Rasdel5-1

РАЗДЕЛ 5 ПРИМЕНЕНИЕ УЛЬТРАЗВУКА В ХИРУРГИИ
5.1. Акустические свойства биологических тканей
Акустические свойства биологических тканей характеризуются
следующими параметрами: скорость распространения упругих
колебаний с, удельным акустическим сопротивлением ρс и
коэффициентом поглощения ультразвука α. Некоторые из них
представлены в таблице 5.1.
Таблица 5.1
Акустические свойства биологических тканей
ρс·105,
Ткань
Т, °С
с, м/с
с/см2·°С
Гладкая мышца
25
1551
1,64
Поперечнополосатая мышца
24
1573
1,66
Жир
25
1467
1,32
Мозг
25
1521
1,6
Кость черепа
–
3660
6,22
Сердце
25
1568
1,66
Печень
25
1574
1,7
Почка
25
1559
1,68
Селезенка
25
1524
1,69
Роговица
37
1539
1,72
Хрусталик
37
1647
1,73
Стекловидное тело
37
1534
1,54
Склера
37
1650
1,75
Вода (по Бергману)
25
1497
1,49
Для большинства тканей, за исключением костной, величины
скорости ультразвука и удельного акустического сопротивления
незначительно отличаются от таких же величин, измеряемых в воде.
Это связано с тем, что более 2/3 массы мягких тканей приходится на
воду.
Поскольку различие в акустическом сопротивлении мягких
тканей невелико, на границе между ними отражается незначительное
количество энергии. Отличие же костной ткани по акустическому
137
сопротивлению от мягких тканей и воды является четырехкратным. Это
означает, что при прохождении ультразвука из мягких тканей в кость до
36% акустической энергии может отразиться обратно в мягкие ткани
[62].
Коэффициент поглощения ультразвука показывает, как
уменьшится амплитуда плоской волны при распространении её в среде,
и позволяет оценить степень нагрева биологической ткани под
действием ультразвука. Измерение коэффициента поглощения
осуществляется путём сравнения интенсивности ультразвука,
прошедшего через образец ткани определенной толщины, с начальной
интенсивностью ультразвуковых колебаний. Строго говоря, такое
измерение позволяет определить не поглощение, а затухание
ультразвуковых колебаний, которое складывается из поглощения и
рассеяния ультразвука.
Величины коэффициента поглощения и значения толщины ткани
Н, при которой происходит падение интенсивности на 37%, т.е. в е раз
представлены в таблице 5.2.
Таблица 5.2
Акустические параметры биологических тканей
ln ( 2)
Коэффициент
H
 см
 1
поглощения

Вид ткани
f, МГц
2a  см
см-1
дБ/см
вода
1
10-3
8,7·10-3
350
плазма крови
0,87
0,02
0,17
17
кровь
1
0,01–0,02
0,09–0,17
17–34
жировая ткань
0,87
0,05
0,4
7,7
селезенка
0,88
0,11
0,95
3,2
почки
0,88
0,13
1,12
2,7
мозг
0,87
0,14
1,2
2,5
мышца
0,88
0,15
1,34
2,3
печень
0,88
0,15
1,3
2,3
сердечная
мышца
0,88
0,16
1,41
2,2
кожа
1
0,4
3,5
0,88
сухожилие
1
0,54
4,7
0,65
138
хрящ
1
0,58
5
0,6
кость
0,88
0,71
6,2
0,5
Хотя коэффициенты поглощения различных тканей отличаются
между собой, их величины для всех тканей, за исключением костной,
пропорциональны
частоте
ультразвука.
Следовательно,
для
биологических тканей существует иные более сложные закономерности
распространения ультразвука, чем для однородных сред, где величина
коэффициента затухания возрастает в квадратной зависимости от
частоты.
Из таблицы 5.2 видно, что значение коэффициента затухания
зависит от структуры биологической ткани, её плотности, вязкости и пр.
Так, жидким биологическим средам свойственно очень малое
поглощение. У тканей, выполняющих в организме поддерживающую и
опорную функции, величина коэффициента поглощения нарастает из-за
наличия волокнистых соединительно-тканных структур.
Органы с неоднородной структурой (почки) характеризуются
большими значениями поглощения по сравнению с относительно
однородными по структуре тканями (жировая ткань). Малые потери
энергии в слоях жировой ткани при достаточном проникновении
энергии в мышцы обеспечивают хорошие условия для терапевтического
применении ультразвука (см. главу 4). Коэффициент поглощения
ультразвуковых колебаний уменьшается, если патологический процесс,
локализованный в той или иной ткани, сопровождается её отеком. Это
происходит, например, при процессах сопровождающих получение
холодовых
травм.
