат для подачи высокочастотного напряжения на специальный эндохирургический инструмент; источник света для освещения объекта при эндохирургии; аквапуратор для нагнетания и отсасывания жидкости; инсуфлятор для создания давления в брюшной полости; оптические трубки различного диаметра со световыми жгутами для визуализации операционного поля; комплект троакаров различного диаметра для обеспечения доступа к операционному полю; комплект инструментов: эндоклиппер, анатомические и хирургические щипцы с кремальерами, эндопетля, эндолигатура и другие; электрохирургические инструменты: электроножницы, электрощипцы, диссектор, электрод–петля, электрод–шар, игла Вереша и другие. Очевидно, что обеспечение безопасности такого комплекса аппаратуры представляет собой достаточно сложную техническую задачу, а применение ЭХА, как аппарата, передающего большую энергию, предъявляет повышенные требования к обеспечению требований безопасности именно к нему. Однако, меры безопасности в случаях применения импедансного электрохирургического аппарата совместно с комплексом аппаратуры для эндохирургии изучены недостаточно, что существенно повышает риск пациента при проведении операции. Общие показания, по которым пациент может подвергнуться эндохирургическому вмешательству: диффузные заболевания печени, селезенки, брюшины; острые заболевания органов брюшной полости, протекающие с нетипичной клинической картиной; хронические заболевания желчного пузыря и желчевыводящих путей; новообразования органов брюшной полости. Особенности, в связи с которыми хирургическое лечение посредством эндоскопической техники несет в себе повышенный риск для пациента и врача, обусловливаются тем, что высокочастотный ток от электрохирургического аппарата проходит к электрохирургическому инструменту через достаточно длинный инструментальный канал эндоскопа. Отсюда появляются токи утечки на пациента через детали эндоскопа, а также на врача через окуляр оптической системы эндоскопа, ручку троакара и другие. Для обеспечения безопасности при применении импедансного электрохирургического аппарата в эндохирургии важно ограничить его выходную мощность до значений, оптимально соответствующих задаче хирургического вмешательства. Поскольку установить конкретные требования по уровню мощности в электрохирургических аппаратах общего применения не представляется возможным, использование импедансного электрохирургического аппарата наиболее целесообразно при операциях в ограниченном операционном поле. Использование электрохирургического аппарата общего применения, имеющих, как правило, большую мощность, даже для щадящих эндохирургических операций представляется совершенно неверным, т.к. при малых значениях мощности управление уровнем может носить нелинейных характер и быть опасным для пациента. Этого недостатка лишен импедансный электрохирургический аппарат, в ПЗУ которого записан ряд нагрузочных характеристик, позволяющих ограничить последнюю таким образом, чтобы запас по мощности в рабочем диапазоне нагрузок был минимальным, а максимальная мощность воздействия на нагрузке 500 Ом ограничивалась величиной около 100 Вт. Эндоскопы для электрохирургии должны также быть безопасны в случае единичного нарушения, связанного с тем, что при определенной неисправности электрохирургического аппарата может отдавать в нагрузку, которой является пациент, неконтролируемое значение мощности, ограниченное лишь мощностью блока питания аппарата. С этой целью в импедансных электрохирургических аппаратах можно применить комбинированную защиту пациента, тогда как в электрохирургических аппаратах общего применения для этого применяют только метод ограничения токов утечки. Комбинированная защита позволяет не только ограничить токи утечки, но и ограничить выходную мощность с помощью нагрузочной характеристики на расчетных значениях импеданса. Для обеспечения безопасности комплекса медицинских изделий, состоящего из эндоскопа, электрохирургического аппарата, инструментария и принадлежностей, в части токов утечки проводится проверка по схеме, приведенной на рис. 4.2. Высокочастотный ток утечки через окуляр эндоскопа не должен превышать 50 мА. Кроме того, в комплексе медицинских изделий для эндоскопической хирургии необходимо контролировать электрическую прочность изоляции между различными частями электрохирургического аппарата, эндоскопа, режущих и коагулирующих электродов и т.д. Для обеспечения безопасности пациента и врача испытательное напряжение должно в 1,5 раза превышать наибольшее напряжение, развиваемое электрохирургическим аппаратом в режиме холостого хода на рабочей частоте. Для обеспечения этих требований, в частности, поверхность электрохирургического инструмента должна быть покрыта изолирующим материалом, а в схеме электрохирургического аппарата предусмотрена двойная или усиленная изоляция рабочей части, относительно других частей. Рис. 4.2 Схема измерения тока утечки через окуляр эндоскопа С учетом аппаратурных методов повышения безопасности применения электрохирургического аппарата, рассмотренных в данной главе, отдано предпочтение построению электрохирургического аппарата на основе выходных цепей, изолированных от земли по высокой и по низкой частоте, что обеспечивает наибольшую защиту пациента при большом разнообразии ситуаций, возникающих в процессе его эксплуатации. Кроме описанных факторов, создающих риск для пациента и врача при применении электрохирургического аппарата, необходимо отметить, что во время операции в процессе электрохирургического воздействия высокочастотный ток и его гармонические составляющие могут вызвать нежелательные эффекты и, в частности, повлиять на деятельность синусового узла, вызвать фибрилляцию желудочков сердца, вплоть до остановки сердца. Также во время электрохирургического воздействия может быть вызван сбой в показаниях аппаратуры слежения, подключенной к пациенту для контроля электрокардиограммы, электроэнцефалограммы, давления крови, состояния дыхательной системы и других параметров. Необходимо учитывать данные факторы риска при оснащении операционной и своевременно решать вопросы электромагнитной совместимости и помехоустойчивости электромедицинских изделий, работающих совместно. Таким образом, как показано выше, в большинстве случаев применения импедансных электрохирургических аппаратов в хирургической практике или при их использовании совместно с эндохирургической аппаратурой, мы имеем повод говорить о комплексном подходе к вопросам безопасности пациента и обслуживающего персонала. Эти вопросы проработаны и нашли свое отражение в схемно–конструктивных решениях универсального импедансного электрохирургического комплекса, а также специализированных электрохирургических аппаратах. ГЛАВА 14. ВАРИАНТЫ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ ИМПЕДАНСНЫХ ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИХ АППАРАТОВ В ХИРУРГИЧЕСКОЙ ПРАКТИКЕ Рекомендации и методики использования в клинической практике рассматриваются с точки зрения применения импедансных электрохирургических аппаратов по сравнению с обычными, с проекцией новых технических возможностей на элементы стандартных медицинских технологий, а также возможные варианты развития и совершенствования лечебной практики с применением электрохирургических аппаратов с новыми параметрами, основанием которых являются базовые исследования импеданса биотканей. Основные принципы работы электрохирургическими аппаратами хирургических вмешательствах с при Хирургу, прежде всего, перед хирургическим вмешательством нужно представить последствия электрохирургического воздействия, как результат манипуляций его самого, так и спектр технических возможностей электрохирургического аппарата. Перед операцией хирург должен представлять биоткани, на которых будет проводиться электрохирургическое воздействие, и составить плановый маршрут движения активного электрода при проведении хирургических процедур. Исходя из вида биотканей органа, на котором будет проводиться электрохирургическое воздействие, хирург должен выбрать начальный уровень мощности электрохирургического аппарата и задать программу изменения этой мощности в зависимости от конкретной биоткани. Нами показано, что биоткани имеют определенный импеданс в конкретный момент хирургических манипуляций, что дает возможность хирургу далее не изменять мощность или делать это в таких случаях, как хирургические вмешательства на онкоопухолях, полипах, когда включается режим фульгурации. В обычных электрохирургических аппаратах, согласно Долецкому О.Я. и др., хирург должен ориентироваться на деления панели, где расположены ручки или кнопки управления электрохирургического аппарата. Деления, как известно, наносятся условно, поэтому выходная мощность высокочастотного тока не может быть точно запланирована, поскольку зависит от многих из перечисленных субъективных факторов, в том числе зрительных оценок величины мощности. Существует три общепринятых метода выбора начальной мощности. Первый — предварительная проверка режимов на кусках говяжьего мяса. При всем несходстве этой модели с реальными условиями операции многие специалисты считают этот прием наиболее достоверным. Второй метод — начинать с установки ручки регулятора мощности, использованной в предыдущих операциях (по нашему мнению, это наиболее целесообразно). Третий метод — начинать с минимального уровня мощности и постепенно переходить на более интенсивный режим. В любом случае повороты ручек или нажатия кнопок могут производиться только после необходимой проверки исправности аппарата и принятия всех мер предосторожности или включения режима самотестирования блоков и систем электрохирургического аппарата, которыми должен обладать любой современный медицинский прибор. Возможные сочетания: мощность электрохирургического аппарата –– модуляция основного сигнала при остановке кровотечения (гемостазе) — доза электрохирургического воздействия — вид активного электрода, выбраны разработчиками импедансного электрохирургического аппарата на базе мирового опыта использования электродов. Импедансные электрохирургические аппараты в своей работе имеют возможность проводить оценку электропроводимости (импеданса) биоткани органа, на котором проводится хирургическое вмешательство, а также, при наличии соответствующей системы, оценку границ опухоли, если она имеется, омертвевшей биоткани, для более точного их удаления. Возможность дозированно направлять мощность в область электрохирургического воздействия минимизирует поражение клеточных массивов, окружающих операционное поле. Поскольку конкретная биоткань состоит из определенного вида массивов клеточных структур, а также кровеносных и лимфососудов предполагаемых диаметров, а также имеет определенную степень возможного восстановления после электрохирургического воздействия, зависящую от возраста пациента, хирургом должен быть выбран набор электродов, которые рекомендуются при данном электрохирургическом воздействии и отражаются на мониторе импедансного электрохирургического аппарата. Активные электроды электрохирургии для реализации методик Монополярные электроды [165, 166, 167, 168, 169, 25], для рассечения биотканей имеют прямую или изогнутую формы, могут иметь уменьшенный вид скальпеля или быть игольчатыми с различной площадью для подвода высокочастотной мощности к конкретному виду биоткани, как показано на рис. 4. 3. а б в Рис. 4.3 Монополярные электроды для рассечения а — электрод-нож, длина 30 мм; б — электрод-игла, длина 25 мм (проволока 0,8 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам; проволока 0,15 мм, вольфрам — для эпиляции); в — электрод стержневой. Монополярные электроды, для коагуляции кровеносных и лимфососудов на больших кровоточащих поверхностях, чаще всего имеют форму шарика (прямоугольника) или чашечки различных диаметров (размеров), что позволяет быстро, в сочетании с определенным видом модуляции и с учетом пульсовой волны, проводить гемостаз со значительным снижением кровопотерь, см. рис. 4. 4. а б Рис. 4.4. Монополярные электроды для коагуляции а — электрод-шарик, длина 28 мм, 4 мм, 6 мм, 8 мм; б — электрод-пуговка 8 мм. Биполярные электроды для коагуляции крупных кровеносных и лимфососудов, имеют вид пинцетов, бранши которых изолированы друг от друга электрически, что дает возможность при подаче высокочастотной мощности от электрохирургического аппарата замыкать цепь электрохирургического воздействия через определенный массив биоткани на ее поверхности, см. рис. 4. 5. а б в г д Рис. 4.5. Биполярные электроды для коагуляции а — пинцет прямой; б — пинцет изогнутый; в — пинцет байонетный; г — пинцет микрохирургический изогнутый; д — пинцет микрохирургический прямой. Кроме того, разработаны и изготавливаются оригинальные электроды для особых случаев использования в хирургической практике, в частности такие, как показано на рис. 4. 6. а б в г д е ж Рис. 4.6. Оригинальные электроды для рассечения и коагуляции а — биполярный электрод для широкой коагуляции; б — биполярный электрод для коагуляции с прокалыванием; в — электрод-петля 5 мм, с изоляцией (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам); г — электрод-петля 10 мм, с изоляцией (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам); д — электрод-петля (овал 2,2 х 7 мм), с изоляцией (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам); е — электрод-петля (ромб 7 х 10 мм), с изоляцией (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам); ж — электрод-петля (квадрат 10 х 10 мм), с изоляцией (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам). Монополярные удлиненные электроды для малоинвазивных хирургических вмешательств изображены на рис. 4. 7. а б в г д Рис. 4.7. Монополярные электроды для малоинвазивных вмешательств а — электрод-шарик, длина 94 мм, 4 мм, 6 мм, 8 мм; б — электрод-нож, длина 94 мм; в — электрод-игла 0,8 мм, длина 94 мм; г — электрод-петля 5 мм, длина 94 мм (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам); д — электрод-петля 10 мм, длина 94 мм (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам). Специализированные монополярные эндоскопии показаны на рис. 4. 