Прибор для обеспечения энергией инструмента для запечатывания сосудов (варианты) и способ управления им
Группа изобретений относится к медицине, а именно к прибору для обеспечения энергией инструмента для запечатывания сосудов из биологической ткани и способу управления таким прибором. Прибор содержит две бранши, генератор для создания напряжения коагуляции, функциональный блок. Бранши предназначены для захвата и зажимания между собой сосуда с возможностью пропускания через него тока от одной бранши к другой бранше. Напряжение коагуляции прикладывают инструментом к зажатой между его браншами ткани сосуда для ее разогрева до температуры кипения тканевой жидкости. При этом генератор выполнен управляемым в отношении величины создаваемого напряжения коагуляции. Функциональный блок для управления генератором выполнен с возможностью управления сопротивлением ткани через напряжение коагуляции таким образом, чтобы сопротивление ткани колебалось между нижним значением, характеризующим повторное увлажнение ткани, и верхним значением, характеризующим образование пара. В другом варианте функциональный блок обеспечивает возможность непрерывной подачи на инструмент напряжения коагуляции с убывающей во времени амплитудой для охлаждения ткани. При исполнении способа в фазе коагуляции обеспечивают напряжение коагуляции, которое, при приложении его посредством инструмента к биологической ткани сосуда, обуславливает ток, под действием которого биологическая ткань образует пар. При этом напряжение коагуляции модулируют таким образом, что сопротивление ткани колеблется между нижним значением, характеризующим повторное увлажнение ткани, и верхним значением, характеризующим образование пара. За счет управления сопротивлением ткани периодическим образом между значениями, характеризующими повторное увлажнение ткани и образование пара, создается механическое воздействие на биологическую ткань, что способствует разрушению соединений между коллагеновыми волокнами и повторному образованию таких соединений для создания коллагеновых перемычек между двумя слоями захваченной между браншами ткани, улучшается гомогенность ткани, повышается надежность запечатывания сосуда, сокращение времени запечатывания, обеспечивается механическое воздействие на ткань, сравнимое с ее массированием. 3 н. и 18 з.п. ф-лы, 7 ил.
Изобретение относится к генератору для обеспечения энергией инструмента для запечатывания сосудов из биологической ткани. В равной мере изобретение относится к способу управления прибором для питания инструмента для запечатывания сосудов из биологической ткани.
Хирургическое применение коагулирующих инструментов, прежде всего инструментов для соединения ткани на пациенте, в большинстве случаев производят в условиях значительной нехватки времени. При необходимости выполнения при хирургическом вмешательстве многочисленных мероприятий по коагуляции, прежде всего по запечатыванию и, в соответствующих случаях, рассеканию, многочисленных сосудов большое значение приобретает осуществление запечатывания сосудов за возможно более краткое время. Для минимизации нежелательных повреждений при этом необходимо подвергать повреждению и коагулированию как можно меньший объем окружающей ткани. С другой стороны, запечатывание должно быть произведено надежным способом таким образом, что запечатанные и рассеченные после этого сосуды не раскрываются во время или после операции, и не возникает кровотечений.
Соединение сосудов обычно производят между двумя браншами соединяющего инструмента, к которым подводят высокочастотное напряжение коагуляции, и которые сжимают принятый между ними сосуд и нагревают его посредством протекания тока.
Такой инструмент и связанные с ним процессы коагуляции описаны в публикации US 8216223 В2. Инструменту соотнесено устройство, которое в начале процесса коагуляции подает на инструмент тестовый импульс для регистрации импеданса ткани. Дополнительно или альтернативно, в начале обработки система имеет возможность задания характеристик электрохирургического инструмента. Затем система задает необходимость регистрации реакции ткани и вычисляет по ней требуемую динамику процесса изменения импеданса. По этим данным на основе требуемой нормы изменения импеданса система вычисляет его целевое значение. Затем система наблюдает за соблюдением данного требуемого процесса изменения импеданса, причем система регистрирует температуру, тип ткани и подобные параметры. Дополнительно, система имеет возможность регистрации поставляемого на ткань в процессе запечатывания количества энергии и приостановки последующей поставки энергии на предварительно заданный промежуток времени в том случае, когда импеданс превосходит порог, который расположен выше значения первоначального импеданса. По окончании подведения энергии к ткани, система имеет возможность предусмотрения времени охлаждения. Время охлаждения служит для затвердевания коллагена в запечатанной ткани, причем в качестве времени охлаждения может быть предусмотрен фиксированный промежуток времени или адаптивный промежуток времени, который зависит от параметров, которые связаны с процессом соединения ткани. По истечении промежутка времени охлаждения процесс запечатывания является законченным. Для ускорения охлаждения система может содержать активные охлаждающие элементы, такие как, например, тепловые трубы или элементы Пельтье.
В публикации US 5827271 также раскрыт инструмент для соединения ткани, в котором сосуды сжаты между двумя запитанными электрическим током браншами и подвергнуты протеканию через них тока и, тем самым, нагреванию с целью соединения ткани или же запечатывания сосуда. После производства соединения подачу мощности на инструмент снижают до весьма низкого уровня для достижения охлаждения ткани в кратчайшее время. Альтернативно, на ткань может быть подана весьма незначительная мощность уровня примерно 1 Ватт для дальнейшего поддержания электрической цепи через ткань в замкнутом состоянии. Настолько незначительная подача мощности не замедляет процесс охлаждения.
В коагулируемой ткани должна быть обеспечена возможность достижения наиболее гомогенной структуры. Достижение гомогенной структуры ткани, и в то же время, краткого времени запечатывания состоят в целевом конфликте. Целью изобретения является предоставление решения, с помощью которого улучшена гомогенность, и вместе с тем, надежность запечатывания, и которое также обеспечивает сокращение времени запечатывания.
Эта цель достигается в приборе по п. 1 и 9 формулы изобретения, а также в способе управления по п. 16 формулы изобретения.
