Спосіб з’єднання м’яких біологічних тканин і пристрій для його здійснення

1 Спосіб з'єднання м'яких біологічних тканин, при якому зводять кромки з'єднуваних шарів тканин та пропускають крізь стиснену тканину електричний струм високої частоти для нагрівання її до температури, при якій відбувається інтенсивна коагуляція білка, що міститься в тканині, який відрізняється тим, що нагрівання тканини провадять у дві стадії, на першій стадії подають постійно збільшувану напругу, а на другій стадії - незмінну напругу, модульовану низькочастотними імпульсами, при цьому значення незмінної напруги вибирають у межах від 20 до 100 В, частоту струму від 50 кГц до 1,5 МГц, причому найбільші напруги та низькі частоти використовують для з'єднання товстих (тканини кишечника шлунка, печінки та інш) шарів тканин, а найменші напруги та високі частоти для з'єднання тонких (епіневрій та інш) шарів тканин, при цьому тиск стиснення тканини обирають у межах від 0,5-106 до 3-Ю6 Па, а наприкінці другої стадії нагрівання підвищують його у 1,2 2,0 рази і потім знімають через 0,5 1,0 сек після вимкнення струму 2 Спосіб за п 1, який відрізняється тим, що частоту модуляції, протікаючого крізь тканину струму обирають у межах від 4 до 20 Гц, причому низькі частоти модуляції використовують для товстих шарів тканини, а дещо більші - для тонких шарів 3 Спосіб за п 1 або за пп 1, 2, який відрізняється тим, що наприкінці першої стадії нагрівання вимірюють опірність тканини Z, і якщо вона більша чи менша за встановлені граничні значення, нагрівання припиняють 4 Спосіб за п 3, який відрізняється тим, що падіння напруги на тканині U і струм І, що протікає крізь неї, визначають через напругу Uu, струм їм на вході генератора високої частоти за формулами U = Ki(U u -Relu)Tal = K 2 l u fle Кі та «2 -ПОСТІЙНІ коефіцієнти, Re - еквівалентна опірність, що визначається дослідним шляхом 5 Спосіб за п 1, який відрізняється тим, що визначення імпедансу тканини Z, здійснюване діленням падіння напруги U на струм І, які визначаються по формулам U = K 1 (Uu-Re-lu)Tal = K2lul Де Uu та l u - напруга та струм, що вимірюють на вході інвертора, Re - еквівалентний опір, що визначається експериментально 6 Спосіб за п 1 або пп 1,2, який відрізняється тим, що в процесі нагрівання визначають мінімальну опірність тканини Zmm, після чого визначають відносну опірність Z по такій залежності Z=ZJZmm і у випадку, якщо відносна опірність Z досягне заздалегідь експериментальне визначеного значення, яке відповідає утворенню з'єднання, припиняють нагрівання тканин 7 Спосіб за п 1, який відрізняється тим, що першу стадію нагрівання провадять із заздалегідь встановленою для тканин даного органа оптимальною швидкістю, а збільшення напруги припиняють, коли опірність досягне мінімального значення Zmm, а на другій стадії припиняють нагрівання тканин, коли Z досягне певного значення, що відповідає утворенню з'єднань 8 Пристрій для з'єднання м'яких біологічних тканин складається із джерела живлення, до складу якого входить трансформатор, вихід якого з'єднаний із фільтруючою ємністю і першим входом імпульсного регулятора, вихід останнього з'єднаний із першим входом інвертора, вихід інвертора через прохідний конденсатор з'єднаний із хірургічним інструментом, який відрізняється тим, що в ньому є датчики струму та напруги, з'єднані із входом інвертора, а виходи цих датчиків через пристрій зв'язку з'єднані із входом комп'ютера, виходи останнього через той самий пристрій зв'язку з'єднані шляхом поєднання двох окремих пристроїв керування з другим входом імпульсного регулято о ю о 00 44805 pa та з другим входом інвертора Винахід відноситься до медицини та ветеринари, а точніше — до хірурги Стародавнім способом з'єднання тканин та стінок органів після травм та хірургічних маніпуляцій є їх зшивання нитками різної будови та природи Такі шовні матеріали можуть бути нерозсмоктівними та розсмоктівними, природними та синтетичними, моно- та мультифіламентними Переваги шовного методу з'єднання тканини - МІЦНІСТЬ виконуваного шва як у найближчому, так і у віддаленому післяопераційному періоді, - герметичність швів та можливість їх накладення у декілька рядів, що перекривають один одного, - відносна простота та доступність інструментарію — голкотримачі, багато- та однозарядні голки, звичність метода, опрацьованого протягом століть Недоліки методу - залишення у тканинах чужорідного матеріалу (тимчасово — для розсмоктівних ниток та постійне — для ниток з лавсану, пропілену, металевого Дроту), - перетиснення зшивних тканин, що суттєво впливає на хід процесів загоєння ран (тимчасове — для розсмоктівних ниток та тривале — для нерозсмоктівних), які призводять до розвитку в тканинах хронічного запалення, утворенню "ниткових" ускладнень, усунення яких ІНОДІ перевищує складність основного хірургічного втручання, - алергічний вплив на тканини біологічних шовних матеріалів, що призводить до нагнивання рани, - потенцюнування у тисячі разів нитками раньової інфекції у ранах, що сприяє розвиткові післяопераційних ускладнень, - примусове залишення у ранах (в глибоких шарах) шовного матеріалу, що призводить до неконтрольованої реакції на них тканин організму (прорізання швів у стінках шлунково-кишкового тракту, дихальних шляхів, сечових шляхах), конкрементоутворення на нитках у жовчних, сечовивідних шляхах та шлунку Ці обставини постійно викликають пошуки альтернативних шляхів з'єднання тканин, в основному безшовних Механічне зшивання дротовими скобками прискорює та спрощує з'єднання тканин, однак потребує апаратури, що коштує дорого, а ІНОДІ Й одноразової та здатне викликати самовидалення скобок та розвиток мікроабсцедіювання в тканинах найважливіших органів, деформаціям та рубцевому звуженню анастомозів Склеювання тканини синтетичними та біологічними клеями відрізняється