8. а б электроды для в Рис. 4.8. Электроды для эндоскопических вмешательств Специализированные монополярные электроды для проведения хирургических вмешательств внутри закрытых пространств, в том числе для гинекологии и проктологии имеют весьма разнообразные конструкции рабочей части, отличаются по длине и диаметру удлинителя. Некоторые наиболее распространенные конструкции приведены на рис. 4. 9. а б в г д е ж з и Рис. 4.9. Монополярные электроды для вмешательств в анатомических полостях а — электрод-парус большой (конизатор), длина 130 мм (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм); б — электрод-парус средний (конизатор), длина 130 мм (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм); в — электрод-парус малый (конизатор), длина 130 мм (проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм); г — электрод-петля, длина 94 мм (проволока 0,3 мм; радиус 7 мм; радиус 11 мм); д — электрод-петля (овал 2,2х7 мм; проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам); е — электрод-петля (квадрат 10х10 мм; проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам); ж — электрод-петля (ромб 7 х 10 мм; проволока 0,3 мм; проволока 0,2 мм, вольфрам); з — электрод–полуовал; и — электрод-крючок, длина 90 мм. Выбор активных электродов или биполярных электродов хирургом должен также учитывать принцип их безопасного использования для пациента и учитывать такие потенциально опасные зоны, как брыжейка кишечника, корень легкого, сосуды мочеточников, система васкуляризации яичника и семявыносящие протоки, магистральные сосуды конечностей, подколенная артерия. В опасных зонах и вблизи магистральных кровеносных путей целесообразно использовать прием приподнимания тканей или сосудистых ветвей, подлежащих коагуляции: хирург захватывает кончиком пинцета пересеченный сосуд и оттягивает его с тем, чтобы зона коагуляции и перегрева ткани не распространялась на ответственный участок. Также необходимо максимально щадяще проводить электрохирургическое воздействие, что позволяет делать импедансный электрохирургический аппарат и правильный выбор активного электрода. Учет скорости перемещения активного электрода по поверхности биотканей пациента снижает тепловую нагрузку на клеточные массивы оперируемой биоткани, а постоянное измерение импеданса биоткани дает возможность отключать электрохирургический аппарат при чрезмерном выделении мощности, что дает весомые преимущества импедансного электрохирургического аппарата по сравнению с обычным. Далее рассмотрим использование импедансных электрохирургических аппаратов в конкретных медицинских технологиях определенных областей хирургии, что даст возможность оценить их преимущества по сравнению с другими электрохирургическими аппаратами, производимыми серийно в мире в настоящее время. Конечно, охватить абсолютно все направления хирургии, в которых может использоваться импедансный электрохирургический аппарат, невозможно, поэтому будут затронуты только некоторые из них. Использование импедансного электрохирургического аппарата в абдоминальной хирургии При операциях в абдоминальной хирургии [44, 53, 115, 134, 135, 136, 137, 238, 279], в том числе на желудке, рассечение серозно-мышечного слоя можно произвести скальпелем или электродом. Когда в поле зрения появляются множественные поперечно идущие стволики сосудов подслизистого слоя, производят их коагуляцию пинцетом на всем протяжении будущего разреза. Последующий разрез через коагулированную зону делают электрохирургическим аппаратом, как правило, бескровно. Применение активного электрода в этих случаях требует особой осторожности, т.к. для рассечения высушенных тканей потребуется большая мощность высокочастотного тока, и поэтому может возникнуть опасность повреждения кишечной стенки. Кроме того, электродиссекация может быть опасной, если непосредственно к передней стенке прилежит или прихвачена швом-держалкой задняя стенка органа. Тогда имеется опасность ее ранения, чего обычно не бывает при введении в просвет одной из браншей ножниц. При резекции кишечной петли хирург, перед тем как иссечь соответствующий участок, раздавливает стенку кишки зажимом Кохера. После снятия зажима может наблюдаться незначительное кровотечение, которое останавливают с помощью электрокоагуляции. Заживлению длительно существующего свищевого хода пищеварительного тракта (в частности, после удаления гастростомической трубки) способствует разрушению цилиндра слизистой оболочки высотой 2 –3 мм с помощью электрода. Использование электрохирургического аппарата при оперировании печени, желчных протоков, поджелудочной железы и селезенки имеет свои особенности и представляется особо эффективным при удалении в этих органах локальных новообразований. Работа в области гепатодуоденальной и других связок проводится с максимальной осторожностью. Пересечение паренхимы органов и желчных протоков выполняется специальными электродами, а в области ложа желчного пузыря также важно соблюдать осторожность, кратковременно прикасаясь его активным электродом, чтобы не повредить ходы Люшке, так как это может осложниться образованием желчных свищей. Часть хирургических вмешательств в абдоминальной полости проводится с использованием эндоскопического и лапароскопического оборудования и электродов, о чем будет изложено ниже. Использование электрохирургического хирургии аппарата импедансного в легочной В случаях неотложных операций в легочной хирургии [178, 179], при эмпиеме плевры, стафилококковой деструкции, абсцессах или гангрене легкого, которые часто сопровождаются обильным кровотечением, отягощающим и без того тяжелое или критическое состояние больного, импедансный электрохирургический аппарат наиболее эффективен, т.к. затрудняет в инфицированных биотканях проникновение микробов через блокированные кровеносные и лимфатические сосуды. Проводимый в этом случае гемостаз с периодической тампонадой кровоточащих зон марлевыми тампонами, смоченными раствором перекиси водорода или горячим физиологическим раствором хлорида натрия, повторная обработка «росящихся» кровью гиперимированных зон грудной клетки, диафрагмы и легкого путем непродолжительного воздействия «точечных» прикосновений активного электрода дают желаемый эффект. Область плоских кровоточащих поверхностей, возникших после удаления рубцовой или опухолевой ткани, можно обрабатывать с помощью плоских дисковых электродов ввиду того, что зона прогрева тканей в этих случаях довольно велика. В торакальной полости одним из основных приемов бескровного оперирования является превентивная коагуляция спаек и сращений, проводимая с помощью биполярного пинцета или ножниц Шамраевского, к которым в момент рассечения тканей прикасаются активным электродом. Возникновение зоны наибольшего тепла между браншами пинцета позволяет, правильно схватив спайку, не опасаться повреждения легочной ткани или кишечной стенки. Использование импедансного электрохирургического аппарата в урологии В урологии электрохирургический аппарат применяют при различных операциях таких, как биопсия почки, при операциях на органах мочевой системы, при резекции онко- и доброкачественных опухолей [151]. Открытая биопсия почек является вмешательством, опасным ввиду возможности массивной геморрагии из раневого канала. Для предупреждения кровотечения поверхность наружного цилиндра пункционной иглы покрывают изоляционным лаком, оставляя свободным лишь кончик ее. При извлечении иглы проводят поэтапную электрокоагуляцию раневого канала, пропуская высокочастотный ток. Кончик иглы при этом играет роль активного электрода. Постепенное, медленное извлечение иглы и дробная дозовая коагуляция предохраняют от возможного кровотечения. Экспериментальными исследованиями Э. И. Шапиро доказано, что после пункционной биопсии почек с электрокоагуляцией в зоне пункционного канала возникают склеротические изменения, незначительно превышающие таковые без применения коагуляции. В процессе репарации формируется рубец с небольшими атрофическими изменениями паренхимы по периферии. Кровотечение из окружающих тканей и рубцов останавливают с помощью моно– или биполярного пинцета. Близость кровоточащих точек от почечной ножки и лоханочно-мочеточникового сегмента требует максимальной осторожности при выполнении коагуляции. В мочеточнике коагуляция особенно эффективна, когда удаляют резко расширенный пораженный мочеточник, стремясь не повредить расположенный рядом тонкий, нередко заключенный как бы в одном мышечном футляре с расширенным, что отмечается в дистальном отделе. Применение коагуляции целесообразно еще и потому, что наличие части удаляемого мочеточника на остающемся требует скрупулезного внимания к сохранению условий для его перистальтики. В мочевом пузыре последовательная коагуляция всех кровоточащих участков до полностью «сухого» операционного поля обеспечивает дальнейшее спокойное выполнение основного оперативного приема. Многие еще недавно «кровавые» операции типа антирефлюксной вне– и внутрипузырной пластики, иссечения дивертикула мочевого пузыря или резекции уретероцеле после неторопливой поэтапной предварительной коагуляции протекают со значительно меньшей кровопотерей и более гладким послеоперационным периодом. Использование импедансного электрохирургического аппарата при травме и внутренних закрытых кровотечениях Поскольку при травме происходит поражение различных биотканей и органов [62, 71, 72, 83, 93, 98, 100, 102, 103, 141, 142, 150, 175], кровотечения обильны, необходимо использование импедансного электрохирургического аппарата, имеющего набор характеристик для экстренной остановки обильных кровотечений при гемартрозе, гемотораксе, гемеперикарде. После удаления крови из полостей проводится коагуляция места кровотечения активными электродами, с площадью от 5 до 10 мм2. В сложных случаях, когда кровотечение из кости остановить трудно, прибегают к фульгурации. Электрохирургические воздействия вблизи от периферических нервных стволов представляются нежелательными ввиду опасности непредвиденных повреждений [91, 93, 172, 197, 198, 244]. Применение импедансного электрохирургического аппарата в пластической и стоматологической хирургии Импедансный электрохирургический аппарат применяют для удаления папиллом, бородавок, пульпы при лечении пульпита, грануляций в корневом канале и околоверхушечных тканях зуба при лечении периодонтита. При лечении заболеваний пародонта с помощью электрохирургического аппарата удаляют грануляционную ткань из патологических зубодесневых карманов; при гипертрофическом гингивите проводят акупунктурную коагуляцию; при гландулярном хейлите — глубокую электрокоагуляцию гипертрофированных слизистых железок. Широко используют электрохирургический аппарат для удаления сосудистых опухолей, фиброматоза десен, с целью остановки кровотечения, а также при рассечении десневых сосочков, вросших в кариозную полость. В дерматологии импедансный электрохирургический аппарат применяют как к доброкачественным (келоид, фиброма, невус, пиогенная гранулема, телеангиэктазии, бородавки и др.), так и к предраковым и злокачественным (кожный рог, эритроплакия, лейкоплакия, меланома, саркома и др.) новообразованиям. При этом следует подчеркнуть большое различие между лечением доброкачественных и злокачественных поражений кожи. Например, степень необходимой деструкции и ее широта далеко неодинаковы при лечении базально-клеточного рака и безобидной родинки или бородавки, которую больной хочет удалить из косметических соображений. В этой связи важно отметить недопустимость слишком ограниченного доступа, малого объема вмешательства и погони за косметическим эффектом при лечении злокачественных или потенциально метастазирующих опухолей. Большинство родинок лечат фульгурацией. Образуется тонкий гладкий рубец, при котором возникает лишь легкая соединительнотканная гиперплазия, но не келоид. Во время электрохирургического воздействия, когда хотят получить хороший косметический результат, руководствуются правилом: «больше время воздействия и меньше сила тока». При лечении доброкачественных поражений фульгурацией искра должна иметь синий (голубой) цвет. После образования струпа при таких поражениях, как себорейные кератомы, можно произвести кюретаж. При родинках предпочтительнее дать возможность разрушенным тканям отторгаться самостоятельно в процессе заживления. В случаях, если за один сеанс патологическое образование разрушено не полностью, лечение может быть проведено повторно. При этом лучше за один прием захватить меньшую площадь, чем слишком большую. Ориентировочно она не должна превышать 4 – 6 см2 за сеанс. Если поражение уходит в глубину кожи, применяют коагуляцию. Оперирующий хирург заранее намечает пределы электрохирургического воздействия. Важно помнить, что коагуляцию, как правило, сопровождают разрушение и сморщивание, а образующийся рубец значительно меньше, чем первичное поражение. Коагуляцию с успехом применяют при лечении себорейных кист, подошвенных бородавок. При себорейных кистах иглу погружают сквозь стенку кисты в ее наиболее тонком месте, но не глубоко. В результате электрохирургического воздействия происходят разрыв капсулы, отхождение содержимого и, наконец, отторжение самого мешка через 7 – 10 дней. Большие кисты требуют двух пункций и более. Подошвенные бородавки лечат внедрением двухмиллиметровой петли через центр бородавки, держат петлю в пределах толщи кожи, затем делают поворот петли на 1800 и извлекают ее. Резание как вид электрохирургического воздействия находит применение при удалении маленьких опухолей на ножке с помощью петлевого электрода. Для удаления ткани на биопсию и при широкой экспозиции злокачественных опухолей перед иссечением многие хирурги предпочитают создавать вал вокруг опухоли путем коагуляции тканей. Монополярный метод при слабом высокочастотном токе широко используют для удаления волос (эпиляция). Применяют игольчатый активный электрод. Иглу вводят в отверстие волосяного мешочка на глубину до 3 мм. Высокочастотный ток включается на 1/3 – 2/3 с, пока волос легко не удаляется эпиляционным пинцетом. Преимущества данного способа эпиляции состоят в скорости, что дает возможность удалить много волос за один сеанс и снизить до минимума неприятные ощущения. Использование импедансного электрохирургического аппарата в офтальмологии В офтальмологии из-за малых размеров операционного поля приходится дозировать электрохирургическое воздействие, чтобы избежать прохождения высокочастотных токов в нежелательном направлении, что позволит сделать только импедансный электрохирургический аппарат. Электрохирургическое воздействие применяют также для эпибульбарного разрушения различных образований, рассечения ткани, гемостаза, эпиляции ресниц, ретинопексии. Остановимся коротко на некоторых вопросах использования импедансного электрохирургического аппарата для ретинопексии, не нашедших должного отражения в литературе. Ретинопексия применяется при операциях по поводу отслойки сетчатки и для ее профилактики при разрывах сетчатки. Электрохирургическое воздействие на глазном дне осуществляется со стороны склеры. Некротизированная в результате коагуляции ткань замещается соединительной и образует прочную спайку. Существенно, что при электрохирургическом воздействии слипание сетчатки с сосудистой оболочкой происходит непосредственно в момент коагуляции. Результат операции в первую очередь зависит от хорошего прилегания сетчатки к сосудистой оболочке. Вместе с тем выраженность коагулята на глазном дне определятся рядом факторов: толщиной склеры и ее увлажненностью; типом и размером электрода; интенсивностью и временем воздействия и т.