И,
наоборот,
коэффициент
поглощения
увеличивается, когда пораженная ткань инфильтруется клеточными
элементами, когда в ней возрастает содержание межклеточной
субстанции, прогрессирующе теряется жидкость, растут атрофия и
склерозирование. Кроме того, на величину поглощения энергии
ультразвуковых волн оказывает влияние функциональное состояние
органа или ткани живого организма (состояние кровообращения в
крупных и мелких сосудах, характер лимфооттока, сокращение или
растяжение, возбуждение или торможение, работа или отдых и пр.).
Отсюда следует, что для получения информации о патологиях в
организме человека могут быть использованы параметры, связанные со
скоростью распространения ультразвука как в мягких, так и в костных
тканях, с его отражением и поглощением. Отметим также, что
достоинством ультразвуковых методов получения такой информации
является их неинвазивность.
139
5.2. Ультразвуковые хирургические инструменты
Ультразвуковая хирургия основывается на механическом
воздействии на биологические ткани с помощью ультразвуковых
колебаний.
Различают два направления применения ультразвука в хирургии:
 ультразвуковые методы, связанные с наложением колебаний
частоты 20–50 кГц на хирургический инструмент;
 методы локального воздействия на глубоко расположенные
ткани организма с помощью фокусированного ультразвука
магогерцового диапазона частот.
В настоящее время использование методов ультразвуковой
хирургии весьма перспективно в травматологии и ортопедии,
торакальной хирургии, стоматологии, онкологии, гинекологии,
нейрохирургии, хирургии сосудов, сердца, печени и др.
Первые попытки создания ультразвукового хирургического
инструмента относятся к 1944 году, когда в Германии была предложена
методика получения тончайших срезов для биологических
исследований лезвием, колеблющемся с ультразвуковой частотой.
Разработка методов хирургического лечения с помощью
ультразвуковых инструментов началось с середины 60-х годов, когда в
МВТУ им. Н.Э. Баумана была предпринята попытка применения
низкочастотного ультразвука для медицинских целей. Первые опыты по
сварке костей ультразвуком, проведенные академиком Г.А. Николаевым
совместно с А.В. Мордвинцевой, явились стимулом к объединению
усилий инженеров и врачей с целью разработки новых методов
соединения и разделения биологических тканей. Большой вклад в
развитие этих проблем внесли академики В.И. Лощилов, М.В. Волков,
Б.В. Петровский, В.И. Петров и др.
Впервые в лечебной практике низкочастотный ультразвук был
применен в 1967 году в клинике травматологии ЦОЛИУ (проф. В.А.
Поляков) на базе больницы № 50, а позднее – в других ведущих
медицинских учреждениях для решения самых разнообразных
хирургических задач. Клиническому внедрению способствовал
серийный выпуск специальных ультразвуковых хирургических
аппаратов на Ульяновском приборостроительном заводе.
Во втором направлении применения ультразвука в хирургии
используется такое свойство ультразвуковых волн, как при
значительной интенсивности оказывать разрушающее действие на
озвучиваемые объекты и при небольших интенсивностях проникать в
глубину живых тканей, не повреждая их. При этом воздействие на ткани
140
оказывается фокусированным ультразвуком в диапазоне частот 0,5–
2
4МГц интенсивностью сотни и тысячи Вт/см . Клетки, попадающие в
зону максимальной концентрации ультразвука, подвергаются некрозу, в
то время как окружающие ткани остаются неповрежденными.
Разрушения тканей под действием фокусированного ультразвука
обусловлены двумя факторами: тепловым и кавитационным.
Преобладающее действие того или иного фактора связаны с
интенсивностью
ультразвука.
При
сравнительно
небольших
2
интенсивностях (сотни Вт/см ) и продолжительном воздействии
(единицы–десятки секунд) основную роль играет тепло, которое
выделяется при поглощении ультразвука тканями. При очень больших
2
интенсивностях (тысячи Вт/см ) и малых длительностях облучения
(единицы–десятки миллисекунд) решающее значение играет кавитация.
5.3. Ультразвуковые инструменты, применяемые
при рассечении мягких биологических тканей
Электрохирургический аппарат, предназначенный для резки
поверхностных мягких тканей, имеет некоторые недостатки, в
частности, налипание разрезаемой ткани на режущие грани электродов,
образование термонекроза ткани, малая скорость процесса разделения.
Ультразвуковая резка мягких тканей наиболее эффективна [63,
64]. Самой рациональной формой режущей грани инструмента является
клиновидная, имеющая вид скальпеля. Ультразвуковое резание мягких
тканей
осуществляется
поступательным,
иногда
возвратнопоступательным
перемещением
инструмента,
облегчающем
перерезание волокон, вследствие уменьшения сил трения и наличия
локальных кавитационных явлений между гранью скальпеля и
биотканью. При наложении ультразвуковых колебаний на скальпель
величина разрезающего усилия существенно уменьшается.
