Спосіб коагуляції біотканини

1. Спосіб коагуляції біотканини за допомогою термокоагулятора, при якому коагуляцію здійснюють ламінарним струменем гарячого повітря, що нагрівається при проходженні через розміщений в повітряному каналі термокоагулятора нагрівальний елемент, який відрізняється тим, що ламінарний струмінь формують за допомогою мікроструменів, які направляють через мікросопла діаметром (0,6-1,0) мм, які щільно позиціонують одне відносно одного у вигляді прямого ряду і герметично закріплюють у вихідному каналі корпусу термокоагулятора, при цьому при коагуляції судин біотканини ламінарний струмінь направляють че 3 тканин, тому що він не має направленої дії. Аргонова високочастотна плазма неспроможна ефективно подолати протистояння потоку крові, через що цей процес забезпечує коагуляцію тільки мілких пошкоджених судин. Водночас високочастотна енергія є фактором, який згубно впливає на неуражену живу тканину і на людський організм в цілому. Так, високочастотне випромінювання здатне викликати активізацію клітин доброякісних пухлин, перетворюючи їх в злоякісні, а також викликати у пацієнтів головну біль, нудоту, погіршання зору тощо. Слід також додати, що робота з високочастотними джерелами енергії є доволі небезпечною не тільки для пацієнта, а і для хірурга. Негативними факторами, які супроводжують цей спосіб, є також неконтрольована зона некрозу, небезпека пошкодження сусідніх органів, наявність диму в зоні операції, висока вартість апаратури. Крім того, організація роботи високочастотного аргонового коагулятора обов'язково потребує наявності балонного господарства та відповідних приміщень, а, значить, необхідності постійного контролю стану цього господарства та його періодичного поповнення. Прикладом безконтактного впливу на травмовану поверхню тканини, зокрема, на стінки шлунково-кишкового тракту, є спосіб, викладений в па8 тенті України №64449 (МПК : А61В 17/04, А61В 18/04, опубл. 16.02.2004, Бюл. №2). Спосіб включає термічну дію струменя високотемпературної аргонової плазми на зведені краї рани, покриті шаром плазми крові. Як і попередній, цей спосіб визначається складністю виконання, пов'язану, перш за все, зі складною конструктивною побудовою плазмотрону, потребою забезпечення його автономною системою водоохолодження, а також надто високим температурним режимом, здатним провокувати значні термічні ураження тканин та їх карбонізацію. Робота плазмотрону потребує встановлення джерел плазмоутворюючого газу - балонів з аргоном чи гелієм, а це перекликається з недоліками, зазначеними вище. До того ж плазмотрон та джерела живлення є доволі дорогими, і не кожен медичний заклад в змозі його придбати. Подібний спосіб впливу на біологічні тканини струменем аргонової плазми постійного струму із застосуванням плазмового хірургічного комплексу, що дістав назву "Плазмамед", описаний в статті "Плазменный хирургический комплекс "Плазмамед" (авторы Б.Е. Патон, B.C. Гвоздецкий, В.И. Драновский и др. журнал "Автоматическая сварка", №1, 2000 г., с. 46-47). Перевагою застосування комплексу є можливість здійснення широкого спектра хірургічних операцій - від розрізу тканин до зупинки кровотеч та видалення різноманітних новоутворень (пухлин, абсцесів тощо). Але проведення всіх цих операцій пов'язане зі значними труднощами, викликаними громіздкістю комплексу, необхідністю забезпечення його відповідним балонним господарством та автономною системою водоохолодження. Відома методика виконання хірургічних операцій, в основу якої закладена дія на тканини потоку 62781 4 плазми, що генерується з навколишнього повітря за допомогою повітряно-плазмової установки "Плазон" (установка захищена патентом РФ 8 №2183946 МПК : А61В 18/04, опубл. 