Материалы и методы. В данной работе проведен ряд экспериментов, доказывающих, что эффективность воздействия на аблируемую ткань и качество полученного результата зависят от правильного выбора мощности, приложенной к обрабатываемой биологической ткани.
Результаты. На основании проведенных экспериментов разработан алгоритм функционирования системы для определения достижения эффекта трансмуральности, способный контролировать дополнительные параметры. В том числе осуществляются контроль и регулирование скорости нагрева ткани, производится оценка объема обрабатываемой ткани, расчет необходимого количества энергии для нагрева определенного объема ткани, контроль соответствия реально израсходованного количества энергии расчетному.
Выводы. Разработанный алгоритм позволяет получить качественный прогрев внутренних
слоев ткани и определить эффект достижения трансмуральности за более короткое время,
что чрезвычайно важно при проведении операций с применением искусственного крово-
обращения. Полученные результаты дают возможность с более высокой достоверностью
идентифицировать момент и факт наступления трансмурального поражения миокарда.
Ключевые слова: трансмуральность, электрод, импеданс ткани, метод радиоча-
стотной абляции.
В результате анализа современных научных подходов к определению достижения эффекта трансмуральности биологической ткани установлено, что основные из них заключаются в измерении температуры в области воздействия электродов и импеданса между электродами.
Первый подход основан на измерении температуры ткани в области воздействия элек-
тродов. Достижение определенной температуры обрабатываемой ткани предлагается считать достижением эффекта трансмуральности. Данный подход обладает рядом недостатков: усложнение конструкции инструмента, что связано с необходимостью дополнительного размещения датчиков температуры на инструменте и с погрешностью измерения, так как невоз-можно измерить температуру во всем объеме ткани (датчики располагаются в некоторых точках). Для точного определения достижения трансмуральности необходимо обеспечить нагрев самой низкотемпературной области ткани выше необходимого порога. Поскольку априорно неизвестно, в каком участке ткани температура будет минимальной, то установление достижения трансмуральности может оказаться ошибочным.
Второй подход основан на измерении импеданса ткани в процессе воздействия и оценке
параметров его изменения [5, 6]. Данный подход предполагает измерение импеданса ткани в процессе радиочастотного (РЧ) воздействия на ткань. Главным недостатком данного подхода и устройства является отсутствие контроля скорости изменения импеданса. Этот способ эффективен только при выборе оптимальной мощности генератора для объема ткани, зажатой между двумя парами электродов. В этом случае неравномерное выделение энергии в ткани компенсируется вследствие теплообмена между участками ткани с разной температурой. Если мощность генератора превышает необходимую для данного объема ткани, то происходит локальный перегрев ткани и повышение импеданса в области контакта с электродом. Импеданс ткани достигает порогового значения и выдается ложное сообщение о трансмуральности [2].
Существует способ управления устройством для абляции путем выбора значения приложенной мощности в зависимости от импеданса обрабатываемой ткани, который предусматривает следующий алгоритм:
1) размещение двух электродов устройства для абляции на поверхности ткани;
2) измерение импеданса ткани между электродами [7, 8];
3) подача питания на электроды на основе измеренного импеданса ткани путем:
3.1) подачи на электроды постоянного сигнала, если измеренный импеданс ткани находится между первым пороговым импедансом и вторым пороговым импедансом, причем первый пороговый импеданс меньше второго порогового импеданса;
3.2) подачи на электроды переменного сигнала, если измеренный импеданс ткани больше, чем второй пороговый импеданс, причем переменная мощность обратно пропорционально связана с импедансом ткани.
Существенным недостатком данного способа и устройства является то, что необходимо
подать на инструмент разную постоянную мощность для разного объема ткани между двумя парами электродов. В свою очередь мощность зависит от импеданса ткани в текущий момент времени. Такие параметры, как толщина, ширина и структура, не являются постоянными. Биологический объем ткани может иметь один и тот же импеданс в зависимости от условий захвата ткани инструментом. Узкий и тонкий участок ткани и толстый, широкий могут иметь одинаковый импеданс, но мощность для абляции в каждом случае необходима разная.
