RU2691845C1 - Ablation method of biological tissues and device for its implementation - Google Patents
Ablation method of biological tissues and device for its implementation Download PDFInfo
- Publication number
- RU2691845C1 RU2691845C1 RU2019104851A RU2019104851A RU2691845C1 RU 2691845 C1 RU2691845 C1 RU 2691845C1 RU 2019104851 A RU2019104851 A RU 2019104851A RU 2019104851 A RU2019104851 A RU 2019104851A RU 2691845 C1 RU2691845 C1 RU 2691845C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- impedance
- value
- power
- tissue
- transmurality
- Prior art date
Links
- 238000002679 ablation Methods 0.000 title claims abstract description 36
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 30
- 230000007704 transition Effects 0.000 claims abstract description 10
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 claims abstract 4
- 239000004744 fabric Substances 0.000 claims description 17
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 12
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 6
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 4
- 230000002107 myocardial effect Effects 0.000 description 4
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 3
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 3
- 210000004165 myocardium Anatomy 0.000 description 3
- 230000000451 tissue damage Effects 0.000 description 3
- 231100000827 tissue damage Toxicity 0.000 description 3
- 230000001746 atrial effect Effects 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 238000002955 isolation Methods 0.000 description 2
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 2
- 238000013021 overheating Methods 0.000 description 2
- 206010003658 Atrial Fibrillation Diseases 0.000 description 1
- 229910000906 Bronze Inorganic materials 0.000 description 1
- 206010042600 Supraventricular arrhythmias Diseases 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 238000009835 boiling Methods 0.000 description 1
- 239000010974 bronze Substances 0.000 description 1
- 238000007675 cardiac surgery Methods 0.000 description 1
- 230000015271 coagulation Effects 0.000 description 1
- 238000005345 coagulation Methods 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 230000001066 destructive effect Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 238000001035 drying Methods 0.000 description 1
- 239000007772 electrode material Substances 0.000 description 1
- 230000003902 lesion Effects 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 230000001575 pathological effect Effects 0.000 description 1
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 description 1
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Plasma & Fusion (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
Abstract
Description
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИTECHNICAL FIELD
Изобретение относится к медицине, а именно к способам и устройствам для управления хирургическим инструментом с пропусканием электрического тока через ткани, подлежащие нагреванию, в частности для контроля и достижения трансмуральности при абляции миокарда при кардиохирургических операциях.The invention relates to medicine, and in particular to methods and devices for controlling a surgical instrument with the transmission of electric current through the tissue to be heated, in particular for monitoring and achieving transmurality during myocardial ablation during cardiac surgery.
ПРЕДШЕСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИPRIOR ART
Известен способ неразрушающей деструкции миокарда предсердий при лечении наджелудочковых аритмий и устройство для его осуществления, раскрытые в заявке РФ [RU2016150580 A, опубл. 22.06.2018] и в патенте РФ [RU2665627, опубл. 03.09.2018]. Способ включает пенетрацию ткани миокарда и радиочастотное воздействие на миокард предсердий по линиям радиочастотной деструкции, при этом радиочастотные импульсы последовательно подают на выбранные электроды бранши, воздействуя в области выбранных электродов на секторе миокарда, измеряя импеданс между электродами и температуру в области воздействия электродов.There is a method of non-destructive destruction of atrial myocardium in the treatment of supraventricular arrhythmias and device for its implementation, disclosed in the application of the Russian Federation [RU2016150580 A, publ. 06/22/2018] and in the patent of the Russian Federation [RU2665627, publ. September 3, 2018]. The method includes penetration of myocardial tissue and radiofrequency effects on atrial myocardium along radiofrequency destruction lines, while radiofrequency pulses are successively applied to selected branch electrodes, acting in the region of the selected electrodes on the myocardial sector, measuring the impedance between the electrodes and the temperature in the area of electrode exposure.
Основным недостатком данного способа и устройства является усложнение конструкции инструмента, так как необходимо дополнительно размещать на инструменте датчики температуры. При этом будет измеряться температура самого датчика, которая при быстром изменении температуры будет отличаться от температуры ткани в месте измерения. Кроме того, невозможно измерить температуру во всем объеме ткани, так как датчики можно установить только в некоторых точках. Выборочный контроль температуры не позволяет достоверно определить достижение трансмуральности, так как для этого необходимо обеспечить нагрев самой низкотемпературной области ткани выше необходимого порога.The main disadvantage of this method and device is the complexity of the design of the instrument, since it is necessary to additionally place temperature sensors on the instrument. This will measure the temperature of the sensor itself, which, when the temperature changes rapidly, will differ from the fabric temperature at the measurement site. In addition, it is impossible to measure the temperature in the entire volume of the fabric, since the sensors can be installed only at certain points. Selective temperature control does not reliably determine the achievement of transmurality, since for this it is necessary to ensure heating of the lowest temperature region of the tissue above the required threshold.
В каком участке ткани температура будет минимальной заранее неизвестно, поэтому датчик может не попасть в эту область. Соответственно вывод о достигнутой трансмуральности может быть ложным.In which section of the fabric the temperature will be minimal is not known in advance, so the sensor may not fall into this area. Accordingly, the conclusion about the achieved transmurality can be false.