Предлагаемый в изобретении прибор предназначен для обеспечения энергией инструмента для запечатывания сосудов из биологической ткани, содержащего две бранши, способные захватывать и зажимать между собой сосуд с возможностью пропускания через него тока от одной бранши к другой бранше. Прибор имеет генератор для создания напряжения коагуляции, прикладываемого инструментом к зажатой между его браншами ткани сосуда для ее разогрева, по меньшей мере, до температуры кипения тканевой жидкости, причем генератор выполнен управляемым, по меньшей мере, в отношении величины создаваемого напряжения коагуляции, а прибор также имеет функциональный блок для управления генератором, выполненный с возможностью управления сопротивлением ткани через напряжение коагуляции таким образом, чтобы сопротивление ткани колебалось между нижним значением, характеризующим повторное увлажнение ткани, и верхним значением, характеризующим образование пара.
Таким образом, предлагаемый в изобретении генератор создает напряжение коагуляции для работы инструмента для соединения ткани на нескольких этапах. Генератор выполнен для нагревания сначала на первом этапе ткани до температуры кипения тканевой жидкости таким образом, что образуется пар. Как только достигнут достаточный нагрев ткани, зажатой между браншами инструмента, согласно первому аспекту изобретения прибор переходит ко второму этапу. На этом этапе возбуждают колебания сопротивления ткани между значениями, одно из которых характеризует повторное увлажнение ткани, а другое - образование пара. В этой фазе сопротивление ткани принимает высокие и низкие значения в чередующемся порядке. Поскольку высокое сопротивление ткани связано с относительно сухой тканью или с наличием в ткани пузырьков пара, а низкое сопротивление ткани с влажной тканью или с отсутствием в ткани пузырьков пара, колебаниям подвержено не только сопротивление ткани, но также пульсирует состояние ткани, что может давать в итоге пульсирующую механическую нагрузку на ткань. Кроме того, посредством того, что подача электрической энергии в ткань имеет возможность периодического уменьшения, достигают повышения влажности, устранения пара или сжижения пара (например, посредством конденсации или удаления пара). Таким образом, может быть осуществлено уменьшение сопротивления ткани, и тем самым, достигнуто фактическое и/или суммарное увеличение полного подведения энергии. Периодическое уменьшение сопротивления ткани обеспечивает увеличение прохождения тока между электродами по сравнению с процессами коагуляции, при которых работают с постоянно высоким сопротивлением ткани.
Для управления сопротивлением ткани осциллирующим образом может быть задана нормативная кривая сопротивления, причем функциональный блок включает в себя регулятор для сопротивления ткани. Регулятор, непрерывно или в рамках плотной тактовой сетки, измеряет сопротивление ткани и сравнивает его с сопротивлением ткани, которое задано на данный момент посредством нормативной кривой сопротивления ткани. Из полученного отклонения регулятор задает прикладываемое к ткани напряжение и поставляет его на коагулирующие электроды, которые, таким образом, получают высокочастотное напряжение коагуляции, которое является модулированным с низкой частотой по амплитуде. Величина напряжения колеблется с частотой в несколько Герц, предпочтительно менее 30 Гц (или менее 20 Гц), более предпочтительно менее 20 Гц или также менее 10 Гц. Во многих случаях хорошего эффекта достигают с помощью частоты колебаний от 10 Гц до 20 Гц. Частота колебаний посредством соответствующего функционального блока может быть задана фиксированной или может быть задана посредством функционального блока переменной, прежде всего, также в зависимости от регулировки генератора, принятой ткани и, прежде всего, в зависимости от инструмента. Таким образом частота колебаний может принимать различные, приспособленные к ситуации значения.
Регулятор, предпочтительно, имеет устройство для ограничения выходного напряжения, которое задает максимальное напряжение и/или минимальное напряжение во время колебаний сопротивления ткани. Максимальное напряжение, предпочтительно, задано таким образом, что предотвращено искрообразование во время фаз высокого сопротивления ткани или какое-либо иное тепловое повреждение коагулируемой ткани, равно как и близлежащей ткани. Например, максимальное напряжение может быть задано со значением от 80 В до 150 В, предпочтительно от 90 В до 120 В. Возможными также являются значения, отклоняющиеся от вышеуказанных. Минимальное напряжение, предпочтительно, задано с отличным от нуля значением. За счет этого обеспечена возможность предотвращения излишне быстрого охлаждения ткани и излишне быстрой конденсации присутствующего в ткани пара. Минимальное напряжение располагается, например, в диапазоне от 20 В до 40 В.
Функциональный блок, предпочтительно, выполнен для прекращения колебаний сопротивления при высоком сопротивлении ткани, и к последующему переходу на третьем этапе к процессу контролируемого охлаждения, который образует второй аспект изобретения.
В ходе процесса контролируемого охлаждения производят непрерывное пропускание тока через ткань с напряжением, амплитуда которого убывает со временем, вследствие чего достигают существенного замедления охлаждения ткани, которое, в противном случае, заканчивается очень быстро. Посредством непрерывного пропускания тока через захваченную между электродами ткань существенно замедляют ее охлаждение по сравнению с наблюдаемым соответственно при колебании промежуточного охлаждения, вследствие чего достигают уменьшения присутствующего в ткани градиента температуры. За счет этого вследствие уменьшенного градиента температуры достигают увеличения в ткани зон, которые во время процесса охлаждения проходят оптимальную для сшивания белка температуру. За счет этого участвующим в процессе белкам, прежде всего коллагену, предоставляют большее время и большее пространство для образования структур, отличающихся повышенной механической прочностью, и в соответствующих случаях, также и волокнистостью. Белки, прежде всего коллаген, на противоположных друг другу и прижатых друг к другу стенках сосуда могут быть сплавлены друг с другом.