такими перевагами - простотою нанесення адгезивних препаратів, швидкістю їх переходу до твердого стану, утворенням герметичних з'єднань, можливість маніпулювання у важкодоступних місцях Недоліки - залишенням в тканинах значної маси клейової плівки, що перешкоджає загоєнню ран, - токсичним впливом більшості клеїв на тканини, - утворенням пролежнів з подальшим розвитком запалення та утворенням фістул, - знеміцненням біологічної клейової плівки та труднощами в заготовленні такого клею із донорської крові у зв'язку із загрозою ВІЧ-інфікування хворих, - велика вартість медицинських клеїв та невеликий діапазон їх різновидностей В останні роки для з'єднання порожнистих органів одержали поширення різні протектори, кільця, магнітні пристрої, які мають лише одну перевагу - швидкість виконання за їх допомогою хірургічних маніпуляцій та всі недоліки, властиві залишеним у тканинах на різні терміни чужорідним тілам Намагання використовувати для термоадгезп лазерні пристрої пов'язані із незручністю цього методу зварювання тканин із-за особливостей засобів доставления лазерного променя та його поведінки з обмеженнями обсягів нагрівання по глибині тканин з високою вартістю лазерної апаратури та нестандартного інструментарію для маніпуляцій Цей метод КЛІНІЧНОГО поширення не набув, незважаючи на свою десятилітню історію та досвід використання лазерів в хірурги та медицині Ультразвукове зварювання тканин залишається сумнівним Прототипом запропонованого винаходу є високочастотна біполярна коагуляція (Долецький С Я , Драбкин Р Л , Ленюшкин А Й Високочастотная электрохирургия — М Медицина, 1980 -С 6-11) Використання струмів високої частоти в хірурги відоме з першої чверті нашого сторіччя Завдяки струму високої частоти в хірургічній практиці здійснюють герметизацію судин з метою зупинення кровотечі (утворення гемостазів) Струми високої частоти використовують для різання тканин При цьому одночасно із різанням герметизуються дрібні судини Крім цього, струмами високої частоти здійснюють різні припікання для усунення уражених поверхневих шарів тканин Очікуваний ефект досягається завдяки властивості тканини проводити електричний струм Струм нагріває тканину Наявні в тканині глобулярні білки являють собою довгі молекули, скручені в клубки При нагріванні в інтервалі температури 55 100 °С молекули розпрямляються та переплутуються -відбувається коагуляція Стиснені стінки судин при коагуляції з'єднуються в одне ціле, завдяки чому кровотеча стає неможливою Якщо нагрівати тканину електричним струмом понад 100 °С, вона втрачатиме вологу, опірність м зростатиме, що призведе до подальшого зростання температури і деструкції тканини На цьому 44805 принципі засноване різання тканини струмом, що протікає по ній Найбільше виділення тепла відбувається біля скальпеля, до якого підведено струм Біля межі скальпеля з тканиною найбільша ЩІЛЬНІСТЬ струму й тому найбільше виділення енергії в одиницю об'єму Ця частина тканин руйнується, утворюючи розріз, кромки якого зазнають термічної коагуляції Для утворення гемостазів використовують біполярний та монополярний інструмент Біполярний інструмент являє собою пінцет, бранші (або консолі) ЯКОГО ізольовані одна від одної та приєднані до високочастотного генератора Для герметизації судини, її треба перетиснути таким пінцетом та подати високочастотну напругу на бранші Через стиснені стінки судини потече електричний струм який нагріває тканину до температури, при якій відбувається, інтенсивна коагуляція білка, що забезпечує з'єднання стиснених стінок судини та припинення протікання крові через неї Монополярний інструмент складається з двох частин активного електрода у вигляді тонкого стрижня, приєднаного до одного з полюсів генератора, та пасивного електрода у вигляді гнучкої електропровідної пластини з великою поверхнею, приєднаної до другого полюса генератора Останню підкладають під тіло особи, що оперують Монополярний інструмент використовують для різання тканини, припалень, а також для закриття дрібних судин Електричний ланцюг замикається через активний електрод, тканину, пасивний електрод та джерело живлення високої частоти Для утворення гемостазів, монополярний інструмент менш ефективний, аніж біполярний, оскільки зона коагуляції при використанні цього інструмента обмежена дуже невеликою областю у безпосередній близькості до інструмента Відомий ДОСВІД з'єднання шляхом високочастотної електрокоагуляції розтинів аорт та вен вздовж (Sigael В , Dunn M The mechanism of blood vessel closure by high frequency electrocoagulation // Surg , Gunecology Obstetrics — October 1965 — P 823-831) 3 метою відновлення функцій ушкоджених судин використовували обладнання, призначене для зупинення кровотечі Один із основних висновків, зроблених авторами цієї роботи, полягає у тому, що це обладнання та методи виконання операції в даному випадку не дозволяють досягти бажаних результатів Необхідне нове обладнання та засоби його використання, щоб звести до мінімуму небажані ефекти впливу високочастотного струму на тканини стінок судин і насамперед "надмірну коагуляцію" Найбільш близьким до заявленого пристарою є пристрій (Erbe Bipolar Hf-modul Betnebs- und Serticeanleitimg p 34, fig 1), призначений для електрокоагуляції тканин судин Пристрій складається із трансформатора 1, підключеного до мережі, випрямляча 2, імпульсного регулятора 3, інвертора з вихідним трансформатором високої частоти 4 та прохідного конденсатора 5, кабелю 6 та біполярного інструмента 7 Імпульсний регулятор стабілізує напругу на вході інвертора Рівень стабілізованої напруги регулюються потенціометром, окрім того, до складу пристрою входить ножний вимикач, натискуючи на який хірург вмикає пристрій, а відпускаючи — припиняє його роботу У зв'язку з тим, що після випрямляча напругу не згладжено, імпульсний регулятор працює