Известно электрохирургическое устройство для обработки ткани во время хирургической процедуры, а также способ его работы и контроля, раскрытые в патенте США [US5558671 А, опубл. 1996-09-24], в котором выбор времени воздействия на ткани для достижения её трансмуральности определяется на основе контроля импеданса ткани и достижения уровня расчётного импеданса.Known electrosurgical device for processing tissue during a surgical procedure, as well as the way it works and control, disclosed in US patent [US5558671 A, publ. 1996-09-24], in which the timing of exposure to tissue to achieve its transmurality is determined on the basis of monitoring the impedance of the tissue and achieving the level of the calculated impedance.
Основным недостатком данного способа и устройства является отсутствие контроля скорости изменения импеданса. Этот способ работает только при выборе оптимальной мощности генератора для объема ткани, зажатой между браншами. В этом случае неравномерное выделение энергии в ткани компенсируется вследствие теплообмена между участками ткани с разной температурой. Если мощность генератора превышает необходимую для данного объема ткани, происходит локальный перегрев ткани и повышение импеданса в области контакта с электродом. Импеданс ткани достигает порогового значения и выдается ложное сообщение о трансмуральности.The main disadvantage of this method and device is the lack of control of the rate of change of impedance. This method works only when choosing the optimal generator power for the volume of tissue sandwiched between the jaws. In this case, the uneven release of energy in the tissue is compensated for by heat exchange between areas of tissue with different temperatures. If the generator power exceeds the required for a given volume of tissue, there is a local overheating of the tissue and an increase in impedance in the area of contact with the electrode. The tissue impedance reaches the threshold and a false transmurality message is issued.
Известен способ управления устройством для абляции путем выбора уровня приложенной мощности в зависимости от импеданса обрабатываемой ткани, раскрытый в Международной заявке [WO2006080982 А1., опубл. 2006-08-03] и включающий: A known method of controlling a device for ablation by selecting the level of applied power depending on the impedance of the treated tissue, disclosed in the International application [WO2006080982 A1., Publ. 2006-08-03] and including:
а) размещение двух электродов устройства для абляции на поверхности ткани; a) placing two electrodes of the device for ablation on the surface of the tissue;
б) измерение импеданса ткани между электродами; b) measurement of tissue impedance between the electrodes;
c) подачу питания на электроды на основе измеренного импеданса ткани путем:c) energizing the electrodes based on the measured tissue impedance by:
i) подачу на электроды по существу постоянной мощности, если измеренный импеданс ткани находится между первым пороговым импедансом и вторым пороговым импедансом, причем первый пороговый импеданс меньше второго порогового импеданса; i) supplying the electrodes with substantially constant power if the measured tissue impedance is between the first threshold impedance and the second threshold impedance, with the first threshold impedance being less than the second threshold impedance;
ii) подачу на электроды переменной мощности, если измеренный импеданс ткани больше, чем второй пороговый импеданс, причем переменная мощность обратно пропорционально связана с импедансом ткани.ii) supplying a variable power to the electrodes if the measured impedance of the fabric is greater than the second threshold impedance, with the variable power being inversely related to the impedance of the fabric.
Основным недостатком данного способа и устройства является то, что для разного объема ткани между браншами нужна разная постоянная мощность, подаваемая на инструмент. Мощность определяется только значением импеданса в данный момент времени. Но разный объем ткани, в зависимости от условий захвата ткани инструментом, может иметь одинаковый импеданс. Толщина ткани, ширина захваченного участка и сама структура ткани (наличие жира, например) не являются неизменными параметрами. Узкий и тонкий участок ткани и толстый, и широкий могут иметь одинаковый импеданс, но мощность для абляции в каждом случае нужна разная.Main disadvantage This method and device is that for a different volume of tissue between the branches, different constant power is applied to the instrument. Power is determined only by the impedance value at a given time. But a different volume of tissue, depending on the conditions of tissue capture tool, can have the same impedance. The thickness of the tissue, the width of the captured area and the structure of the tissue itself (the presence of fat, for example) are not constant parameters. A narrow and thin section of tissue and thick and wide may have the same impedance, but the power for ablation in each case needs different.
Мощность может оказаться избыточной для конкретных условий, это приведет к локальному перегреву и высушиванию ткани в зоне контакта с электродом, повышению импеданса и ложному выводу о полученной трансмуральности.Power may be excessive for specific conditions, it will lead to local overheating and drying of the tissue in the zone of contact with the electrode, an increase in impedance and a false conclusion about the resulting transmurality.
Недостаточная мощность приведет к увеличению времени абляции и, соответственно, к нежелательному прогреву ткани, расположенной близко к зоне абляции.Insufficient power will lead to an increase in the ablation time and, accordingly, to an undesirable heating of the tissue located close to the ablation zone.
Из вышеприведённого можно сделать вывод, что известно управление мощностью генератора и временем воздействия на обрабатываемую ткань электрохирургического устройства для абляции, которое может быть осуществлено на основе контроля температуры обрабатываемой ткани, или на основе контроля импеданса обрабатываемой ткани, или выбора уровня приложенной мощности или управлением мощностью и временем работы генератора в зависимости от скорости изменения импеданса ткани. Однако все известные устройства и способы не решают в достаточной мере контроль достижения полноты поражения (трансмуральности).From the above it can be concluded that the generator power and the exposure time to the treated tissue are known to be controlled by an electrosurgical ablation device, which can be carried out based on the temperature control of the treated tissue, or on the basis of the impedance control of the treated tissue, or the choice of the level of applied power or power control and generator operation time depending on the rate of change of tissue impedance. However, all known devices and methods do not sufficiently solve the control of achieving completeness of a lesion (transmurality).