Эффект производительности повышается при увеличении
поступательной скорости инструмента. При резании мягких тканей
происходит повышение температуры в результате работы сил трения,
частичного поглощения акустических колебаний, выделения энергии
при вдавливании. Одним из критериев процесса резки мягких тканей
является температура. Максимально допустимая температура во
избежание некроза не должна превышать 55–60°С.
Другим важным параметром при разрезании мягких тканей
является амплитуда колебаний. При увеличении амплитуды колебаний
усилие резания мягких тканей уменьшается. Частота ультразвуковых
141
колебаний при резке мягких тканей колеблется от 22000 до 44000 кол/с.
С увеличением частоты в указанных пределах температура повышается
на 10–20°С. Величина температуры ткани зависит от амплитуды
ультразвуковых колебаний и скорости перемещения полуавтомата. С
ростом перемещения полуавтомата степень нагрева мягкой ткани
понижается. При увеличении амплитуды колебаний и времени
воздействия ультразвука озвученная кровь начинает терять свои
качества. Наступает гемолиз. Это явление не должно допускаться
хирургом.
Оптимальные параметры рассечения мягких тканей:
Температура нагрева, °С
Амплитуда колебаний, мкм, не более
Скорость перемещения инструмента, мм/с
Угол наклона, град.
Усилие хирурга, г
42–55
45
15–55
35
30–90
Применение ультразвуковых колебаний обеспечивает ускорение
свертываемости крови в 1,5–2 раза, повышение производительности
реза в 8–12 раз, снижение усилия реза в 3–9 раз по сравнению с
обычными механическими способами резания.
Существенным параметром, обеспечивающим хорошую работу
концентратора, является его геометрическая форма. В частности, его
поперечные размеры не должны превышать 1/3 длины волны.
Очертание концентратора может иметь форму конуса, экспоненты и т.д.
Очень целесообразно применение многополуволновых концентраторов,
представляющих собой составные колебательные системы. Система
работает в условиях резонанса при определенных сочетаниях длин и
размеров поперечных сечений элемента. Каждый более отдаленный
участок концентратора нагружает соседний и так далее до
магнитостриктора.
Резка мягких тканей нередко сопряжена с проникновением
инструмента во внутренние органы, например при трахеобронхоскопии.
С учетом таких операций в МВТУ им. Н.Э. Баумана был разработан
режущий инструмент-волновод, общий вид которого совместно с
акустическим узлом изображен на рис. 5.1.
Для
улучшения
передачи
ультразвуковых
колебаний
концентраторам большой длины в МВТУ им. Н.Э. Баумана был
разработан четырехполуволновой концентратор, изображенный на рис.
5.2, из сплава ВТ-5 со специальной задачей иссечения мягких тканей
142
эндоскопическим путем при использовании ультразвуковой установки
УРСК-7Н.
Рис. 5.1. Трахеобронхоскоп для ультразвукового сечения
мягких тканей: 1 – ультразвуковой инструмент; 2 – трубка бронхоскопа;
3 – бронхоскоп; 4 – акустический узел
Рис. 5.2. Четырехполуволновой концентратор
для иссечения мягких тканей эндоскопическим путем
Концентратор состоит из конических волноводов, у каждого
коэффициент усиления амплитуды колебаний составляет 0,5–2. Общий
коэффициент усиления амплитуды равен 6,75. Чем больше число
полуволн концентратора, тем выше его выходная амплитуда.
Необходимая величина амплитуды ультразвукового скальпеля при
разрезании мягких тканей 40–45 мкм. Она может быть получена на
143
волноводах экспоненциальный формы, переходящей в стрежни
постоянного сечения, имеющей длину до 200 мм при коэффициенте
амплитуды до 20, а мощности преобразователя 150 Вт.
Полуволновой составной концентратор увеличивает амплитуду
продольных колебаний во много раз по сравнению с экспоненциальной
и обеспечивает амплитуду колебаний, равную 45 мкм, при общей длине
волновода-инструмента 400 мм. Он допускает возможность получения
амплитуды колебаний до 44 мкм при длине, не превышающей 400 мм на
установке УРСК-7Н.
В составном концентраторе при диаметре стержня d=3 мм
параллельно с образованием продольных колебаний появляются
изгибные, препятствующие нормальной работе инструмента.
В эндоскопической резке разработаны многополуволновые
концентраторы, в частности, имеющие 4-конические полуволновые
волноводы с общей длиной 550 мм при максимальном диаметре 6 мм,
обеспечивающие выходную амплитуду колебаний до 50 мкм.
Амплитуды поперечных колебаний возрастают с увеличением гибкости
волновода.