Хотя притормаживание процесса охлаждения приводит к продлению промежутка времени охлаждения, сумма промежутков времени, необходимых для коагуляции с колебанием сопротивления и контролируемого охлаждения является менее значительной, чем время, требуемое при коагуляции без колебания сопротивления и с неконтролируемым охлаждением. За счет этого является возможным сокращение промежутка времени на коагуляцию таким образом, что в целом, включая процесс охлаждения, время обработки может достигать менее 3 сек, прежде всего менее 2 сек. Хотя время закрытия браншей инструмента до их открытия является столь коротким, тем не менее, может быть достигнуто надежное запечатывание сосудов и, таким образом, качественное повышение уровня хирургического результата.
Для задания статуса процесса и, прежде всего, для задания начальных и конечных моментов времени различных этапов, функциональный блок имеет возможность контроля по меньшей мере за одним свойством ткани. Такое свойство ткани может быть представлено приложенным к ткани напряжением, протекающим через ткань током, приложенной мощностью, переданным на ткань количеством энергии, сопротивлением ткани или подобным параметром. Например, сопротивление ткани во время первого этапа в начале подачи напряжения обычно претерпевает фазу убывания, после чего оно проходит минимум и вновь поднимается. Повторное повышение связано с парообразованием в ткани или на ней. Согласно первому аспекту изобретения колебания сопротивления ткани производят теперь на втором этапе процесса коагуляции. Это может быть произведено, например, посредством задания нормативной кривой для сопротивления ткани. Приложенное к ткани напряжение коагуляции посредством регулятора соразмеряют таким образом, что сопротивление ткани ведет себя примерно соответственно заданной нормативной кривой. Когда были произведены колебания в течение предварительно заданного промежутка времени (например, примерно 0,5 сек), или когда было зарегистрировано заданное число колебаний (например, от 5 до 15, предпочтительно от 7 до 10, предпочтительно 8), может быть начат третий этап, который образует замедленный процесс охлаждения.
Колебания сопротивления и/или замедленное охлаждение делают возможным запечатывание кровеносных сосудов с повышенной надежностью. Колебания сопротивления приводят к пульсирующей подаче энергии в ткань с периодическим повторным увлажнением ткани посредством конденсации изолирующего пара и, тем самым, к увеличению подачи энергии. Подготавливается плотное соединение прижатых друг к другу и лежащих напротив друг друга стенок сосуда. Приторможенный, то есть замедленный, процесс охлаждения в этом случае приводит к хорошей рекомбинации и образованию белковых цепочек участвующих в процессе белков, прежде всего коллагена. Замедленный процесс охлаждения создает в биологической ткани увеличенные зоны, в которых во время фазы охлаждения в каждом случае достигают оптимальных температурных условий для образования длинных переплетенных белковых цепочек.
Предлагаемый в изобретении способ управления прибором для питания инструмента для запечатывания сосудов из биологической ткани, содержащего две бранши, способные захватывать и зажимать между собой сосуд с возможностью пропускания через него тока от одной бранши к другой бранше, характеризуется тем, что: в фазе коагуляции обеспечивают напряжение коагуляции, которое, при приложении его посредством инструмента к биологической ткани сосуда, обуславливает ток, под действием которого биологическая ткань образует пар, причем напряжение коагуляции модулируют таким образом, что сопротивление ткани колеблется между нижним значением, характеризующим повторное увлажнение ткани, и верхним значением, характеризующим образование пара.
Другие подробности выгодных вариантов осуществления генератора согласно изобретению, а также способа управления согласно изобретению могут быть изучены по приложенному чертежу, описанию, а также по зависимым пунктам формулы изобретения. Показано на:
Фиг. 1 - генератор, присоединенный инструмент и запечатываемый сосуд, в схематичном представлении,
Фиг. 2 - принятый для коагуляции между двумя браншами сосуд, на схематичном изображении в разрезе,
Фиг. 3 - генератор на схематичной фрагментарной функциональной блочной схеме,
Фиг. 4 - ход изменения во времени выдаваемого генератором напряжения коагуляции,
Фиг. 5 - ход изменения во времени образующегося как реакция на приложенное напряжение коагуляции сопротивления ткани,
Фиг. 6 - выдаваемая генератором на ткань мощность, а также выдаваемая энергия, и
Фиг. 7 - ход изменения во времени проведенного от инструмента через ткань тока.
На фиг. 1 весьма схематично проиллюстрированы генератор 10, снабжаемый им инструмент 11 для соединения ткани, а также запечатываемый сосуд 12. Инструмент 11 имеет две бранши 13, 14, которые служат для захвата кровеносного сосуда 12. Не проиллюстрированы предусмотренные для этого элементы направления и обслуживания, такие как, например, рукоятка с приводным рычагом, более короткий или более длинный штоки и тому подобное. Инструмент 11 принципиально может иметь произвольную конструктивную форму известного инструмента для соединения ткани, как она известна в применении для открыто-хирургической или лапароскопической хирургии.
Из браншей 13, 14 по меньшей мере одна является подвижной, что обеспечивает возможность сжатия принятого между ними сосуда 12, как это иллюстрирует фиг. 2, таким образом, что внутренние стороны стенок сосуда лежат друг на друге и прижаты друг к другу. Кроме того, инструмент 11 может иметь перемещаемый механический нож, ультразвуковой нож, перемещаемый или фиксированный питаемый напряжением резания электрический нож или прочие имеющие те или иные свойства режущие элементы. Изобретение относится к прибору 10 и, в этом отношении, к подаче напряжения на бранши 13, 14 и, в принципе, может быть использовано в любом инструменте для соединения ткани или запечатывания сосудов, а именно, независимо от того, имеет ли инструмент одно или несколько режущих устройств для рассечения соединенного элемента или не имеет их вовсе.
Прибор 10 имеет генератор 15, который на выходе 16 поставляет высокочастотное напряжение HF коагуляции, которое, в соответствующих случаях, проведено посредством сенсорного блока 17 и проводников 18, 19 к инструменту 11. Сенсорный блок 17 служит для регистрации величины поставляемого генератором 15 напряжения высокой частоты и/или поставляемого генератором высокой частоты тока высокой частоты и для подачи сигналов и и/или i на функциональный блок 20 или на несколько функциональных блоков 20а, 20b (смотри фиг. 1 и 3) для управления генератором 15.
