Гриценко В.В. - Использование современных электрохирургических аппаратов в практической хирургии, страница 3

Расширение области применения ВЧЭХА привело, в свою очередь, к увеличению осложнений, связанных с непониманием специфики электромагнитного поля высокой частоты. Это подтверждают слова C.R.Voyles: «В хирургии, вероятно, нет другой такой области, которую бы так широко использовали и в то же время так мало понимали, как электрическая энергия». Анализ опыта эксплуатации электрохирургических аппаратов в лечебных учреждениях позволил сделать вывод о необходимости улучшения надежности и эксплуатационных характеристик последних (Voyles C.R., 1992).

Основным недостатком ВЧЭХ признаны возможные осложнения и опасности, возникающие при ее использовании. Во многом это зависит от грамотности медицинского персонала, а также от совершенства приборов и инструментов, используемых в операционной (Федоров И.В. и соавт., 1998).

Американская Ассоциация врачебного страхования (PIAA) утверждает, что подавляющее большинство повреждений органов не распознают во время операции, особенно это касается лапароскопических методов оперативного лечения, что приводит к ухудшению послеоперационного периода. Число осложнений ВЧЭХ увеличивается с возрастанием сложности вмешательств (Luciano A.A., 1994).

Все виды побочных эффектов ВЧЭХ могут привести к повреждению внутренних органов. В практическом плане основное значение имеют ожоги стенки кишки. Клиническая реализация этих повреждений зависит от глубины поражения, наиболее грозным является послеоперационный перитонит. Истинная частота электрохирургического повреждения кишечника остается неизвестной, потому что врачи, как и столетия назад, не склонны афишировать свои неудачи (Федоров И.В. и соавт., 1998). Многие исследователи считают, что необъяснимая послеоперационная лихорадка и парез кишечника являются следствием неполного повреждения стенки кишки при электрохирургических манипуляциях (Дмитриев Е.Г., Федоров И.В., 1994).

Наиболее распространенные осложнения ВЧЭХ - ожоги тканей и туннелирование тока (Hausner K., 1993).

Существует четыре механизма развития ожога тканей:

1. Ожог при непосредственной активной работе с тканями электродом, находящимся под напряжением, т. е. когда хирург воздействует на посторонние ткани, оказавшиеся в операционном поле.

2. Ожог тканей электродом, находящимся под напряжением, но в момент прекращения ЭХ воздействия, т. е. когда хирург забыл отпустить педаль. Ситуация парадоксальная, но встречающаяся, к сожалению, часто.

3. Ожог в области расположения электрода пациента (пассивного).

4. Ожог как результат остаточного термического воздействия электрода на ткани после прекращения его активации (Федоров И.В. и соавт., 1998).

Электрический ток идет по пути наименьшего сопротивления. Предпочтительное направление включает богатые сосудами органы, сами сосуды, различные протоки и кишечник. Такие структуры могут увеличивать плотность энергии путем туннелирования тока (Willson P. D., 1995).

В случае туннелирования возникают аномальные пути движения тока, в том числе по трубчатым структурам малого диаметра, где и выделяется энергия. Именно такой механизм повреждения при развитии поздних стриктур общего желчного протока, когда неосторожную препаровку тканей в зоне треугольника Кало производят электрохирургически (Федоров И.В. и соавт., 1998).

Различные биологические ткани имеют разное сопротивление (импеданс). Маловаскуляризированные ткани, например, подкожножировая клетчатка, обладают высоким тканевым сопротивлением, поэтому рассечение их требует более высокой мощности. Для рассечения тканей с хорошим кровоснабжением (паренхиматозные органы) достаточно минимальной мощности (Тарнуев Ю.В. и соавт., 1990).

Работа в режиме высокой мощности может привести к глубокому некрозу рассекаемых тканей. Кроме того, образуется большое количество дыма, что требует аспирации и создает дополнительные сложности в ходе вмешательства, увеличивая возможность побочных эффектов ВЧЭХ (Юшкин А.С., 1993).