27.06.2002p.). Ця методика забезпечує коагуляцію і стерилізацію тканин, їх розріз плазмовим потоком температурою близько 4000 °C, а також лікування ран, виразок, судинної патології та запальних процесів газовим потоком від 20 до 50 °C, який містить екзогенний оксид азоту. Установка "Плазон" застосовується в якості плазмового скальпеля та коагулятора. За його допомогою видалялись уражені частини органів та розсікались спайки між петлями кишечника та очеревиною. Після завершення цих маніпуляцій ранові поверхні оброблялись повітряно-плазмовим потоком в терапевтичному режимі (20-50 °C). Від вищезгаданих цей спосіб відрізняється лише тим, що не потребує балонного газу, а висока вартість його апаратури робить спосіб малодоступним. Набагато вигіднішими економічно та спрощеними у виконанні є операції, які реалізуються іззастосуванням так званого термоструминного інструмента, за допомогою якого травмовану тканину локально прогрівають ламінарним потоком гарячого повітря. Наприклад, застосування такого інструменту описане в патенті України № 23204 8 (МПК : А61В 17/00, опубл. 10.05.2007, Бюл. №6). Виконання операцій за допомогою цього інструменту дістало назву „методу термоструминної коагуляції". Він не потребує джерел інертного газу, складної водоохолоджувальної системи, додаткового громіздкого обладнання, а тому є доступним для широкого кола медичних закладів. Водночас цей метод здебільше направлений на утворення хірургічного ефекту з'єднання країв рани і формування коагуляційного шару із самої тканини. Робочий режим проведення операцій є мало прийнятним для випадків, котрі потребують негайної та повної зупинки кровотечі кровоносних судин, зокрема, при проведенні операцій на паренхіматозних органах, в результаті чого має місце вірогідність виникнення повторних кровотеч, особливо в ранньому післяопераційному періоді. За найближчий аналог корисної моделі прийнятий спосіб коагуляції біотканини за допомогою термокоагулятора, при якому коагуляцію здійснюють ламінарним струменем гарячого повітря, що нагрівається при проходженні через розміщений в повітряному каналі термокоагулятора нагрівальний елемент ("Остановка паренхиматозного кровотечения при операциях на печени", В.А. Вишневский, Р.З. Икрамов, Т.В. Саввина и др., журнал "Хирургия", № 1, М.: изд-во "Медицина", 1989 г. С. 102-104). Згідно цього способу в процесі операції ламінарний потік нагрітого у межах 200-500 °C повітря виходить з каналу спеціальної насадки - "дюзи", яку закріплюють на вихідному каналі корпусу термокоагулятора. Для обробки поверхонь різної величини передбачений набір дюз різного діаметру, форми та довжини. Цей спосіб також є мало витратним, доступним і конструктивно не обтяженим, але, судячи з його опису, який викладений у прийнятій за прото 5 тип вищезазначеній статті, він має досить вузьку область застосування - спосіб випробуваний при зупинках кровотечі лише під час проведення операцій на печінці. Тобто, можливості цього способу розповсюджуються на вирішення проблеми одного конкретного органу і ураховують лише його анатомічну специфіку. Головним недоліком цього способу є те, що зона впливу гарячого струменю є незмінною для конкретного типорозміру дюзи, і при зміні умов проведення операції, наприклад, при потребі обробки більшої або меншої площі ранової поверхні, кожного разу для зупинки кровотечі потрібно застосовувати відповідну нову дюзу. Очевидно, що у разі, коли ранова поверхня по протяжності матиме змінну площу, форму та глибину, її обробка однією дюзою буде проблематичною, адже на практиці дуже часто виникає необхідність за один сеанс, не зупиняючи операційного процесу, обробляти саме такі поверхні. Відсутність у матеріалах найближчого аналога детальних характеристик повітряного струменя не дає змоги зробити висновок щодо швидкості останнього та його тиску на поверхню печінки, і, відповідно, глибини змін паренхіми при різних комбінаціях цих параметрів. До того ж спосіб не розрахований на можливість здійснення дисекції (відділення) сегментів тканин. До недоліків способу потрібно також віднести і той факт, що при заміні дюзи завжди існує вірогідність порушення умов герметичності в зоні прикріплення дюзи до вихідного каналу корпусу термокоагулятора, а це обов'язково позначиться на умовах ламінарності повітряного струменю, і в кінцевому підсумку - на ефективності коагуляції травмованої печінки. В основу корисної моделі поставлена задача підвищення ефективності та спрощення способу коагуляції біотканини шляхом оптимізації умов формування ламінарного струменя гарячого повітря, зокрема, направленням мікроструменів через щільно позиціоновані у прямий ряд мікросопла визначеного діаметру, їх герметичним закріпленням, а також встановленням оптимального режиму коагуляції, що забезпечує можливість маніпулювання