Таким образом, существует потребность введения дополнительных критериев для оценки достижения трансмуральности в процессе воздействия на биологические ткани радиочастотного биполярного электрохирургического инструмента (контроль скорости изменения импеданса и скорости изменения мощности, предварительное определение максимального уровня мощности, подсчёт энергии, отданной в нагрузку и определение необходимой полной энергии, определение предела времени абляции на участке импеданса с постоянной скоростью).Thus, there is a need to introduce additional criteria to assess the achievement of transmurality during exposure of biological tissues to a radiofrequency bipolar electrosurgical instrument (control of the rate of change of impedance and rate of change of power, preliminary determination of the maximum power level, calculation of the energy given to the load and determination of the required total energy, determination of the time limit of ablation at the site of impedance at a constant speed).
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯDISCLOSURE OF INVENTION
Настоящее изобретение направлено на устранение вышеуказанных проблем и преодоление одного или нескольких рассмотренных недостатков.The present invention is directed to eliminating the above problems and overcoming one or more of the considered disadvantages.
В основу изобретения поставлена задача создания способа с более достоверным контролем (оценкой) достижения факта и момента трансмуральности биологических тканей в процессе их абляции, а также устройства для его осуществления, не требующего сложного оборудования.The basis of the invention is the task of creating a method with more reliable control (assessment) of the achievement of the fact and the moment of transmurality of biological tissues in the process of their ablation, as well as a device for its implementation that does not require sophisticated equipment.
Техническим результатом является повышение надежности создания электрически непроводящих участков ткани, что в свою очередь приведет к сокращению времени операций и увеличению результативности процедуры абляции.The technical result is to increase the reliability of the creation of electrically non-conductive tissue, which in turn will reduce the time of operations and increase the effectiveness of the ablation procedure.
Поставленная задача решается тем, что предлагаемый способ абляции биологических тканей включает:The problem is solved by the fact that The proposed method of ablation of biological tissues includes:
– размещение двух электродов устройства (инструмента) для абляции в контакте с поверхностью ткани таким образом, чтобы обрабатываемая ткань располагалась между электродами; - placement of two electrodes of the device (instrument) for ablation in contact with the surface of the tissue so that the treated tissue is located between the electrodes;
– подачу на электроды инструмента напряжения;- supply to the electrodes of the instrument voltage;
– вычисление значения импеданса ткани Z и скорости его изменения dZ/dt;- calculation of the impedance value of the fabric Z and its rate of change dZ / dt;
– вычисление мощности W и скорости её изменения dW/dt; - calculation of the power W and the rate of its change dW / dt;
– подсчет отданной в нагрузку энергии E; - calculation of the energy E given to the load ;
– поддержание заданного значения скорости снижения импеданса;- maintaining the setpoint value of the impedance reduction rate;
– оценку значения необходимой для достижения трансмуральности ткани полной энергии Eп при достижении значения импеданса величины, составляющей 0,7 – 0,8 от начального значения импеданса;- assessment of the value of the total energy Ep needed to achieve the transmurality of the tissue when the impedance value reaches 0.7 - 0.8 of the initial impedance value;
– оценку максимально допустимой мощности Wмакс, при достижении значения импеданса величины, составляющей 0,7 – 0,8 от начального значения импеданса;- assessment of the maximum allowable power Wmax, when the value of the impedance reaches a value of 0.7 - 0.8 of the initial value of the impedance;
– осуществление перехода в режим поддержания постоянного уровня импеданса (выход на плато);- the transition to maintain a constant level of impedance (plateau);
– оценка достижения трансмуральности на основании установления значения мощности W превышающей Wмакс или на основании количества отданной в нагрузку энергии E превышающей значение необходимой для достижения трансмуральности ткани полной энергии Eп или по истечению заданного времени, после осуществления перехода в режим поддержания постоянного уровня импеданса.- assessment of the achievement of transmurality on the basis of establishing the value of power W exceeding Wmax or on the basis of the amount of energy E delivered to the load exceeding the value of the total energy Ep needed to achieve the transmurality of the tissue or after a predetermined time has elapsed after making the transition to maintaining a constant impedance mode.
Кроме того, заданное значение скорости снижения импеданса выбирают из диапазона от 2 до 10 %, предпочтительно 5 %.In addition, the specified value of the rate of impedance reduction is chosen from a range from 2 to 10%, preferably 5%.
При том, что заданное время после осуществления перехода в режим поддержания постоянного уровня импеданса составляет не более 10 секунд.Given that the specified time after the transition to maintain a constant level of impedance is not more than 10 seconds.
Кроме того, поддержание заданного значения скорости снижения импеданса и поддержание постоянного уровня импеданса осуществляют путем изменения мощности.In addition, maintaining the setpoint value of the impedance reduction rate and maintaining a constant impedance level is carried out by changing the power.