Хорошим методом сохранения высокой несущей способности при
значительной длине концентраторов является их проектирование
многополуволновыми, как это изображено на рис. 5.2. При этом
достигается значительная величина выходной амплитуды при
небольшом диаметре стержней.
Создание рациональной формы концентратора является важной
задачей, обеспечивающей хорошую работу при разрезании мягких
тканей.
5.4. Резка комбинированных биоматериалов
ультразвуковыми инструментами
Типичным примером комбинированного биоматериала является
грудина – часть грудной клетки. В состав грудины входят:
кортикальный твердый слой, губчатая костная масса и хрящевая ткань
(рис. 5.3).
При рассечении грудины применяются проволочные пилы
Джигли, ножи-долота, стернотомы, электросрезы и др. Общим
недостатком указанных методов разрезания является: значительный
нагрев при применении электрофрез, недостаточно хорошая
маневренность, снятие (сдавливание) тканей грудины и т.д [65].
144
Рис. 5.3. Строение грудины:
1 – кортикальный слой; 2 – хрящевой слой;3 – трубчатый слой
Применение
ультразвука
значительно
повышает
производительность резания и обладает рядом преимуществ по
сравнению с применяемыми методами: возможность получения реза
грудины по любому контуру, получение чистых кромок, уменьшение
кровотечения, а в ряде случаев временное понижение болевых
ощущений в первые дни после операции.
Наиболее рационально ультразвуковое пересечение хрящевых
волокон острой гранью инструмента. Таким инструментом мог бы быть
скальпель. Тем не менее, скальпель не вполне удовлетворяет
требованиям резки хрящевых тканей. Требуется приложение
повышенного усилия к инструменту, а это вызывает утомление хирурга
и уменьшение амплитуды колебаний. Понижение амплитуды колебаний
снижает производительность. Был разработан инструмент, у которого
режущая часть имеет треугольное очертание с волнообразными
выступами (рис. 5.4), которые при уменьшении общей площади
контакта, концентрируют усилия на режущей грани. Нерационально
применение на инструменте выступов с радиусом закругления меньше
1мм, т.к. при этом усилие растет и вызывает не резание, а рассечение
хрящевой ткани подобно пиле. Это понижает производительность
процесса [66].
145
Рис. 5.4. Рассечение хрящевой ткани
ультразвуковым волнообразным инструментом
Оптимальные параметры разрезания хрящевой ткани:
Усилие, кг
Радиус, мм
Шаг, мм
0,09
1.5–2
4–5
Производительность резки ультразвуковыми волнообразными
инструментами больше в 2 раза производительности резки пилой, а
также скальпелем. На рис. 5.5 приведена сравнительная
2
производительность рассечения хрящевой ткани в 1 см /с в зависимости
от применения типа инструмента.
Грудина состоит не только из хрящевой ткани, но и из костной, из
кортикальных слоев и губчатой массы (см. рис. 5.3). Поэтому
целесообразно применение для разрезания указанных частей грудины
инструментов двух видов. Еще более рациональным является
объединение в одном инструменте двух типов режущих кромок.
146
Конструкция уникального инструмента для резки грудины снабжена
зубцами в верхней кромке. Она предназначена для разрезания твердого
кортикального слоя, нижняя волнообразная – для рассечения хрящевой
ткани.
Рис. 5.5. Влияние вида инструмента на производительность
процесса рассечения хрящевой ткани:
1 – пила; 2 – скальпель; 3 – волнообразный инструмент
Зона некроза при резке в условиях правильно подобранных
режимов не превышает 0,25 мм. Выделенное при ультразвуковой резке
тепло вызывает акустические течения, набухание коллагеновых
волокон. Все это способствует кровоостанавливающему эффекту. В
этом отношении разрезание грудины с помощью ультразвука
отличается в положительную сторону от применения других
инструментов.
Для рассечения грудины в МВТУ им. Н. Э. Баумана была
разработана полуавтоматическая установка ПУРГ-2, состоящая из
акустического узла, режущего инструмента, микроэлектромотора с
редуктором, штанги с защитной подкладкой. Последняя подводится
хирургом под нижнюю поверхность грудины после разрезания мягких
тканей и надкостницы и создания туннеля в загрудинном пространстве.
Для обеспечения времени внедрения зубцов в биоткань
предусмотрена задержка включения электродвигателя относительно
включения ультразвукового генератора. При рассечении хряща и
костной части производится поворот инструмента на 180° с поворотом в
кольце. Мощность привода – 2 Вт, ток постоянный, кулачок
преобразует энергию двигателя в возвратно-поступательное движение
инструмента. Хирург перемещает полуавтомат снизу вверх до полного
разделения грудины. Замедление возвратно-поступательного движения
инструмента достигается изменением силы тока. Осуществляется
147
регулирование нормального давления хирурга на полуавтомат.