струменем в горизонтальному, вертикальному чи будь-якому іншому напрямку, оброблюючи при цьому потрібну площу поверхні травмованої тканини, не зупиняючи робочий процес, а також дозволяє коагулювати одночасно як дрібні, так і середні травмовані судини та здійснювати дисекцію тканин, та забезпечує зниження швидкості повітряного потоку через нагрівальний елемент, збільшуючи тим самим ефективність нагрівання струменю і підвищуючи коефіцієнт корисної дії термокоагулятора. Поставлена задача вирішується тим, що в способі коагуляції біотканини за допомогою термокоагулятора, при якому коагуляцію здійснюють ламінарним струменем гарячого повітря, що нагрівається при проходженні через розміщений в повітряному каналі термокоагулятора нагрівальний елемент, згідно корисної моделі, ламінарний струмінь формують за допомогою мікроструменів, які направляють через мікросопла діаметром (0,6-1,0) мм, які щільно позиціонують одне відносно одного 62781 6 у вигляді прямого ряду і герметично закріплюють у вихідному каналі корпусу термокоагулятора, при цьому при коагуляції судин біотканини ламінарний струмінь направляють через мікросопла, сума площі перерізів вихідних отворів яких в (2-5) разів менша площі перерізу повітряного каналу, в якому розташований нагрівальний елемент, а при дисекції сегментів біотканини ламінарний струмінь направляють через мікросопла, сума площі перерізів вихідних отворів яких в (6-10) разів менша площі перерізу повітряного каналу, в якому розташований нагрівальний елемент, причому потрібну температуру робочого режиму встановлюють шляхом зміни величини вихідної напруги джерела живлення термокоагулятора в інтервалі, при якому щільність струму нагрівального елемента становить 2 (20-35) А/мм . Як нагрівальний елемент може бути використаний ніхромовий дріт, а як мікросопла вкорочені голки медичного шприца. За рахунок ознак, які відрізняють запропоновану корисну модель від ознак подібних технічних рішень, описаних згідно відомого рівня техніки, досягається вказаний вище технічний результат, який має місце в процесі здійснення операцій по коагуляції травмованих кровоносних судин та дисекції сегментів м»яких біотканин. Так, можливість формування струменя гарячого повітря, який по-суті являє собою множину мікроструменів, що витікають із щільно позиціонованих в прямий ряд мікросопел, дозволяє здійснювати коагуляцію таким чином, що зона впливу струменя (тобто, зона контакту струменя з поверхнею тканини) нагадуватиме пряму лінію, або стрічку. Маніпулюючи цією стрічкою (тобто, спрямовуючи струмінь у потрібному просторовому напрямку та на потрібній відстані), можна, в залежності від особливостей конкретного випадку проведення операції, розміру судин, глибини ранової поверхні збільшувати або зменшувати зону її впливу, захвачуючи потрібну площу живої біотканини. І все це можна здійснювати, не змінюючи сопел, як це має місце у відомому способі. До переваг, обумовлених застосуванням ряду мікросопел, належить також можливість більшого тепловкладення в струмінь, а, значить, і більшої глибини прогрівання поверхні коагулювання за одиницю часу у порівнянні із застосуванням однієї дюзи найближчого аналога. А відмінність, згідно якої у запропонованому способі мікросопла закріплюють у вихідному каналі корпусу термокоагулятора герметично, а не просто насаджують (як в найближчому аналогу), відіграє важливу роль у забезпеченні формування ефективного ламінарного повітряного струменю без вірогідності втрат повітря через можливі мікрощілини. Численними експериментами було встановлено, що для формування ефективного ламінарного струменя оптимальними є мікросопла, діаметр яких вкладається в інтервал (0,6-1,0) мм, а сума площі перерізів їх вихідних отворів в (2-10) разів менша площі перерізу повітряного каналу, в якому розташований нагрівальний елемент, виконаний з ніхромового дроту. У разі недодержання цих розмірних інтервалів порушуються умови формування 7 ефективного ламінарного струменя перш за все через неефективний теплообмін між нагрівальним елементом і потоком повітря в повітряному каналі термокоагулятора. Так, при використанні мікросопел з діаметром, меншим 0,6 мм, проведення операції займає надто багато часу, що небажано як для пацієнта, так і для хірурга, а при