Генератор 15 имеет вход 21, посредством которого генератор 15 имеет возможность приема сигналов управления. Эти сигналы могут быть представлены аналоговыми или цифровыми сигналами, которые задают величину выдаваемого генератором 15 напряжения и коагуляции. Сигналы управления могут быть поставлены функциональным блоком 20, который подключен к сенсорному блоку 17 таким образом, что он принимает от него сигналы. Сигналы могут быть представлены, например, сигналами, которые характеризуют поставляемый от генератора 15 ток высокой частоты и/или поставляемое от генератора 15 напряжение высокой частоты.
Функциональный блок 20 может быть разделен на два или несколько функциональных блоков 20а, 20b.
Функциональный блок 20 или функциональные блоки 20а, 20b могут быть выполнены в виде отдельных стандартных конструктивных блоков или в виде программной составной части (частей) программы управления генератором или посредством любого другого подходящего средства, которое предоставляет возможность управления режимом генератора 15. Эти блоки образуют регулятор для регулируемой в зависимости от этапов величины, которая может быть представлена, например, током i (например, на этапе А), сопротивлением R ткани (например, на этапе Б), напряжением и коагуляции (например, на этапе В) или мощностью Р (например, также на этапе В). Регулятор может быть выполнен для управления генератором 15 по меньшей мере на одном из этапов с целью поддержания в пределах заданного, постоянного по времени или следующего требуемому ходу процесса во времени предельного напряжения. Дополнительно или альтернативно, регулятор может быть выполнен для управления генератором 15 по меньшей мере на одном из этапов с целью поддержания в пределах заданного, постоянного по времени или следующего требуемому ходу процесса во времени предельного тока, предельного сопротивления или предельной мощности. Требуемые ходы процесса во времени могут быть представлены возрастающими или нисходящими наклонными участками или другими непрерывными или разрывными периодическими или непериодическими функциями.
Для лучшей иллюстрации структуры и принципа работы функционального блока 20 рекомендовано обращение к примеру осуществления согласно фиг. 3. Первый, присоединенный к сенсорному блоку 17 функциональный блок 20а регистрирует поставляемое генератором 15 и приложенное к браншам 18, 19 напряжение и коагуляции, а также протекающий через сосуд 12 или иную ткань ток i. Величина тока i зависит от величины приложенного напряжения и коагуляции и от величины сопротивления R ткани, значение которого изменяется во время коагуляции сосуда 12 или иной ткани. По измеренным току i и напряжению и коагуляции функциональный блок 20а способен при необходимости (по меньшей мере, примерно) к расчету присутствующего сопротивления R=(u/i)*cos(Phi) ткани и/или мощности P=u*i*cos (Phi) и/или сдвига фаз Phi между напряжением u и током i, и к передаче этих значений на функциональный блок 20b. Кроме того, функциональный блок 20а способен передавать на функциональный блок 20b регистрируемое напряжение и коагуляции и/или регистрируемый ток i и/или рассчитанные по ним величины.
В зависимости от режима работы или этапа процесса коагуляции, функциональный блок 20b принимает по меньшей мере один из сигналов, которые характеризуют сопротивление R ткани, передаваемую на ткань мощность Р, сдвиг фаз Phi между напряжением и коагуляции и током i, напряжение и коагуляции и/или ток i, который протекает через ткань. Функциональный блок 20b является частью функционального блока 20 и управляет процессом коагуляции посредством того, что он на каждом этапе задает по меньшей мере для одной из величин R, Р, Phi, u, i нормативную кривую, которая содержится в готовности, например, в накопителе 22. Нормативная кривая может содержать несколько участков, которые в каждом случае являются действительными для одной (или нескольких) из величин R, Р, u, i, и которые задают для этой величины соответствующее требуемое значение. Одно или несколько требуемых значений могут быть изменены в зависимости от разновидности присоединенного инструмента 11 или согласно регулировке на пользовательском интерфейсе прибора 10.
Кроме того, функциональный блок 20b содержит регулирующий блок, который в каждом случае задает для контролируемой величины R, Р, Phi, и или i разницу между соответствующим заданным нормативной кривой значением (R, Р, Phi, и или i) и заданной функциональным блоком 20а действительной величиной. По этой разнице SOLL IST в пределах функционального блока 20b посредством регулирующего блока выводят требуемое напряжение, которое передают на генератор 15.
Блоки 20а, 20b управления могут быть выполнены в виде частей отрабатываемой контролером программы, которая работает, как указано ниже, и которая управляет генератором 15 как указано ниже.
Генератор 15 способен подавать высокочастотное напряжение коагуляции в диапазоне нескольких сотен кГц, например 350 кГц. Созданное генератором 15 напряжение может располагаться, например, в диапазоне от 0 до 150 В. Другие значения напряжения генератора также являются применимыми. Во всяком случае, однако, значения напряжения соразмерены таким образом, что предотвращено искрообразование между браншами 13, 14 и биологической тканью, например кровеносным сосудом 12. Кроме того, генератор 15, предпочтительно, выполнен таким образом, что он способен обеспечивать мощность, например, до 120 Вт или также более. Кроме того, генератор, предпочтительно, выполнен таким образом, что он способен поставлять ток высокой частоты величиной до 2 А (или более). Благодаря таким параметрам генератор 15 принципиально подходит для запечатывания кровеносного сосуда 12 или иной ткани, то есть к их долговечному запечатыванию, посредством инструмента 11.