тільки у ті проміжки часу, коли напруга на вихідному конденсаторі регулятора більше миттєвого значення випрямленої напруги Пристрій оснащено звуковим сигналом Інвертор настроєно на частоту близько 300 кГц Частота не регулюється Герметизація судин — утворення гемостазів з використанням струмів високої частоти потребує ретельного підготування інструмента, особливо робочих поверхонь електродів, та вибору режиму нагрівання Якщо необхідні умови виконання гемостазу достатньо точно не витримано, з'єднання не утворюється або виникають дефекти з'єднання у вигляді надмірного опіку, що супроводжується прилипанням тканини до інструмента, а ІНОДІ Й обвуглюванням Намагання зменшити вірогідність утворення дефектів полягали насамперед у пошуку інформації щодо протікання процесу коагуляції з тим, щоб можна було цю інформацію використовувати для автоматичного управління Так, патентом США № 4938761 "Bipolar electosurgical procers" передбачається вимірювання температури електродів У кращому випадку можна вимірювати температуру електрода у МІСЦІ контактування його з тканиною Ця інформація може бути використана для автоматичного управління з метою попередження перегрівання цього контакту та зменшення вірогідності прилипання тканини до електрода Однак ця Інформація не відбиває справжнього характеру процесу коагуляції у внутрішніх шарах тканини, які підлягають з'єднанню внаслідок достатньо низької її теплопровідності та відносно малого часу утворення з'єднання Патент ФРН № 3838840 "Hochfrequenz Koagulations-fornchtung fur chirurgische Zwecke" передбачає встановлення двох датчиків температури (термопар) Перший датчик монтується у струмопідводящому електроді, а другий — у пасивній частині інструмента Різниця у даних пропорційна перевищенню температури електрода відносно температури навколишнього простору Це технічне рішення також, як і попереднє, не дозволяє одержати необхідну інформацію про протікання коагуляції тканини у МІСЦІ утворення з'єднання ВІДОМІ декілька патентів, які захищають способи управління процесом коагуляції судин патент США № 4739759 "Microprocessor controlled electrosurgical generator", европейский патент № 0316469 "High frequency surgical device to cut and or coagulation biological tissues", патент ФРН № 4009819 "HF-Chirugiegeral" Так, европейский стандарт № 0316469 передбачає стабілізацію напруги, що подається на інструмент через зворотній зв'язок, який діє на підсилювач потужності В патенті США № 4739759 передбачено використання мікропроцесорного управління напругою що подається на інструмент без будь-яких зворотніх зв'язків, ЯКІ відбивають процес коагуляції Патент ФРН № 4009819 захищає подібний 44805 пристрій з мікропроцесорним управлінням, яке стабілізує напругу на вході ВЧ-генератора Передбачено можливість модуляції Є ВІДОМОСТІ про створення систем управління (див Ромаданов С С Электрохирургические высокочастотные аппараты — Киев ДмП Полимед), які працюють або в режимі стабілізації потужності, або в режимі стабілізації струму чи вихідної напруги Якщо вихідний струм чи напруга перевищують заздалегідь встановлені значення, система управління вмикає режим стабілізації напруги Основним режимом роботи пристрою є режим стабілізації потужності Вказано також (стор 19), що високочастотний сигнал (500 1760 кГц) повинен модулюватися сигналом більш низької частоти (20 75 кГц) На жаль, по наведеній у вказаному літературному джерелі функціональній схемі неможливо уявити собі конструктивне виконання пристрою На думку автора, такі системи управління підвищують безпеку пацієнта та надійність роботи апарата шляхом усунення небезпечних неконтрольованих режимів Найбільш досконалий спосіб автоматичного управління описано в статті Vaelltors та інш (Automatically controlled Bipolar Electrocoagulation", Neurosurg Rev, 1984), а також в патенті США № 5403312 "Electrosugical hemostatic device" Шляхом безпосередніх вимірів було встановлено, що імпеданс тканини в процесі коагуляції різко змінюється Спочатку він великий, а потім спадає, досягаючи мінімумата знову зростає Така залежність імпеданса від часу використовується для управління У вказаному патенті наведено функціональну схему системи управління Передбачено визначення впливу струлгу та напруги на тканини судини, розрахунок по цих даних поточного значення імпеданса тканини, визначення функції імпеданса, виявлення того, чи входить функція поточного імпеданса в нормальний діапазон чи ні І якщо не входить, припиняється нагрівання тканини з індікацієютим чи іншим способом помилки Якщо функція поточного імпеданса відхиляється від заданого попередньо поточного значення, система управління діє на джерело живлення, щоб зменшити помилку Нагрівання тканини припиняється після досягнення функцією поточного імпеданса заданого значення Будова системи, що здійснює управління по описаному алгоритму, не згадується у ВІДОМІЙ нам літературі, в тому числі й патентній Відомий патент Великобританії № 2213381 "Electro-surgical apparatus with logy impedance monitoring", який передбачає блок реєстрації миттєвих значень напруги та струму Автомат регулює імпеданс більше заданого рівня та виробляє попереджувальний чи управляючий сигнал, що, як вказується у патенті, дозволяє хірургові проводити операцію, навіть якщо місце операції знаходиться поза його полем зору Зауважимо, що цей патент захищає лише частину функцій системи управління у наведеному вище патенті США №5403312 Управління процесом коагуляції по імпендансу 8 тканин — певний крок вперед на шляху удосконалення апаратури для електрокоагуляції судин Однак поки що не можна вважати задачу управління процесом коагуляції остаточно вирішеною, якщо мати на увазі більш загальну задачу з'єднання різних м'яких тканин Наші експерименти показали, імпеданс тканини Z, за інших рівних умов, змінюється у широких