д.. Характерным недостатком электрохирургических аппаратов считается разрушение склеры в месте воздействия, вызывающее сильный рубец. Однако отмеченных недостатков можно избежать. Для получения надлежащего глубинного эффекта и минимальной деструкции склеры применяют охлаждающий электрод. Нужно отметить, что коагулирующее действие электрохирургического аппарата распространяется на эпителий и поверхностные слои стромы, сопровождается инфильтрацией эозиногрилями и лимфоидными клетками, а к 10-му дню наблюдения образуется с более или менее правильно расположенными фибриллами фиброзия биоткани без новообразованных сосудов. Особенно эффективно применение импедансного электрохирургического аппарата при глубоких язвах, особенно с гнойной инфильтрацией, при герпетимическом кератите и гнойной язве роговицы, т.к. подавляется воспалительная реакция и стимулируется регенерация эпителейного слоя, на месте бывших дефектов появляется нежная рубцовая биоткань в поверхностных или средних отделах стромы. Использование импедансного электрохирургического аппарата в нейрохирургии При хирургическом лечении мозговых геморрагических инсультов, после аспирации гематомы, предполагается коагуляция кровоточащих сосудов, т.к. только тщательный гемостаз, особенно в ранние сроки после инсульта — непременное условие при операциях по поводу внутримозговых кровоизлияний. Нужно отметить, что импедансный электрохирургический аппарат в режиме работы «нейрохирургия» предполагает дозированное воздействие, что дает возможность обеспечить стабильный гемостаз, а также оценивать коэффициент поляризации, провести оценку степени омертвения окружающих биотканей. Для удаления, например, апластических астроцистам головного мозга, которые составляют около 40 % всех его опухолей, может быть предложена схема электрохирургического воздействия с повышенными дозами высокочастотной энергетики в режиме «коагуляция», что, учитывая короткие сроки ремиссий при обычном хирургическом вмешательстве, позволяет увеличить этот срок за счет угнетения клеток опухоли тепловым воздействием электрохирургического аппарата. Вообще, при остановке кровотечения из мозговых сосудов коагуляцию комбинируют с тампонадой марлей, смоченной 3 % раствором перекиси водорода, и гемостатической губкой. Кровотечение из более крупных кровеносных сосудов в глубине раны, особенно при повреждении артерии, останавливают с помощью клипсов. Кровотечение из вен, впадающих в синус, останавливают путем клипирования или перевязки сосудов, так как электрокоагуляция опасна из-за возможности повреждения синуса и возникновения обильного кровотечения. Мозговую ткань рассекают с помощью активного петлевого или игольчатого электрода при подходе к глубоким интрацеребральным опухолям или при ликвидации остатков опухоли в труднодоступных областях; опухоль удаляют преимущественно петлевым электродом. Электрокоагуляция находит применение также для обработки ложа опухоли. Применение импедансных электрохирургических аппаратов с использованием эндоскопического и лапароскопического оборудования и электродов В начале необходимо отметить рост объема проводимых хирургических вмешательств с помощью электрохирургических аппаратов и различных инструментов, применяемых при работе с эндоскопами и лапароскопами, а также расширение диапазона медицинских технологий, при которых применяется вышеуказанное оборудование [75, 110, 126, 243]. Сегодня электрохирургические аппараты и другое оборудование в торакальной хирургии применяются для лечения бронхогенных кист, очаговых поражений легких, традиционной заднебоковой торакотомии по поводу рака легкого, удаление внутригрудных нейрогенных опухолей и др. В абдоминальной же хирургии возможно паллиативное лечение распространенного рака поджелудочной железы, колоректального рака, при операции на надпочечниках, при лечении кист печени, при лечении рака желчного пузыря, лечении опухолей желудка и др. Нужно отметить то, что в настоящее время наблюдается расцвет эндоскопии и лапароскопии в клинической практике. Число только основных методов диагностической и лечебной эндоскопии приближается к 30, а методики исчисляются многими десятками и сотнями. Возросло значение лечебных методик эндоскопии, очень быстро и бесповоротно оформившихся в альтернативные существующим методам лечения многочисленных заболеваний, включая и хирургические методы. Эндоскопические хирургические операции с применением активных электродов для электрохирургических манипуляций, характеризуясь малой травматичностью и высокой эффективностью, уже сегодня вытеснили многие традиционные оперативные вмешательства из практики абдоминальных хирургов, гинекологов, урологов, травматологов, торакальных хирургов, отоларингологов и других специалистов. Достаточно сказать, что у 80 % больных с заболеваниями гениталий оперативные пособия могут быть выполнены эндоскопически; в США около 70 % холецистэктомий выполняются с использованием лапароскопического метода. Подавляющее большинство больных после лапароскопических операций остаются в стационаре в течение 2 – 3 дней, а длительность временной их нетрудоспособности сократились до 7 – 10 дней, что дает суммарно колоссальный экономический эффект. Диапазон оперативных вмешательств, выполняемых с помощью эндоскопии, постоянно расширяется. Использование электрохирургического лапароскопической урологии импедансного аппарата в Лапароскопия нашла применение в урологии менее 10 лет назад. Это направление эндохирургии развивалось медленно, единственными показаниями были тазовая лимфаденэктомия, нефрэктомия и варикоцелеэктомия. Однако очень скоро появился большой энтузиазм и практически каждая урологическая операция была выполнена лапароскопически. По нескольким причинам за этим неоправданным энтузиазмом последовало разочарование. Прежде всего, лапароскопия оказалась далеко не такой простой процедурой, как это представлялось многим хирургам. Вследствие небольшого числа выполняемых операций многие урологи так и не смогли пройти стадию обучения, и литература тех лет отражает эту проблему. В отличие от этой хирургии, где холецистэктомия стала операцией — лидером и требовала от каждого хирурга овладения техникой лапароскопии, урология прошла сложный путь в поиске адекватных показаний к применению лапароскопических технологий. В последние несколько лет произошел сдвиг в другую сторону. Адреналэктомия стала одним из первых показаний, где лапароскопия доказала свое преимущество перед традиционной хирургией во всех аспектах. Другими частыми показаниями явились нефрэктомия, пиелопластика, операции по поводу крипторхизма. Однако настоящий прорыв произошел благодаря успехам лапароскопии в онкохирургии. Была доказана хирургическая эффективность и онкологическая целесообразность лапароскопической радикальной простатэктомии, так как это самая частая операция в современной урологии. В последние годы разработана стандартная техника операции, однако лишь время определит ее место в урологии. Безусловно, в будущем произойдут изменения, но нет сомнений в том, что лапароскопия не сдаст своих позиций. Использование импедансного электрохирургического аппарата в онкологической хирургии Известно, что полипы желудка могут расти, приобретая склонность к распространению и малигнизации. Их озлокачествление наблюдается в 1 –6 %. Вероятно, этот процент в действительности выше, так как при полиповидных раках желудка не всегда можно выяснить с достаточной достоверностью, на фоне чего развивается рак. Сам факт перехода некоторых полипов в рак заставляет относиться к ним как предраковым заболеваниям. При единичных полипах желудка и пищевода производится электроэксцизия полипа с последующей электрокоагуляцией его основания. Предварительно проводится общепринятое клинико–рентгенологическое обследование больного с последующим эндоскопическим исследованием пищевода, желудка и двенадцатиперстной кишки. Для этой цели используется эндофиброскоп. Во время эндоскопического исследования устанавливают локализацию полипа, оценивают его характер и состояние окружающей слизистой оболочки. После визуального осмотра через эндофиброскоп производится прицельная биопсия вершины, краев и основания полипа. В тех случаях, когда во время исследования обнаруживали кровотечение из эрозий желудка или луковицы двенадцатиперстной кишки, эндоскопическую электрокоагуляцию производили контактным способом: дистальный конец биопсийного зонда подводили к источнику кровотечения, затем включали одномоментно высокочастотный ток [34]. При кровотечении из кровеносного сосуда желудка, луковицы двенадцатиперстной кишки, пищевода техника проведения эндоскопической электрокоагуляции была несколько иной. В этих случаях кровоточащий сосуд захватывали биопсийными щипцами, пережимали, после чего производили электрокоагуляцию. Необходимость захвата биопсийными щипцами кровоточащего участка слизистой оболочки пищевода во всех случаях объяснялась тем, что к пищеводу, как правило, не удавалось подвести биопсийный зонд перпендикулярно к стенке. Поэтому щипцы при первом варианте проведения электрокоагуляции часто соскальзывали. Наблюдения показали, что электроэксцизия с электрокоагуляцией основания полипов пищевода и желудка может успешно применяться в хирургической практике. Эндоскопическая электрокоагуляция позволяет остановить кровотечение из слизистой оболочки верхних отделов желудочно–кишечного тракта. Характерным признаком современной хирургии злокачественных опухолей становится индивидуализация лечения больных. Возможности дифференцированного подхода к выбору метода лечения каждого больного определяются разнообразием применяемых хирургических вмешательств. Аденокарциномы прямой кишки, ограниченные пределами слизистой оболочки, а иногда и врастающие в подслизистый слой, метастазируют редко. Уменьшение объема хирургических операций по поводу опухолей, имеющих подобную степень распространения, не приведет к ухудшению результатов лечения. При начальных формах злокачественных опухолей прямой кишки успешно применяются экономные вмешательства. Такие операции, как эндоректальное иссечение и электрокоагуляция, отличаются малой травматичностью, благоприятными непосредственными и функциональными результатами. Показатели выживаемости после этих вмешательств не уступают результатам радикальных операций. Значительную часть больных раком прямой кишки составляют лица пожилого и старческого возраста. Лечение этого контингента больных связано с большими трудностями, так как у больных старших возрастных групп, имеющих тяжелые сопутствующие заболевания, значительно возрастает риск возникновения осложнений и послеоперационная летальность. Хронические заболевания, обычные в преклонном возрасте, могут серьезно препятствовать процессу адаптации больных с колостомой в семье и обществе. При наличии «малых» карцином прямой кишки экономные вмешательства позволяют получать вполне удовлетворительные непосредственные и отдаленные результаты у больных с высокой степенью операционного риска, обусловленной совокупностью старческого возраста, ослабленного состояния и наличием тяжелых сопутствующих заболеваний. Оставляя незыблемым положение о необходимости выполнения радикальных хирургических операций у больных раком прямой кишки, можно утверждать, что по строго определенным показаниям допустимо применение экономных вмешательств в условиях специализированных онкологических учреждений, имеющих опыт лечения злокачественных опухолей этой локализации. Показания к глубокой послойной электрокоагуляции карцином прямой кишки могут обсуждаться только у больных с высокой степенью операционного риска, так как при этом вмешательстве оценить глубину врастания опухоли в толщину стенки прямой кишки с помощью гистологического исследования невозможно. Условиями, позволяющими выполнять электрокоагуляцию, являются: локализация опухоли ниже уровня переходной складки брюшины; размеры опухолевого узла не более 2 – 3 см; экзофитный тип роста новообразования и хорошая смещаемость опухоли при пальцевом исследовании. В основе электрокоагуляции, как уже говорилось, лежит повреждающее и разрушающее действие тепловой энергии, возникающей во время прохождения диатермического тока через ткани