Повышение эффективности электрохирургического рассечения можно достичь и уменьшением площади тканей, соприкасаемых с электродом хирурга. Применение электродов с острой рабочей частью, соответствующее натяжение и приподнимание тканей обеспечивают достаточную плотность энергии при низкой мощности и эффективную диссекцию (Дмитриев Е.Г., Федоров И.В., 1994).

Длительная активация электрода ЭХА приводит к образованию струпа и прогрессирующему возрастанию сопротивления (импеданса) тканей, вплоть до полного нарушения электропроводимости. При этом резко возрастает вероятность возникновения побочных эффектов ВЧЭХ. По этой же причине не допустима работа электродом, рабочая часть которого покрыта обуглившимися тканями (Федоров И.В., Никитин И.Т., 1997).

Для всех электрохирургических манипуляций обязательным моментом является работа в «сухом» операционном поле. Скопление значительного количества крови приводит к нарушению и даже полному прекращению электропроводимости (Макеев С.А. и соавт., 1991).

Следует также отметить еще одно редкое, но грозное осложнение – воспламенение спиртсодержащих антисептических растворов, используемых для обработки операционного поля, приводящее к термическим ожогам тяжелой степени. Возникает это осложнение из-за возможного искрения электрода хирурга и несоблюдения временной последовательности при обработке операционного поля.

Эти негативные моменты подчеркивают необходимость совершенствования ЭХА, особенно показатель безопасности.

6.Перспективные направления

в совершенствовании аппаратов для электрохирургии.

Повышение эффективности электрохирургических воздействий является задачей весьма актуальной из-за их широкого применения в медицинской практике, поэтому качество этих воздействий непосредственно связано с эффективностью лечебного процесса.

Поскольку электрохирургическое воздействие осуществляют за счет энергии высокочастотных электрических колебаний, С.В. Белов (1999) считает, что повышение эффективности таких воздействий во всех ВЧЭХА сводится к оптимизации параметров трех основных характеристик:

1. параметров модуляции выходного напряжения, определяющих коагуляционный эффект воздействия,

2. параметров нагрузочной характеристики аппарата, определяющей эффективный уровень необходимой выходной мощности и динамическую стабильность воздействия,

3) выбора частоты колебаний высокочастотного тока, влияющей на глубину проникновения высокочастотной энергии.

В зависимости от назначения аппарата или режима его работы, в процессе разработки подбираются оптимальные сочетания этих трех характеристик (Белов С.В., 1999). В отличие от вышеизложенного, Д.В. Белик (2001) считает, что только управлением мощностью на выходе ЭХА можно добиться оптимального ее значения для конкретного вида биологических тканей. Этот же автор отмечает две современные тенденции в проектировании ЭХА.

Первая заключается в приспособлении естественных выходных характеристик к требуемому виду биологической ткани без активного управления генератором ЭХА. Этот подход позволяет без затрат на сложные системы обратной связи обеспечивать стабильные выходные характеристики, которые, однако, не поддаются независимой друг от друга коррекции или обладают ею в очень небольшой степени.

Вторая тенденция состоит в том, что ЭХА, имея большой резерв по мощности, управляется в определенной зависимости и это достигается введением системы обратных связей, формирующей необходимые выходные данные.

Представления большинства авторов, занимающихся оптимизацией параметров существующих ЭХА (Самойлов В.О., 1986; Белик Д.В.,1995; Федоров И.В.,1997, 1998; Белов С.В.,1999, 2000) о механизме действия ВЧ тока на биологические ткани одинаковы. Однако, Д.В. Белик (2001) несколько уточняя эти представления, предлагает разделить ЭХ воздействие на две составляющие:

1. энергетическую, вызванную высокой концентрацией тока ВЧЭХА на электроде хирурга (активном электроде),

2. электромагнитную, вызванную полем при протекании тока ВЧ через органы и биологические ткани пациента.