При этом скорость изменения мощности выбирают из диапазона от 1 до 5 Вт/с и предпочтительно не более 3 – 5 Вт/с.The rate of change of power is chosen from the range from 1 to 5 W / s and preferably not more than 3 - 5 W / s.
Целесообразно, чтобы значение полной энергии Eп было в 2-5 раз больше значения энергии при достижении значения импеданса величины, составляющей 0,7 – 0,8 от начального значения импеданса.It is advisable that the value of the total energy Ep is 2-5 times greater than the value of the energy when the value of the impedance reaches a value of 0.7 - 0.8 of the initial value of the impedance.
Целесообразно, чтобы максимально допустимая мощность Wмакс была в 3 - 6 раз, предпочтительно в 4 - 5 раз больше значения мощности при достижении значения импеданса величины, составляющей 0,7 – 0,8 от начального значения импеданса.It is advisable that the maximum allowable power Wmax be 3 to 6 times, preferably 4 to 5 times the power value when the impedance value reaches a value of 0.7 to 0.8 of the initial impedance value.
Кроме того, для вычисления начального значения импеданса на электроды подают напряжение от 5 до 25 В, предпочтительно от 10 до 20 В.In addition, to calculate the initial impedance value, a voltage from 5 to 25 V, preferably from 10 to 20 V, is applied to the electrodes.
Поставленная задача решается также тем, что устройство для абляции биологических тканей содержит блок питания, соединенный с высокочастотным генератором, системой управления, включающей микропроцессор, и дисплеем, подключенный к системе управления, а также содержащее выходную цепь для согласования генератора с рабочим инструментом для абляции, датчик напряжения и датчик тока , подключённые к выходной цепи и соединенные с системой управления, при этом микропроцессор выполнен с возможностью: The task is also solved by the fact that the device for ablation of biological tissues contains a power unit connected to a high-frequency generator, a control system including a microprocessor, and a display connected to the control system, and also containing an output circuit for matching the generator with the working ablation tool, a sensor voltage and current sensor connected to the output circuit and connected to the control system, while the microprocessor is configured to:
– вычисления значения импеданса ткани и скорости его изменения, вычисление мощности и скорости её изменения, а также подсчета отданной в нагрузку энергии;- calculating the value of tissue impedance and its rate of change, calculating the power and rate of its change, as well as the calculation of the energy transferred to the load;
– поддержания заданной скорости снижения импеданса;- maintaining a given impedance reduction rate;
– определение полной энергии, необходимой для достижения трансмуральности ткани, и максимально допустимой мощности;- determination of the total energy required to achieve tissue transmurality, and the maximum allowable power;
– поддержания постоянного уровня импеданса при выходе на плато;- maintain a constant level of impedance at the plateau;
– индикации вывода о достижении трансмуральности;- indication of the conclusion about the achievement of transmurality;
– отключения генератора на основании вывода о достижении трансмуральности или по таймеру. - disconnection of the generator based on the conclusion about the achievement of transmurality or timer.
Предлагаемый способ абляции предназначен для нагрева биологических тканей с целью деструкции определённого участка ткани без нарушения целостности органа. Данный способ применяется, в частности, для создания электроизолирующих линий на некоторых участках миокарда, препятствующих патологическому распространению электрических сигналов, вызывающих фибрилляцию предсердий. Электрическая энергия в таких устройствах доставляется к участку миокарда посредством электродов, соединённых с прибором, генерирующим как правило радиочастотную электрическую энергию. Для оптимизации результата воздействия, выражающемся в наиболее полной коагуляции тканей, находящихся в зоне приложения энергии, при этом, не допуская их механического разрушения, необходимо индивидуально для каждого отдельного воздействия контролировать уровень мощности генератора и время воздействия энергии. Участок ткани может обрабатываться при помощи двух или более электродов приложенных к поверхности ткани, так и будучи зажатым между противоположными электродами или группами электродов. Непосредственное измерение температуры ткани выполнить сложно, но косвенно о скорости ее изменения можно судить по скорости изменения импеданса. Мощность необходимо поддерживать на таком уровне, чтобы обеспечить заданную скорость изменения импеданса. Чем ниже импеданс, тем быстрее увеличивается мощность для поддержания заданной скорости его снижения. Неограниченное продолжение этого процесса неизбежно приведет к закипанию жидкости. Необходимо не допустить превышения мощности. По уровню мощности и соответствующей скорости изменения импеданса можно рассчитать энергию, необходимую для нагрева ткани до определенной температуры.The proposed method of ablation is designed to heat biological tissues in order to destroy a specific tissue site without disrupting the integrity of the organ. This method is used, in particular, to create electrically insulating lines in some parts of the myocardium that prevent the pathological propagation of electrical signals that cause atrial fibrillation. The electrical energy in such devices is delivered to the myocardial region by means of electrodes connected to a device that generates, as a rule, radio frequency electrical energy. To optimize the result of the impact, expressed in the most complete coagulation of tissues located in the zone of application of energy, while avoiding their mechanical destruction, it is necessary to individually control the power level of the generator and the time of energy exposure for each individual impact. A tissue section can be processed using two or more electrodes attached to the surface of the fabric, or being clamped between opposite electrodes or groups of electrodes. Direct measurement of tissue temperature is difficult to perform, but indirectly, the rate of its change can be judged by the rate of change of impedance. The power must be maintained at such a level in order to provide a given rate of change of impedance. The lower the impedance, the faster the power increases to maintain the desired rate of its decline. Unlimited continuation of this process will inevitably lead to boiling of the liquid. It is necessary to prevent excess power. From the power level and the corresponding impedance change rate, it is possible to calculate the energy required to heat the fabric to a certain temperature.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS.