Кровеносный сосуд 12 имеет сосудистый эндотелий 24, который образует внутреннюю выстилку, то есть внутреннюю оболочку, кровеносного сосуда 12. Сосудистый эндотелий состоит из эндотелиальных клеток, которые образуют однослойный плоский эпителий, а также из эластичных волокон и соединительной ткани. Эндотелий расположен на среднем, также обозначаемом как средняя оболочка, слое 25, который состоит из мышечных клеток, коллагеновых волокон, эластичных волокон и соединительной ткани. Внешний, также обозначенный как внешняя оболочка, слой 26 главным образом состоит из соединительной ткани и эластичных волокон. Прежде всего, средняя оболочка и внешняя оболочка содержат коллагеновые волокна, которые при соединении ткани подлежат сплавлению друг с другом.
Для осуществления процесса соединения ткани сосуд 12 сначала захватывают между браншами 13, 14 и сжимают его согласно фиг. 2 таким образом, что лежащие напротив друг друга внутренние поверхности стенок сосуда соприкасаются, кровь между браншами 13, 14 выжимается и сосуд оказывается 12 полностью зажатым. При этом бранши 13, 14 оказывают давление прижима на сосуд 12.
Процесс соединения согласно фиг. 4-7 начинают первым этапом, который, предпочтительно, продолжается максимально примерно 1 сек, и в рамках которого сосуд 12 между браншами 13, 14 нагревают посредством пропускания тока. Со стороны программы этап А может быть ограничен заданным промежутком времени, например 2,5 сек. Например, на этапе А направляемый через ткань ток i задан как наклонный участок, например линейно возрастающий во времени, как представлено на фиг. 7 с помощью точечной линии 27. Функциональный блок 20а в этом случае регистрирует ток i и подает его на функциональный блок 20b, который работает в качестве регулятора. Функциональный блок 20b создает управляющий параметр для генератора 15 и подает его на вход 21 генератора. В то же время, функциональный блок 20b, однако, имеет возможность учета приложенного на бранши 13, 14 напряжения коагуляции высокой частоты, а также его ограничения, например, согласно зависимой от времени функции, например наклонного участка I напряжения (фиг. 4), например для предотвращения вредных эффектов на ткани. Ограничение может быть, прежде всего, ограничено согласно заданной зависимой от времени функции, например в виде представленного на фиг. 4 линейного наклонного участка I, и факультативно, кроме того, посредством максимального напряжения II. Посредством ограничения напряжения ток i остается в течение некоторого времени (например, примерно 0,6 с) ниже нормативной кривой 27.
Одновременно с приростом тока в результате прогрессирующего нагревания ткани за счет освобождение из ткани жидкости и растущей подвижности растворенных ионов, убывает представленное на фиг. 5 сопротивление R ткани. По мере убывания сопротивления ток растет таким образом, что регулятор тока понижает напряжение. Напряжение падает ниже ограничения таким образом, что ток i затем следует предварительно назначенной величине 27.
Альтернативно этому виду управления, может быть реализовано управление напряжением и коагуляции также и согласно заданной функции времени, например в виде наклонного участка, в виде ступеней или подобным образом. Данный процесс может быть реализован посредством функционального блока 20b, который задает изменяющееся во времени соответствующим образом требуемое напряжение.
На первом этапе сопротивление R ткани во время возрастания тока и увеличения нагрева сначала падает до значения Rmin, которое обычно составляет менее 50 Ом. За счет возрастания температуры ткани омическое сопротивление R биологической ткани падает до очень незначительных значений, таких как, например, едва более 20 Ом, во многих случаях даже менее 10, 5 или 2 Ом. По мере возрастания нагрева ткани и начинающегося парообразования происходит повторное повышение сопротивления R ткани, как показано на фиг. 5 на позиции 29. Этого момента времени достигают, например, через 1 сек. Во время этого процесса передаваемая на ткань мощность является относительно высокой, как это показано на фиг. 6. Когда сопротивление R ткани достигает предельного значения, например 50 Ом, или превосходит его и/или кратно превосходит Rmin и/или заданный сдвиг фаз Phi между напряжением u и током i, этап А является законченным.
К этому моменту времени (например, на 1 сек) передаваемая на сосуд 12 мощность Р перешла свой максимум и претерпевает снижение вследствие возрастающего сопротивления ткани в результате возрастающего парообразования или же высушивания ткани. Переданная на сосуд 12 энергия W достигает в данном примере осуществления к этому моменту времени значения примерно 50 джоулей. Альтернативно, могут быть предусмотрены и другие значения энергии.
Функциональный блок 20b может быть выполнен таким образом, что он задает статус процесса посредством истекшего времени или, альтернативно, посредством переданной на сосуд 12 электрической энергии W или, альтернативно, посредством величины и/или хода изменения во времени сопротивления R ткани или, альтернативно, посредством величины и/или хода изменения во времени тока i. Характерным значением для статуса процесса является начало кипения тканевой жидкости, что сопряжено с тем, что, по меньшей мере, части сосуда 12 достигли температуры кипения. Когда функциональный блок 20b наблюдает за током, это явление может быть распознано функциональным блоком 20b посредством токовой характеристики 27. Когда функциональный блок 20b наблюдает за переданной на сосуд 12 энергией W, функциональный блок 20b может распознавать начало кипения тканевой жидкости посредством достижения заданного переданного на сосуд 12 количества энергии (например, 50 ватт-секунд). Когда функциональный блок 20 наблюдает за сопротивлением R ткани, он может распознавать начало кипения тканевой жидкости посредством превышения границы сопротивления, например 42,5 Ом, после прохождения минимума сопротивления.
Независимо от того, за какой из указанных величин функциональный блок 20, 20b наблюдает, в качестве функционального статуса он распознает конец этапа А (например, посредством начала кипения тканевой жидкости на основании сопротивления R) и управляет теперь генератором 15 в фазе соединения ткани, которая, предпочтительно, продолжается, например, полсекунды или немного более. Во время этой фазы генератор 15 может получать управление от функционального блока 20b таким образом, что он создает напряжение и коагуляции или сопротивление ткани R с помощью изменяющегося во времени согласно заданной функции 31 требуемого значения, а также периодических возрастаний напряжения или же понижений напряжения 32-39. Заданная максимальная величина напряжения и коагуляции может быть постоянной во времени или, как это следует из фиг. 4, она может следовать убывающей переменной во времени функции, например убывающей прямой линии. Также могут быть использованы и другие ходы изменения напряжения во времени, например в форме убывающей экспоненциальной функции или возрастающий ход изменения напряжения во времени.