Именно по первой составляющей существует единое мнение о том, что механизм ее действия обусловлен главным образом тепловой энергией, выделяющейся в тканях при действии ВЧ тока. Выделение тепла, происходит на участке электрической цепи, имеющей наименьший диаметр, следовательно, наибольшую плотность тока, т. е. в месте прикосновения электрода хирурга (активного электрода) к тканям. Тепло не выделяется в зоне пластины пациента (пассивного электрода), т. к. большая величина ее площади обусловливает рассеивание и низкую плотность тока (Hausner K.,1993). Следовательно, чем меньше диаметр электрода, тем быстрее он нагревает прилегающие к нему ткани ввиду меньшей их площади. Теоретически при ЭХ воздействии желательно, чтобы электрод хирурга имел размеры клетки (диаметр около 0,2 мкм) и разрушение биологических тканей при диссекции было бы минимальным. Практически это невозможно, но целесообразно использовать для диссекции игольчатые электроды (Белик Д.В., 2001).

Живым тканям свойственна зависимость электропроводности от частоты воздействующего тока. Этот феномен получил название дисперсии электропроводности. С повышением частоты тока электропроводность тканей увеличивается (Самойлов В.О., 1986).

Дисперсия электропроводности присуща всем средам, однако, особенность живых тканей состоит в том, что у них зависимость электропроводности от частоты гораздо отчетливее, чем у сред с менее сложной организацией. Это обусловлено сложной, прежде всего мембранной, структурой тканей. Повреждение клеточных мембран стирает в значительной мере грань между тканями и органическими электролитами в дисперсии электропроводности (Юшкин А.С., 1993, Самойлов В.О., 1986).

Характер воздействия высокочастотного тока определяется еще и тем, что на более высоких частотах длина волны меньше размеров тела человека - это обусловливает только локальное действие. Последнее ведет к уменьшению глубины проникновения ВЧ тока в ткани (Белов С.В., 1979).

Для различных видов электрохирургического воздействия (диссекция, коагуляция и смешанный режим) используют различные формы электрического тока. В режиме диссекции подается непрерывный переменный ток с низким напряжением. Механизм диссекции, вероятно, заключается в том, что под воздействием тока происходит непрерывное движение ионов внутри клетки, что приводит к резкому повышению температуры и выпариванию внутриклеточной жидкости. Объем клетки мгновенно возрастает, происходит взрыв, оболочка лопается, клетка разрушается. Мы воспринимаем этот процесс как резание (Федоров И.В., Никитин А.Т., 1997). При этом ткани рассекаются с небольшой боковой температурной передачей и минимальной зоной некроза. Струп раневой поверхности, при этом, ничтожен. Из-за поверхностной коагуляции гемостатический эффект в этом режиме выражен незначительно (Драбкин Р.Л., Матюхин Г.В.,1976).

Совершенно другую форму электрического тока используют в режиме коагуляции. Это импульсный переменный ток с высоким напряжением. В данном случае наблюдается всплеск электрической активности с последующим постепенным затуханием синусоидальных волн (Белик Д.В., 1995; Белов С.В., 1999).

Мощность, выделяемая током в постоянную по величине активную нагрузку, определяется величиной среднеквадратического значения напряжения на этой нагрузке. При этом максимальное или пиковое значение напряжения может быть больше среднеквадратического. Отношение пикового напряжения к среднеквадратическому носит название пик-фактор. Соответственно, чем выше значение пик-фактора, тем эффективнее коагуляция. В этом режиме нагревание тканей происходит не так быстро, как при диссекции. Короткий всплеск высокого напряжения приводит к деваскуляризации тканей, но не к выпариванию. Во время паузы происходит высушивание клетки. К моменту следующего электрического пика «сухие клетки» обладают возросшим сопротивлением, приводящим к большему рассеиванию тепла и дальнейшему более глубокому высушиванию тканей. Это обеспечивает минимальное рассечение с максимальным проникновением ВЧ тока в глубину тканей, денатурацией белка, тромбированием сосудов. Так реализуется коагуляция (Voyles С.R., Tucker R.D.,1992). По мере выпаривания ткани ее сопротивление возрастает до полного прекращения электропроводимости. Дальнейшая коагуляция оказывается неэффективной. В зоне коагуляции участок поражения невелик по площади, значителен по глубине, что может нести потенциальную опасность в зоне расположения жизненно важных структур организма (Munko M.G., 1996).