Далее настоящее изобретение будет описано в виде примеров со ссылкой на сопровождающие чертежи, на которых:Hereinafter the present invention will be described in the form of examples with reference to the accompanying drawings, in which:
На Фиг. 1 представлена блок-схема устройства для осуществления предлагаемого способа.FIG. 1 shows a block diagram of a device for implementing the method.
На Фиг. 2 приведен график зависимости импеданса от времени.FIG. 2 is a graph of impedance versus time.
На Фиг. 3 представлен алгоритм работы устройства в виде блок-схемы:FIG. 3 shows the algorithm of the device in the form of a flowchart:
фиг 3а – начало процесса абляции до перехода к горизонтальному участку импеданса (плато),Fig 3A - the beginning of the process of ablation to the transition to the horizontal section of the impedance (plateau),
фиг. 3б – продолжение процесса абляции и его завершения.FIG. 3b - continuation of the ablation process and its completion.
Известна показанная на фиг.2 модель изменения импеданса биологических тканей в процессе нагрева. После начала приложения энергии к биологическим тканям, импеданс обрабатываемой области по мере роста температуры снижается, затем достигает локального минимума, и впоследствии по мере коагуляции белков и высушивания ткани начинает расти. Участок 1: нагрев ткани и снижение импеданса. Участок 2: постоянный импеданс, выравнивание температуры, прогрев участков с низкой температурой. Участок 3: увеличение импеданса.Known shown in figure 2 model changes the impedance of biological tissues in the heating process. After the beginning of the application of energy to biological tissues, the impedance of the treated area decreases as temperature increases, then reaches a local minimum, and subsequently, as the proteins coagulate and the tissue dries, it begins to grow. Section 1: heating the fabric and reducing impedance. Section 2: constant impedance, equalization of temperature, heating of sections with low temperature. Phase 3: increase impedance.
ЛУЧШИЙ ВАРИАНТ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯBEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Предлагаемое устройство для абляции биологических тканей содержит (Фиг. 1) блок питания 1, соединенный с высокочастотным генератором 2, системой управления 3 и дисплеем 4, а также содержит выходную цепь 5 для согласования генератора 2 с рабочим инструментом для абляции и датчик напряжения 6 и датчик тока 7, подключённые к выходной цепи 5 и соединенные с системой управления 3.The proposed device for ablation of biological tissues contains (Fig. 1) a
Блок питания 1: входное напряжение - 230 Вольт, 50 Герц, выходные напряжения: +60 Вольт, 1.2А, +15В, 300мА, -15В, 300мА, +5В, 500мА, +3,3В, 500мА.Power supply unit 1: input voltage - 230 Volt, 50 Hertz, output voltage: +60 Volt, 1.2A, + 15V, 300mA, -15V, 300mA, + 5V, 500mA, + 3.3V, 500mA.
Высокочастотный генератор 2 должен быть способным работать с диапазоном активных нагрузок от 10 до 400 Ом в биполярном режиме. Обеспечивать мощности: от 1 до 35 Вт., в соответствии с управляющими сигналами системы управления. Выходная мощность не более 35 Вт на нагрузке 110 Ом. Максимальное напряжение на нагрузке не более 65 В. Форма сигнала – квазисинусоида, частота 440 КГц, допустимое отклонение частоты 11 КГц.High-
Дисплей 4 отображает цифровую, цифробуквенную и графическую информацию о ходе воздействия.
Выходная цепь 5 предназначена для фильтрации выходного напряжения и согласования с инструментом. The
Датчик напряжения 6 предназначен для непрерывного преобразования текущего значения измеряемого напряжения переменного тока частотой 440кГц в аналоговый сигнал и обеспечивает гальваническую развязку от измеряемой цепи. Должен обеспечивать возможность измерения напряжений в интервале 0-100 В.
Датчик тока 7 предназначен для непрерывного преобразования текущего значения силы измеряемого переменного тока частотой 440кГц в аналоговый сигнал и обеспечивает гальваническую развязку от измеряемой цепи. Должен обеспечивать возможность измерения тока в интервале 0-1 А.The current sensor 7 is designed to continuously convert the current value of the measured AC current with a frequency of 440 kHz into an analog signal and provides galvanic isolation from the circuit being measured. It should provide the ability to measure current in the range of 0-1 A.