Применение усилия сверх допустимой величины вызывает увеличение
тока в цепи, на что указывает загорание сигнальной лампочки.
Технические характеристики ПУРГ-2:
Скорость перемещения акустического узла, см/с
Частота ультразвуковых колебаний, Гц
Напряжение электродвигателя, В
Масса, г
3–5
26 000
27
960
В клинической практике применяют инструменты при длине на
10% больше требуемой теоретически, т.к. сокращение рабочей части
является нетехнологичным при значительной величине разрезаемой
кости. При работе акустической системы в режиме незначительного
рассогласования, при расхождении между частотой колебаний системы
и собственной, происходит смещение зоны максимальной амплитуды от
опасного сечения инструмента. Это улучшает его состояние и повышает
долговечность. Ультразвуковые процессы резания биологических
тканей нашли широкое применение в клиниках нашей страны и за
рубежом, в частности в Германии.
Различные типы тканей обрабатываются разными способами:
механическими пилами, скальпелями и др. с неодинаковой степенью
эффективности. Но во всех случаях при разъединении тканей
использование ультразвуковых установок показало себя с самой
положительной стороны.
5.5. Ультразвуковая трепанация костной ткани
Способ
ультразвуковой
трепанации
применяется
при
нейрохирургических операциях и предназначен для малотравматичного
выполнения отверстий в черепе человека [67]. Схема установки
процесса ультразвуковой трепанации представлена на рис. 5.6. Она
состоит из ультразвукового генератора, магнитострикционного
преобразователя колебаний, трансформатора колебаний, волноводатрепана и привода вращения.
С учетом анализа сил трения, возникающих при ультразвуковой
трепанации, уменьшения теплового эффекта, а также хорошего
стружкоудаления инструменту-трепану в рабочей части придана
обратная конусность, исключающая боковое трение о кость.
148
Рис. 5.6. Схема процесса ультразвуковой трепанации:
1 – ультразвуковой генератор УЭМ-15; 2 – магнитостриктор;
3 – трансформатор; 4 – трепан; 5 – электродвигатель ДР-1,5Р;
6 – осциллограф; 7 – датчик температуры; 8 – источник питания;
9 – частотомер; 10 – осциллограф; 11 – тензостанция; 12 – термопара
Кинетика процесса ультразвуковой трепанации костей показана
на рис. 5.7. Изменение переднего угла от –45° до +5° способствует
лучшему внедрению зуба трепана в костную ткань. Это увеличивает
толщину снимаемого слоя кости и вызывает рост окружного усилия Ру и
производительности процесса трепанации W в 2 раза при постоянном
значении усилия нормального давления Pz.
Дальнейшее увеличение угла Vуэ приводит к уменьшению угла
заострения β, а это может оказать влияние на прочность зуба и
эффективность процесса колебаний. Падение амплитуды колебаний при
увеличении
нормального
усилия
учитывалось
специальным
149
тарированием. Оно заключалось в поддержании амплитуды в
зависимости от статического нагружения и подводимой электрической
мощности.
Рис. 5.7. Кинетика процесса ультразвуковой трепанации костей
Увеличение
амплитуды
колебаний
инструмента-трепана
способствует снятию большего слоя костной ткани и, как следствие,
росту
производительности
процесса.
Повышение
энергии,
затрачиваемой на преодоление упругопластической деформации слоя
кости, способствует росту температур. Анализ кривой развития
температуры в процессе ультразвуковой трепанации позволяет
предположить, что повышение амплитуды колебаний более чем 60 мкм
вызывает дальнейший рост температуры, что выходит за зону
допускаемых физиологических температур.
Оптимальными
параметрами
процесса
ультразвуковой
трепанации являются: амплитуда колебаний 35–55 мкм, нормальное
усилие Pz=1–2 кг, передний угол зуба трепана 5°, частота f=22–26,5 кГц.
Вывод: разрезание ультразвуковыми инструментами частотой
25кГц, амплитудой колебаний 35–50 мкм кожи головы и костей черепа
не нарушает естественной регенерации и заживления ран.
Незначительные изменения в организме животных во время
костнопластической трепанации черепа и обычное течение
послеоперационного периода позволяют рекомендовать применение
ультразвуковых инструментов как менее травматичных по сравнению с
обычными инструментами в нейрохирургической клинике.
150
5.6. Технология ультразвуковой сварки
мягких биологических тканей
Ультразвуковая
сварка
мягких
биологических
тканей
(кровеносные сосуды, маточные трубы) – новое направление в
использовании энергии ультразвуковых колебаний [68].
Анализ существующих способов соединения мягких тканей
показывает, что всем им в той или иной мере присущи недостатки:
трудность наложения шва, применение в качестве шовного материала
инородных тел, которые остаются в организме и иногда вызывают
воспалительный процесс.
