Биофизические аспекты высокочастотной электрохирургии

31 Марта в 17:15 3211 0


В оперативной гистероскопии высокочастотной электрохирургии (ВЧ-электрохирургия) принадлежит одна из ведущих ролей, так как успех внутриматочного хирургического вмешательства определяют, главным образом, два фактора - оптимальное растяжение полости матки (т.е. оптимальная визуализация слизистой) и адекватный гемостаз. Последний фактор связан непосредственно с ВЧ-электрохирургией - наиболее распространенным методом теплоэнергетического воздействия на эндометрий. Учитывая, что матка (как мышечный орган с богатой васкуляризацией) обладает высокой электропроводностью, особую актуальность при обретают биофизические аспекты ВЧ-электрохирургии, в частности, влияние высокочастотной электроэнергии на слизистую и мышечную оболочки матки.

Изучение этих аспектов во многом способствует восприятию биомеханизма аблации эндометрия - основной резектоскопической операции (глубина деструкции слизистой, дегенеративные изменения в ней после высокочастотного воздействия, морфогенез репаративных процессов, частота и причины рецидива заболевания и др.). Изложенное выше обосновывает необходимость детального анализа как физических основ электрохирургии, так и влияния электрочастотного сигнала на биологическую ткань.

Физические основы ВЧ-электрохирургии

Под высокочастотной электрохирургией подразумевают метод хирургического воздействия высокочастотным током на ткань тела пациента с целью ее рассечения или коагуляции. Данный метод основан на физических и химических процессах в ткани, вызванных преимущественно тепловым действием тока и проявляющихся в эффектах рассечения и коагуляции.

Электрорассечение осуществляется в результате интенсивного парообразования тканевой жидкости: тепловая энергия, образованная вследствие прохождения тока через ткань, свертывает белковые вещества (коагулирует их), что приводит к «оплавлению» рассекаемой поверхности и «свариванию» кровеносных и лимфатических сосудов. При электрокоагуляции биоткань не разделяется, а подвергается обезвоживанию и высыханию.

В определенных клинических ситуациях возникает необходимость в поверхностном разрушении ткани энергией с высокой мощностью. Аналогичный эффект достигается с помощью фульгурации (спрей-коагуляция). При фульгурации электрод не касается ткани, а удерживается на некотором отдалении; электрохирургическое воздействие осуществляется благодаря мощному разряду, образующемуся между электродом и тканью.

Для достижения эффектов электрокоагуляции или электрорассечения электрод соприкасают с тканью; при фульгурации электрод не касается ткани, а удерживается на некотором отдалении
Для достижения эффектов электрокоагуляции или электрорассечения электрод соприкасают с тканью; при фульгурации электрод не касается ткани, а удерживается на некотором отдалении

Непосредственно электродеструкцию ткани (рассечение или коагуляция) производят так называемым активным электродом, рабочая поверхность которого соприкасается с тканью тела пациента в зоне предполагаемого вмешательства. Пассивный электрод обеспечивает соединение между генератором (источником ВЧ-энергии) и пациентом.

Электрический сигнал, создаваемый ВЧ-генератором и распространяющийся в тканях пациента, отличает высокая частота колебаний - свыше 300-400 кГц. Подобная частота предупреждает нежелательную стимуляцию мышц и исключает болевое действие - эффектов, характерных для низкочастотного тока.

Диапазон мощностей, используемых в электрохирургии, варьирует в достаточно широких пределах - от нескольких единиц до сотен ватт. В гинекологической практике, как правило, отсутствует необходимость в применении высокочастотного тока мощностью свыше 250 Вт.

Тип воздействия электрического сигнала на биоткань определяется формой высокочастотных колебаний. Так, эффективное рассечение ткани достигается благодаря немодулированным колебаниям тока; напротив, модулированные колебания формируют прочную коагуляционную зону и, следовательно, обеспечивают надежный гемостаз.

Рассечение ткани достигается благодаря немодулированным колебаниям тока (верхний рисунок); модулированные колебания формируют прочную коагуляционную зону (нижний рисунок)
Рассечение ткани достигается благодаря немодулированным колебаниям тока (верхний рисунок); модулированные колебания формируют прочную коагуляционную зону (нижний рисунок)

Различают монополярную и биполярную электрохирургию. При монополярной технологии один выход ВЧ-генератора соединен кабелем с активным электродом, другой - с пассивным электродом. Электрохирургическое воздействие основано на выделении тепловой энергии в результате распространения тока между активным и пассивным электродами. Тепловыделение в ткани прямо пропорционально величине тока, приходящегося на единицу площади, т. е. плотности тока. Наибольшей плотностью тока обладает активный электрод. Поэтому электродеструкция ткани происходит в зоне соприкосновения с активным электродом.

При биполярной технологии оба выхода генератора соединены с двумя активными электродами, объединенными конструктивно в один биполярный электрод, который связан с электрохирургическим аппаратом одним двухпроводным кабелем.