Система управления 3 оценивает сигналы датчика напряжения 6 и датчика тока 7, и на основе полученных данных, вырабатывает управляющий сигнал для генератора 2 высокой частоты. В соответствии с алгоритмом определения достижения эффекта трансмуральности (фиг. 3) определяет момент достижения трансмуральности, вырабатывает сигнал на отключение генератора 2, выдает звуковой сигнал для оповещения хирурга о достижении трансмуральности, отображает на дисплее 4 информацию о достижении трансмуральности.The
В качестве инструмента использовали электроды для биполярной хирургической абляции. Материал электродов – контакт – бронза или иной электропроводящий материал. Конструкция электродов обеспечивает абляцию ткани на всем протяжении электрода. Длина проводящей части электрода, находящейся в контакте с тканью -70мм.Electrodes for bipolar surgical ablation were used as a tool. Electrode material - contact - bronze or other electrically conductive material. The design of the electrodes provides ablation of tissue throughout the electrode. The length of the conductive part of the electrode in contact with the tissue is 70mm.
Для проведения абляции два электрода инструмента размещают в контакте с поверхностью биологической ткани таким образом, чтобы обрабатываемая ткань находилась между электродами; и между электродами и тканью обеспечивался надёжный электрический контакт. To perform ablation, the two electrodes of the instrument are placed in contact with the surface of the biological tissue so that the tissue to be treated is between the electrodes; and a reliable electrical contact was maintained between the electrodes and the fabric.
После инициализации микропроцессора системы управления 3 первоначально на инструмент подают от генератора 2 высокочастотное напряжение от 5 до 25 В, предпочтительно 10 вольт, и определяют в первые 3 секунды начальный импеданс Zнач обрабатываемой ткани и проверяют соответствие вычисленного значения импеданса разрешенному диапазону. Если вычисленный импеданс находится в диапазоне от 20 до 300 Ом, лучше от 40 до 200 Ом продолжают подачу напряжения.After initializing the microprocessor of the
С момента начала абляции через промежутки времени dt равные 100мс, в соответствии с первым участком графика приведенного на фиг. 2 (точка t0), микропроцессор начинает вычисление значения импеданса ткани Z и скорости его изменения, мощности W и скорости её изменения, а также подсчет отданной в нагрузку энергии E.Since the start of ablation, at intervals of dt equal to 100 ms, in accordance with the first section of the graph of FIG. 2 (point t 0 ), the microprocessor starts the calculation of the impedance value of the fabric Z and its rate of change, the power W and the speed of its change, as well as the calculation of the energy E delivered to the load.
Экспериментально установлено, что в начале абляции для поддержания скорости изменения импеданса 5% в секунду, достаточно небольшой скорости изменения мощности, например увеличения мощности на 1Вт/с. По мере нагревания ткани, для поддержания скорости снижения импеданса, 5% в секунду требуется большее приращение мощности, например, 3Вт/с.It was established experimentally that at the beginning of ablation to maintain the rate of change of impedance of 5% per second, a rather small rate of change of power, for example, an increase in power by 1 W / s. As the fabric heats up, to maintain the rate of impedance reduction, 5% per second requires a larger power increment, for example, 3 W / s.
Для вычисления микропроцессором скорости изменения импеданса в зависимости от Zнач (dZ/dt*k1) и заданного значения скорости снижения импеданса равным 5% устанавливают k1=0.005.For the microprocessor to calculate the rate of change of impedance depending on Znach (dZ / dt * k 1 ) and the set value of the rate of impedance decrease equal to 5%, set k 1 = 0.005.
Для заявленного диапазона значений скорости снижения импеданса от 2 до 10% в секунду k1 = от 0.002 до 0.01 при dt = 0.1 cекунды.For the stated range of impedance reduction rate values from 2 to 10% per second, k 1 = 0.002 to 0.01 with dt = 0.1 seconds.
А также устанавливают значение k5=0.3 для контроля текущей скорости изменения мощности в зависимости от заданного значения скорости изменения мощности равного 3Вт/с. Возможный диапазон значений k5 = от 0.1 до 0.5.And also set the value of k 5 = 0.3 to control the current rate of change of power, depending on the set value of the rate of change of power equal to 3W / s. The possible range of values of k 5 = from 0.1 to 0.5.
Энергия E равна 1/10 суммы мгновенных значений мощности W через промежутки времени dt=0.1 секунды.Energy E is equal to 1/10 of the sum of instantaneous values of power W at time intervals dt = 0.1 seconds.
Также микропроцессор, с момента начала абляции, вычисляет скорость изменения подаваемой на инструмент мощности dW/dt и регулирует мощность для поддержания заданной скорости снижения импеданса, вычисляя мощность по формуле:Also, the microprocessor, since the start of ablation, calculates the rate of change of the dW / dt power supplied to the instrument and adjusts the power to maintain the specified impedance reduction rate, calculating the power using the formula:
W=W±(Zнач*k1-dZ)*k2, где k1=0.005 для заданной скорости 5% в секунду, dZ - изменение импеданса за время dt, k2 от 0.2 до 1– шаг изменения мощности.W = W ± (Znach * k 1 -dZ) * k 2 , where k 1 = 0.005 for a given speed of 5% per second, dZ is the change in impedance over the time dt, k 2 from 0.2 to 1– step of power change.