Известно, что кровеносные сосуды представляют собой
замкнутую
систему
цилиндрических
эластических
трубок,
выполняющую функции транспортировки крови, регулирования
кровоснабжения, обмена веществ и газообмена между кровью и
тканями.
В экспериментальной и клинической практике встречаются
различные повреждения кровеносных сосудов. В зависимости от
характера повреждений и целей хирургического вмешательства при
операциях на сосудах применяются разнообразные их соединения.
Условно способы соединения кровеносных сосудов можно
разделить на пять групп: соединение синтетическими нитками,
соединение протезами, металлическими скобами, клеем, токами
высокой частоты. Несмотря на успешное их применение в клинической
практике, им присущи ряд существенных недостатков. Это, прежде
всего, кровотечение, повреждение стенки сосуда, сужение внутреннего
диаметра, некроз стенок, тромбообразование, которые возникают при
соединении сосудов.
Существующие способы не могут полностью удовлетворить
хирургов, и поэтому разработаны новые методы соединений,
обеспечивающие адекватность биологических и физических свойств.
Одним из таких способов является соединение биологических тканей с
помощью энергии ультразвука. Сущность способа ультразвуковой
сварки мягких биологических тканей основана на воздействии
колебательной энергии ультразвуковой частоты на соединяемые
биоткани, в которых развивается комплекс физико-химических
превращений, приводящих к образованию сварного шва, обладающего
достаточной механической прочностью на период последующей
регенерации.
На рис. 5.8 представлена схема ультразвуковой сварки мягких
биологических тканей на примере кровеносных сосудов [69, 70].
151
Рис. 5.8. Схема ультразвуковой сварки кровеносных сосудов:
Р – давление; S – фиксированный зазор; 1 – магнитострикционный
преобразователь; 2 – трансформатор упругих колебаний;
3 – инструмент-волновод; 4 – наружная оболочка; 5 – опора;
6 – внутренняя оболочка; 7 – кровеносный сосуд
Интенсивность введения ультразвуковой энергии, а также
протекание биофизических и биохимических процессов зависят от
основных параметров режима ультразвуковой сварки: частоты
ультразвуковых колебаний, амплитуды колебаний инструментаволновода, продолжительности ультразвукового импульса, величины
сварочного давления.
Давление в процессе ультразвуковой сварки предназначено для
сближения поверхностей биологических тканей, фиксации их в
сварочном инструменте и осуществлению контакта между
инструментом-волноводом, биотканью и опорой. После прекращения
подачи ультразвукового импульса необходимо сохранить давление в
течение периода времени, обеспечивающего плотный контакт тканей
между инструментом-волноводом и опорой для интенсивного снижения
температуры сварного соединения за счет отвода тепла.
В связи со сложностью установления постоянного давления при
сварке мягких биологических тканей был введен технологический
параметр – фиксированный зазор, который устанавливается между
рабочей частью инструмента-волновода и опорой. Давление Р
прикладывается к наружным поверхностям биологической ткани до
152
включения ультразвуковых колебаний и определяется величиной
фиксированного зазора S. Давление остается постоянным в течение
всего сварочного цикла и снимается через некоторое время после
прекращения воздействия ультразвукового импульса.
Передачу ультразвуковой энергии через сварочный инструментволновод в биологическую ткань можно представить как серию ударов
периодически колеблющегося стержня об эластичную преграду,
пронизанную жидкостью.
Сила контакта в этом случае представляет собой периодические
положительные импульсы, амплитуда которых определяется величиной
мгновенной силы удара инструмента-волновода и давлением
(гарантированный оптимальный зазор), а также соотношением между
ними. При ультразвуковой сварке биологической ткани в ней
распространяются только положительные ударные импульсы.
Единичный удар инструмента-волновода приводит волокна в зоне
сварки в сложное напряженное состояние с разориентированием
мышечных слоев. Одновременно энергия ультразвуковых колебаний
действует на жидкость, находящуюся внутри ткани. При этом
происходит разделение ее на отдельные фазы. На границе жидких фаз
происходит процесс кавитации с выделением энтальпии на
поверхности.
Под воздействием возмущающих колебаний происходит
выдавливание воды, что приводит к обезвоживанию ткани и частичному
испарению за счет выделившегося тепла. Оставшийся белковый
коллаген при температуре 40–50°С коагулируется и в сочетании с
разориентированной тканью образует сварное соединение. Прочность
сварного соединения и способность к последующей регенерации
зависит от выбранных режимов сварки [71].
5.7. Основные типы сварных соединений
В зависимости от характера повреждения и цели хирургического
вмешательства применяют: поперечный шов при полном рассечении
для закрытия просвета сосуда, продольный – при частичном рассечении
для восстановления целости стенки сосуда и кольцевой шов при полном
поперечном рассечении для восстановления проходимости сосуда. На
рис. 5.9 показаны схемы сварных соединений применительно к
кровеносным сосудам. Аналогичные соединения применяются при
сварке маточных труб [72].