В случае высокого значения мощности биологическая ткань поддается локальному перегреву и высушиванию в зоне контакта с электродом, что соответствует повышению импеданса и ложному выводу о полученной трансмуральности.
Низкое значение мощности приведет к увеличению времени абляции и, соответственно,
к нежелательному прогреву ткани, расположенной близко к зоне абляции.
Однако известные на данный момент устройства и способы не решают в достаточной мере задачу контроля достижения полноты поражения (трансмуральности).
Таким образом, существует потребность введения дополнительных критериев для оценки
достижения трансмуральности в процессе воздействия на биологические ткани радиочастотного биполярного электрохирургического инструмента (контроль скорости изменения импеданса и скорости изменения мощности, предварительное определение максимального уровня мощности, подсчет энергии, отданной в нагрузку и определение необходимой полной энергии, определение предела времени абляции на участке импеданса с постоянной скоростью) [3, 4].
Известно, что при нагреве ткани, в зависимости от степени нагрева, ее импеданс изменяется по определенному закону. График изменения импеданса по времени в процессе нагрева ткани далее по тексту будем называть характерной кривой импеданса ткани.
Характерная кривая импеданса ткани состоит из трех основных участков:
Задача исследования состоит в том, чтобы основываясь на данных об импедансе ткани и положении так называемой рабочей точки на характерной кривой импеданса ткани, сделать выводы о ходе процесса абляции и достижении трансмурального поражения ткани миокарда.
Задача создания трансмуральной зоны поражения миокарда заключается в необходимости за возможно более короткий период времени нагреть нужный (достаточно узкий) участок миокарда.
При анализе теоретических исследований [1–4] установлено, что после прохождения
плоского участка характерной кривой импеданса ткани и достижения участка роста импеданса существует определенный порог импеданса, достижение которого может свидетельствовать о достижении трансмуральности.
Вышеуказанный порог импеданса носит индивидуальный характер и для каждой конкретной ситуации он уникален. Требуется разработать методику, позволяющую идентифицировать достижение трансмуральности для разных ситуаций, связанных с наличием разной толщины стенок миокарда.
Авторами проведены экспериментальные исследования на биологической ткани. Во время проведения эксперимента на разные участки ткани (толщиной до 10 мм) подавалась отличная друг от друга постоянная мощность.
В первом эксперименте (рис. 1) при подаче мощности 25 Вт, т.е. выше оптимальной,
происходит быстрый нагрев поверхностных слоев ткани и недостаточный нагрев внутренних слоев. Общая картина импеданса участка ткани будет складываться из суммы импедансов поверхностных слоев и внутренних слоев. При этом состояние поверхностных слоев ткани будет соответствовать третьему участку характерной кривой импеданса ткани, соответствующему высокому импедансу. Состояние внутренних слоев будет соответствовать второму участку характерной кривой импеданса ткани, соответствующему низкому импедансу. В данном случае общий импеданс складывается из импеданса внутреннего и поверхностного слоя ткани и будет указывать на достижение трансмуральности при отсутствии такового.
На графике виден лавинообразный рост импеданса, в теории соответствующий достижению трансмуральности. Время воздействия составило порядка 12 с. Скорость падения импеданса на «первом участке» составляет 8,8 % в секунду. Скорость роста импеданса на «третьем участке» составляет 66 % в секунду. При этом рис. 2 показывает, что трансмуральность не достигнута, произошел перегрев поверхностных слоев, и что внутренние слои полностью не затронуты.
Во втором эксперименте (рис. 3), при подаче мощности 10 Вт, т.е. ниже оптимальной, прогрев ткани происходит равномерно. Однако за счет увеличенного времени воздействия и теплопроводности ткани более существенная часть выделяемой тепловой энергии затрачивается на нагрев тех участков ткани, которые непосредственно прилегают к месту воздействия. Это приводит к дополнительному увеличению времени воздействия и расширению зоны поражения. Расширение зоны поражения и увеличение времени воздействия являются крайне нежелательными эффектами. Скорость падения импеданса на «первом участке» составляет 1,6 % в секунду. Скорость роста импеданса на «третьем участке» составляет 3,2 % в секунду. Время воздействия до достижения трансмуральности составило 105 с.