организма. При температуре выше 550С происходит денатурация (свертывание) белков, что ведет к необратимым изменениям тканевых структур. При более высокой температуре начинается обезвоживание тканей, которое при дальнейшем увеличении интенсивности воздействия приводит к обугливанию. Клинически описанные процессы проявляются возникновением сначала отечности тканей, затем появлением так называемого «мягкого белого струпа». Вслед за этим происходит интенсивное парообразование, струп уменьшается в объеме и уплотняется, а окраска его меняется от белой до коричневой. Опухолевые клетки по сравнению с клетками здоровых тканей обладают большей чувствительностью к повреждающему действию высоких температур. Кратковременное воздействие диатермических токов большой мощности приводит к быстрому разрушению поверхностных слоев опухоли. Более равномерная и глубокая коагуляция развивается при длительном воздействии слабого тока. Для разрушения злокачественных опухолей, одним из существенных свойств которых является способность к инфильтрующему росту, необходима глубокая коагуляция. Предоперационная подготовка к электрокоагуляции, выбор анестезиологического пособия и размещение больного на операционном столе осуществляется так же, как и при эндоректальном иссечении. Пассивный электрод укрепляется на бедре больного. Рабочая часть активного электрода должна иметь сферическую или пуговчатую форму и не превышать 5 – 6 мм в диаметре. Вмешательство может выполняться как с помощью операционного ректоскопа, так и через растянутый сфинктер заднего прохода. Выполнение глубокой послойной электрокоагуляции через растянутый сфинктер заднего прохода имеет ряд преимуществ. Получаемый при таком доступе обзор полости прямой кишки [242] позволяет детальнее оценить состояние слизистой оболочки вокруг опухоли и точнее контролировать глубину деструкции стенки кишки. Кроме того, гораздо меньше времени занимает удаление возникающих при электрокоагуляции паров и дыма. При электрокоагуляции через ректоскоп вмешательство осуществляется с помощью одного ассистента, который резиновой грушей с трубкой удаляет дым, образующийся при коагуляции, и при необходимости осушает зону вмешательства тупфером. При электрокоагуляции через растянутый сфинктер заднего прохода необходима помощь двух ассистентов. Один из них удерживает анальные расширители, второй удаляет дым, или используют подачу инертного газа, и осушает зону вмешательства. Вмешательство состоит из чередования коагуляции и удаления девитализированных тканей острой ложечкой или кюреткой. Выходная мощность высокочастотного тока не может быть точно запланирована, поскольку она зависит от многих факторов: конструктивных особенностей аппарата для электрохирургии, массы тела и электропроводности тканей организма больного и т.п. Следует начинать с минимального уровня мощности и постепенно переходить на более интенсивный режим. Оптимальной является мощность тока, вызывающая образование мягкого белого струпа через 2 – 3 секунды воздействия. Применение более сильного тока вызывает быстрое обугливание тканей, а это приводит к тому, что максимальное количество тепла выделяется на поверхности, а не в глубине тканей. После того, как режим работы электрохирургической аппаратуры подобран, начинается чередование электрокоагуляции и удаления поврежденных тканей. Прикладыванием электрода к опухоли и включением тока на 3 — 5 с создается белый струп над всей поверхностью опухоли, после чего кюреткой или острой ложечкой удаляются побелевшие некровоточащие ткани. Появление капиллярного кровотечения свидетельствует о том, что девитализированные ткани удалены и следует приступать к электрокоагуляции следующего слоя. В зависимости от размеров, макроскопической формы и локализации опухоли число циклов коагуляции и соскабливания может достигать 5 – 6. Вмешательство продолжается до тех пор, пока при пальпации не перестанут определяться опухолевые ткани, более плотные по сравнению с неизменной слизистой оболочкой. Заключительным этапом операции является создание плотного струпа, покрывающего всю поверхность «ложа» опухоли и участок неизменной слизистой шириной 1,0 см вокруг него. Для этого мощность высокочастотного тока, подаваемая на активный электрод, несколько увеличивается. Глубокая послойная электрокоагуляция является безопасным вмешательством при опухолях, расположенных не выше 8,0 см от края заднепроходного отверстия, то есть ниже уровня переходной складки брюшины. При электрокоагуляции опухолей передней стенки кишки у женщин следует помнить о возможности возникновения ректовагинальных свищей. Для того, чтобы не допустить перегревания тканей стенки влагалища и прямокишечно-влагалищной перегородки, следует периодически охлаждать влагалище и зону вмешательства тампонами, смоченными в растворе фурацилина температурой 8 – 100С. Важно, чтобы время непрерывного включения высокочастотного тока не превышало 10 – 15 сек. Процессы рубцевания и эпителизации прямой кишки после экономных вмешательств продолжаются 3 – 4 недели. В силу этого контрольная ректоскопия допустима не раньше, чем через 4 – 5 недель после эндоректальных вмешательств. Патологические разрастания связаны с неурегулированными избытками клеточного размножения. При оперативном лечении злокачественного опухолевого процесса необходимо соблюдать принцип «абластики», включающий в себя комплекс мероприятий, предотвращающих попадание опухолевых клеток в операционную рану. Практически это означает, что во время операции опухоль не должна травмироваться, сдавливаться или захватываться острыми крючками, недопустимо удаление ее кускованием. Особо отметим, что применение универсального импедансного электрохирургического комплекса позволяет отдифференцировать здоровые биоткани от патологически измененных и обеспечить абластику операционной раны, что как известно, весьма важно в данной области хирургии. Большинство злокачественных опухолей обладает способностью к метастазированию, поэтому иссечение только первичного очага даже в пределах здоровых тканей оказывается недостаточным. Для полного излечения больного необходимо выполнять одновременное и последовательное удаление всех регионарных лимфатических узлов, выполнять регионарную лимфаденэктомию. Типовые операции по поводу главных форм злокачественных опухолей различных органов включают обязательное удаление первичного очага вместе с регионарными лимфатическими узлами и соединяющими их лимфатическими путями единым блоком. Если в результате проведенной операции из организма удаляются все ткани, пораженные опухолевым процессом, лечение считается радикальным (радикальные операции). Показанием к выполнению радикальной операции является отсутствие метастазов в отдаленные органы. Если опухолевый процесс нарушает функцию органа или приводит к нарушению функции рядом лежащего органа (за счет прорастания в него опухоли или сдавления его опухолью) и сопровождается наличием отдаленных метастазов, приходится прибегать к оперативному лечению, главная цель которого избавить больного от этих осложнений. Во время оперативного вмешательства у такого больного не ставится задача удалить опухолевую ткань, поэтому такие операции называются паллиативными. Успех оперативного лечения злокачественных опухолей, как самостоятельного метода лечения, основывается на двух принципах – своевременности выявления опухолевого процесса и надлежащем радикализме проводимых хирургических вмешательств [117, 120, 121]. Соблюдение принципа «абластики» в онкохирургии с помощью импедансного электрохирургического аппарата достигается особым режимом выставления характеристик мощности, которая устанавливается больше обычной на 30 – 35 %. Кроме того, возможность анализа коэффициента поляризации на мониторе электрохирургического аппарата дает возможность проводить предварительное различение границ онкоопухоли, а затем приложение электрохирургического воздействия на здоровые биоткани, прилегающие к опухоли. Конечно, если опухоль вросла в биоткань, проведение хирургических вмешательств требует скрупулезного применения электрохирургического воздействия, импедансного электрохирургического аппарата. Применение импедансного электрохирургического аппарата в хирургических вмешательствах при нагноительных заболеваниях. При работе хирурга на биотканях с гнойными осложнениями и заболеваниями следует отметить, что актуальным в этом случае является достоверное 100 % удаление омертвевших клеточных структур в зоне хирургического вмешательства, что позволяет сделать только импедансный электрохирургический аппарат, в котором есть устройство, позволяющее по коэффициенту поляризации определить эти клеточные структуры [3, 16, 85, 86]. На экране импедансного электрохирургического аппарата можно проследить границы краев здоровой биоткани. Конечно, предварительная проработка развития гнойного заболевания и возможных последствий для органа и биотканей, на которых оно развивается, что рассматривается пиологией – наукой о гное, которая в свою очередь изучает: взаимоотношения организма или органа с микрофлорой, развитие воспаления; особенности клинического течения гнойного процесса; системы защиты организма; особенности формирования гнойного очага, варианты возможных гнойных затеков; хирургическую тактику лечения больных гнойными заболеваниями и гнойными послеоперационными осложнениями; восстановительную хирургию с комплексным лечением. Чаще всего такая активная хирургическая тактика позволяет решить проблему развития осложнений при медпастините с перфорациями пищевода, флегмонах шеи, после операций в условиях искусственного кровообращения, при нагноительных процессах в легких и плевральных полостях, таких, как абсцесс легких и эмпиема плевры, посттравматическом остеомиелите, гнойнонекротических ран у травмотологических больных, при хирургической инфекции мягких биотканей, при кишечных свищах, гнойном перитоните. Применение импедансного электрохирургического аппарата при лечении варикозного расширения вен. Электрохирургический метод, как самостоятельный, показан при небольшом и умеренном варикозном расширении подкожных вен магистральной формы без нарушения функции клапанов коммуникативных вен. Применим он и у больных с грубыми трофическими расстройствами тканей на голени (пигментация, индурация, дерматит, язва), в качестве подготовительного этапа к последующему удалению недостаточных коммуникантных вен, вызвавших эти осложнения. Прежде всего, сдерживает хирургов от внедрения в практику электрокоагуляционного способа лечения варикозной болезни то обстоятельство, что не было налажено серийное производство электродов для коагуляции вен. В настоящее время комплекты электродов, предназначенные для лечения варикозной болезни методом электрокоагуляции, серийно выпускаются отечественной промышленностью. Сама электрокоагуляция варикозного расширения вен основана на тепловом воздействии токов высокой частоты на ткани организма и служит для выключения из кровотока конечности подкожных магистральных вен и их крупных притоков. Метод является основным при операции, однако не может быть применен как самостоятельный, так как не обеспечивает удаления всех видимых варикозных вен. Магистральный тип варикозного расширения вен является наиболее благоприятным для проведения коагуляции. Коагуляция вен осуществляется электродами с диаметром головок 3,5 – 4 – 5 мм. Высокая температура, создающаяся в просвете вены, распространяется от внутренней ее стенки к наружной. Правильно проведенная коагуляция не вызывает значительного теплового повреждения окружающих вену тканей. Метод обладает рядом преимуществ перед экстракцией вен по Бебкоку: во-первых, коагуляция вен доступна на голени в зоне выраженного склероза тканей; во-вторых, по ходу коагулированных вен не образуется подкожных каналов; втретьих, коагулируются устья впадающих вен. Известно также, что высокая температура оказывает гемостатическое воздействие. За счет высокой температуры, создающейся в тканях (свыше 1600С), наступает обезвоживание и свертывание белков стенки вены. Одновременно возникает нежелательное, но неизбежное термическое повреждение той или иной степени тканей, соседних с веной. Неосторожно проведенная коагуляция может привести к ожогу кожи. Поэтому, хотя метод и является простым, он требует от хирурга определенного навыка и, прежде всего, правильного определения показаний и точного соблюдения техники его выполнения. Показанием к применению перивазальной электрокоагуляции являются отдельные варикозные узлы и вены, диаметр которых не превышает 1 см, и мелкие конгломераты вен. Перивазальная коагуляция может быть применена в сочетании с эндовазальной коагуляцией подкожных магистральных вен и другими хирургическими методами лечения варикозной болезни. Применение импедансного электрохирургического аппарата для лечения варикозного расширения позволяет автоматизировать процесс электрохирургического воздействия с минимальным поражением биотканей вокруг сосудистого русла вены, в котором проводится коагуляция. В заключение данной главы необходимо отметить, что технические решения по применению импедансных электрохирургических аппаратов в медицинской практике позволяют щадяще проводить хирургические вмешательства с повышенными характеристиками безопасности. ГЛАВА 15. МЕХАНИЗМ ЗАЖИВЛЕНИЯ БИОТКАНЕЙ ПОСЛЕ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ ИМПЕДАНСНОГО ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО АППАРАТА При выполнении операции хирург для достижения лечебного эффекта вынужден наносить ткани пациента определенные повреждения с расчетом на последующее заживление раны в месте вмешательства. Раневая реакция представляет собой сложный многоэтапный процесс, в котором участвуют как местные факторы, так и целые системы организма, причем биологическая сущность заживления сводится к восстановлению структуры и функции поврежденной ткани. Все это в целом справедливо для любых механических, термических или иных повреждений, включая те из них, которые имеют место при операциях, выполняемых с помощью электрохирургического аппарата. Течение раневой реакции после электрохирургического воздействия имеет, однако, ряд характерных, еще не до конца изученных особенностей. Для их лучшего понимания целесообразно сначала рассмотреть общую картину более или менее однотипных и хорошо исследованных изменений, которые происходят в живой ткани, начиная от момента нанесения на нее обычного повреждающего воздействия вплоть до окончания местных регенеративных (восстановительных) процессов. При рассечении электрохирургическим аппаратом кожи и мышечной биоткани всегда присутствует гемостатический эффект. При гистологическом анализе, прежде всего, обнаруживаются зоны электрохирургического воздействия, о которых можно сказать следующее. Зона ЭХВ–1, как показано в главе 11 данной работы, является наименьшей по геометрическим параметрам, однако она подвержена максимальному термическому воздействию температуры более 1200С. Размеры ее на краях операционной раны в пределах 0,2 — 0,8 мм и зависят от диаметра активного электрода и мощности, подаваемой в область хирургического вмешательства, характеристик и модели электрохирургического аппарата. Импедансные электрохирургические аппараты, учитывая их постоянный контроль изменением импеданса, позволяют снижать деструктивный характер электрохирургического воздействия. Размеры повреждений в зоне ЭХВ–2 геометрически в несколько раз больше размеров зоны ЭХВ–1. В этой зоне обнаружена морфологическая неоднородность поражения структур биотканей, т.