Гриценко В.В. - Использование современных электрохирургических аппаратов в практической хирургии, страница 4

Распределение токов ВЧ внутри пациента при ЭХ воздействии находится в прямой зависимости от геометрии неоднородностей и динамики во времени и пространстве сопротивлений биологических тканей тела. Но точных данных о распределении электрических полей в теле человека при внешнем воздействии ЭМП на сегодня нет (Белик Д.В., 2001).

Предполагая некоторый риск применения ЭХА с точки зрения воздействия ЭМП на функцию жизненно важных органов человека, необходимо максимально снизить дозовую нагрузку на пациента. Это означает, что идеальный ЭХА должен позволять иметь низкий объем тканей пациента, на который воздействуют токи ВЧ. Реализация этого требования для ЭХА может быть осуществлена:

1. через снижение мощности, прилагаемой к тканям, что невозможно, т.к. эффект диссекции и коагуляции основан на приложении больших мощностей, и это противоречит одному из пунктов требования по энергетической составляющей,

2. через изменения подключения электрода пациента, т.е. нужно прилагать этот электрод рядом с электродом хирурга. В этом случае максимальный ток ВЧ не будет проникать глубоко в ткани и, следовательно, будет минимально влиять на функцию жизненно важных органов (Белов С.В., 1979; Белик Д.В., 1995, 2001).

ВЧЭХА занимают достойное место в ряду вспомогательной хирургической аппаратуры, а ВЧЭХ - определенную, стабильную «нишу» среди методик, используемых для диссекции и коагуляции. Безусловно, что электрохирургия имеет хорошие перспективы для дальнейшего совершенствования. Однако, определяя пути оптимизации выходных параметров ВЧЭХА, особое внимание уделяется высокочастотному генератору мощности, базовому блоку ЭХА, его усовершенствованию (Драбкин Р.Л., Ливенсон А.Р., 1976; Драбкин Р.Л., Матюхин Г.В., 1976; Драбкин Р.Л., 1981; Белов., 1999, 2000). При этом не рассматривается вопрос о принципиальной необходимости последнего в функциональной схеме ЭХА, что, возможно, позволило бы упростить эту схему, а также наиболее полно реализовать свойства идеального ЭХА.

6.1.Аппарат для высокочастотной электрохирургии

«ЭХА-МИНИ-01».

Сотрудниками кафедры госпитальной хирургии №2 СПбГМУ им. акад. И.П. Павлова (Д.П. Грицаенко, А.С. Лапшин) и ЗАО СП “КРАСС “ (Ю.Д. Нетеса, А.Д. Нетеса) разработан и испытан новый оригинальный отечественный ЭХА для ВЧ хирургии - «ЭХА-МИНИ-01», принципиально отличающийся от существующих в настоящее время ЭХА по схеме построения и способу формирования выходных параметров, на который получен патент на изобретение № 2204958, зарегистрированный в государственном реестре изобретений РФ 27 мая 2003 года («Способ формирования выходного сигнала электрохирургического аппарата и конструкция последнего».

Цель изобретения – создать способ формирования выходной мощности электрохирургического аппарата и конструкцию последнего, которая позволила бы уменьшить деструкцию тканей при диссекции и коагуляции, а также повысить его К.П.Д., упростить его схемную реализацию и уменьшить габариты.

Поставленная задача решена созданием способа формирования выходного сигнала электрохирургического аппарата, заключающаяся в том, что переменные параметры выходной цепи включены в частотозадающий выходной колебательный контур, который возбуждается импульсами возбуждения. Выходной колебательный контур работает в режиме свободных затухающих колебаний, при этом импульсами возбуждения задается частота повторения затухающих колебаний (частота модуляции). Управляющие импульсы возбуждения синхронизированы по фазе со свободными затухающими колебаниями выходного колебательного контура. Выходное напряжение свободных затухающих колебаний регулируется длительностью и (или) периодом повторения управляющих импульсов возбуждения. При этом максимальная выходная мощность задается ограничением длительности управляющих импульсов возбуждения. Уровень модуляции выходного напряжения регулируется изменением величины первой амплитуды свободных затухающих колебаний или изменением периода повторения управляющих импульсов возбуждения.

На базе вышеописанного способа разработан электрохирургический аппарат “ЭХА-МИНИ-01”, функциональная схема которого представлена на рис. 2.

Схема аппарата включает задающий генератор импульсов возбуждения 1, соединенный со входом усилителя 2, выход которого через устройство гальванической развязки 3 связан с инструментом 4 посредством рабочего кабеля 5. При этом, аппарат снабжен устройством управления 6 с узлом сравнения 7, а также пассивным электродом 8.

Между генератором 1 и усилителем 2 введен регулятор длительности импульсов возбуждения 9, а устройство гальванической развязки 3 выполнено в виде дросселя с трансформаторной связью 10, на один из выходов 11 которого последовательно подключены : рабочий кабель 5 и инструмент 4, а на другой выход 12 – экранирующая оплетка рабочего кабеля 5 и пассивный электрод 8. При этом последние, вместе с дросселем 10, образуют колебательный контур при соединении с биологическим объектом в рабочем состоянии. Кроме того, аппарат снабжен датчиком амплитуды 13, выход которого подключен к генератору 1 и к узлу сравнения 7, последний связан с регулятором длительности импульсов 9, имеющим также связь с устройством управления 6. Генератор импульсов 1 предназначен для формирования импульсов возбуждения и синхронизации со свободными затухающими колебаниями посредством датчика амплитуды 13.

Усилитель 2 служит для усиления импульсов возбуждения, поступающих с регулятора длительности импульсов 9 и для накачки энергией дросселя 10.