мікросоплах діаметром, більшим 1,0 мм, здійснення операції потребує перебільшених енерговитрат. Дослідження показали, що при проведенні операцій по коагуляції судин та дисекції сегментів біологічних тканин найкращі результати досягались у разі використання ряду мікросопел, сума площі перерізів вихідних отворів яких була в (2-10) разів меншою площі перерізу повітряного каналу, в якому розташований нагрівальний елемент, та у разі встановлення температури робочого режиму шляхом зміни величини вихідної напруги джерела живлення термокоагулятора в інтервалі, при якому щільність струму нагрівального елемента стано2 вить (20-35) А/мм . Так, за умови, коли площа перерізів вихідних отворів мікросопел була в (2-5) разів меншою площі перерізу повітряного каналу, досягалась оптимальна температура струменя та задовільний динамічний тиск (менший 100 мм ртутного стовпчика) в зоні контакту струменя з травмованою тканиною, при яких забезпечується коагуляція крові як мілких, так і середніх судин. Причому чим крупнішими були судини, тим ближче потрібно було наближати термоструминний інструмент до рани і здійснювати більшу експозицію її обробки. У випадках, коли зазначений інтервал був більшим 5 (а точніше - від 6 до 10), режим операції є найбільш оптимальним для проведення дисекції (тобто відділення сегментів) м'яких тканин. При цьому найкращі результати дисекції спостерігались при тиску струменя на біотканину більшому 100 мм ртутного стовпа. Якщо сума площі перерізів вихідних отворів сопел термокоагулятора буде менше, ніж в 2 рази меншою площі перерізу повітряного каналу в зоні нагрівального елемента, потік повітря не встигатиме нагріватися до температури, достатньої для зупинення кровотечі і спричинятиме тиск, рівень якого буде недостатнім для протидії потоку крові в травмованих судинах, а у випадку, коли сума площі перерізів вихідних отворів буде перевищувати площу перерізу повітряного каналу в зоні нагрівального елемента більше, ніж в 10 раз, мікрострумені гарячого повітря надто нагріватимуться, що при відповідних витратах повітря може призвести до трансформації режиму дисекції тканин в режим, при якому відбувається їх обвуглювання. (Слід зазначити, що при оптимально вибраних витратах повітря для кожного діаметра сопла, температури і швидкості струменю можна здійснювати різання м'яких тканин, поєднану з коагуляцією). Так само було встановлено, що при щільності струму нагрівального елемента у межах (20-35) 2 А/мм його температура знаходиться в інтервалі найбільш оптимальних значень - 600…800 °C. Саме при такій температурі досягається ламінарний струмінь гарячого повітря, завдяки термічній дії якого здійснюється щадний вплив на травмовані 62781 8 кровоносні судини, поєднання їх ефективної коагуляції з повним знищенням патогенної мікрофлори, та зведення до мінімуму коагуляційного некрозу. На практиці цей інтервал щільності струму встановлюють шляхом зміни величини вихідної напруги джерела живлення термокоагулятора. В процесі проведення експериментів було виявлено, що при щільності струму в ніхромовому нагріваль2 ному елементі, меншій 20 А/мм , температура робочого режиму була недостатньою для коагуляції, 2 а щільність, що перевищувала 35 А/мм , призводила до того, що випромінювання нагрівального елемента в інфрачервоному діапазоні було причиною зниження ккд термокоагулятора. Перевагою запропонованого способу є також те, що як мікросопла в ньому використовуються звичайні та доступні голки медичного шприца. Очевидно, що на відміну від дюз, їх не потрібно виготовляти як спеціальні окремі деталі, пристосовуючи під розміри вихідного каналу корпусу термокоагулятора, - достатньо просто вкоротити класичні голки до потрібного розміру і герметично закріпити у вихідному каналі. Використання таких голок суттєво знижує собівартість термокоагулятора. За допомогою таких голок можна формувати мікрострумені як паралельно спрямовані, так і мікрострумені, що розходяться (при цьому, як було вже зазначено вище, зона контакту струменю з поверхнею біотканини нагадуватиме пряму лінію, або стрічку). Це є особливо важливим фактором, який суттєво розширює можливості термоструменевого способу коагуляції у порівнянні з описаним у найближчому аналогу - за допомогою розташованих у такий