межах На нього впливають неконтрольовані або важко контрольовані фактори, такі як тип тканини, товщина шару, захопленого інструментом, структура тканини, стан и поверхні та поверхні інструмента та ІНШІ Виходячи із сказаного, рівень техніки, що передує даній заявці, можна коротко сформулювати таким чином - високочастотна електрокоагуляція, зокрема біполярна, використовується для герметизації судин (утворення гемостазів) без можливості відновлення їх функцій, досвід використання високочастотної електрокоагуляції з метою відновлення функцій уражених судин, який відноситься до 1965 року, не одержав розвитку із-за нездоланних ефектів впливу високочастотного струму на тканини стінок судин і насамперед "надмірної коагуляції", - не відомий досвід використання високочастотної електрокоагуляції для з'єднання тканин Інших пошкоджених органів з метою відновлення їх функцій, - відомий пристрій для високочастотної електрокоагуляції судин із системою стабілізації напруги на хірургічному інструменті, - відомий спосіб автоматичного управління процесом утворення гемостаза по електричному імпедансу тканини стисненої судини або по швидкості його змінення Загальний недолік усіх трьох перерахованих відомих рішень полягає утому, що область їх можливого використання обмежена лише утворенням гемостазів, тобто герметизацією судин без подальшого відновлення їх функцій Основним завданням заявляемого способу та пристрою є удосконалення відомого способу за рахунок того, що нагрівання ведуть у дві стадії, визначають параметри нагріву кожної стадії для з'єднання товстих (тканин кишечнику шлунка, печінки та інш), тонких тканин (епіневрій та інш) за допомогою додаткового введення датчиків струм}' та напруги, а також їх з'єднання з існуючими елементами пристрою, що дозволяє за рахунок коагуляції білків при нагріванні тканини електричним струмом високої частоти відновити функції тканини і тим самим покращити якість II з'єднання Поставлена задача досягається тим, що в способі з'єднання м'яких біологічних тканин, при якому зводять кромки з'єднуваних шарів тканин та пропускають крізь стиснену тканину електричний струм високої частоти для нагрівання її до температури, при якій відбувається інтенсивна коагуляція білка, що міститься в тканині, нагрівання тканини проводять у дві стадії На першій стадії подають постійно збільшувану напругу Ця стадія завершується, коли опір тканини досягне мінімального значення, а друга стадія протікає при ПОСТІЙНІЙ напрузі, що відповідає кінцю першої стадії, та модулюється імпульсами низької частоти, на 44805 приклад, прямокутними Імпульсами, при цьому значення незмінної напруги вибирають у межах від 20 до 100 В, частоту струму — від 50 кГц до 1,5 МГц, причому найбільші напруги та низькі частоти використовують для з'єднання товстих (тканини кишечнику шлунка, печінки та інш ) шарів тканин, а найменші напруги та високі частоти — для з'єднання тонких (епіневрій та інш ) шарів тканин, при цьому тиск стиснення тканини обирають у межах від 0,5-106 до 3-Ю6 Па, а наприкінці другої стадії нагрівання підвищують його у 1,2 2,0 рази і потім знімають через 0,5 1,0с після вимкнення струму Крім того, частоту модуляції, протікаючого крізь тканину струму обирають у межах від 4 до 20 Гц, причому низькі частоти модуляції використовують для товстих шарів тканини, а дещо більші — для тонких шарів Наприкінці першої стадії нагрівання вимірюють опірність тканини Z і, якщо вона більша чи менша, за встановлені граничні значення, нагрівання припиняють Падіння напруги на тканині U і струм І, що протікає крізь неї, визначають через напругу Uu, струм 1м на вході генератора високої частоти за формулами U = Ki(Uu.-Relu) та / = К г / u , Де Кі та «2 -ПОСТІЙНІ коефіцієнти, Re — еквівалентна опірність, що визначається дослідним шляхом Опірність тканини Z визначають за такою залежністю Z = U/I, де І — струм, U — напруга на електродах, яка дорівнює падінню напруги на тканині Якщо воно більше чи менше заздалегідь встановлених граничних значень, нагрівання тканини припиняють В процесі нагрівання визначають мінімальну опірність тканини Zmm , після чого визначають відносну опірність Z по такій залежності Z= ZJZmm і у випадку, якщо відносна опірність Z досягне заздалегідь експериментальне визначеного значення, яке відповідає утворенню з'єднання, припиняють нагрівання тканин Першу стадію нагрівання проводять із заздалегідь встановленою для тканин даного органа оптимальною швидкістю, а збільшення напруги припиняють, коли опірність досягне мінімального значення Zmm, а на другій стадії припиняють нагрівання тканин, коли Z досягне певного значення, що відповідає утворенню з'єднань Крім того поставлене завдання досягається також тим, що в пристрою для з'єднання м'яких біологічних тканин, що складається із джерела живлення, до складу якого входить трансформатор, вихід якого з'єднаний із фільтруючою ємкістю і першим входом імпульсного регулятора, вихід останнього з'єднаний із першим входом інвертора, вихід інвертора через прохідний конденсатор з'єднаний із хірургічним інструментом, — є датчики струму та напруги, з'єднані із входом інвертора, а виходи цих датчиків через пристрій зв'язку з'єднані із входом комп'ютера, виходи останнього — через той самий пристрій зв'язку з'єднані шляхом двух окремих пристроїв керування з другим входом імпульсного регулятора та з другим входом інвертора 10 Нагрівання з'єднуваних ділянок тканини струмом високої частоти, що протікає крізь неї, проводять у дві стадії, перша з яких проходить при постійно зростаючому падінні напруги на тканині, а друга — при постійному, модульованому імпульсами низької частоти, стадії проводять за допомогою датчика струму та датчика напруги, які з'єднані через пристрій зв'язку з об'єктом та з комп'ютером, в якому містяться декілька програм управління процесом