153
а
б
Рис. 5.9. Схемы сварных соединений
кровеносных сосудов:
а – поперечным швом; б – продольным;
в – кольцевым; 1 – внутренняя поверхность;
2 – сварной шов;3 – наружная поверхность
в
Все виды соединений требуют совмещения краев рассеченных
сосудов с внутренними поверхностями и обеспечения минимальной
травматизации внутренней оболочки. Следовательно, в процессе сварки
давление и ультразвуковые колебания должны передаваться со стороны
наружных оболочек. Благодаря маневренности ультразвукового
инструмента можно сваривать сосуды по различным направлениям.
Для получения сварного соединения поперечными или
продольными швами инструмент-волновод помещают поперек или
вдоль рассеченного сосуда, устанавливают определенную величину
фиксированного зазора и воздействуют ультразвуковыми колебаниями.
Для получения сварного соединения кольцевым швом сконструирован
специальный инструмент-волновод и опора. Конструкция торцов
инструмента-волновода и опоры обеспечивают разбортовку сосуда по
диаметру, сварку кольцевым швом и извлечение инструмента из раны.
Перед
сваркой
устанавливают
величину
оптимального
фиксированного зазора и разбортовывают кровеносный сосуд на торцах
инструмента и опоре. Схема разбортовки и сварки сосуда изображена на
рис. 5.10.
После рассечения сосуда и выведения его из раны концы сосуда
проводят через пазы втулок инструмента-волновода и опоры.
Выступающие края сосудов разбортовывают на втулках в виде манжет
и закрепляют резиновыми кольцами.
После разбортовки края сосудов стыкуют внутренними
поверхностями и сваривают. Резиновые кольца удаляются.
Разбортовываемые края сосудов устанавливают вдоль стыка
инструмента-волновода и опоры, отводят опору, извлекают сварное
154
соединение через продольные пазы и оба края сосуда отгибают в одну
сторону.
Рис. 5.10. Схема разработки и
сварки сосудов кольцевым швом:
а – сосуды проведены во втулки
через пазы;
б – сосуды разбортованы на втулках
и укреплены резиновыми кольцами;
в – сосуды состыкованы и сварены;
г – края сосудов установлены
вдоль стыка;
д – общий вид сварного соединения
кольцевым швом;
1 – кровеносные сосуды;
2 – резиновые кольца;
3 – зона сварки
5.8. Способ ультразвуковой эндартерэктомии
Проблема
совершенствования
хирургического
лечения
атеросклероза является одной из главных, решением которой
занимаются специалисты сосудистой хирургии всего мира.
Под атеросклерозом понимается хроническое поражение артерий,
характеризующееся нарушением их проходимости в результате
накопления во внутреннем слое артерий органических веществ –
липидов.
155
Известно, что атеросклерозу подвержены венечные артерии
сердца, артерии основания мозга, почечные артерии, аорта с
подвздошными артериями, бедренные артерии и т.д. Атеросклероз
поражает систему избирательно с определенными очагами локализации,
что позволяет использовать хирургические методы лечения.
Вместе
с
тем
неудовлетворенность
результатами
реконструктивных операций побуждает специалистов к поиску более
совершенных способов хирургического лечения атеросклероза. В
отношении полуоткрытого метода эндартерэктомии наметились
тенденции на привлечение различных технических средств, призванных
решать задачу по исключению послеоперационных осложнений, путем
облегчения удаления атеросклеротических очагов и обеспечения
минимально возможной травматизации стенок оперируемого сосуда.
В 1974 г. австрийские ученые Redtenbucher, Karo-buch, Walde
сообщили о принципиальной возможности применения ультразвука для
облегчения удаления атеросклеротических очагов. В СССР по
предложению Б.В. Петровского первые удачные эксперименты были
проведены в 1974–1975 гг. во ВНИИКиЭХ проф. В.И. Петровым, О.С.
Белорусовым совместно с сотрудниками МВТУ им. Н.Э. Баумана проф.
В.И. Лощиловым и канд.техн.наук Г.В. Саврасовым. Применение
ультразвукового инструмента с рабочей частью в виде лопатки,
работающей от установки УРСК-7Н, позволило из пораженных
атеросклерозом
артерий
без
особых
усилий
выделить
атеросклеротические очаги на длине до 80 мм.
Под ультразвуковым методом эндартерэктомии подразумевается
операция восстановления проходимости магистральных артерий путем
удаления
пораженного
слоя
хирургическим
инструментом,
колеблющимся с ультразвуковой частотой.