е. область средней и переходящей в зону ЭХВ–3 слабой степени деструкции биотканей. Небольшой интервал времени между моментом нанесения разреза электрохирургическим аппаратом и началом кровотечения объясняется кратковременным спазмом рассеченных сосудов дермы в ответ на повреждение. Начинающееся после этого интервала кровотечение завершается, как правило, в пределах 1,5 — 2 мин., благодаря образованию в просветах пересеченных сосудов тромбов, состоящих в основном из тромбоцитов. Одновременно с тромбированием сосудов имело место также формирование из излившейся крови внесосудистого кровяного сгустка в глубине и на поверхности раны. В состав внесосудистого кровяного сгустка входит плазма и форменные элементы, в основном, эритроциты и тромбоциты излившейся крови, а также фрагменты клеток эпидермиса и дермы (детрит), разрушенных при разрезе. Главными участниками свертывания крови являются тромбоциты (кровяные пластинки), эритроциты, нити фибрина, образовавшегося из растворимого белка плазмы фибриногена, а также ряд других плазменных белков. Со временем кровяной сгусток усыхает и превращается в плотную корочку (струп), которая герметично закрывает поверхность раны и является своеобразным щитом всей области повреждения. После остановки кровотечения в дерме происходит расширение просвета сосудов, переполнение их кровью (гиперемия) и повышение их проницаемости (за счет экзоцитоза содержимого секреторных гранул базофилов) с выходом из сосудов плазмы крови, что ведет к отеку ткани в области раны. В клетках эпидермиса, дерме и мышечной биоткани обнаружены однотипные изменения различной степени выраженности, которые являются необратимыми для жизнедеятельности клеток. Они заключаются в полном или частичном разрушении структуры ядра, цитоплазмы, плазморексиса и высушивании клеточных осколков. Такие повреждения, в целом приводящие к необратимым биохимическим и ультраструктурным изменениям в клетках, как правило, обнаружены во всех зонах электрохирургического воздействия, где присутствуют очаги дезорганизации коллагена и других белков биотканей. Самыми чувствительными для электрохирургического воздействия являются тучные клетки, разрушение которых происходит даже в тех участках, в которых не отмечено существенных повреждений клеточных структур дермы, мышечной биоткани, в том числе коллагена. В связи с разрушением клеток в зонах ЭХВ–1, 2, высвобождаются биологически активные вещества, запускающие воспалительный процесс. В этих зонах уже в первые часы отмечено накопление серозно–фибринозного экссудата и лейкоцитарная инфильтрация. Эмиграция лейкоцитов, прежде всего, нейтрофилов, в основном происходит из дистальных элементов, поврежденных мелких кровеносных сосудов. Нейтрофилы – первые клетки воспаления, достигающие периферии зон электрохирургического воздействия. Во время миграции в их цитоплазме накапливается гликоген, который явно определяется через 3 — 6 часов. Через 6 часов после операционной травмы от электрохирургического воздействия формируется лейкоцитарный вал, проходящий между окончательно поврежденными и частично поврежденными коллагеновыми и другими белковыми молекулами биоткани. Нейтрофильная инфильтрация зон ЭХВ–1, 2 значительно возрастает к 12 часам и становится максимальной через 24 часа после хирургической травмы, происходит распад нормальных клеток, которые подвергаются полному фагоцитированию макрофагами. Макрофаги отмечены в области лейкоцитарного вала через 1 сутки, а в максимальном количестве через 3 — 5 суток. Под лейкоцитарным валом появляется эпителий, который отделяет пораженную зону с выраженной деструкцией биотканей от жизнеспособных клеток биоткани. В небольшой и несложной ране покрытая эпидермисом грануляционная ткань существует до трех –– четырех недель. За это время в ней уменьшается число «воспалительных» клеток, в результате чего сама воспалительная реакция постепенно затухает. Однако при инфицировании, травме или общем ослаблении организма (например, у тяжелых больных, а также в случаях очень крупной раны, особенно при ожогах) грануляционная ткань может существовать месяцами или даже годами. В благоприятных условиях в грануляционной ткани происходят дальнейшие изменения, ведущие к ее резкому сокращению и последующему заживлению раны. Ведущую роль при этом играют фибробласты, которые после прекращения воспалительной реакции трансформируются в миофибробласты благодаря появлению в их цитоплазме миозиновых филаментов. Последние, в сочетании с уже имевшимися нитями актина, обеспечивают резкое и необратимое сокращение цитоплазмы этих клеток, а за счет этого и всего массива грануляционной ткани. Данный процесс сопровождается биохимическим «созреванием» коллагена, ликвидацией остаточных «воспалительных» клеток, а в конце концов и миофибробластов, с заменой последних на обычные фибробласты. Все перечисленное считают завершающей стадией раневой реакции, причем при относительно небольших и неосложненных ранах на месте повреждения остается лишь незначительное уплотнение или рубец, состоящий в основном из скоплений коллагеновых волокон. Рубец может располагаться вровень с поверхностью здоровых кожных покровов, быть слегка погруженным или несколько возвышаться над ними, а эпидермис над рубцом обычно слегка истончен, поэтому внешний вид или фактура (texture) кожи на месте раны отличается от соседней, что может у больного создавать проблемы косметического характера. Полагают, что физиологически сам этот участок, как правило, совершенно нормален, но, помимо косметических, он может вызвать и сугубо клинические проблемы. Прежде всего, такие рубцы могут существенно сужать просветы естественных каналов, например, гортани, пищевода, мочеиспускательного канала, труб матки и т.д. Крупные поверхностно расположенные рубцы после сокращения грануляционной ткани могут препятствовать движениям конечностей, пальцев и даже туловища (контрактура). Контрактура и, кроме того, выраженные косметические неудобства особенно характерны для рубцов после ожогов. Следует помнить, что у некоторых больных имеет место нарушение метаболизма коллагена, в частности из-за дефицита одного из энзимов, ответственного за процесс естественной деградации коллагеновых волокон при их нормальной продукции. Как правило, это скрытый дефект, который начинает проявляться лишь в случае травмы или ожога, причем только на завершающей стадии развития грануляционной ткани, когда фибробласты осуществляют интенсивный синтез коллагена. Поскольку адекватной деградации не происходит, в результате на месте травмы у таких больных остается и сохраняется пожизненно очень крупный, так называемый келоидный рубец. Он может доставлять очень много неприятностей пациенту, поскольку его удаление, как правило, заканчивается рецидивом. Кроме того, сохранность коллагеновых волокон несколько снижает сократительную способность миофибробластов, мигрировавших в ходе раневой реакции на место разрушенных клеток, в результате чего рубец имеет незначительные размеры. Процесс окончательного заживления раны на месте крупного механического повреждения, а также в области термического ожога III — IV степеней называют вторичным натяжением. Периферийные клетки биоткани, подвергшиеся средней и слабой деструкции в зоне ЭХВ–3 не отторгаются, что подтверждается гистологическими исследованиями. Тканевая дифференциация новообразованного струпа заканчивается через 15 суток заживления после операции. В период миграции эпителия отмечено втяжение нижней биоткани в нижнюю часть электрохирургического рассечения, а также рост кровеносных сосудов в раневую щель. Через 5 суток заживления грануляционная ткань полностью заполняет рану, и в основном происходит созревание капилляров. Нужно отметить, что определение минимальной деструкции клеточных массивов различных видов биотканей и особенности их заживления проведено исследованиями биотканей после электрохирургического воздействия, о чем уже было сказано, при различных мощностях электрохирургического аппарата, а также с различными видами основной частоты (обычно 440 — 500 кГц). пациенты время заживления Рис.4. 10 Оценка времени заживления операционной раны для различных электрохирургических аппаратов 1 — обычный электрохирургический аппарат; 2 — импедансный электрохирургический аппарат; 3 — электрохирургический аппарат малой мощности, недостаточной для получения оптимального гемостаза. Качественная оценка времени заживления операционной раны для различных условий электрохирургического воздействия показана на рис. 4. 10, из которого видно, что достаточно достоверно выявлено сокращение сроков заживления операционной раны брюшины после применения в ходе операции импедансного электрохирургического аппарата. ЗАКЛЮЧЕНИЕ Основная цель данной книги — показать возможности новых подходов в создании современной медицинской техники начала нового столетия, в том числе электрохирургических аппаратов. Совершенно очевидно, что уровень обработки информации об изменении базовых физических параметров биоткани современными инструментальными средствами и разработка электродов для моно- и биактивного электрохирургического вмешательства позволяют говорить о более эффективных импедансных электрохирургических аппаратах, позволяющих значительно изменить взгляд на их применение в медицинской практике. Развитие импедансной электрохирургии как многоплановой медицинской технологии выдвинуло на первый план задачи системного проектирования соответствующей аппаратуры и специализированного инструментария. Требовалось создать такие аппараты, которые наряду с определенными общими функциями имеют специфические особенности, свойственные конкретным технологиям хирургического вмешательства, с учетом физических свойств пораженных клеточных массивов биотканей. Решение задачи расширения возможностей электрохирургических аппаратов для хирургических технологий повлекло за собой проведение исследований, таких как: изучение биологических тканей человека, их электрических и физико-химических свойств в норме и патологии, а также под воздействием тока высокой частоты; выявление электрических и частотно–зависимых свойств контура, образованного электрохирургическим аппаратом, его активным и нейтральным электродом с телом пациента в процессе электрохирургического воздействия, с целью определения мощности аппарата, необходимой и достаточной для эффективного рассечения и коагуляции при минимальных разрушениях клеточного массива органов; сокращение времени, необходимого для обеспечения стабильного гемостаза при массивных кровотечениях, с обеспечением оптимальных режимов работы электрохирургического аппарата, исследование теплового баланса в биотканях при электрохирургическом воздействии; автоматизация контроля процесса воздействия с помощью специальных обратных связей «ткань – электрохирургический аппарат» для исключения несанкционированных ожогов тканей и перфорации полых органов; создание новых видов электрохирургического инструментария для отдельных технологий хирургии, в том числе малоинвазивных; разработку схемно-конструктивных решений и освоение производства серии импедансных электрохирургических аппаратов, ориентированных на вполне определенные сферы применения. Правильное понимание физических и биофизических закономерностей действия электрического тока высокой частоты абсолютно необходимо для эффективного использования электрохирургических аппаратов, в том числе импедансных, освоения приемов их безопасной эксплуатации. Особый смысл эти знания имеют для эндохирургии, где неправильное применение электрохирургического аппарата может привести к тяжким последствиям в связи с ограниченностью обзора операционного поля и его закрытостью. Перспективы исследования импеданса для мониторинга состояния человека при различных заболеваниях, как видится автору, обширны и не только в хирургии, но и в диагностике. Картина электромагнитного поля тела человека, а также воздействия на организм как фоновых, так и промышленных внешних полей, протекания вызванных ими токов через «импедансное поле» органов и клеточных массивов, на сегодня мало изучена, но дает возможность говорить о возможностях еще большей минимизации поражения поверхности раны активным электродом при электрохирургическом вмешательстве, площадь прикосновения к биоткани у которого составляет доли квадратных миллиметров. Автоматизация процесса электрохирургического воздействия может дойти до уровня «миниробота» с режущим и коагулирующим инструментом, который «сам» погружается в биоткань органа и проводит сложные хирургические вмешательства согласно программе, генерируемой в ЭВМ «мозга» такого робота. Человек бесконечен как при взгляде внутрь себя, так и во вне себя, в проецируемый им окружающий мир. Так философски, с надеждой, что биоинженерные науки еще скажут свое слово в медицине, автор благодарит за терпеливость читателя, дочитавшего монографию до этих строк. ЛИТЕРАТУРА 1. 