На этапе Б функциональный блок 20b, предпочтительно, работает в качестве регулятора для сопротивления R ткани. Для этого накопитель 22 задает требуемую функцию времени для требуемого сопротивления Rsoll ткани и поставляет эту функцию в регулирующий блок. Эта требуемая функция времени является, например, периодической зависимой от времени функцией, например синусоидальной функцией, которая представлена на фиг. 5 пунктиром. Функциональный блок 20а обнаруживает фактическое сопротивление ткани Rist и поставляет его также в регулирующий блок. В соответствии с этим этот блок управляет генератором 15 при соблюдении предельного напряжения II, которое все еще ограничивает максимальное выдаваемое генератором 15 напряжение максимальной величиной, например от 90 В до 120 В. Кроме того, функциональный блок 20b ограничивает напряжение и коагуляции снизу таким образом, что оно не снижается ниже минимальной величины, например 25 В. При помощи ограничения напряжения сверху возможно предотвращение искрового пробоя на ткань или иных тепловых повреждений ткани. При помощи ограничения напряжения снизу предотвращена слишком быстрая или чрезмерная конденсация пара.
Вследствие регулирования сопротивления ткани возникают, согласно фиг. 4, понижения напряжения 32-39, при которых генератор 15 в каждом случае кратковременно уменьшает свою мощность таким образом, что напряжение падает от значения примерно 90 В - 120 В до минимальной величины, например 20 В или 25 В. Как показано на фиг. 6, каждом случае при понижении напряжения также падает, прежде всего, передаваемая на сосуд 12 мощность. За счет уменьшающегося в то же время сопротивления ткани, тем не менее, при следующем в каждом случае периодическим образом повышении напряжения, на ткань оказывается переданной увеличенная мощность. Тем не менее передаваемая в среднем на ткань при периодическом уменьшении сопротивления ткани мощность превышает таковую при производстве коагуляции полностью с высоким напряжением и коагуляции с величиной, например, 100 В и, таким образом, с постоянно высоким сопротивлением ткани.
За счет периодической модуляции сопротивления уже созданный пар и/или ткань сосуда 12 может получать повторное (обратное) увлажнение. За счет этого возникают соответствующие проиллюстрированным на фиг. 5 колебаниям сопротивления и последующим пикам мощности согласно фиг. 6 пульсации давления, которые могут способствовать проницанию эндотелия 24 сосуда. За счет этого составные части белка средней оболочки 25 и, в соответствующих случаях, также внешней оболочки 26 лежащих напротив друг друга стенок сосуда могут получать контакт друг с другом и оказаться сплавлены друг с другом.
Функциональный блок 20 имеет возможность задания статуса процесса сосуда 12, например посредством временной кривой для хода процесса сопротивления ткани с заданным фиксированным или переменным числом колебаний сопротивления R ткани или понижений напряжения 32-39. Альтернативно, также является возможным задание колебаний с помощью их амплитуды и частоты, а также регистрация числа понижений напряжения 32-39 или колебаний сопротивления. Для этого могут быть вычислены предпринятые снижения напряжения и, когда граница как, например, 8 или 9 оказывается достигнутой, этап В заканчивают. Этап В заканчивают, в любом случае, при высоком сопротивлении ткани и, таким образом, также при высоком (непониженном) напряжении и коагуляции. Подобным образом, функциональный блок 20 в другом измененном варианте осуществления имеет возможность наблюдения за максимумами мощности и/или за минимумами мощности согласно фиг. 6, или за пиками тока согласно фиг. 7 и их подсчета для регистрации статуса процесса и распознавания конца этапа Б.
Когда функциональный блок 20 каким-либо из описанных выше способов обнаруживает окончание второго этапа Б, функциональный блок 20 изменяет управление генератором 15 таким образом, что он входит в этап В, соответствующий фазе контролируемого охлаждения ткани. На этом этапе для целенаправленного замедления охлаждение ткани продолжено подведение тока к сосуду 12. За счет этого сопротивление R ткани в этой начинающейся к моменту ta времени фазе падает согласно фиг. 5 менее круто, чем во время фазы коагуляции при понижениях 32-39 напряжения. Этого достигают посредством того, что, например, напряжение и коагуляции изменяют согласно заданной величине хода изменения напряжения во времени, которая сохранена в накопителе 22. Функциональный блок 20b задает напряжение коагуляции согласно зависимой от времени функции, например в виде убывающего наклонного участка. Заданное напряжение может быть подано в виде сигнала управления либо непосредственно на генератор, либо альтернативно, на регулирующий блок, который, с другой стороны, получает фактически выдаваемое генератором 15 напряжение и коагуляции и управляет генератором посредством образованной разницы.
Напряжение u коагуляции, предпочтительно, снижают с заданной нормой, например -200 В/с. Также могут быть применены и другие скорости понижения (например, -150 В/с или -250 В/с). Кроме того, по потребности, скорость понижения во время фазы охлаждения может быть изменена.
Во время фазы охлаждения возникает повторное (обратное) увлажнение ткани, причем ткань при охлаждении позонно проходит различные температурные диапазоны, начиная примерно от 150°С до 170°С. За счет этого, хотя падение сопротивления R ткани и происходит, тем не менее, этот процесс протекает значительно более медленно за счет последующей подачи напряжения, чем в случае уменьшения сопротивления во время колебаний сопротивления на этапе Б. Вследствие этого, градиент температуры в биологической ткани посредством замедленного охлаждения оказывается уменьшенным по сравнению с неконтролируемым охлаждением. Образуются относительно объемные зоны с продленной длительностью состояния, температура которых лежит в температурном окне, которое является благоприятным для сшивания белков. За счет этого для каждой точки подвергаемой воздействию ткани предоставлено в распоряжение большее время для образования механически прочных белковых структур.