На рис. 5.11 представлена схема процесса ультразвукового
иссечения при полуоткрытой эндартерэктомии. Через продольный
надрез в пораженной артерии дистально от конца сужения просвета по
границе между пораженным и здоровым слоем сосуда вводится рабочая
часть инструмента в виде кольца, совершающая продольные колебания
с
ультразвуковой
частотой.
Колеблющийся
ультразвуковой
хирургический инструмент без особых усилий проводится до
проксимального участка сужения артерий, и затем через второй надрез в
проксимальной части артерии измененный слой удаляется.
Ультразвуковой метод эндартерэктомии позволяет производить
операции на большом протяжении (до 500 мм) пораженного участка
артерии через небольшие надрезы.
156
Рис. 5.11. Схема процесса ультразвуковой эндартерэктомии:
1 – атеросклеротический очаг; 2 – артерия; 3 – гибкий концентратор;
4 – ультразвуковой генератор; 5 – акустический узел; 6 – коллатерали;
7 – рабочая часть концентратора
В МВТУ им. Н.Э. Баумана был разработан специальный набор
ультразвуковых хирургических инструментов для внутрисосудистых
операций, содержащий ультразвуковой вариант лопатки Б.В.
Петровского и гибкие концентраторы-инструменты с рабочей частью в
виде колец, ложек, бужей.
Создание инструмента для полуоткрытой эндартерэктомии
потребовало учета дополнительных требований (рис. 5.12).
Рис. 5.12. Требования, предъявляемые к инструменту
для полуоткрытой ультразвуковой эндатерэктомии
Концентратор-инструмент типа лопатки Б.В. Петровского [68]
состоит из двух звеньев (рис. 5.13), являющихся самостоятельными
концентраторами различного типа полуволновой длины. Первое звено
длиной L1 предназначено для присоединения концентратора157
инструмента к акустическому узлу и усиления амплитуды. Второе звено
длиной L2 также предназначено для усиления амплитуды колебаний и
одновременно является рабочим участком концентратора-инструмента,
по конструкции схожим с аналогичным вариантом лопатки Б.В.
Петровского.
Рис. 5.13. Конструкция ультразвукового варианта
лопатки Б.В. Петровского
Изображенный
на
рис.
5.14
концентратор-инструмент
представляет собой четырехзвенную стержневую систему передачи
продольных колебаний, при этом каждое из звеньев является
концентратором полуволновой длины. Последнее выходное звено
заканчивается рабочей частью в форме наклонного вперед кольца.
Наклон кольца облегчает проведение операций, как в начальный
момент, так и при прохождении участков искривления русла
оперируемого сосуда. Профиль кольца диаметром 9 мм сечении А-А
имеет каплевидную форму с притупленной рабочей частью.
Каплевидный профиль рабочей части уменьшает площадь
158
контактирования кольца с поверхностью слоев оперируемого сосуда и
обеспечивает необходимую прочность рабочего конца инструмента.
Рис. 5.14. Конструкция 4-звенного концентратора-инструмента
Исследовалась возможность применения различных жидкостей,
подаваемых в зону ультразвукового иссечения с помощью различных
материалов. Использование жидкостей основывалось на ряде
положений:
 подача жидкости в зону иссечения должна обеспечить
снижение теплового воздействия ультразвука на стенки сосуда;
 ультразвуковые
колебания
концентратора-инструмента
способствуют
диффузионному
проникновению
лекарственных
растворов в стенку артерий (раствор геперина, новокаина,
физиологический раствор и др.);
 перед рабочей частью концентратора-инструмента может
создаваться локальная зона усиленных гидравлических колебаний,
способствующих иссечению склеротических отложений.
159
Применение растворов
антикоагулянтов
типа
гепарина
способствует не только уменьшению теплового воздействия
ультразвука на стенку сосуда, но и предупреждает тромбообразование
при его возможном возникновении. Гепарин благодаря наличию у него
электроотрицательных групп образует комплексные соединения с
белками крови. Данные комплексы обладают антикоагулянтной
активностью. Действие ультразвука усиливает проникновение гепарина
в стенку артерии, при наличии кровотока гепарин в стенке сосуда
сохраняется в течение 1,5 ч. Этого времени вполне достаточно для
предотвращения тромбоза в первичный послеоперационный период.
Ультразвуковым инструментом производилось иссечение при
повторных операциях в случае ретромбоза в синтетических протезах. В
целом послеоперационное течение, картина крови у всех больных не
имела отклонений от обычного наблюдаемого течения процесса после
подобных вмешательств. Заглаживание ран и восстановление
кровоснабжения конечностей проходило в обычные сроки.
Установлена безвредность и целесообразность применения
ультразвуковых колебаний для восстановления проходимости
сосудистой системы, что позволяет рекомендовать расширение области
клинического применения данного способа, в том числе для
конструктивных операций на коронарных почечных и других артериях.
160