2. 3. 4. 5. 6. 7. 8. Авенин П.Н. Импедансометрический метод определения проницаемости кожных капиляров: Автореф. дис. … канд. мед. наук. – 2000. Аграненко В.А. Компоненты консервированной крови в хирургии. // Вестник хирургии, 1982. – № 10. – С. 60 – 62. Актуальные вопросы гнойных осложнений и заболеваний в хирургической практике: Тезисы докладов конференции хирургов. / Под ред. Благитко Е.М. – Новосибирск, 1999. Аладжалова Н.А. Медленные электрические процессы в головном мозге. – М.: АН СССР., 1962. – 240 с. Аладжалова Н.А. Электрические параметры мышц с различной функцией. – ДАН СССР, 1950. – Т. 71. – № 1. – С. 45 – 48. Алейников А.Ф., Верещагин Г.Л., Осенний А.С. Портативный кондуктометр «Тонус-2». // Контроль и диагностика сельскохозяйственных объектов. – Новосибирск, 1981. – С. 16 –21. Алейников А.Ф. К выбору структуры многофункциональных измерительных устройств. // Приборы и системы управления и контроля сельского хозяйства. Новосибирск, 1984. – С. 68 – 96. Алейников А.Ф., Осенний А.С., Верещагин Г.Л., Многофункциональный прибор для измерения 9. 10. 11. 12. 13. 14. 15. 16. параметров биологических объектов. // Современные экспресс-методы в исследовании растений и животных. – Новосибирск, 1985. – С. 26 – 33. Алейников А.Ф. Устройство для измерения сопротивления. А.с. № 781709. – МКИ G 01 R, 27/02. – 1981. Альбеков С.С. Изучение функциональной составляющей мозговой ткани разночастотной импедансометрией в эксперименте. // Материалы I съезда физиологов Казахстана. – Алма-Ата, 1988. – С. 22. Амбарданян Л.А. и др. Применение устройства «Тигран – Д» для диагностики скрытого мастита коров. // Диагностика и лечение инфекционных незаразных и элементарных заболеваний сельскохозяйственных животных. Ереван, 1981. – Вып. 51. – С. 24 – 28. Андреев В.С. Кондуктометрические методы и приборы в биологии и медицине. – М.: Медицина, 1973. – 325 с. Аникин В.А., Беневский А.И. Хирургическое лечение рака пищевода за рубежом. // Хирургия. Журнал им. Н.И. Пирогова. – 1996. – № 6. – С. 98– 102. Антропов Л.Н. Теоретическая электрохимия. – М., 1969. Аронов А.М., Белик Д.В., Омигов В.М. К вопросу об особенностях реализации электрохирургических операциях на легких. // Сибирский медицинский журнал. – 2000. – Т. 15. – № 2. Бабинков В.И., Абульханов А.Р., Яковенко В.Н. Способ электродиагностики зоны некроза скелетных мышц. // Бюллетень экс. Биологии и медицины. – 1985. – Т. 100. – № 9. – С.375–376. 17. Балуев Э.Г. Исследование в области импедансных измерений параметров организма. // Метрология биомедицинских измерений. – М. – 1983. – С. 51– 60. 18. Бакеева Л.Е., Зоров Д.Б. и др. Мембранный электрический кабель. // Биологические мембраны., 1986. – № 11. – С. 1130–1136. 19. Белик Д.В. Автоматизированные электрохирургические аппараты: Автореф. дис. … канд. тех. наук. – Новосибирск, 1995. – 20 с. 20. Белик Д.В. Аппарат для электрохирургического лечения варикозной болезни нижних конечностей. // Внедрение новой техники и новых методов диагностики в практику здравоохранения: Тезисы докладов научно-технической конференции. – Новосибирск, 1995. – С. 10–11. 21. Белик Д.В., Аронов А.М., Педдер В.В. Комплекс для хирургии паренхиматозных органов. // Сибирский медицинский журнал. – 2000. – Т. 15. – № 2. 22. Белик Д.В., Аронов А.М. Современная электрохирургия. Вопросы технического обеспечения стабильного гемостаза. // Актуальные проблемы электронного приборостроения: Материалы V Международной конференции. – Новосибирск: АПЭП, 2000. – Т. 5. 23. Белик Д.В., Аронов А.М. Сравнительные характеристики современных электрохирургических аппаратов. // Актуальные проблемы электронного приборостроения: Материалы V Международной конференции. – Новосибирск: АПЭП, 2000. – Т. 5. 24. Белик Д.В., Аронов А.М. Теоретические основы создания и применения электрохирургических аппаратов. – Новосибирск: Сибирская издательская фирма «Наука» РАН, 1999. – 84 с. 25. Белик Д.В., Аронов А.М., Шевелев О.М. Специализированные электроды для электрохирургических аппаратов. // Новая медицинская техника и медицинские технологии: Тезисы докладов научно-практической конференции. – Новосибирск, 1994. – С. 6. 26. Белик Д.В., Жмудь А.А. Особенности автоматизации медицинской техники. // Новые методы диагностики и лечения заболеваний, медицинская техника: Тезисы докладов научнопрактической конференции. – Новосибирск, 1993. – С. 8–9. 27. Белик Д.В. Метод создания базы данных мощности электрохирургического воздействия импедансных электрохирургических аппаратов. В сб.: Медицинская техника в Сибири. – Новосибирск: СибНИИЦМТ, 2001. – С. 94–97. 28. Белик Д.В. Особенности применения электрохирургических аппаратов в онкологии. // Новая медицинская техника и медицинские технологии: Тезисы докладов научно-практической конференции. – Новосибирск, 1994. – С. 3. 29. Белик Д.В. Оценка физических факторов электрохирургического воздействия как основы для построения автоматизированных электрохирургических аппаратов. // Медицинская техника . – 2001. – № 1. 30. Белик Д.В., Пашков Е.М. Системно-комплексный подход к разработке и организации производства электрохирургических аппаратов. // Новая медицинская техника и медицинские технологии: Тезисы докладов научно-практической конференции. – Новосибирск, 1995. – С. 15–17. 31. Белик Д.В., Пашков Е.М. Универсальный электрохирургический комплекс для ЦРБ и вахтовых поселков. // Новая медицинская техника в 32. 33. 34. 35. 36. медицинских технологиях: Материалы конференции Региональной Ассамблеи «Здоровье населения Сибири». – Новосибирск. Белик Д.В., Пашков Е.М., Юрчаков Ю.П. Универсальный электрохирургический комплекс Универсал ЭХВЧ-250-У для проведения хирургических вмешательств в общей хирургии, лапароскопии, эндоскопии, проктологии и т.д. // Новая медицинская техника и медицинские технологии: Тезисы докладов научно-практической конференции. – Новосибирск, 1994. – С. 7–8. Белик Д.В. Принципы построения автоматизированных электрохирургических комплексов. // Новые методы диагностики и лечения заболеваний, медицинская техника: Тезисы докладов научно-практической конференции. – Новосибирск, 1993. – С. 6–7. Белик Д.В. Принципы построения импедансного электрохирургического аппарата (ЭХА) для достоверного удаления онкоопухолей и пораженных биотканей. // Медицинская техника . – 2001. – № 3. Белик Д.В. Стоматологический электрохирургический комплекс для челюстнолицевой хирургии: эктомии нервных окончаний, резания и коагуляции мягких тканей. // Новая медицинская техника и медицинские технологии: Тезисы докладов научно-практической конференции. – Новосибирск, 1994. – С. 4. Белик Д.В. Тенденции изменения качества разарбатываемой и изготавливаемой медицинской техники на современном этапе. // Новая медицинская техника и медицинские технологии: Тезисы докладов научно-практической конференции. – Новосибирск, 1995. – С. 11–14. 37. Белик Д.В., Торнуев Ю.В. О возможности оценки степени термических поражений биотканей методом электроимпедансометрии. // Медицинская техника. – 2001. – № 2. 38. Белик Д.В. Устройство для подачи инертного газа в операционное поле. // Новая медицинская техника и медицинские технологии: Тезисы докладов научно-практической конференции. – Новосибирск, 1994. – С. 5. 39. Белик Д.В., Яковлев А.К. Автоматизированная система фазирования электрохирургического воздействия с пульсовой волной. // Медицинская техника. – 2001. – № 1. 40. Белик Д.В., Dornhof K. Оптимизация воздействия электрохирургических аппаратов, используемых в нейро- и ангиохирургии. // Медицинская техника. – 1997. – № 6. 41. Белов С.В. Исследование физических процессов, выбор параметров и повышение эффективности электрохирургической аппаратуры при биполярной коагуляции: Автореф. дис. … канд. тех. наук. – М., 1979. 42. Бергальсон Л.Д. Биологические мембраны (факты и гипотезы). – М., 1975. 43. Березовский В.А., Колотилов Н.Н. Биофизические характеристики тканей человека: Справочник. – Киев: Наукова думка, 1990. – 224 с. 44. Благитко Е.М. и др. Хирургия центральной районной больницы. – Новосибирск: изд-во «Наука», 1998. 45. Блажа К., Кривда С. Теория и практика оживления в хирургии. – Бухарест, 1983. 46. Бордюженко И.И. О влиянии скоростных измерений электропроводности крови на результаты реографических измерений. // Тезисы докл. 1 Всесоюз. биофиз. съезда. М., 1982. – С. 143. 47. Бородин Ю.И., Путалова И.Н. Осенний А.С. Метод электрической импедансометрии в оценке течения экспериментального инфаркта миокарда. // Бюлл. экспер. биол. – 1993. 48. Брацлавский И.Ф. и др. Способ определения составляющих импеданса биообъектов и устройство для его осуществления: А.с. № 1397024. – СССР. – Кл. А61В. 5/05. – 1986. 49. Брехов Е.И., Ребизов В.Ю., Тартынский С.И., Москалик В.А. Применение плазменных потоков в хирургии. – М., 1992. 50. Будко Л.Н. Изменение концентрации углеводов в крови под действием на организмы электромагнитных колебаний звукового и радиочастотного диапазонов. // Некоторые вопросы физиологии и биофизики. – Воронеж, 1964. – С. 73. 51. Будко Л.Н. Динамика обмена углеводов в имзолирорванной печени белых крыс под влиянием ЭМП разной частоты. // Некоторые вопросы физиологии и биофизики. – Воронеж, 1964. – С. 31. 52. Будницкая Е.В. и др. Изучение структурных изменений растительной ткани при воздействии ионизирующей радиации. // Радиобиология. – 1961. – Вып. 1. – С. 37–41. 53. Бузенков С.В., Моргунов А.А., Никитина Е.А., Тюрин-Кузьмин И.А. Электрокоагуляция печени при ее цирротическом поражении. // Диагностика и лечение заболеваний печени, поджелудочной железы, селезенки и двенадцатиперстной кишки: Тезисы докладов конференции хирургов. – Тюмень, 1990. – Т. 1. – С. 18–19. 54. Бурлакова Е.В. и др. Изменение некоторых физикохимических свойств мышц при глубоком охлаждении. // Изв. АН Арм. ССР, 1964. – Т. 17. № 12. – С. 79–82. 55. Бурлакова Е.В. и др. Изменение электрических параметров нерва при глубоком охлаждении. // Научн. докл. высшей школы, 1966. – № 2. – С. 90– 92. 56. Бурлакова Е.В. и др. Изучение электропроводности печени облученных животных. // Биофизика, 1960. – Т. 5. – Вып. 2. – С. 194 – 201. 57. Бурлакова Е.В. и др. Исследование электропроводности автолиза мышц облученных животных. // Научные докл. высшей школы. Биол. науки, 1965. - № 3. – С. 72–76. 58. Бурлакова Е.В. и др. Электропроводность мышц консервированных холодом. // Экспер. хирургия и анестезиология, 1966. – № 4. – С. 51–52. 59. Бурлакова Е.В., Кокушкина М.Л. Исследование электропроводности и автолиза мышц облученных животных. // Научн. докл. высш. школы. / Биол. науки. – 1965. – № 3. – С. 72–76. 60. Бурлакова Е.В. Определение коэффициента поляризации раковой опухоли матки. // Научн. докл. высшей школы. Биол. науки. – 1960. – № 2. – С. 178 – 181. 61. Ваганов Ф.В. Морфология кожной раны и особенности ее заживления при использовании ультразвукового скальпеля: Автореф. дис. … канд. мед. наук., 1981. 62. Вагнер Е.А. Инфузионно-трансфузионная терапия острой кровопотери. – М.: Медицина, 1986. – 160 с. 63. Вайнштейн Г.Б. и др. Изменение внутричерепного импеданса при дегидратации мозга. // Физиол. журн. СССР. – 1980. – Т. 66. – № 7. – С. 777–782. 64. Варенко О.А. Клинико-морфологическое изучение лечебного применения диатермокоагуляции и криовоздействия при кератитах: Автореф. дис. … канд. мед. наук. – 1980. 65. Варыгин В.Н. и др. Проблема обеспечения точности измерений электропроводности кожи в рефлексодиагностике // Реализация материальных методов с использованием ЭВМ в клинической и экспериментальной медицине. – М., 1986. – С. 66– 68. 66. Владимиров Ю.А., Рощупкин Д.И. и др. Биофизика. – М., 1983. 67. Водолазский Л.А. Означении межэлектродного сопротивления при регистрации биоэлектрических процессов с поверхности кожи человека. // Бюлл. экспер. биол. и мед. – 1959. – № 10. – С. 94–98. 68. Войников В.К. и др. Изучение электросопротивления тканей узлов кущения озимых растений в период перезимовки. // Изв. Сиб. отд. АН СССР. – Сер. биол. наук. – 1977. – № 5. – Вып. 7. – С. 87. 69. Волошин П.В., Тайилин В.И. Лечение сосудистых заболеваний головного и спинного мозга. – С. 320– 323, 335–340. 70. Гаврилушкин А.П. Импеданс мозговых структур при дескретном и непрерывном исследовании у кошек. // Вопросы экспериментальной биофизики. – Горький, 1975. – С. 168–179. 71. Гвоздев П.И., Огненко В.С. Изменение реограммы при травмах. // Профилактика, патогенез, лечение травм и ортопедических заболеваний. – Рига, 1986. – Т. XII. – С. 87–88. 72. Головко И.Ф. Импедансно-демографический контроль состояния организма при экстремальных воздействиях. Автореф. дисс. … канд. мед. наук. – М., 1974. – 22с. 73. Голодрига П.Я. Диагностика морозоустойчивости при генетических исследованиях интродукции растений. // Цитология и генетика. – 1968. – Т. 2. – С. 329–337. 74. Голодрига П.Я., Осипов А.В. Экспресс-метод и приборы для диагностики морозоустойчивости растений. // Физиология и биохимия культурных растений. – 1972. – Т. 4. – С. 650–655. 75. Горбунов О.М., Абросимов В.Н. и др. Эндоскопические способы лечения больных постхолецистэктомическим синдромом. // Хирургия. Журнал им. Н.И. Пирогова. – 1996. – № 5. 76. Горев В.П. Электрордермография в эксперименте и клинике. – Киев: Здоровье, 1967. – 68 с. 77. Гречин В.Б., Боровикова В.Н. О возможности импедансометрии в практике долгосрочных интрацеребральных электродов. // Вопросы нейрохирургии, 1975. – № 2. – С. 39–44. 78. Гречин В.Б. и др. Исследование импеданса глубоких структур мозга человека. // Методы клинической нейрофизиологии. – Л. – 1977. – С. 208–217. 