Если скорость снижения dZ/dt выше 5% в секунду, микропроцессор уменьшает мощность пропорционально отклонению скорости до восстановления скорости снижения импеданса на уровне 5% в секунду. Если скорость снижения импеданса dZ/dt ниже 5% в секунду, микропроцессор увеличивает мощность пропорционально отклонению скорости до восстановления скорости снижения импеданса на уровне 5% в секунду и далее управляет мощностью, поддерживая скорость падения импеданса неизменной на уровне, 5% в секунду.If the dZ / dt reduction rate is above 5% per second, the microprocessor reduces power in proportion to the speed deviation until the impedance reduction rate recovers at 5% per second. If the dZ / dt impedance reduction rate is below 5% per second, the microprocessor increases the power in proportion to the speed deviation until the impedance reduction speed recovers at 5% per second and then controls the power, keeping the impedance drop rate constant at 5% per second.
При значении импеданса Z меньше, чем вычисленное по формуле Z=0.75*Zнач. микропроцессор вычисляет значение полной энергии Eп, необходимой для достижения трансмуральности поражения ткани по формуле: Eп =Е*k3, где k3 от 2 до 5– коэффициент полной энергии.When the value of the impedance Z is less than that calculated by the formula Z = 0.75 * Zach. the microprocessor calculates the value of the total energy Ep needed to achieve the transmurality of tissue damage by the formula: Ep = E * k 3 , where k 3 is from 2 to 5 — the total energy coefficient.
Одновременно микропроцессор рассчитывает максимально допустимую мощность Wмакс по формуле: Wмакс = W*k4, где k4 –коэффициент мощности равный 4. Возможный диапазон значений коэффициента мощности от 3 до 6.At the same time, the microprocessor calculates the maximum allowable power Wmax according to the formula: Wmax = W * k 4 , where k 4 is the power factor equal to 4. The possible range of values of the power factor is from 3 to 6.
Экспериментально установлено, что во время абляции импеданс Z снижается до 50% и более от начального импеданса Zнач. Точка t1 на графике Фиг. 2 выбрана на уровне 75% от Zнач, примерно в середине максимального диапазона изменения импеданса.It was established experimentally that during ablation, the impedance Z decreases to 50% or more of the initial impedance Zst. The point t 1 in the graph of FIG. 2 is chosen at the level of 75% of Znich, approximately in the middle of the maximum range of change of impedance.
В точке t1 выделенная энергия E равна от 20% до 50% полной энергии, необходимой для достижения трансмуральности. Поэтому возможный диапазон значений k3 от 2 до 5.At point t 1, the released energy E is between 20% and 50% of the total energy required to achieve transmurality. Therefore, the possible range of values of k 3 from 2 to 5.
В точке t1 мощность W равна от 15% до 30% максимально допустимой мощности W макс для данного объема ткани. Поэтому k4 выбирается в диапазоне от 3 до 6.At point t 1, the power W is equal to between 15% and 30% of the maximum allowable power W max for a given volume of tissue. Therefore, k 4 is selected in the range from 3 to 6.
При приближении импеданса Z к минимальному значению (плато – точка на фиг. 2), скорость возрастания мощности может превышать 3Вт/с. Поэтому k5 выбирается в диапазоне от 0.1 до 0.5.When the impedance Z approaches the minimum value (plateau is a point in Fig. 2), the rate of increase in power may exceed 3W / s. Therefore, k 5 is selected in the range from 0.1 to 0.5.
При значении скорости изменения мощности dW/dt больше заданного значения 3Вт/с переходят в режим поддержания постоянного уровня импеданса (выход на плато), путем регулирования мощности, увеличения или уменьшения её в зависимости от колебаний импеданса Z, чтобы не допустить чрезмерного нагрева ткани.When the value of the rate of change of power dW / dt is greater than the specified value of 3W / s, it goes into the mode of maintaining a constant impedance level (plateau) by adjusting the power, increasing or decreasing it depending on the fluctuations of the impedance Z, in order to prevent excessive heating of the fabric.
Различная плотность тока в ткани приводит к неравномерному выделению энергии и разной температуре участков ткани. Для компенсации разницы температур необходимо некоторое время поддерживать ткань при достигнутой максимальной температуре. Поддерживая импеданс на неизменном уровне регулировкой мощности, аппарат поддерживает среднюю температуру ткани неизменной. При этом происходит перераспределение и выравнивание температуры между соседними участками ткани вследствие теплопередачи.Different current density in the tissue leads to uneven release of energy and different temperatures of the tissue. To compensate for the temperature difference, it is necessary to maintain the fabric for some time while the maximum temperature is reached. By keeping the impedance at a constant level by adjusting the power, the device maintains the average tissue temperature unchanged. When this occurs, the redistribution and equalization of temperature between adjacent areas of tissue due to heat transfer.
Предпочтительное заданное время после осуществления перехода в режим поддержания постоянного уровня импеданса составляет не более 10 секунд.The preferred predetermined time after the transition to maintain a constant level of impedance is not more than 10 seconds.
Микропроцессор выводит сообщение о достижении трансмурального поражения ткани и прекращает работу генератора:The microprocessor displays a message about the achievement of a transmural tissue damage and stops the generator:
1. При выделении полной энергии Eп в нагрузку;1. With the release of the total energy of EP in the load;
2. При увеличении мощности выше W макс;2. With increasing power above W max;
3. По истечении заданного времени, формируемого таймером 2 (алгоритм на фиг.3), после осуществления перехода в режим поддержания постоянного уровня импеданса.3. After a specified time, formed by timer 2 (the algorithm in figure 3), after the transition to maintain a constant level of impedance.