зварювання різних типів тканин, які зроблені за експериментальними даними Частоту модуляції струму обирають за допомогою інвертора, що передає ВІДПОВІДНИЙ сигнал через пристрій зв'язку з об'єктом блоку управління інвертором Вибір зусилля стиснення тканини в залежності від и типу, товщини та стабілізації цього зусилля в процесі нагрівання тканини із збільшенням його в КІНЦІ нагрівання проводять за допомогою високочастотної напруги від інвертора, що проходить через прохідні конденсатори по кабелю на затискаючий інструмент, який з'єднує ділянки тканини Опірність тканини Z, та Z вичислюють по вищенаведеним формулам за допомогою розроблених програм Автоматичне припинення процесу нагрівання після досягнення відносним імпедансом тканини наперед визначеного значення, причому відносний імпеданс визначають як відношення його поточного до мінімального значення, яке спостерігають безпосередньо в процесі утворення чергового з'єднання, що здійснюється за допомогою датчика струму та датчика напруги Як тільки поточне відносне значення імпеданса досягає заданого значення по ланцюгу комп'ютер-пристрій зв'язку з об'єктом-блок управління з імпульсним регулятором-імпульсний регулятор — надходить сигнал про зниження вихідної напруги імпульсного регулятора до нуля Звуковий сигнал, що надходить від комп'ютера, зникає, завдяки чому хірург отримує Інформацію про закінчення нагрівання тканини, після чого наступає можливість зняття зварювального інструменту з тканини Автоматизацію визначення падіння напруги для другої стадії нагрівання тканини проводять через вимірювання поточного значення імпеданса тканини на першій стадії нагрівання, припинення піднесення та подальшої стабілізації напруги на рівні, що відповідає мінімальному значенню опірності Удосконалення джерела живлення з інвертором виконують за рахунок введення нових блоків, таких як блок управління транзисторами імпульсного регулятора та блок управління інвертором, а також наявності додаткових зв'язків між блоками Процес з'єднання тканин з подальшим відновленням їх біологічних функцій має бути значно гнучкішим та щадним аніж процес герметизації судин Це обумовлено більшою різноманітністю тканин, що, мають з'єднуватися, різницею їх властивостей, а також тим, що при утворенні анастомозов зачіпаються значно більші обсяги тканин аніж при герметизації окремих судин Для благополучного загоєння анастомозів необхідно, щоб обсяг пошкодженої тканини був мінімальним, а самі пошкодження були не надто глибокими, тобто 11 44805 12 не було "перекоагуляцм" прикладена до електродів, тим суттєвіше зменшуПерелік креслень ється опірність Ще одна обставина, на яку слід Фіг 1 Залежності напруги високої частоти U, звернути увагу, полягає у тому, що збільшення струму І та електричної опірності тканини 2 від обсягу захопленої тканини призводить до затягучасу (без модуляції) а — низька напруга, б — севання процесу збільшення провідності тканини редня, в — висока внаслідок пробиття клітин Не можна стверджувати, що ці залежності виконуються надто суворо Фіг 2 Залежності змінення діючого значення Впливає й змінення від операції до операції струкнапруги високої частоти U та зусилля стиснення тури тканини електродами тканини Р від часу Фіг 3 Автоматичне управління (припинення Другий напрямок — це деформація тканини під дією тиску електродів Під ТИСКОМ тканина рознагрівання тканини по ВІДНОСНІЙ опірності Z = тягується у напрямку, перпендикулярному до ВІСІ електродів При великому тиску можливе й чисто Фіг 4 Автоматичне управління з елементами механічне розривання деяких мембран Після елесамонастроювання напруги та ктричного пробиття таке розривання стає більш закінчення нагрівання по ВІДНОСНІЙ опірності вірогідним Фіг 5 Схема джерела живлення Із системою При ПОСТІЙНІЙ різниці потенціалів між електроавтоматичного дами деформування тканини супроводжується управління підвищенням напруги електричного поля, що Фіг 6 Зварювання кишечнику "бік у бік" сприяє пробиттю мембран Фіг 7 Зварювання печінки Таким чином, початкова стадія нагрівання ткаФіг 8 Зварювання жовчного міхура нини — це формування суцільного ланцюга провіФіг 9 Зварювання нерва дності Суть винаходу Надмірне прискорення цього процесу призво1 Формування контакту базується на таких дить до місцевих перегрівань тканини та підвиосновних положеннях електродів з тканиною та щення вірогідності прилипання її до інструмента провідного каналу (перша стадія нагрівання ткани2 Нагрівання тканини (друга стадія) здійснюни) проводять поступовим підвищенням високочають при постійному значенні напруги високої часстотної напруги на електродах, що виключає містоти на електродах Завдяки цьому стабілізуються цеві перегрівання тканини, чи контакту електродумови утворення з'єднання Звичайно анастомоз тканина утворюється послідовним утворенням низки з'єдМ'яка біологічна тканина складається із клітин нань Кожне попереднє з'єднання в електричному та міжклітинної рідини Клітини обмежені мембравідношенні шунтує нове з'єднання, що утворюєтьнами, які відрізняються, високою електричною опіся При незмінному падінні напруги на електродах рністю У провідності електричного струму пришунтівний ефект зводиться до мінімуму ймають участь різні іони, в тому числі білки, які у 3 Частоту струму обирають в залежності від розчині несуть заряди Оскільки мембрани мають типу тканини Звичайно при створенні апаратури слабку провідність, дві сусідні клітини можна роздля електрохірургії частоту струму вибирають в глядати як деякий неідеальний конденсатор діапазоні частот від 300 до 2000 кГц Цей діапазон У зв'язку з цим тканину, що знаходиться між струмів твариною та людиною не відчувається електродами, можна уявляти як об'ємну матрицю, Окрім цього безумовного показника, НІЯКІ ІНШІ, звискладовим елементом якої є конденсатор, послічайно, не згадуються