УСТРОЙСТВО ДЛЯ ТЕРМОКОАГУЛЯЦИИ БИОТКАНИ

Настоящая полезная модель относится к области медицины и ветеринарии, преимущественно к хирургии, и может быть использована, для разрушения биотканей у различных органов, пораженных патологическим процессом различного генеза, в том
числе онкологического происхождения.
Широкое распространение в клинической практике получили устройства, осуществляющие термокоагуляцию биоткани вплоть до 100°С, (см., например, Kelvin Kwok-Chai Ng et al. Thermal ablative therapy for malignant liver tumors: A critical appraisal. J.Gastroenterology and Hepatology. 2003, 18, 616-629). Для нагрева может быть использована электромагнитная энергия радиочастотного, микроволнового или оптического диапазона длин волн. Энергия от генераторов в этих устройствах передается в биоткань с помощью достаточно тонких электродов, излучателей или световодов. Объем биоткани, разрушаемой этим способом, примерно одинаков и не превышает 1,5-2,0 см в диаметре, что ограничивает клиническое использование этой технологии. Основными причинами ограничения объема нагрева биоткани является поглощение энергии электромагнитного поля вблизи от излучателя или электрода, а также плохая теплопроводность биоткани, препятствующая распространению в ней тепла.
Для осуществления термокоагуляции биоткани высокочастотным током известен ряд устройств, содержащих генератор высокочастотного тока, нейтральный плоский электрод большой площади, закрепляемый на поверхности тела, и активный электрод с малой рабочей поверхностью, вводимый в разрушаемую биоткань. Высокочастотный ток, протекающий между электродами, нагревает биоткань вблизи активного электрода, где плотность тока наиболее высока. Для предотвращения высушивания биоткани, которое приводит к повышению ее сопротивления и, как следствие, обугливанию биоткани, в известном устройстве (Патент США 5599346) активный электрод выполнен в виде полой иглы с отверстиями в концевой части для введения физиологического раствора, который поддерживает нормальную влажность биоткани, прилегающей к поверхности электрода. Главным недостатком таких устройств является небольшой объем разрушаемой биоткани, как правило, не превышающий 1,5-2,0 см в диаметре, из-за резкого уменьшения плотности тока по мере удаления от активного электрода.
Наиболее близким к предлагаемому является устройство для термокоагуляции биоткани, содержащее генератор высокочастотного тока с двумя электродами, один из которых выполнен в виде покрытой диэлектриком полой иглы с удаленной изоляцией на рабочей части, и с термодатчиком, встроенным в полость иглы, а другой - в виде плоского электрода с большой поверхностью (Патент США №4.411.266, 1983). При использовании устройства такой конструкции, объем разрушаемой биоткани оказывается небольшим, т.к. нагрев биоткани осуществляется в основном за счет выделения тепла при протекании тока между двумя электродами, имеющими между собой большое расстояние.
Задачей предлагаемого устройства является увеличение объема коагулируемой биоткани. Для этого в известном устройстве для термокоагуляции биоткани, содержащем генератор высокочастотного тока с двумя электродами, один из которых выполнен в виде покрытой диэлектриком полой иглы с удаленной изоляцией на рабочей части, и с термодатчиком, встроенным в полость иглы, другой электрод выполнен в виде покрытой диэлектриком трубки с частично удаленной изоляцией на рабочей части, которая закреплена снаружи иглы коаксиально с зазором, при этом острие иглы выступает из концевой части трубки, кроме того в концевой части трубки имеются отверстия, а с противоположного конца трубка имеет фланец, соединяющий зазор с системой подвода теплоносителя, в которую встроен датчик давления.