Модель электрохирургического воздействия
Модель электрохирургического воздействия
1 - биполярная технология; 2 - монополярная технология; 3 - электрохирургический аппарат; 4 - пассивный электрод


Электрохирургическое воздействие осуществляется каждым из активных электродов и захватывает только пространство между ними. Для резектоскопии биполярная технология не предназначена (вместе с тем, в оперативной лапароскопии биполярный /локальный/ тип ВЧ-электрохирургии является ведущим).

Итак, распространение электрического тока в ткани сопровождается тепловыделением, т.е. ее нагреванием. При незначительном перегреве ткани какие-либо изменения в ее структуре не наблюдаются даже в ответ на длительное тепловое воздействие. При превышении определенного температурного порога в ткани происходят необратимые процессы, степень которых зависит как от величины температуры, так и от продолжительности нагрева. Интенсивное тепловое воздействие (60-80°С) обуславливает свертывание тканевых белков. Более высокие температуры обезвоживают ткань и могут привести к ее обугливанию. Следует уточнить, что действие высокочастотного тока настолько кратковременно, что не оказывает существенного влияния на компенсаторные механизмы человека.

Помимо нагрева ткани электрическая мощность, поступающая в тело пациента, расходуется на поддержание эндотермических (поглощающих тепло) реакций, связанных со структурными (химическими) изменениями в ткани, а также на переход вещества из одного фазового состояния в другое (превращение тканевой жидкости в пар).

Принимая во внимание, что доминирующим фактором электрохирургии является генерированное электрическим током тепло, уместно рассмотреть отличие электрохирургического воздействия на ткань от чисто теплового, выполненного с помощью термоаппликатора, в частности термокаутера. Тепло от нагретого термокаутера проникает в ткань исключительно благодаря ее теплопроводности. Поэтому по мере прогревания глубинных слоев ткани, поверхностные, прилегающие к термокаутеру, перегреваются. Электрохирургический электрод не содержит нагревателя, источник тепла сосредоточен в самой ткани, которая нагревается за счет проходящего в ней тока. В сравнении с термоаппликатором электрохирургический электрод обеспечивает большую глубину воздействия при равномерности коагуляции. Кроме этого, электрохирургия предполагает более гибкое управление процессами коагуляции и рассечения ткани, в частности, плавную регуляцию глубины воздействия.

Ограничение глубины коагуляции обусловлено изменением электрического сопротивления нагретой ткани. Рассмотрим данный вопрос подробнее. Вначале нагрев ткани наиболее интенсивно происходит непосредственно вблизи от электродов независимо от их типа. Одновременно с процессом коагуляции рост температуры в ткани приостанавливается, так как реакция свертывания белка протекает с поглощением тепла. Однако электрическое сопротивление коагулированной ткани уменьшается незначительно. Если к моменту завершения коагуляции не прервать поступление тока в ткань, ее температура возрастет и на отметке 100°С начнется обезвоживание ткани. На этом этапе рост температуры ткани снова приостанавливается, так как переход тканевой жидкости из одного фазового состояния в другое (парообразование) происходит с поглощением энергии, которое сопровождается резким изменением электрического сопротивления ткани.



Динамика электрического сопротивления ткани при различных фазах ее нагрева
Динамика электрического сопротивления ткани при различных фазах ее нагрева

Электрическое сопротивление ткани при ее обезвоживании растет, что приводит к увеличению мощности в перегретом участке и к дальнейшему росту электрического сопротивления ткани. По мере возрастания электрического сопротивления выделение энергии в глубинных слоях недокоагулированной ткани падает и в конечном итоге прекращается.

Как известно, ткань состоит из клеток, окруженных межклеточным веществом. Клетку покрывает мембрана, толщина которой варьирует в пределах 7-10 нм. Бимолекулярный липидный слой, содержащийся в мембране, имеет высокое электрическое сопротивление. Таким образом, внутриклеточная ткань изолирована от внеклеточной, и электрическая связь между ними осуществляется через емкость клеточной мембраны.

Эквивалентная электрическая модель ткани
Эквивалентная электрическая модель ткани

Согласно электрической модели ткани, удельная мощность, выделяемая внутри клетки, несколько меньше таковой, выделяемой вне ее. Подобное несоответствие связано с наличием дополнительного емкостного сопротивления току, проходящему через цитоплазму клетки. Несмотря на различия в величине удельной мощности тепловыделения в межклеточном и внутриклеточном пространствах, адекватный тепловой контакт и малые размеры клеток обеспечивают выравнивание температуры в ткани и коагуляция как внутри, так и вне клетки протекает практически синхронно. В процессе коагуляции длинные белковые молекулы денатурируют. Будучи первоначально свернутыми в клубки, эти молекулы в процессе коагуляции распрямляются, переплетаясь друг с другом. Существенно, что липидный слой при термическом воздействии не денатурирует, т. е. коагуляция внутриклеточного и внеклеточного белка происходит разобщено.