Ми вирішили перевірити, чи довно з'єднаний з активною опірністю протоплазце так ми клітин та шунтований великою опірністю, по Нами були проведені спеціальні досліди у шиякій протікає струм витоку рокому діапазоні частот, зокрема було встановлеУтворення монолітного коагуляту, який об'єдно, що для кишечнику щура найкращою є частота, нує докупи з'єднувані тканини, можна уявити собі 50 кГц, при якій одержуємо найміцніше з'єднання лише при розриванні мембран та злитті протота близьку до мінімуму дисперсію МІЦНОСТІ Частоплазм клітин Цей процес злиття з подальшою коата 50 кГц практично не сприймається організмом і гуляцією, певно, протікає за двома напрямками використання її можливе Для дуже тонкої тканини, Перший напрямок — пробиття мембрани кліяка оточує нервовий стовп, найкращою є частота тин Цей процес протікає поступово, потребує 1000 кГц Вплив частоти на МІЦНІСТЬ з'єднання вивкладання енергії, носить в деякій мірі ланцюговий кликаний особливостями утворення та геометрією характер Електричне пробиття мембрани має бути зони з порушеною суцільністю мембран підготовлене підігріванням і може відбутися при 4 Напругу високої частоти модулюють імпульпевних сполученнях напруженості електричного сами низької частоти від 4 до 20 Гц зокрема пряполя та температури Пробиття починається з клімокутними (Фіг 5) тин, що мають найбільш слабкі чи невдало орієнДля процесу коагуляції, який протікає з поглитовані мембрани Напруженість електричного поля нанням енергії, важлива не лише температура, на клітинах із пробитими мембранами зменшуєтьале й час перебування при цій температурі Як ся та ВІДПОВІДНО зростає на клітинах із ще цілими показав спеціальний аналіз, при низькочастотній мембранами Вірогідність пробиття наступних клімодуляції необхідна коагуляція відбувається при тин зростає і т д менших витратах енергії та більш низькій темпеТакий процес зменшення електричної опірносратурі, аніж при безперервному режимі нагрівання ті тканини підтверджується безпосередніми виміМодуляція з частотою 1 кГц такого ефекту не рами (Фіг 1) Показово, що чим більша напруга, дає 13 44805 5 Нагрівання тканини провадять при стисненні и електродами з тиском від 0,5 до 3,0 (чи 2,0) МПа в залежності від типу тканини До кінця другої стадії нагрівання тиск підвищують у 1,2-2 рази (Фіг 3) Тиск — один з головних параметрів, які визначають режим зварювання Тиск визначає процес формування провідного каналу, забезпечує, розривання мембран, необхідне для утворення монолітного коагуляту Підвищення тиску в КІНЦІ другої стадії нагрівання дозволяє, як показали прямі експерименти, підвищити МІЦНІСТЬ з'єднання на 10 20% 6 Хірург під час операції не має можливості підбирати режим зварювання, що забезпечує одержання з'єднання необхідної якості Єдиний можливий шлях, що забезпечує можливість використання зварювання в практичній хірурги — це використання комп'ютерної техніки Хірург повинен повідомити комп'ютеру вид тварини, її вік, оперований орган, тип тканини та по цих відомостях комп'ютер відтворює режим зварювання, що знаходиться в його пам'яті, близький до оптимального Слід також передбачити корекцію режима самим хірургом, яку він може виконати під час операції, а також комп'ютером під час зварювання із урахуванням конкретної особливості тварини та можливих перешкод (збурювань), пов'язаних з умовами проведення операції 7 До числа вірогідних збурень, які впливають на процес зварювання, можна віднести такі а) забруднення робочих поверхонь електродів, б) змінення товщини зварюваних шарів тканини, в) коливання зусилля стиснення тканини електродами, г) шунтування струму сусідніми ділянками тканини, д) неоднорідності тканини, що потрапляють у зону утворення з'єднання, є) підвищена температура електродів, ж) змінний стан поверхні тканини (суха, волога, із слідами крові та інш ) Система автоматичного управління через ВІДПОВІДНІ зворотні зв'язки повинна змінювати режим нагрівання так, щоб вилив збурень був мінімальним 8 Інформацію про хід протікання процесу одержують по зміненню поточних значень напруги на електродах та струмі, діленням цих величин одержують поточне значення імпеданса тканини Якщо до момента закінчення першої стадії нагрівання, що протікає при поступово зростаючій напрузі, імпеданс не знизився до раніше встановленого значення, що свідчить, зокрема, про забруднення робочих поверхонь електродів, то нагрівання тканини припиняють, щоб уникнути и надмірного травмування 3 цією ж метою переривають процес нагрівання у будь-який момент, якщо імпеданс тканини нижчий за попередньо встановлену межу, що свідчить про протиснення тканини електродами 9 Управління процесом зварювання із зворотнім зв'язком, який стабілізує залежність імпеданса тканини від часу або швидкість змінення його, використовується, як уже вказувалося вище, при 14 герметизації судин Нам невідомий досвід використання таких систем управління, й ми маємо сумнів щодо успішності їх використання навіть на одному типі тканини Багато факторів здійснюють вплив на опірність тканини, затисненої між електродами Можна більш ефективно стабілізувати шляхом автоматичного управління якість з'єднання, якщо від абсолютного значення опірності перейти до відносного (Фіг 3) Для цього в процесі нагрівання визначають поточне значення імпеданса тканини Та запам'ятовують його мінімальне значення Zmm, якого досягають на певній стадії нагрівання тканини Потім продовжують визначати поточне значення опірності та ділять його на номінальне значення одержуючи таким чином відносне значення Z =Z/Zmin Після досягнення Z встановленого заздалегідь значення, що відповідає моменту утворення з'єднання необхідної якості, нагрівання припиняють Перехід до управління по відносному значенню дозволяє звільнитися від впливу багатьох важко контрольованих факторів 10 Для управління необхідні значення