спосіб голками можна маніпулювати "стрічковим" струменем у будь-якому напрямку, захвачуючи потрібну зону травмованої біотканини і збільшуючи зону та швидкість її обробки. Клінічні випробування запропонованого термоструменевого способу коагуляції засвідчили ряд його значущих переваг, основними з яких є те, що спосіб дає змогу швидко і надійно зупиняти кровотечу з пошкодженої паренхіми печінки, що забезпечує можливість безпечного здійснення операцій на ділянках печінки, розташованих в зоні крупних артеріальних та венозних судин; надійно коагулює і здійснює дисекцію тканин при операціях для випадків видалення жовчного міхура і не потребує перев'язування судин брижі. Підтікання жовчі в післяопераційному періоді жодного разу не спостерігалось. Щадна дія струменя гарячого повітря дозволяє надійно зупиняти кровотечу не тільки капілярів, а і артеріальних та венозних судин діаметром до 2 мм; дозволяє здійснювати надійний гемостаз при операціях на селезінці при надривах капсули або декапсуляції її поверхні та уникати спленекомії; надає можливості досягнення надійного гемостазу при операціях на нирках, обробці ложа нирки після нефректомії, що запобігає довготривалій літореї; забезпечує надійний гемостаз при операціях на шкірі та підшкірній клітковині без утворення значних ділянок некрозу, що неможливо здійснити іншими методами без пошкодження структури шкі 9 62781 ри. Дозволяє виконувати коагуляцію судин при пересіканні або розсуванні м'язів без використання електрокоагуляторів, які вкрай негативно впливають на подальшу роботу м'язів та ушкоджують м'язові нерви; забезпечує утворення коагуляційної плівки з крові на поверхні операційної зони біотканини; надає можливості проведення операцій при відсутності диму та запаху в операційній зоні та відсутності налипання коагуляту на робочу поверхню інструмента; при операціях на печінці дозволяє здійснювати видалення метастазів раку, які розташовані в центральних сегментах поблизу проходження крупних судин; спосіб реалізується в умовах, що не потребують витратних матеріалів, він може бути викорис 10 таним в різних галузях хірургії, здійснюється із застосуванням недорогої апаратури і не потребує спеціальної технічної підготовки медичного персоналу. Запропонована методика всебічно вивчалась на експериментальних тваринах (білих щурах, кроликах, свинях) працівниками Київського Національного Інституту хірургії та трансплантологи ім. О.О. Шалімова на протязі п'яти років під керівництвом професора Ю.О. Фурманова та опробувалась в Дарницькій лікарні м. Києва завідуючим хірургічним відділом І.А. Сухіним при здійсненні операцій по видаленню жовчних міхурів. Узагальнені результати операцій, які здійснювались на експериментальних тваринах при різних робочих режимах та із застосуванням мікросопел різного діаметра, зведені в таблицю. Таблиця № п/п Діаметр сопла, мм S1/S2 Щільність стру2 му, А/мм 1 0,4 1,5 15 2 0,6 2 20 3 0,8 4 25 4 1,0 5 35 5 0,7 8 28 6 0,7 9 30 7 1,2 12 38 Результати експериментів Ламінарний струмінь розігріває м'яку тканину, але його температура є недостатньою для коагуляції крові травмованих судин Коагуляція крові судин задовільна, але в рідких випадках спостерігаються маленькі осередки некоагульованих судин Повна коагуляція крові судин - як мілких, так і середніх. Відсутність будь-якого некрозу. Швидке зупинення крові, але існує ризик перегрівання м»яких тканин - спостерігаються осередки деструктивної тканини при малій довжині мікроструменів Оптимальні умови дисекції сегментів очеревини і брижі, сумісність з надійним гемостазом при відсутності некрозу Дисекція тканини оптимальна, сумісна з коагуляцією крові в судинах, але робочий режим є граничним, з тенденцією до обвуглювання та переходу до деструкції біотканини Спостерігається перегрівання м'яких тканин, струмінь розрізає їх, при довжині струменю менше 5 мм тканини обвуглюються. При більших відстанях інструменту від тканини температура струменю і його тиск на тканину зменшуються. Відбувається процес дисекції без обвуглювання. S1 - сума площі перерізів вихідних отворів мікросопел; S2 - площа перерізу повітряного каналу, в якому розташований нагрівальний елемент. Як видно з таблиці, найкращі результати мають місце при здійсненні операцій, режими проведення яких вкладаються в інтервал, заявлений в даному технічному рішенні. Очевидно, що такі ж результати можуть бути досягнуті і при інших комбінаціях параметрів, які вкладаються в цей інтервал Конкретний приклад здійснення запропонованого способу в клінічних умовах. Хвора К., 1948 р.