Разрушение липидного слоя мембраны соответствует на эквивалентной схеме модели ткани укорачиванию емкости С, что приводит к уменьшению удельного сопротивления ткани, вследствие чего коагуляция цитоплазмы и внеклеточного вещества сопровождается переплетением денатурированных белковых молекул в единое целое. Этим объясняется высокая прочность коагуляционной спайки ткани с разрушенными мембранами клеток в сравнении с прочностью коагуляционной спайки, когда мембраны не подверглись разрушению.

Для рассечения ткани ее необходимо нагреть до температуры, превышающей 100°С (т.е. требуется сравнительно большая мощность электрического сигнала в сравнении с режимом коагуляции). Нагревание ткани до указанных температур сопровождается образованием вокруг электрода небольшой прослойки ткани с неустойчивой фазой перегретой тканевой жидкости. Взрывоподобный переход перегретой жидкости в пар, объем которого более чем в тысячу раз превышает объем, образовавшей его жидкости, разрывает ткань.

Электрический контакт между электродом и тканью частично или полностью нарушается; далее рукой хирурга электрод перемещается, контакт с тканью возобновляется - процесс вскипания тканевой жидкости восстанавливается. Однако нагрев ткани до температуры, превышающей 100°С - далеко не единственное условие для ее рассечения. Вскипание тканевой жидкости происходит благодаря формированию пузырьков пара.

Пузырьки небольшой величины (менее так называемого критического размера) конденсируются (исчезают). Пузырьки размерами больше критического оказываются "жизнеспособными" и продолжают расти. С повышением температуры перегрева критический размер пузырька резко уменьшается и концентрация "жизнеспособных" пузырьков возрастает.

Для образования множественных пузырьков пара, способных совместным ростом осуществить разрыв ткани, требуется достаточно большой перегрев межтканевой жидкости. Последний достигается дополнительным увеличением мощности электрического сигнала.

Следует отметить, что для каждого типа электрода существует определенная пороговая величина подводимой мощности, ниже которой рассечение прекращается. Электроды с малой площадью рабочей поверхности (петля, игла, нож) характеризуются высокой скоростью рассечения ткани, в то время как электроды с относительно большой площадью рабочей части (шар, бочонок, ролик) способствуют формированию прочной коагуляционной спайки.

Воздействие на ткань электродов с различной площадью активной поверхности
Воздействие на ткань электродов с различной площадью активной поверхности

Микровзрыв после соприкосновения электрода с тканью происходит настолько быстро, что тепловая волна не успевает проникнуть в толщу ткани. Вследствие этого коагулированной оказывается лишь сама поверхностная часть рассеченной ткани. Поэтому для достижения надежного гемостаза при рассечении используют высокочастотные колебания с увеличенным пик-фактором.

Определенное влияние на качество рассечения оказывает степень чистоты рабочей поверхности электрода. С появлением на последней шероховатостей и царапин усиливается формирование пузырьков пара, поскольку на неровной поверхности облегчается образование пузырьков даже при более низкой температуре нагрева ткани. В результате изложенного скорость нагрева ткани резко снижается.

Влияние ВЧ-электрохирургии на биоткань

Как указано в предыдущем разделе, доминирующим фактором электрохирургического воздействия на биоткань является тепло, генерированное электрическим током. Для рассечения ткани ее необходимо нагреть до температуры, превышающей 100°С (при этом вокруг электрода образуется небольшая прослойка ткани с неустойчивой фазой перегретой тканевой жидкости). Более низкие температуры (60-100°С) обуславливают свертывание тканевых белков и обезвоживание ткани. При нагреве ткани до 60°С повреждаются лишь отдельные клетки или клеточные компоненты.

Поскольку электрическое сопротивление ткани при ее обезвоживании характеризуется стремительным ростом, нагрев ткани наиболее интенсивно наблюдается непосредственно вблизи электрода. По мере возрастания электрического сопротивления выделение энергии в глубинных слоях ткани падает и в конечном итоге прекращается - т.е. глубинные слои ткани остаются неизмененными. Поэтому гистостроение ткани после ВЧ-электрохирургии зависит от ее расположения по отношению к источнику высокочастотного сигнала (активный электрод). В зоне соприкосновения с электродом (область максимального нагрева ткани) идентифицируются обширные очаги некроза и множественные вакуоли -следствие испарения жидкости и уплощения высушенной ткани. Причем вакуоли выявляются не только на поверхности ткани, но и в ее более глубоких слоях.

Если высокие температуры приводят к развитию некроза с выраженным структурным полиморфизмом, то патогномоничным морфологическим признаком воздействия на биоткань сравнительно низких температур (~70°С) являются множественные кровоизлияния, расположенные по периферии зоны некроза. Появление последних обусловлено повреждающим действием низких температур на эндотелий сосудов. Другой критерий слабого воздействия тепла на биоткань - изменение ядра клетки. Ядра, подвергшиеся тепловому воздействию, становятся гиперхромными и пикнотическими.

А.Н. Стрижаков, А.И. Давыдов
Похожие статьи
показать еще
 
Акушерство и гинекология