Существо предлагаемой полезной модели можно понять из нижеследующего описания. Как показано на фиг.1, устройство 1 состоит из двух электродов, один из которых вьшолнен в виде покрытой диэлектриком полой иглы 2 с удаленной изоляцией на рабочей части, и с термодатчиком, встроенным в полость иглы, а другой электрод выполнен в виде покрытой диэлектриком трубки с частично удаленной изоляцией на рабочей части, которая закреплена снаружи первого электрода коаксиально с зазором так, что электроды не имеют электрического контакта между собой и образуют совместно биполярную конструкцию. В концевой части внешнего электрода имеются отверстия 4 для подачи теплоносителя в область биоткани, подлежащей термокоагуляции, через зазор между электродами. При приложении высокочастотного напряжения между двумя электродами возникают две области существования переменного электрического поля. Внешнее поле с формой силовых линий 5 существует между внешними поверхностями участков электродов 2 и 3, не имеющих изоляции. В результате через биоткань протекает высокочастотный ток, происходит коагуляция биоткани в области 6, приводящая к перекрытию канала, образующегося при введении иглы в биоткань, и создающая препятствие для движения воды или пара вдоль поверхности электрода 3.
В зазоре между внешней поверхностью электрода 2 и внутренней поверхностью электрода 3 существует внутреннее высокочастотное поле с большой напряженностью, которое интенсивно нагревает теплоноситель до 100-110°С. который через отверстия 4 поступает в биоткань. С противоположного конца электрод 3 имеет фланец 7.подсоединяющий устройство 1 к высокочастотному генератору и к системе подвода теплоносителя.
Работа устройства поясняется с помощью блок-схемы установки для разрушения биоткани фиг.2. Установка содержит генератор 8, работающий на частоте 440 кГц, блок управления 9 и систему подвода теплоносителя, состоящую из насоса 10, подводящего шланга 11 и датчика давления 12. Через фланец 13 устройство 14 подключается к системе подвода теплоносителя, к генератору 8 и блоку управления 9. Блок управления содержит устройство регистрации температуры с термодатчика и устройство регулировки температуры теплоносителя. Биполярный электрод 14 с помощью ультразвукового сканера (на рис.не показан) вводят в участок биоткани 15, подлежащий термокоагуляции. Введение электрода осуществляют при включенном насосе 10, подающем теплоноситель, чтобы частички биоткани не засоряли выходные отверстия в процессе продвижения электрода в биоткани. Затем подают высокочастотное напряжение на электроды от генератора 8. Ток между рабочими поверхностями двух электродов распределяется следующим образом. Часть тока протекает между внутренним электродом и внутренней поверхностью наружного электрода через теплоноситель, нагревая его. Другая же часть тока протекает между внутренним электродом и внешней поверхностью наружного электрода через биоткань, прилегающую к этой поверхности, и также нагревает ее. Коагулированная на этой поверхности биоткань достаточно надежно герметизирует зазор между введенным электродом и биотканью, создавая замкнутое пространство, куда поступает нагретый теплоноситель. В этом объеме повышается давление, что регистрируется с помощью датчика 12. Повышенное давление порядка 1-2 бар позволяет поднимать температуру теплоносителя (в данном случае дистиллированной воды) до 110°С и превращать его в пар, что ускоряет распространение горячего теплоносителя от поверхности электрода вглубь биоткани, увеличивая эффективность переноса тепла. Давление паров воды можно изменять, регулируя скорость введения теплоносителя или напряжение на электродах.
Испытания предлагаемого способа и устройства для его осуществления были проведены на печени свиньи. Под общим наркозом животное фиксировали на операционном столе и с помощью ультразвукового сканера вводили биполярный электрод в различные доли печени. Инфузию дистиллированной воды проводили со скоростью 1 мл/мин. Мощность генератора регулировали по показаниям термодатчика и датчика давления, поддерживая температуру 110 С и давление 1,5 бар. Длительность нагрева составляла от 20 до 30 мин. По окончании эксперимента животное умерщвляли, вскрывали брюшную полость и проводили измерения коагулированных участков печени, i Результаты испытаний показали, что с помощью предлагаемого способа и устройства достигается почти сферический объем коагуляции диаметром до 4 см, что почти в 2 раза больше по объему коагулированной ткани, чем у прототипа. Гистологический анализ образцов показал, что неоднородностей по объему коагулированной ткани не наблюдается.
Таким образом, использование предлагаемого устройства уменьшает травматичность известного способа термокоагуляции биоткани за счет увеличения объема коагуляции за одну процедуру.