По мере снижения содержания или же улетучивания пара сопротивление R ткани убывает ниже предельного значения. Это предельное значение может быть представлено заданным предельным значением, или альтернативно, предельным значением, которое получают из сопротивления ткани во время колебаний сопротивления или из хода изменения сопротивления на этапе А. Например, на этапе Б сопротивление ткани не спадает столь сильно, как это задает нормативная кривая сопротивления, вследствие наличия не подлежащего пересечению минимального напряжения генератора 15. Тем не менее, может быть зарегистрировано возникающее минимальное сопротивление Rmin ткани. Когда сопротивление R ткани достигает зарегистрированного минимального сопротивления Rmin ткани или заданного кратного его значения (например, 1,5* Rmin), это может быть использовано как событие, обозначающее окончание фазы охлаждения с подведением напряжения этапа С. Функциональный блок 20 к этому моменту te времени переключают на регулирование мощности. Теперь к ткани подводят такое напряжение и коагуляции, что мощность Р, как показано на фиг. 6, продолжает снижение после момента te времени, например линейно или также согласно заданной другой кривой. В этом случае, функциональный блок 20 или же 20b побуждает конец коагуляции и, таким образом, выключение генератора 15, например путем управления в функции времени и/или после достижения заданного количества W энергии и/или при достижении заданной мощности или по прочим критериям к моменту времени.
Предельное значение сопротивления может быть альтернативно представлено также, например, таким значением Rmin, которого сопротивление ткани достигает в качестве минимума перед его подъемом 28, и/или таким значением, до которого сопротивление ткани падает во время понижений 32-39 напряжения. Функциональный блок 20, 20b может задавать это значение и сохранять его затем для использования в качестве предельного значения для обнаружения конца фазы охлаждения.
Прибор 10 согласно изобретению и концепция способа согласно изобретению в каждом случае предоставляют особо быстрое, щадящее и надежное запечатывание сосудов 12 между двумя коагулирующими электродами 13, 14. При этом в биологической ткани создают колебания сопротивления, при которых соответственно в чередующемся порядке сопротивление ткани оказывается выше и ниже величины, например 50 Ом. Затем осуществляют фазу замедленного охлаждения ткани, во время которой через ткань 12 пропускают электрический ток, предпочтительно, под убывающим во времени напряжением коагуляции для достижения существенно замедленного по сравнению с немедленным отключением напряжения процесса охлаждения. За счет этого достигают, с одной стороны, хорошего соединения коллагена прижатых стенок сосуда и, с другой стороны, механически устойчивого затвердевание коллагена. Посредством указанного выполнения процесса достигнуто сокращение необходимого времени соединения по сравнению с обычными способами, а посредством сокращения времени воздействия высокочастотного тока - уменьшение нежелательных повреждений близлежащей ткани, а также более надежное запечатывание сосудов.
СПИСОК ССЫЛОЧНЫХ ОБОЗНАЧЕНИЙ
10 - Прибор
11 - Инструмент
12 - Кровеносный сосуд
13, 14 - Бранши
15 - Генератор
HF - Выдаваемое генератором 15 напряжение коагуляции
16 - Выход генератора 15
17 - Сенсорный блок
18, 19 - Проводники
u - Характеризующий напряжение коагуляции высокой частоты сигнал
i - Характеризующий ток генератора 15 сигнал
R - Сопротивление ткани
Р - Передаваемая на ткань мощность
Phi - Фазовый угол между u и i
20 - Функциональный блок/регулятор
21 - Вход для управления генератора 15
I - Наклонный участок для ограничения напряжения
II - Предельное напряжение
22 - Накопитель
24 - Сосудистый эндотелий (внутренняя оболочка)
25 - Средняя оболочка
26 - Внешняя оболочка
27 - Заданная величина для требуемого тока
28 - Участок спадающего напряжения и
29 - Повторный подъем сопротивления ткани
W - Передаваемая на сосуд 12 энергия
32…39 - Понижения напряжения
ta, te - Начало и конец фазы охлаждения с подведением напряжения
tc - Конец подачи напряжения.
1. Прибор (10) для обеспечения энергией инструмента (11) для запечатывания сосудов из биологической ткани (12), содержащего две бранши (13, 14), способные захватывать и зажимать между собой сосуд с возможностью пропускания через него тока от одной бранши (13) к другой бранше (14), имеющий генератор (15) для создания напряжения (u) коагуляции, прикладываемого инструментом (11) к зажатой между его браншами (13, 14) ткани (12) сосуда для ее разогрева, по меньшей мере, до температуры кипения тканевой жидкости, причем генератор (15) выполнен управляемым, по меньшей мере, в отношении величины создаваемого напряжения (u) коагуляции, а прибор (10) также имеет функциональный блок (20) для управления генератором (15), выполненный с возможностью управления сопротивлением (R) ткани через напряжение (u) коагуляции таким образом, чтобы сопротивление (R) ткани колебалось между нижним значением, характеризующим повторное увлажнение ткани, и верхним значением, характеризующим образование пара.
2. Прибор по п. 1, отличающийся тем, что для управления сопротивлением (R) ткани задана нормативная кривая сопротивления, а функциональный блок включает в себя регулятор для регулирования сопротивления (R) ткани.
3. Прибор по п. 2, отличающийся тем, что регулятор имеет устройство для ограничения выходного напряжения, которое во время колебаний сопротивления ткани задает максимальное напряжение и/или минимальное напряжение.
4. Прибор по одному из пп. 1-3, отличающийся тем, что функциональный блок (20) выполнен для прекращения колебаний сопротивления при высоком сопротивлении ткани.
5. Прибор по одному из пп. 1-4, отличающийся тем, что функциональный блок (20) обеспечивает возможность непрерывной подачи на инструмент (11) напряжения коагуляции с убывающей во времени амплитудой для охлаждения ткани.