багатьох параметрів режиму, які слід визначати попередньо Однак багато особливостей будь-якого конкретного з'єднання можуть бути при цьому і не враховані Тому систему автоматичного регулювання доцільно побудувати так, щоб у ній передбачалися елементи самонастроювання Для цього початкову стадію нагрівання тканини здійснюють при поступовому збільшенні напруги на електродах із попередньо підібраною для даного типу тканини швидкістю Одночасно вимірюють поточне значення опірності тканини Коли опірність тканини досягає мінімуму, збільшення напруги припиняють та стабілізують його на досягнутому рівні (Фіг 4) Одночасно запам'ятовують мінімальні значення імпеданса Zmm, та потім визначають відносне поточне значення імпеданса Після досягнення Z заздалегідь заданого значення нагрівання припиняють Таким чином, досягають більш високого ступеня вірогідності утворення з'єднань необхідної ЯКОСТІ 11 Безпосередні виміри струму та напруги, визначення імпеданса тканини під час утворення з'єднання пов'язані з низкою труднощів Нас цікавить у першу чергу тепловий ефект, створюваний в тканині струмами високої частоти Тому можна обмежитися вимірами струлгу та напруги на вході інвертора При невеликому струмі холостого ходу високочастотного трансформатора струм, споживаний інвертором, пропорційний струму, протікаючому через тканину Напруга на вході інвертора пропорційна активному падінню напруги у ланцюзі швертор-трансформатор-кабель-інструменттканина ККД системи перетворення та передавання енергії висоти Тому напругу на вході інвертора можна вважати пропорційною падінню напруги на тканині Для здійснення описаного способу з'єднання м'яких тканин необхідне джерело живлення — генератор струму високої частоти, що управляється комп'ютером чи мікропроцесорним пристроєм У зв'язку з тим, що хірург не має можливості підбирати режим безпосередньо під час операції, у пам'яті управляючого пристрою мають 15 44805 16 бути усі необхідні ВІДОМОСТІ для тканин різних оркутної форми частотою 880 кГц) Система ганів До їх числа належать управління складається із пристрою зв'язку з об'єктом 11 та комп'ютера (або мікропроцесорного - частота змінного струму високої частоти, пристрою 12) Пристрій зв'язку з об'єктом з'єдна- частота модуляції змінного струму, ний з педаллю Е, на яку натискує хірург і цим за- швидкість збільшення напруги змінного струпускає програму управління процесом зварюму (перша стадія нагрівання), вання, яку містить у собі комп'ютер - падіння напруги на тканині (друга стадія нагрівання), Блоки 9 та 10 виконують функцію узгодження виходів пристрою зв'язку з об'єктом з входом імпу- витримка часу з моменту початку нагрівання льсного регулятора 4 та інвертора 5 Зв'язок придо моменту підвищення зусилля стиснення тканистрою 11 з імпульсним регулятором здійснюється ни (якщо використовується інструмент із стабілізааналоговим сигналом, пропорційним заданій нацією тиску на двох рівнях), прузі вихода регулятора, а з інвертором - цифро- час нагрівання вим кодом, що встановлює частоту інвертора За викликом хірурга вказані ВІДОМОСТІ автоматично вводяться в управляючий пристрій та відУ пам'яті комп'ютера міститься декілька протворюється при виконанні операції Передбачаграм управління процесом зварювання для різних ється можливість корекції режиму хірургом у ході типів тканин операції, якщо в цьому виникає необхідність КоВикористовуючи традиційні засоби спілкуванрекція може провадитися лише по одному параменя з комп'ютером, хірург знаходить необхідну йому тру— напрузі змінного струму високої частоти програму і повідомляє про це комп'ютер Потім хірург здійснює підготовку місця з'єднання тканини Окрім того, хірург має одержати від комп'ютедля її зварювання, стискує ділянки тканини, що ра інформацію про рекомендовані розміри робочої повинні зварюватися за допомогою зварювального поверхні електродів та зусилля стиснення ними інструменту, після чого натискує ногою на педаль тканини при зварюванні, щоб уникнути помилки Е, яка запускає відібрану хірургом програму при обиранні інструмента управління процесом зварювання Від комп'ютера Якщо використовується спосіб , при якому 12 завдяки пристроям 11 та 9 на вхід імпульсного припинення нагрівання здійснюється при певних регулятора надходить сигнал пропорційний потрізначеннях відносно імпеданса тканини, то в пам'ябній поступово зростаючій ВИХІДНІЙ напрузі Про це ті управляючого пристрою повинні міститися дані комп'ютер сповіщає хірурга за допомогою звукопро ці параметри для всіх органів, на яких можливого сигналу ве виконання операцій У цьому випадку дані про час нагрівання використовуються лише для контРазом з цим від датчиків 7 та 8 надходять сигрольних функцій Зокрема, якщо дійсний час нагрінали, пропорційні струму та напрузі Після перевання виявився у 1,5-2 рази більшим чи меншим творення у цифрову форму ці сигнали надходять за той, який міститься у пам'яті то управляючий до комп'ютера, де визначається поточне значення пристрій дає про це сигнал хірургу для того щоб імпеданса Z засобом поділу напруги на струм він скоригував напругу високої частоти у більший Якщо вичислене поточне значення Z меньше чи менший бік При використанні способу з елемеза попереднє, напруга зростає із швидкістю, яку нтами адаптації в управляючий пристрій не ввозадала програма Якщо, навпаки, поточне значендиться падіння напруги на тканині (друга стадія ня імпеданса становить більше ніж попереднє, нагрівання) - ця напруга фіксується автоматично в комп'ютер дає імпульсному регулятору завдання, момент досягнення опірністю тканини мінімальнощо відповідає стабілізації вихідної напруги регуляго значення Напруга стабілізується на досягнутотора на досягнутому рівні При цьому комп'ютер му рівні до кінця другої стадії нагрівання Остання запам'ятовує імпеданс таким, як його мінімальне завершується, коли