н. (історія хвороби №1172/344) була прийнята в клініку по швидкій допомозі зі скаргами на постійний біль у правій підреберній ділянці, нудоту, підвищену температуру тіла до 37,8 °C. При УЗД у хворої виявлено збільшений жовчний міхур з потовщеною стінкою, який заповнений дрібними конкрементами. За даними сонографії внутрішній просвіт холедоха становив 7 мм. На час прибуття загальний білірубін 11,2 ммоль/л, прямий - 8,1 ммоль/л, непрямий 3,1 ммоль/л, АЛТ - 1,24, ACT - 0,50. Встановлений попередній діагноз: жовчокам'яна хвороба, гострий калькульозний холецистит. Після проведення інфузійної медикаментозної передопераційної підготовки хвора була прооперована. Був здійснений розріз у правому підребер'ї за Фьодоровим. В підпечінковому просторі виявлено до 150 мл серозної, каламутної рідини. Жовчний міхур розмірами 15×8×5 см, напружений. Загальна жовчна протока діаметром близько 8 мм, не напружена. Печінка збільшена у розмірах, темнокоричневого кольору, із застійними явищами. На карман Гартмана був накладений затискач Люєра, з подальшою тракцією у латеральному напрямку. Термоструминний коагулятор оснащений трьома мікросоплами діаметром 0,65 мм, нагрівальний елемент коагулятора виконаний з ніхромового дроту діаметром 0,3 мм, його омічний опір становить 5 Ом, вихідна напруга 12 В, величина максимального струму накалювання 2,4 А, максимальна 2 щільність струму 34 А/мм . Сума площі перерізів 11 вихідних отворів мікросопел (S1) становить 0,99 2 мм , площа перерізу повітряного каналу, в якому розташований нагрівальний елемент (S2) - 6,43 2 мм , S/S1 - 6,5. Тиск повітряного потоку - 120 мм.рт.ст. Мікрострумені орієнтували паралельно проходженню загальної жовчної протоки на відстані 1,5-2,0 см від очеревини, яка вкриває міхурову протоку. Прохід інструментом здійснювали поступово по обидва боки жовчного міхура у напрямку воріт печінки. Протягом одного проходу під дією "стрічкового" струменя повітря при температурі 500 °C на виході коагулятора і відстані від тканини, меншій 5 мм, відбувалось "розсічення" очеревини з одночасною коагуляцією дрібних судин. За допомогою дисектора виділено міхурову протоку та артерію, які пересічені на затискачах та перев'язані окремими лігатурами. Такий підхід дозволив працювати в умовах абсолютного візуального контролю ділянки проходження анатомічно важливих структур. На наступному етапі операції затискач Люєра накладено на дно жовчного міхура. Мікросопла термоструминного коагулятора орієнтували паралельно ложа жовчного міхура на відстані 1,5-2,0 см від його стінки у місці контакту з паренхімою Комп’ютерна верстка А. Рябко 62781 12 печінки. За допомогою мікроструменів гарячого повітря здійснено розсічення очеревини та пневматичне препарування ложа жовчного міхура з одночасною коагуляцією дрібних судин. Таким чином, холецистомія була виконана без пошкодження паренхіми печінки та стінки жовчного міхура в умовах відсутності кровотечі та повного візуального контролю операції. Потреби в проведенні додаткового гемостазу не було. Підпечінковий простір дреновано трубчастим дренажем, який був видалений на другу добу після операції. В задовільному стані хвора була виписана зі стаціонару на п'яту добу після операції. Контрольний огляд хворої був проведений через три місяці. Загальний стан був задовільним, за даними УЗД додаткових утворень в ділянці ложа жовчного міхура та підпечінковому просторі не виявлено, діаметр гепатікохоледоха становив 0,6 см, біохімічні показники в нормі. Таким чином, запропонований спосіб дозволяє досягти остаточного гемостазу та ефективної дисекції при простій техніці виконання, мінімальних витратах енергії та мінімізації ускладнень, що дозволяє рекомендувати його для широкого використання в практичній медицині. Підписне Тираж 23 прим. Державна служба інтелектуальної власності України, вул. Урицького, 45, м. Київ, МСП, 03680, Україна ДП “Український інститут промислової власності”, вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601