79. Губанов Н.И., Утебергенов А.А. Медицинская биофизика. – М., 1978. – 335 с. 80. Гуревич М.И., Соловьев А.И. и др. Импедансная реоплетизмография. – Киев, 1982. 81. Данилов Е.Н. и др. О распределении переменного тока в тканях при реоплетизмографии груди. // Физиол. журн. СССР, 1979. – Т. 65. – № 6. – С. 887– 893. 82. Девизоров В.Н., Белик Д.В. Опыт производства медицинской техники на одном из предприятий ВПК. // Внедрение новой техники и новых методов диагностики в практику здравоохранения: Тезисы докладов научно-технической конференции. – Новосибирск, 1995. – С. 30–31. 83. Диагностика и хирургическое лечение кровоизлияний в мозжечок. В кн.: Вопросы 84. 85. 86. 87. 88. 89. 90. 91. 92. 93. диагностики и лечения нервных и психических заболеваний. – Одесса, 1963. – С. 132–134. Долецкий С.Я., Драбкин Р.Л., Ленюшкин А.И. Высокочастотная электрохирургия. – М.: Медицина, 1980. Донскова Л.П. Исследования физико-химических структурных изменений при отмирании органов в условиях ишемии, консервации и опвышенных температур методом импеданса: Автореф. дис. … канд. биол. наук. – М., 1975. Дубровский И.А. и др. Прибор для диагностирования некротизированных участков скелетной мускулатуры человека и животных. // Медицинская техника. – 1988. – № 4. – С. 25–27. Дульнев Г.Н. Теплои массообмен в радиоэлектронной аппаратуре. – М.: Высшая школа, 1984. Дульнев Г.Н., Семяшкин Э.М. Теплообмен в радиоэлектронных аппаратах. – Л.: Энергия, 1968. Евтушенко Г.И. и др. Влияние импульсного электромагнитного поля низкой частоты на организм. – Киев: Здоровье, 1978. – 132 с. Егоров Ю.В., Кузнецова Г.Д. Мозг как объемный проводник. – М.: Наука, 1976. – 128 с. Ефремова Т.И. Динамика электрических свойств крови при воздействии повышенного давления кислорода у больных с атеросклеротическими поражениями сосудов нижних конечностей. // Автореф. дис. … канд. мед. наук. – М., 1989. – 20 с. Жчуков А.В. Об исследовании электропроводности биологических систем. // Успехи современной биологии. – 1982. – Т. 94. – Вып. 3(6). – С. 404–420. Зильбер А.П. Элькина Р.М. Синдром массивного кровезамещения как терминальное состояние в практике анестизиолога-реаниматолога. // Проблемы гематологии, 1977. - № 4. – С. 43 – 46. 94. Зильбер А.П. Клиническая физиология в анестезиологии и реаниматологии. – М.: Медицина, 1984. – 480 с. 95. Ибрагимов Р.Ш. О соотношении емкостных и резистивных свойств биологических тканей и жидкостей. // Бюлл. СО АМН СССР. – 1990. – № 2. – С. 84–88. 96. Ибрагимов Р.Ш. Устройство для измерения электропроводности биологических тканей и жидкостей. // Новое в экспериментальной и клинической медицине. – Новосибирск, 1987. – С. 121–122. 97. Иванов Г.Г. и др. Оценка возможности определения сердечного выброса методом внутриполостной реографии. // Современные тенденции развития медицинского приборостроения. – М., 1986. – С. 68–69. 98. Иванов Г.Ф. Основы нормальной анатомии человека. – Медгиз, 1949. 99. Иванов-Муромский К.А. Электромагнитная биология. – Киев: Наукова Думка, 1971. – 155 с. 100. К методике и технике оперативного вмешательства при мозговых геморрагических инсультах. В кн.: Республиканская нейрохирургическая конференция. Тезисы докладов. – Киев, 1964. – С. 76–78. 101. Кедров А.А. Электроплетизмография как метод функциональной оценки кровообращения. Автореф. дисс. … канд. мед. наук. – Л., 1949. – 10 с. 102. Климановский В.А., Рудаев Я.А. Трансфузионная терапия при хирургических заболеваниях. – М.: Медицина, 1984.– 256 с. 103. Клиника и хирургическое лечение внутримозговых кровоизлияний. В кн.: Сосудистая патология 104. 105. 106. 107. 108. 109. 110. 111. 112. головного и спинного мозга. – Кишинев, 1962. – С. 118–121. Коболов Л.Ф. Электроретрактография и ее клиническое применение: Автореф. дис. … канд. мед. наук. – М., 1967. – 23 с. Кодзов М.Б. Низкочастотный ультразвук в офтальмологии: Автореф. дис. … док. мед. наук. – М., 1982. Кожа. / Под ред. акад. Чернуха А.М. – М.: Медицина. – 1982. – 138 с. Коновалова Л.М., Ярошенко А.А. Временная нестабильность характеристик электропроводности кожи человека. // Биофизика. – 1981. – Т. 26. – № 2. – С. 380. Кононова М.Л. Об информативности метода импедансометрии для характеристики внеклеточных пространств мышц. // Реакция тканей и органов на управляющие сигналы. – Пермь. –1989. – С. 71–79. Котлик Б.А., Редько А.И. Исследование системы «электрод–ткань» при электростимуляции. // Измерения в медицине и их метрологическое обеспечение. – М. – 1986. – С. 38. Кочнев О.С. и др. Физико-химические параметры желчи при хирургическом и эндоскопическом лечении острого холецистита. // Актуальные вопросы хирургии печени, внепеченочных желчных путей и поджелудочной железы. – Харьков. – 1991. – С. 90–93. Крауклис А.А., Крумина И. Ассиметрия электродермальной активности ладоней при релаксации, вызванной латерализованной электростимуляцией головы. // Физиология человека, 1994. – Т. 20. – № 4. – С. 62 – 68. Крылов О.А. и др. Действие импульсного магнитного поля на электрическое сопротивление 113. 114. 115. 116. 117. 118. 119. 120. 121. кожи. // Вопросы курортологии, физиотерапии и лечебной физической культуры. – 1992. – № 4. – С. 49–52. Кутчак Е.И., Ульянова А.А. Изменение электропроводности кожи человека в онтогенезе. // Физиол. журнал СССР. – 1954. – Т. XI. – № 1. – С. 82–84. Лазеры в клинической медицине. / Под ред. проф. С. Д. Плетнева. – М.: Медицина, 1981. Ланкин К.В., Пауткин Ю.Ф. Основы общей хирургии. – М.: Изд-во Российского университета дружбы народов, 1992. Лапаева Л.А. Применение метода дисперсии высокочастотной проводимости для изучения физико-химических свойств белка. // Биохимия. – 1965. – Т. 30. – Вып. 2. – С. 358–367. Лапоногов О.А. и др. Метод чистобиологической и топической диагностики опухолей головного мозга. // Измерения в медицине и их метрологическое обеспечение. – М. – 1986. – С. 41–42. Лапоногов О.А., Колотилов Н.Н. Электрический импеданс в диагностике опухолей головного мозга. // Вопросы нейрохирургии, 1976. – Вып. 9. – С. 92– 93. Лапоногов О.А., Колотилов Н.Н. Уточнения локализации и размеров внутримозговых опухолей по электрическим параметрам при стереотаксических операциях. // Вопросы нейрохирургии, 1976. – Вып. 9. – С. 94–96. Лисицин К.М., Раевский А.К. Неотложная хирургия при онкологических заболеваниях органов брюшной полости. – М.: Медицина, 1986. Логинов А.С., Пушкарь Ю.Т. Реограмма печени в норме и патологии. // Терапевтический архив. – 1962. – № 3. – С. 81–87. 122. Логунов В.П. Импеданс кожи – объективный критерий функционального состояния вегетативных отделов нервной системы. // Вестник дерматологии и венерологии. – 1979. – № 7. – С. 21–25. 123. Лопатин Б.А. Кондуктометрия. – Новосибирск, 1964. – 85 с. 124. Лопатин Б.А., Лошкарев Г.А. и др. Портативный высокочастотный кондуктометр для биологических исследований. // Медико-биологические проблемы экспедиционно-вахтовой организации труда. – Тюмень, 1980. – С. 68–70. 125. Лощилов В.И. и др. Интраимпедансная модель легких для биосинхронизированной компьютерной рентгенодиагностики. // Реализация математических методов с использованием ЭВМ в клинической и экспериментальной медицине. – М., 1986. – С. 206–209. 126. Луцевич Э.В., Белов И.Н. Эндоскопическая хирургия; истоки и настоящее. // Хирургия. – 1996. – № 1. – С. 39–41. 127. Мажбич Б.И. Электроплетизмография легких. – Новосибирск, 1969. – 184 с. 128. Маслов Н.А. Об импедансе мышцы при тепловой контрактуре. // ДАН СССР, 1952. – Т. 84. – № 1. – С. 59–62. 129. Махнев В.П. Регистрация электрических характеристик околоушной слюнной железы с поверхности тела. Автореф. дисс. … канд. биол. наук. – Киев, 1978. – 14с. 130. Мелвин-Хьюз Д. Физическая химия. М., 1962. 131. Милейковский Б.Ю. и др. Прибор для измерения импеданса нервной ткани. // Физиол. журн. СССР, 1983. – № 11. – С. 1519–1522. 132. Москаленко Ю.И. Оптимальные условия регистрации электроплетизмограммы участков тела 133. 134. 135. 136. 137. 138. 139. и органов человека. // Физиол. журн. СССР, 1962. – Т. 48. – С. 214–218. Москаленко Ю.И. Реоэнцефалография. В кн.: Методы клинической нейрофизиологии. – Л.: Наука, 1977. – С. 188–207. Мосунов А.И., Анищенко В.В., Шмакова Е.А. Оптимизация эндовидеоскопических вмешательств при грыжах пищеводного отверстия диафрагмы. // Актуальные вопросы торакальной хирургии: Тезисы докладов междунар. конф. – Краснодар, 2000. – С.128–129. Мосунов А.И., Ганичев А.Ф., Родин А.Л., Егоров Д.В. Двухлетний опыт применения аутовенозного шунтирования «in situ» при онклиозии артерии ниже паховой складки. // Вопросы ангиологии и организации помощи больным сосудистой патологией: Тезисы докладов науч. конф. – Барнаул, 2000. – С. 4–6. Мосунов А.И., Грицунов С.В. и др. Варианты хирургического лечения осложненных форм диабетической стопы. // Вопросы ангиологии и организации помощи больным сосудистой патологией: Тезисы докладов науч. конф. – Барнаул, 2000. – С. 144–146. Мосунов А.И., Поздняков А.В., Мосунов В.А. Хронические диффузные заболевания печени и их осложнения. – Новосибирск, 1997. – С. 161. Мурзамадиев А.М., Ертаев Е.Е. Определение степени жизнеспособности ооцитов на основе изучения ультраструктурной картины и уровня их сопротивления электрическому току. // Изв. АН Республики Казахстан, сер. биологическая. – 1992. – № 5. – С. 68–72. Науменко А.И., Скотников В.В. Основы электроплетизмографии. – М.: Медицина, 1975. – 216 с. 140. Неворотин А.И. Введение в лазерную хирургию: Учеб. Пособие. – СПб.: СпецЛит, 2000. – 175 с. 141. Нейрохирургия: Республиканский межведомственный сборник. – 1985. – Вып. 19. – С. 52–75. 142. Нейрохирургия: Республиканский межведомственный сборник. – 1986. – Вып. 18. – С. 15–37. 143. Осенний А.С., Алейников В.Ф. Оценка интегрального функционального состояния организма по показателям электрической поляризуемости тканей: Методические рекомендации. – Новосибирск: Сиб.ФТИ СО РАСХН, 1993. – 40 с. 144. Осенний А.С., Торнуев Ю.В. Новые методы интегративной оценки функционального состояния организма человека в условиях вахтовой организации труда. // Бюлл. СО АМН СССР, 1982. – № 1. – С. 61–63. 145. Пальчиков В.Е. Двухчастотная импедансометрия участков тела человека в покое и при функциональных воздействиях: Автореф. дис. … канд. мед. наук. – Новосибирск, 1987. – 24 с. 146. Пальчиков В.Е., Осенний А.С. Двухчастотная импедансометрия кисти рук человека при температурных воздействиях на организм. // Климат и здоровье человека. – Л., 1988. – С. 37–41. 147. Педаченко Г.А. Хирургическое лечение мозговых геморрагических инсультов: Автореф. дис. … док. мед. наук. – Одесса, 1965. 148. Педдер В.В., Белик Д.В. и др. Ультразвуковые инструменты для дезинтеграции и обработки паренхимы и сосудисто-секреторных структур печени. – УДК 615.47:534.292:616.36. 149. Педдер В.В. Исследование процесса, разработка технологии и оборудования для ультразвуковой 150. 151. 152. 153. 154. 155. 156. 157. 158. сварки разнородных биотканей при слухоулучшающих операциях: Автореф. дис. … канд. тех. наук. – Омск, 1982. Пелищенко И.А. Исследование ретракции кровяного сгустка. // Лабораторное дело, 1967. – № 2. – С. 89. Пилотович В.С. Импеданс как показатель степени физико-химических изменений в почке под воздействием ишемии. // Трансплантация органов и тканей. – Минск, 1974. – С. 106–108. Плеханов Г.Ф. Дестабилизация неравновесных процессов как основа общего механизма биологического действия магнитных полей. // Реакции биологических систем на магнитное поле. – М.: Наука, 1978. – С. 59–80. Плеханов Г.Ф. и др. Оптимальные параметры магнитных и электрических полей, воспринимаемых организмами. // ЖВНД. – 1966. – Т. 16. – № 1. – С. 34–37. Плеханов Г.Ф. Некоторые материалы по восприятию информации живыми организмами. // Бионика. – М.: Наука, 1965. – С. 237. Поливода А.И. и др. Изучение электрических характеристик печени крыс при лучевом поражении. // Радиобиология. – 1961. – № 1. – Вып. 2. – С. 176–181. Поливода В.И. Зависимость электропроводности клеток от состояния клеточных мембран. // IV Межд. биофиз. конгресс. – М., 1972. – С. 411–412. Поливода А.И., Михайлова А.А. Изучение электрических констант печеночной ткани крыс. // Биофизика, 1960. – Т. 6. – С. 612–616. Поливода В.И. Температурная зависимость электропроводности клеточных суспензий. // Биофизика, 1969. – Т. 14. – Вып. 3. – С. 506–509. 159. Полонецкий Л.З. и др. Импедансный метод определения давления в легочной артерии и возможность его автоматизации. // Физические факторы и технические средства в медицине. – Минск, 1986. – С. 61–63. 160. Прессман А.С. Космос – ЭМП – биосфера – организм. // Физ. мат. и биологическое действие ЭМП и ионизации воздуха, 1975. – Т. 1. – С. 28–31. 161. Прессман А.С. О роли электромагнитных полей в процессе жизнедеятельности. // Биофизика. – Т. 9. С. 131. 162. Прессман А.С. Электромагнитные поля в биосфере. – М.: Знание, 1971. – 64 с. 163. Прессман А.С. Электромагнитные поля и живая природа. – М.: Наука, 1968. – 288с. 164. Прессман А.С. Электромагнитная сигнализация в живой природе. – М.: Сов. Радио, 1974. – 64 с. 165. Проспекты фирмы Бертхольд, 1998. 166. Проспекты фирмы ERBE, 1999. 167. Проспекты фирмы OLYMPUS, 2000. 168. Проспекты фирмы Soring. 169. Проспекты фирмы Welleylab, 1996. 170. Путилов А.А. Системообразующая функция синхронизации в живой природе. – Новосибирск, 1987. 171. Рабинович Ф.М. Кондуктометрический метод дисперсионного анализа. – Л., 1970. – 85 с. 172. Ремизов А.А. Медицинская и биологическая физика. – М.: Высшая школа, 1999. 173. Репина М.А., Федорова З.Д. Акушерские кровотечения. Вопросы профилактики и интенсивного лечения. // Акушерство и гинекология, 1985. – № 1. – С. 12 – 18. 174. Робинсон Р., Стокс Р. Растворы электролитов. – М., 1963. 175. Ромоданов А.П., Педаченко Г.А. Острые нарушения мозгового кровообращения. – Киев: Здоровiя, 1980. 176. Рубин А.Б. Биофизика клеточных процессов. // Биофизика, 1987. – Т. 2. 177. Русяев В.Ф. Кондуктометрический метод изучения гелькоагуляции. // Медицинская техника, 1987. – № 3. – С. 36–40. 