Для достижения одновременного резания и коагуляции используют смешанный режим. Смешанный поток формируют при напряжении большем, чем при режиме диссекции, но меньшим, чем при режиме коагуляции. Другое отличие от режима коагуляции - большее число невыпадающих импульсов. Смешанный режим обеспечивает высушивание прилежащих тканей (коагуляция) с одновременной диссекцией. Единственная изменяемая величина, обусловливающая разделение функций различных волн - количество производимого тепла (Федоров И.В., Никитин А.Т., 1997). «Большая теплота, произведенная быстро, дает резание, т.е. выпаривание тканей. Небольшая теплота, произведенная медленно, создает коагуляцию, т. е. высушивание» (Luciano A.A.,1994).

Все вышеперечисленные режимы характерны для монополярных систем. В биполярных системах работают только в режиме коагуляции. Ткани, располагающиеся между электродами, обезвоживают по мере повышения температуры. Используют постоянное низкое напряжение и создают ток высокой частоты. Несмотря на локальное воздействие в биполярной электрохирургии также происходит боковое распространение тепла, обусловленное теплопроводностью тканей. Температура, достаточная для возникновения некроза тканей, может быть зарегистрирована на расстоянии 2 см от точки коагуляции (Tucker R.D., Platz C.E., 1995, Федоров И.В. и соавт., 1997).

Таким образом, суммируя вышеописанные представления о механизмах энергетической составляющей ЭХ воздействия, высказанные различными авторами, можно сделать вывод о том, что характер влияния последнего на биологические ткани зависит от следующих параметров:

1. частоты колебаний,

2. пик-фактора,

3. полного сопротивления (импеданса) биологических тканей,

4. характер электродов,

5. формы электрического тока.

Д.В. Белик (2001) попытался предварительно обобщить основные свойства идеального ЭХА, основываясь на энергетической составляющей ЭХ воздействия и отмечает следующие требования:

1. ЭХА должен отслеживать изменения импеданса биологических тканей в процессе хирургического вмешательства и выставлять на выходе щадящую выходную мощность, обеспечивающую оптимальный гемостаз,

2. ЭХА должен снижать частоту ВЧ колебаний на выходе при прикосновении активным электродом к биологическим тканям и удалении его от объекта,

3. ЭХА должен иметь значительный запас по мощности для обеспечения гемостаза сосудов среднего и малого диаметра с модуляциями, снижающими тепловую нагрузку на биологические ткани,

4. ЭХА должен иметь набор различных электродов хирурга с различными площадями для ЭХ воздействия как для диссекции, так и для коагуляции,

5. ЭХА должен иметь надежное положение электрода пациента, чтобы исключить ожоги и другие нежелательные последствия.

Вторая составляющая ЭХ воздействия - электромагнитная, обусловлена тем, что при выделении мощности на выходе ЭХА, необходимой для хирургического вмешательства, которая позволяет производить диссекцию и коагуляцию тканей пациента, создается электромагнитное поле. Частотный сектор этого поля очень широк, от 10 кГц до нескольких мегагерц, и, в связи с этим, возникает сложная картина электрических полей и вызванных ими токов, которые ограничиваются конечной проводимостью биологических тканей, их негомогенностью и неизотропностью. Это обусловлено тем, что внутренние органы различаются по своим электрофизическим свойствам (Белик Д.В., 2001).