Для защиты от чрезмерного нагрева и повреждения ткани генератор выключается по истечении 40 секунд, формируемых таймером 1 (алгоритм на фиг. 3) от начала абляции независимо от других критериев.To protect against excessive heat and tissue damage, the generator turns off after 40 seconds, which are generated by timer 1 (algorithm in Fig. 3) from the start of ablation, regardless of other criteria.
Claims (26)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2019104851A RU2691845C1 (en) | 2019-02-20 | 2019-02-20 | Ablation method of biological tissues and device for its implementation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2019104851A RU2691845C1 (en) | 2019-02-20 | 2019-02-20 | Ablation method of biological tissues and device for its implementation |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2691845C1 true RU2691845C1 (en) | 2019-06-18 |
Family
ID=66947763
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2019104851A RU2691845C1 (en) | 2019-02-20 | 2019-02-20 | Ablation method of biological tissues and device for its implementation |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2691845C1 (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN114391941A (en) * | 2021-12-21 | 2022-04-26 | 杭州堃博生物科技有限公司 | Control method, device, equipment and storage medium of radio frequency ablation circuit |
| CN114886552A (en) * | 2022-05-05 | 2022-08-12 | 以诺康医疗科技（苏州）有限公司 | High-frequency electrotome tissue closing method, system, generator and high-frequency electrotome |
| RU2780122C1 (en) * | 2021-09-14 | 2022-09-19 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Анико" (Ооо "Анико") | Method for controlling an ablation apparatus for biological tissues (2 variants) |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5558671A (en) * | 1993-07-22 | 1996-09-24 | Yates; David C. | Impedance feedback monitor for electrosurgical instrument |
| US6889694B2 (en) * | 2000-04-27 | 2005-05-10 | Atricure Inc. | Transmural ablation device |
| US7959626B2 (en) * | 2001-04-26 | 2011-06-14 | Medtronic, Inc. | Transmural ablation systems and methods |
| RU2665627C2 (en) * | 2016-12-21 | 2018-09-03 | Общество с ограниченной ответственностью "ЛОРГЕ медикал" | Bipolar electrosurgical instrument for ablation of the atrial myocardium for the treatment of supraventricular arrhythmias |
-
2019
- 2019-02-20 RU RU2019104851A patent/RU2691845C1/en active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5558671A (en) * | 1993-07-22 | 1996-09-24 | Yates; David C. | Impedance feedback monitor for electrosurgical instrument |
| US6889694B2 (en) * | 2000-04-27 | 2005-05-10 | Atricure Inc. | Transmural ablation device |
| US7959626B2 (en) * | 2001-04-26 | 2011-06-14 | Medtronic, Inc. | Transmural ablation systems and methods |
| US20130072926A1 (en) * | 2001-04-26 | 2013-03-21 | Medtronic, Inc. | Systems and Methods for Transmural Ablation |
| RU2665627C2 (en) * | 2016-12-21 | 2018-09-03 | Общество с ограниченной ответственностью "ЛОРГЕ медикал" | Bipolar electrosurgical instrument for ablation of the atrial myocardium for the treatment of supraventricular arrhythmias |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2780122C1 (en) * | 2021-09-14 | 2022-09-19 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Анико" (Ооо "Анико") | Method for controlling an ablation apparatus for biological tissues (2 variants) |
| RU2788005C1 (en) * | 2021-11-24 | 2023-01-16 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Анико" (Ооо "Анико") | Myocardium ablation method and device for its implementation |
| CN114391941A (en) * | 2021-12-21 | 2022-04-26 | 杭州堃博生物科技有限公司 | Control method, device, equipment and storage medium of radio frequency ablation circuit |
| CN114886552A (en) * | 2022-05-05 | 2022-08-12 | 以诺康医疗科技（苏州）有限公司 | High-frequency electrotome tissue closing method, system, generator and high-frequency electrotome |
| CN114886552B (en) * | 2022-05-05 | 2023-07-04 | 以诺康医疗科技（苏州）有限公司 | High-frequency electrotome tissue closing system, generator and high-frequency electrotome |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP1592355B1 (en) | Ablation system | |
| EP1810630B1 (en) | System for terminating treatment in impedance feedback algorithm | |
| US7250048B2 (en) | Ablation system and method of use | |
| EP1389966B1 (en) | Radiofrequency ablation system | |
| EP1401346B1 (en) | Ablation system | |
| US8226639B2 (en) | System and method for output control of electrosurgical generator | |
| US8882766B2 (en) | Method and system for controlling delivery of energy to divide tissue | |
| US8419727B2 (en) | Impedance mediated power delivery for electrosurgery | |
| US8388614B2 (en) | Return electrode temperature prediction | |
| JP5698190B2 (en) | Method and apparatus for optimal coagulation of biological tissue | |
| RU2691845C1 (en) | Ablation method of biological tissues and device for its implementation | |
| JP4519980B2 (en) | Electrosurgical equipment | |
| RU2788005C1 (en) | Myocardium ablation method and device for its implementation | |
| RU2780122C1 (en) | Method for controlling an ablation apparatus for biological tissues (2 variants) | |
| CN121287274A (en) | An ablation method that automatically identifies impedance and adjusts the output form |