6. Прибор по п. 5, отличающийся тем, что функциональный блок (20) выполнен для уменьшения, непрерывно или в несколько ступеней, напряжения (u) коагуляции во время процесса охлаждения ткани, начиная от напряжения (u) коагуляции.
7. Прибор по п. 5 или 6, отличающийся тем, что функциональный блок (20) выполнен для уменьшения напряжения (u) коагуляции согласно заданной кривой.
8. Прибор по одному из пп. 5-7, отличающийся тем, что функциональный блок (20), дополнительно или альтернативно, выполнен с возможностью управления в отношении выдаваемой величины мощности (Р) и выполнен для последующего наблюдения за статусом процесса во время процесса охлаждения ткани и для перехода на основании этого от подачи напряжения с убывающим напряжением (u) коагуляции к подаче напряжения с отрегулированной мощностью (Р).
9. Прибор (10) для обеспечения энергией инструмента (11) для запечатывания сосудов из биологической ткани (12), содержащего две бранши (13, 14), способные захватывать и зажимать между собой сосуд с возможностью пропускания через него тока от одной бранши (13) к другой бранше (14), имеющий генератор (15) для создания напряжения (u) коагуляции, прикладываемого инструментом (11) к зажатой между его браншами (13, 14) ткани (12) сосуда для ее разогрева, по меньшей мере, до температуры кипения тканевой жидкости, причем генератор (15) выполнен управляемым, по меньшей мере, в отношении величины создаваемого напряжения (u) коагуляции, а прибор (10) также имеет функциональный блок (20) для управления генератором (15), выполненный с возможностью управления сопротивлением (R) ткани через напряжение (u) коагуляции таким образом, чтобы сопротивление (R) ткани колебалось между нижним значением, характеризующим повторное увлажнение ткани, и верхним значением, характеризующим образование пара, и обеспечивающий возможность непрерывной подачи на инструмент (11) напряжения коагуляции с убывающей во времени амплитудой для охлаждения ткани.
10. Прибор по п. 9, отличающийся тем, что для управления сопротивлением (R) ткани задана нормативная кривая сопротивления, а функциональный блок включает в себя регулятор для регулирования сопротивления (R) ткани.
11. Прибор по п. 10, отличающийся тем, что регулятор имеет устройство для ограничения выходного напряжения, которое во время колебаний сопротивления ткани задает максимальное напряжение и/или минимальное напряжение.
12. Прибор по одному из пп. 9-11, отличающийся тем, что функциональный блок (20) выполнен для прекращения колебаний сопротивления при высоком сопротивлении ткани.
13. Прибор по п. 9, отличающийся тем, что функциональный блок (20) выполнен для уменьшения, непрерывно или в несколько ступеней, напряжения (u) коагуляции во время процесса охлаждения ткани, начиная от напряжения (u) коагуляции.
14. Прибор по п. 9 или 10, отличающийся тем, что функциональный блок (20) выполнен для уменьшения напряжения (u) коагуляции согласно заданной кривой.
15. Прибор по одному из пп. 9-11, отличающийся тем, что функциональный блок (20), дополнительно или альтернативно, выполнен с возможностью управления в отношении выдаваемой величины мощности (Р) и выполнен для последующего наблюдения за статусом процесса во время процесса охлаждения ткани и для перехода на основании этого от подачи напряжения с убывающим напряжением (u) коагуляции к подаче напряжения с отрегулированной мощностью (Р).
16. Способ управления прибором (10) для питания инструмента (11) для запечатывания сосудов из биологической ткани (12), содержащего две бранши (13, 14), способные захватывать и зажимать между собой сосуд с возможностью пропускания через него тока от одной бранши (13) к другой бранше (14), характеризующийся тем, что: в фазе коагуляции обеспечивают напряжение (u) коагуляции, которое, при приложении его посредством инструмента (11) к биологической ткани (12) сосуда, обуславливает ток, под действием которого биологическая ткань (12) образует пар, причем напряжение (u) коагуляции модулируют таким образом, что сопротивление (R) ткани колеблется между нижним значением, характеризующим повторное увлажнение ткани, и верхним значением, характеризующим образование пара.
17. Способ по п. 16, отличающийся тем, что модуляцию напряжения (u) коагуляции проводят на основании заданной нормативной кривой сопротивления.
18. Способ по п. 16 или 17, отличающийся тем, что напряжение (u) коагуляции во время модуляции изменяют между высоким значением и низким значением и заканчивают при высоком значении.
19. Способ по одному из пп. 16-18, отличающийся тем, что в фазе коагуляции обеспечивают напряжение (u) коагуляции, которое, при приложении его посредством инструмента (11) к биологической ткани (12), обуславливает ток, под действием которого биологическая ткань (12) образует пар, и после этого в фазе охлаждения напряжение (u) коагуляции уменьшают в течение промежутка (ta, tc) времени для замедления процесса охлаждения по сравнению с быстрым или немедленным отключением напряжения коагуляции.
20. Способ по п. 19, отличающийся тем, что напряжение (u) коагуляции модулируют таким образом, что сопротивление (R) ткани колеблется, и что конец фазы коагуляции и начало фазы охлаждения инициируют после обнаружения предварительно заданного числа понижений напряжения (u) коагуляции, уменьшения тока или сопротивления (R) ткани или по истечении заданного промежутка времени с начала фазы коагуляции или после подачи на ткань заданного количества энергии.
21. Способ по п. 19, отличающийся тем, что напряжение (u) коагуляции в фазе охлаждения постепенно понижают от значения, которое оно имело в конце фазы коагуляции, в течение заданного промежутка времени до снижения сопротивления ткани ниже предельного значения (R), и что по окончании фазы понижения напряжения начинают фазу последующего нагрева, в которой подводимую к инструменту (11) мощность (Р) регулируют согласно заданной кривой.