відносна опірність досягає значення Zmm заданого рівня Дані про час нагрівання так, як і в На слідуючому етапі продовжується визначенпопередньому випадку, використовуються тільки ня поточного значення Z , яке потім ділиться комдля контрольних функцій Якщо цей час значно п'ютером на його мінімальне значення Zmm Ревідрізняється від того, що зберігається у пам'яті, зультат ділення -відносний поточний опір управляючий пристрій дає про це сигнал хірургу порівнюється комп'ютером Із заданим програмою При дійсному часі, що відрізняється від рекоменуправління граничним його значенням дованого, хірург має ввести поправку на швидкість Як тільки поточне відносне значення імпеданзбільшення напруги високої частоти су досягає заданого значення, по ланцюгу 12-11 -94 надходить сигнал про зниження вихідної напруги Пристрій, необхідний для зварювання м'яких імпульсного регулятора до нуля Звуковий сигнал, біологічних тканин (Фіг 5), складається із джерела що надходить від комп'ютера, зникає, завдяки чоживлення А, системи управління Б, кабеля С хіруму хірург отримує інформацію про закінчення наргічного інструмента D, та педалі управління Е До грівання тканини, після чого наступає можливість складу джерела живлення входять трансформазняття зварювального інструменту з тканини тор 1, випрямляч 2, фільтр 3, імпульсний регулятор 4, інвертор 5, прохідні конденсатори 6, датчики По ланцюгу 12-11-10-5 приходить цифровий струму 7 та напруги 8, блоки управління імпульскод, який задає частоту інвертора, що залежить ним регулятором 9 (виконаний у вигляді електровід відібраної програми управління процесом званного блока на основі спеціалізованої мікросхеми рювання широтно-імпульсного модулятора), та блок управПристрій зв'язку має два входи, пов'язані із ління інвертором 10 (виконаний у вигляді електродатчиками струму 7 та напруги 8, двосторонній нного блока на основі генератора імпульсів прямозв'язок із комп'ютером 12 Один із виходів при 17 44805 18 строю зв'язку з об'єктом з'єднаний із блоком гану оптимальною швидкістю, а збільшення напрууправління імпульсним регулятором 9, інший - з ги припиняють коли опірність досягне мінімального блоком управління інвертором 5 значення Zmm, а на другій стадії припиняють нагрівання тканин, коли Z досягне певного значення, Окрім того, по звуковому каналу комп'ютера що відповідає утворенню з'єднань надходить інформація хірургу про включення пристрою, про передчасне припинення нагрівання та, Перед початком роботи первинна обмотка про причини цього відключення, про вихід часу трансформатора 1 вмикається у мережу Вторинзварювання за оптимальні для даної тканини межі на напруга трансформатора випрямляється випрямлячем 2, ємкість 3 заряджається до амплітудТаким чином, в запропонованому способі з'єдного значення вторинної напруги Імпульсний нання м'яких біологічних тканин зводять кромки регулятор 4 знаходиться у замкненому стані, іншарів тканини, стискають їх та пропускають через вертор 5 знеструмлений стиснену тканину електричний струм високої частоти для нагрівання її до температури, при якій Для того, щоб почати зварювання, хірург нативідбувається інтенсивна коагуляція білка , що місскує педаль Е, яка дає сигнал на початок відтвотиться в тканині Нагрівання тканин виконують у рення режима зварювання, що знаходиться у падві стадії На першій стадії подають постійно зросм'яті комп'ютера 12 Комп'ютер 12 через пристрій таючу Напругу, а на другій — незмінну напругу, зв'язку 11 дає сигнали пристроям 9 та 10 Відновмодульовану низькочастотними, наприклад, прялюється провідність імпульсного генератора 4 мокутними, імпульсами Значення незмінної наНапругу і струм на вході інвертора 5 за допомогою пруги при цьому обирають у межах від 20 до 100В, датчиків 7, 8 і пристрою зв'язку контролює частоту струму — у межах від 50 кГц до 1,5 МГц, комп'ютер Як тільки ця напруга досягає значення, причому найбільші значення напруги, та низькі визначеного програмою, комп'ютер через пристрій частоти використовують для з'єднання товстих 11 та пристрій 9 замикає регулятор 4 Наступне (тканини кишечнику, шлунка, печінки та інш ) шарів вмикання регулятора 4 відбувається через промітканини, найменші напруги та високі частоти — жок часу, що визначається частотою роботи імпудля з'єднання тонких (епіневрій та ІНШІ ) шарів льсного регулятора тканин У цьому випадку тиск стиснення тканини Одночасно з появою напруги починає працюобирають у межах від 0,5-106 Па до 3-Ю6 Па в КІНЦІ вати інвертор 5 із частотою, яку визначає проградругої стадії нагрівання підвищують його у 1,2 2,0 ма, наявна в пам'яті комп'ютера, що передає ВІДрази і потім знімають через 0,5 1,0с після вимкПОВІДНИЙ аналоговий сигнал через пристрій 11 нення струму блоку 10 Частоту модуляції струму, протікаючого крізь Створювана внаслідок роботи інвертора 5 витканину, обирають у межах 4 20 Гц, причому нисокочастотна напруга через прохідні конденсатори зькі частоти модуляції використовують для товстих 6 надходить по кабелю С на затискачі інструмента шарів тканини, а більш високі - для тонких шарів D, стискаючого з'єднувані ділянки тканини В КІНЦІ першої стадії нагрівання вимірюють Після закінчення виконання програми комп'юопірність тканини Z та, якщо воно більше чи ментер через пристрої 11 та 9 вимикає регулятор ше за встановлені граничні значення, нагрівання Повторне вмикання здійснюється хірургом тканини припиняють черговим натисненням на педаль Падіння напруги на тканині V та струм І, проті13 Прилади використання каючий крізь неї, визначаютьчерез напругу Uu та І Електрозварювання товстого кишечнику струм Іи на вході генератора високої частоти за кроликів "бік у бік" (Фіг 6) формулами В умовах наркозу товсту кишку перетинають та розширюють відрізок довжиною 3 5 см КІНЦІ U = K,(UU-Relu)ja кишки вивертають у вигляді манжеток довжиною І = І