Рис. 2. Функциональная схема электрохирургического аппарата

«ЭХА-МИНИ-01»

Устройство 3 предназначено для гальванической развязки выходных цепей аппарата с его внутренней схемой, дроссель 10 которого служит реактивным устройством (индуктивность) для накопления энергии во время действия управляющего импульса возбуждения и одним из элементов выходного колебательного контура.

Инструмент 4 служит для концентрации и подвода выходного сигнала аппарата к биологическому объекту (оперируемой ткани).

Рабочий кабель 5 предназначен для соединения выходного сигнала аппарата с инструментом 4 и пассивным электродом 8, а также служит реактивным устройством (емкость) для накопления энергии во время действия управляющего импульса возбуждения и одним из элементов выходного колебательного контура.

Устройство управления 6 служит для формирования сигналов задания на величину напряжения выходного сигнала аппарата и его мощность.

Узел сравнения 7 предназначен для сравнения сигналов задания на величину напряжения выходного сигнала аппарата с его реальным значением, поступающим с датчика амплитуды 13 и формирования сигнала управления на регулятор длительности импульсов 9.

Пассивный электрод 8 служит для подвода высокочастотного выходного сигнала аппарата к биологическому объекту (оперируемой ткани) и для снижения плотности тока.

Регулятор длительности импульсов 9 предназначен для изменения длительности управляющих импульсов возбуждения при регулировании выходного напряжения аппарата и регулирования ограничения длительности импульсов при изменении задания на выходную мощность.

Датчик амплитуды 13 служит для преобразования величины первой амплитуды выходного сигнала аппарата в сигнал синхронизации генератора 1 и сигнала обратной связи контура регулирования выходного напряжения аппарата.

Способ формирования выходного сигнала аппарата заключается в том, что генератором 1 формируют управляющие импульсы возбуждения, которые осуществляют «накачку» энергией заданной величины выходного колебательного контура в виде магнитной энергии дросселя 10 и электрического заряда емкости рабочего кабеля 5, при этом запасенная энергия в последних, в форме высокочастотных затухающих колебаний (на его собственной частоте) рассеивается в основном на биологическом объекте (оперируемой ткани). Тем самым управляющие импульсы возбуждения трансформируются с помощью колебательного контура в его свободные затухающие колебания, при этом в колебательный контур включены все элементы выходной цепи аппарата - дроссель 10, рабочий кабель 5, инструмент 4, биологический объект (оперируемая ткань) и пассивный электрод, что обусловливает строгое согласование частоты затухающих колебаний с изменяющимися параметрами всех элементов выходных цепей, в том числе и биологического объекта. Кроме того, в качестве пассивного электрода 8 может применяться экранирующая оплетка рабочего кабеля 5.

Предельное значение выходной мощности аппарата определяется накопленной энергией за время действия управляющего импульса возбуждения. Выходная мощность имеет прямую квадратичную зависимость от длительности управляющего импульса возбуждения и обратную зависимость от периода их повторения, что позволяет осуществлять регулировку выходной мощности в широких пределах.

З
ависимость выходной мощности ЭХА от параметров элементов колебательного контура и управляющих сигналов определяется зависимостью:

Где:

U - напряжение питания;

t_i - длительность управляющего импульса возбуждения;

L - индукция дросселя;

T_p - период повторения дополнительного сигнала.

На рис. 3 приведена диаграмма напряжения выходного сигнала “ ЭХА-МИНИ-01” в режиме диссекции при различных выходных напряжениях.

Рис. 3. Диаграмма напряжения выходного сигнала

«ЭХА-МИНИ-01» в режиме диссекции

Во время действия управляющего импульса t_i1 происходит «накачка» энергией колебательного контура. В промежутке между импульсами осуществляется свободное затухающее колебание с рассеиванием запасенной энергии в основном на биологическом объекте (оперируемой ткани).

Первая серия импульсов показана при поддержании первой амплитуды напряжения U₁ (до 700 В). При изменении нагрузки, меняется длительность импульса t_i1 таким образом, чтобы амплитуда U₁ была постоянной и равной заданной устройством управления 6 величине.

При увеличении нагрузки, длительность управляющего импульса возбуждения увеличивается и достигает величины ограничения заданной устройством управления t_i2 = t_{i огр}., определяющей заданную выходную мощность. В дальнейшем, при увеличении нагрузки длительность импульса не меняется, напряжение падает и поддерживается постоянная выходная мощность, что видно на второй серии сигналов (рис. 4).

В режиме коагуляции (рис. 4) напряжение выходного сигнала аппарата имеет значения регулируемой первой амплитуды до 1500 В. Переход от поддержания заданного напряжения к поддержанию заданной мощности, происходит аналогично режиму диссекции.

Рис. 4. Диаграмма напряжения выходного сигнала

«ЭХИ -МИНИ -01» в режиме коагуляции

Регулирование и поддержание выходного напряжения осуществляется изменением выходной мощности. В свою очередь, регулирование мощности и поддержание заданного значения выходной мощности, осуществляется за счет изменения длительности управляющего импульса возбуждения.

Регулирование и поддержание заданных значений выходного сигнала аппарата допускается осуществлять с помощью изменения периода повторения управляющих импульсов возбуждения, однако при этом происходит резкое изменение пик-фактора выходного напряжения. Поэтому изменение периода повторения допускается только при переходе из режима диссекции в режим коагуляции для увеличения пик-фактора.

Таким образом, регулирование и поддержание заданных значений параметров выходного сигнала аппарата осуществляется в широких пределах без дополнительных потерь энергии с помощью изменения длительности управляющих импульсов возбуждения. Диапазон регулирования выходного напряжения и мощности достигает величины 1/100.

Таблица 3

Технические характеристики и режимы работы «ЭХА-МИНИ-01»

Технические характеристики и режимы работы «ЭХА-МИНИ-01» представлены в табл. 3.