На рис. 4 визуально хорошо просматривается «побеление» участка ткани между контактами зажима, что свидетельствует о коагуляции ткани по всей толщине, что указывает на трансмуральное повреждение. При этом зона коагуляции значительно шире проекции зажима на ткань, с распространением в боковых направлениях частичной коагуляции, которая выглядит визуально как менее выраженное «побеление» ткани.
Задача поиска оптимальной мощности воздействия сводится к определению той мощности, которая обеспечит трансмуральное поражение ткани за кратчайший период времени, минимально нагревая прилегающие слои тканей. Предыдущие эксперименты показали, что оптимальным является уровень мощности, который обеспечит падение импеданса на первом участке характерной кривой импеданса ткани со средней скоростью 5 % в секунду. На третьем участке характерной кривой импеданса ткани рост импеданса происходит со скоростью 10 % в секунду, при этом о достижении трансмуральности свидетельствует уровень импеданса, соответствующий значению
где Zнач – импеданс ткани на момент начала воздействия; Zмин – минимальный импеданс ткани, находящийся на участке «плато» характерной кривой импеданса ткани. В третьем эксперименте (рис. 5), при подаче оптимальной мощности 20 Вт, скорость падения импеданса на первом участке составляет 7 % в секунду, а скорость роста импеданса на третьем участке достигает 15 % в секунду. Время воздействия до достижения трансмуральности составляет 17 с. Данный уровень мощности применительно к исследуемому образцу ткани обеспечил близкие к требуемым значениям скорости изменения импеданса на соответствующих участках характерной кривой импеданса ткани.
На рис. 6 визуально хорошо просматривается «побеление» участка ткани между контактами зажима, что свидетельствует о коагуляции ткани на всей толщине, что указывает на трансмуральное повреждение. При этом зона коагуляции практически не выходит за пределы проекции зажима на ткань, примерно одинакова по всей толщине ткани; распространения в боковых направлениях частичной коагуляции практически не наблюдается.
На графике (см. рис. 5) мощность, приложенная к ткани, постоянна на протяжении всего времени воздействия. Данная ситуация носит частный характер и приведена как наглядная иллюстрация. В практических целях уровень мощности может и должен быть изменяем на протяжении всего времени воздействия в соответствии с описанными выше требованиями по поддержанию определенных скоростей изменения импеданса. Уровень мощности может изменяться плавно, ступенчато или иным образом. Ключевое значение имеет средняя скорость изменения импеданса на соответствующем участке характерной кривой импеданса ткани.
Изложенные результаты доказывают, что эффективность воздействия на аблируемую ткань и качество полученного результата явным образом зависят от правильного выбора мощности, приложенной к обрабатываемой биологической ткани. Для определения эффекта трансмуральности важно в алгоритме работы учесть возможность возникновения непрогретых внутренних слоев при перегретых поверхностных слоях обрабатываемой ткани. Также следует учесть возможность появления поверхностных непрогретых участков в связи с нарушением электрического контакта из-за механических неровностей ткани. Поэтому для достижения эффекта трансмуральности необходимо контролировать дополнительные параметры: осуществлять контроль и регулирование скорости нагрева ткани, осуществлять оценку объема обрабатываемой ткани, расчет необходимого количества энергии для нагрева расчетного объема ткани, осуществлять контроль соответствия реально израсходованного количества энергии расчетному.
Предлагаемый алгоритм позволит получить более качественный прогрев внутренних слоев ткани, чем у аналогов. Принцип его работы следующий:
Предлагаемый алгоритм предназначен для нагрева биологических тканей с целью деструкции определенного участка ткани без нарушения целостности органа.
Разработанный алгоритм позволяет получить более качественный прогрев внутренних слоев ткани и определить эффект достижения трансмуральности за более короткое время, что чрезвычайно важно при проведении операций с применением искусственного кровообращения. Предложенный способ позволяет идентифицировать с более высокой достоверностью момент и факт наступления трансмурального поражения миокарда. В совокупности достигнутые результаты способствуют сокращению времени проведения кардиохирургических операций и повышению процента излеченных аритмий как непосредственно после проведения операции, так и в отдаленных периодах.