178. Рябов Г.А. Критические состояния в хирургии. М.: Медицина, 1979. – 304 с. 179. Рябов Г.А. и др. Экстренная анестезиология. – М.: Медицина, 1983. – 304 с. 180. Рябов С.И. Исследование электропроводности коры головного мозга в связи с ее функциональной активностью: Автореф. дис. … канд. мед. наук. – М., 1987. – 15с. 181. Саакян Е.С., Симонян Р.Г. Показатели электропроводности скелетных мышц в динамике посттравматического периода. // Судебномедицинская экспертиза. – 1991. – № 4. – С. 35–37. 182. Саврасов Г.В. Исследование процесса и разработка технологии, оборудования для ультразвукового иссечения атеросклеротически измененных слоев артерий: Автореф. дис. … канд. тех. наук. – М., 1977. 183. Сергиенко Т.М., Грош Р.М. Исследование импеданса экстракраниальными электродами при опухолях мозга. // Нейрохирургия. – Киев, 1976. – Вып. 9. – С. 96–99. 184. Сердюк А.М. Взаимодействие организма с электромагнитными полями как фактором окружающей среды. – Киев: Наукова Думка, 1977. 185. Сиводедов В.Г., Сиводедова Г.С. Моделирование живого организма при исследовании воздействия ЭМП. // Защита человека от некоторых физических 186. 187. 188. 189. 190. 191. 192. 193. 194. 195. 196. факторов окружающей среды. – Киев, 1977. – С. 118–119. Сивухин Д.В. Общий курс физики. Термодинамика и молекулярная физика. – М.: Наука, 1979. Слынько П.П. Основы низкочастотной кондуктометрии в биологии. – М., 1972. – 132 с. Слынько П.П. Потоотделение и проницаемость кожи человека. – Киев, 1973. – 255 с. Соколов С.Е., Ступко А.И. Применение импедансометрии для изучения транскапиллярного обмена. // Современные тенденции развития медицинского приборостроения. – 1986. – С. 73–75. Соловьев Г.М., Радзивилл Г.Г. Кровопотеря и регуляция кровообращения в хирургии. – М.: Медицина, 1973. – 335 с. Сологубова Т.И., Ибрагимов Р.Ш., Рудольф Н.В. Исследование электропроводности ликвора человека. // Новое в экспер. и клин. медицине. – Новосибирск. – 1987. – С. 129–132. Ступницкий И.Ф., Березко Л.А., Ступко А.И., Соколов С.Е. Измерение электропроводности биологических объектов дозированным электрическим разрядом. // Разработка и клиническое применение радиоэлектронной медицинской аппаратуры. – М., 1988. – С.32–36. Судаков К.В. Антимоний Г.Д. Модулированные ЭМП как фактор направленного биологического действия. // Системные свойства тканевых организаций. – М., 1977. – С. 212–214. Судаков К.Б., Антимоний Г.Д. О гипногенном действии модулированного ЭМП. // Бюлл. экспер. биол. мед. – 1977. – Т. 84. – № 8. – С. 146–149. Тарусов Б.Н. и др. Биофизика. – М., 1968. – 156 с. Тарусов Б.Н. Электропроводность как метод определения жизнедеятельности ткани. // Архив биол. наук. – 1938. Вып. 2. – С. 178–181. 197. Терехова Л.Г. Определение величин электрических характеристик крови человека и животных. В кн.: Основы электроплетизмографии. – М.: Медицина, 1975. – С. 198–200. 198. Тищенко А.Г. и др. Медико-технические аспекты определения гематокритного числа по электропроводности крови. // Медицинская техника. – 1989. – № 4. – С. 3–7. 199. Ткаченко С.С., Руцкий В.В. Данные морфологии, биомеханики и электропроводности при первичном и вторичном сращении костей. // Ортопедия, травматология, протезирование. – 1980. – № 8. – С. 1–5. 200. Торнуев Ю.В. Диагностическое значение электродермальной активности при гипертонической болезни: Методические рекомендации. – Новосибирск: НИИ РП и ПМ СО РАМН, 1997. – 23 с. 201. Торнуев Ю.В. и др. Механизмы формирования и диагностическое применение электрических параметров поверхности тела человека. // Бюлл. СО РАМН. – 1992. – № 1. – С. 103. 202. Торнуев Ю.В. и др. Способ оценки состояния биоткани и устройство для его осуществления. // А.с. № 1832438. – МКИ А61 В 5/05. – 1991. 203. Торнуев Ю.В. и др. Электрический портрет человека. – М.: изд-во ВЗПИ. – 192 с. 204. Торнуев Ю.В. Исследование электрофизических свойств биологических тканей в диапазоне частот от 300 до 600 кГц: Отчет. – Новосибирск: ИРП и ПМ СО РАМН, 1996. 205. Торнуев Ю.В. Особенности циркадианной ритмики ЭДА у больных гипертонической болезнью. // Бюлл. экспер. биол. мед. – 1997. – № 3. С. 329 – 331. 206. Торнуев Ю.В. Отчет о биофизических свойствах тканей. – Новосибирск, 1996. 207. Торнуев Ю.В. Патофизиологическое исследование электродермальной активности при хронических общепатологических состояниях: Автореф. дис. … док. биол. наук. – Новосибирск, 1996. 208. Торнуев Ю.В. Роль газотранспортной функции и компонентного состава крови в формировании импеданса эпидермиса и подлежащих тканей. // Бюлл. экспер. биол. мед. – 1996. – № 1. – С. 100– 102. 209. Торнуев Ю.В., Хачатрян Р.Г., Хачатрян А.П., Махнев В.П., Осенний А.С. Электрический импеданс биологических тканей. – М.: Изд-во ВЗПИ, 1990. – 155с. 210. Торнуев Ю.В. Электроимпедансометрия биологических объектов: Отчет. – Новосибирск. 211. Тренчук В.В., Перетягин О.А. Кератоимпедансометрия. // Приборы и устройства для теоретической и практической медицины. – Киев, 1983. – С. 117–121. 212. Тукшаитов Р.Х. Закономерности изменения импеданса на переходе «электрод-ткань» у биологических объектов: Автореф. дис. … канд. биол. наук. – Казань, 1971. – 21 с. 213. Тульчинский М. Лабораторные методы клинического исследования. – Варшава, 1965. – 165 с. 214. Ушаков В.Б. К вопросу о белковых компонентах возбудимой мембраны мышечных волокон. // Биофизика, 1968. – Т. 13. – Вып. 1. – С. 182–185. 215. Физиология человека. / Под ред. Р. Шмидта, Г. Тевса.– М., 1986. – Т. 1–4. 216. Филановская Т.П. Исследование электрических характеристик животных и растительных тканей в 217. 218. 219. 220. 221. 222. 223. 224. 225. области низких радиочастот: Автореф. дис. … канд. биол. наук. – Л., 1972. – 18 с. Хачатрян А.П. и др. Лактационный мастит. – Новосибирск: НГУ, 1991. – 132 с. Хачатрян А.П. и др. Метод оценки кровопотери при массовых поступлениях пострадавших. // Материалы международного симпозиума «Медицинские аспекты последствий землятресений». – Ереван, 1990. – с. 34. Хачатрян А.П. и др. Способ диагностики жизнеспособности ткани: А.с. № 1694110, кл. А61В 5/103, 23.03.89. , 1991 – Бюл. № 44. Хачатрян и др. Новый экспресс-метод ранней диагностики рака желудка при гастроскопии. // Сиб. журн. гастроэнтерологии и гепатологии. – 1997. – Т. 1. – № 5. – С. 255. Хачатрян и др. Экспресс-метод оценки состояния слизистой желудка при различных формах хронических гастритов при фиброгастроскопии. // Сиб. журн. гастроэнтерологии и гепатологии. – 1997. – Т. 1. – № 5. – С. 254–255. Хачатрян А.П. Клинико-патофизиологические аспекты электроимпедансометрии: Автореф. дис. … док. биол. наук. – Томск, 1992. – 51 с. Хачатрян А.П., Мыц Б.В., Арутюнян А.П. Импедансометрия в оценке инфицирования грудного молока при лактационном мастите. // Педиатрия., 1987. – № 6. – С. 28–30. Хачатрян А.П., Хачатрян Р.Г., Лемещенко И.Г., Мыц Б.В. Способ прогнозирования воспалительных осложнений ран. А. с. 1324492 МКИ А61В 5/00., 1988 Хачатрян А.П. Электроимпедансометрия в диагностике и прогнозировании лактационного мастита: Автореф. дис. … канд. мед. наук. – Ереван, 1989. – 19 с. 226. Хилькин А.М. и др. Коллаген и его применение в медицине. – М.: Медицина, 1975. 227. Ходоров Б.И. и др. Исследование электропотенциалов раневой области в различные фазы раневого процесса. // Труды I Всесоюз. конф. по ранам и раневой инфекции. – М., 1977. – С. 124. 228. Холодов Ю.А. Влияние электромагнитных и магнитных полей на центральную нервную систему. – М.: Наука, 1968. 229. Холодов Ю.А. Магнетизм в биологии. – М.: Наука, 1970. – 96 с. 230. Холодов Ю.А. Мозг в электромагнитных полях. – М.: Наука, 1982. – 123 с. 231. Холодов Ю.А. Реакция нервной системы на электромагнитные поля. – М.: Наука, 1976. – 207 с. 232. Холодов Ю.А., Шишло М.А. Электромагнитные поля в нейрофизиологии. – М.: Наука, 1979. – 168 с. 233. Хорвиц П., Хилл У. Искусство схемотехники. – М.: Мир, 1993. (Horowits P., Hill W. Harvard University Rowland Institute for Science. Cambridge. Massachusetts.) 234. Черепнев А.С., Черепков А.Д. Исследование внутренних полей биообъектов различной геометрии, находящихся во внешнем электромагнитном поле. – Харьков, 1981. – Деп. № 4621. – 82. – БЕН, 1983. – № 1. 235. Шванн Г. Спектроскопия биологических веществ в поле переменного тока. // Электроника и кибернетика в биологии и медицине. – М., 1963. – С. 71–108. 236. Шевалье А.В. Электрический импеданс мозга в хирургии закрытой черепномозговой травмы. // Вопросы нейрохирургии. – 1973. – № 1. – С. 39. 237. Шминге Г.А. Электрические измерения в физиологии и медицине. – М.: Медицина, 1956. – 206 с. 238. Шустер Х.П. и др. Шок (возникновение, распознование, контроль, лечение). – пер. с нем. – М.: Медицина, 1981. – 112 с. 239. Шуцкий В.И., Усманов Х.М., Хакел М.Я. Влияние жаркого климата и высокогорья на электрические параметры тела человека. // Докл. АН Тадж. ССР. – 1977. – Т. 20. – № 1. – С. 70–74. 240. Электричество, магнетизм, информация и живые системы. // Живые системы в ЭМП. – Томск, 1978. – 115 с. 241. Электромагнитные поля в биосфере. / Под ред. Н.В. Красногорской. – М.: Наука,1984. – 2 т. – 701 с. 242. Эндоректальное иссечение и электрокоагуляция злокачественных опухолей прямой кишки. / Методические рекомендации. – Л.: Минздрав СССР, 1987. 243. Эндохирургия сегодня: реферативный журнал. – Казань, 2000. – № 1,2. 244. Эрин В.А. Электрическое сопротивление крови как метод определения активности процесса при некоторых заболеваниях у детей. // Педиатрия. – 1968. – № 1. – С. 47. 245. Яглова Л.Г. Электропроводность биологических систем. // Биофизика. / Под ред. Б.Н.Тарусова. – М.: Высшая школа, 1968. – С. 168–210. 246. Ярошенко А.А. Вопросы электрокожной коммуникации. – Томск: ТГУ, 1980. – 211 с. 247. Яковлев А.К. Отчет о проведении испытаний аппарата ЭХВЧ для лечения варикозного расширения вен. – Новосибирск: СибНИИЦМТ, 1996. 248. Ackman J.J., Seits M.A. Methods of complex impedance measurements in biologic tissue. // CRS 249. 250. 251. 252. 253. 254. 255. 256. 257. 258. 259. 260. Crit. Rev. Biomed. Eng. – 1984. – V. 11. – № 4. – P. 281–311. Adam O. et al. Electrical impedance monitoring of the woundhealing process. // Med. Progr. Technol., 1983. – V. 9. – № 4. – P. 227–232. Adey W.R. et al. Impedance measurement in brain tissue animal using microvolt signals. // Exp. Neurol., 1962. – V. 5. – № 1. – P. 47–66. Barber P.W. Electromagnetic Deposition in Spheroid Models of Man and Animals at Resonance. // IEEE Trans. on Biomed. Eng., 1977. – V. BMW – 24. – № 6. Bracco E.F. et al. A new method for estimation of body composition in rat. // Rroc. Soc. Exp. Biol. Med. – 1983. – V. 174. – P. 143–146. Conway J. Electrical impedance tomography for monitoring of hiperthermia. // Clin. Phys. and Physiol. Meas., 1987. – V. 8. – P. 141–146. Dornhof K., Белик Д.В. Электрохирургические аппараты. – Tuttlingen Германия, 1996. Firkestain S.M. et al. Impedance methodology in congestive reart failure. // Pros. 35-th Ann. Conf. Eng. Med. Biol., 1982. – V. 24. – P. 43. Hand J. W. et al. A physiologically compactible tissueequipment liquid bolus for microwave heating of tissues. // Phys. Med. and Biol., 1979. – V. 24. – № 2. – P. 426–431. Hoffer E.C. et al. Correlation of whole-body impedance with total body water volume. // J. Appl. Physiol., 1969. – V. 27. – P. 531–534. Imai Y. Secretory Mech. Endocrin Glands. – Copenhagen, 1974. – P. 199–212. Kernen R.F. Clin. Med., 1961. – V. 57. - № 4. – P. 635. Kiesewetter U. et al. Haematocritdtstimming durh Impedancmessing. // Biomed. Techn., 1982. – Bd. 27. – № 7–8. – P. 171–175. 261. Kosicky J. et al. Contributions the impedance cardiogram waweform. // Ann. Biomed. Eng., 1986. – V. 14. – № 1. – P. 67–80. 262. Lucas Ch.E. Resuscitation of the injured patient, the three phases of treatment. // Surg. Clin. Med., 1977. – V. 57. - № 1. – P. – 3 – 115. 263. Lucas C.L. et al. Methods for estimating characteristic impedance in humans. // Jbid. 1. – N.Y., 1985. – P. 545–549. 264. Lucasky H.C. et al. Assessment of fat-free mass using bioelectrical impedance measurements of the human body. // Fmtr. J. Clin. Nutr., 1985. – V. 41. – № 4. – P. 810–817. 265. Lykken D.T. Psychophysiology. – 1970. – V. 7. – № 2. – P. 262–275. 266. Miller C.E. et al. Cerebrospinal impedance to induces epileptic activity. // JEEE Trans. Biomed. Eng., 1986. – V. 33. – № 6. – P. 626–632. 267. Nyboer J. Electrical impedance plethysmography. – Springfield, 1959. 268. Nyboer J. Electrometric properties of tissue and fluids. // Int. Cont. Bioelectrical Impedance. – N.Y., 1970. – V. 170. – P. 410–426. 269. Nyboer J. // International conference on Bioelectrical Impedance. – New York, 1970. – V. 170, art. 2. – P. 410–426. 270. Pena U.J. Mastits. Our experience. // Prenza Med. – Argent, 1970. – P. 57. 271. Penney B. C. Theory and cardiac application of electrical impedance measurements. // CRC Crit. Rev. Biomed. Tng., 1986. – V. 13. – № 3. – P. 227–281. 272. Presta E. et al. Comparison in man of total body electrical conductivity a lean body mass derived from body density. // Metabolism. – 1983. – V. 32. – P. 524– 527. 273. Ronald J. et al. High Voltage Electric Field Coupling to Human Using Moment Method Techniques. // IEEE of Biomed. Eng., 1977. – V. DMV. – № 5. – P. 466– 472. 274. Schanne O. F., e.a. Impedance measurements in biological cells. – New York, 1978. 275. Schwan H.P. Electrical properties of blood at ultrahigh frequencies. // Amtr. J. Phys. Med., 1954. – V. 32. – P. 144–152. 276. Schwan H. Electrical properties of body tissues and impedance plethysmography. // IRE Trans. med. Electr. – 1955. V. PGME 3. – P. 32–46. 277. Schwan H.P. Alternating current spectroscopy of biological substance. // Pros. IRE. – 1959. – V. 47. – № 11. – P. 1841–1855. 278. Schwan H.P. Electrical properties of tissue and cell suspension. // Fdv. in Biol. and Med. Phys. – N.Y., 1957. – V. 5. – P. 147–209. 279. Wilson R.F. The pathophysiology of shock. // Inter. Care Med., 1980. – V. 6. – P. 89 – 100.
