CC BY
107
УДК 615.472
Д. В. Белик, д-р техн. наук, К. Д. Белик,
Новосибирский государственный технический университет
Импедансные медицинские системы для хирургии
Ключевые слова: импедансная электрохирургия, импедансные электрохирургические аппараты, электроимпедансомет-рия, многочастотная импедансометрия
Описанные принципы реализации обратной связи по электрическому импедансу биотканей, функционирующие на базе электрохирургических систем, позволяют обнаруживать и диагностировать структурные патологии в ходе хирургического вмешательства, а также осуществлять коагуляцию и рассечение здоровых биотканей с клинически эффективной мощностью.
Введение
Медицинские технологии в хирургии и особенно в онкохирургии постоянно совершенствуются, в результате повышается достоверность удаления различных типов структурных патологий (включая онко- и доброкачественные опухоли и некротизи-рованные биоткани), обеспечивается надежная коагуляция поверхности этих тканей и сосудистых русел, что в значительной мере уменьшает крово-потери во время хирургического вмешательства. Все это в свою очередь позволяет прогнозировать снижение вероятности рецидива, а также уменьшать объем удаляемых здоровых биотканей.
Одним из направлений в создании медицинских систем, позволяющих в той или иной мере автоматизировать эти технологии, является разработка импедансных хирургических систем (ИХС), основой которой является возможность измерения и анализа импеданса биотканей во время хирургического вмешательства для обнаружения патологии, определения ее границ и типа. Как известно, важным свойством живой биоткани является способность поляризации составляющих ее структурных элементов (тканевых слоев, клеток и т. д.). Высокая поляризационная емкость — характерное свойство живых, неповрежденных клеток. Она имеет значения от 0,1 до 10,0 мкф/см2 [1]. В связи с этим электрический импеданс (ЭИ) биотканей зависит от частоты измерительного тока по емкостному типу. Сегодня измерение электропроводящих свойств биотканей используется в биологии и медицине для определения электрофизических свойств биотканей
и изучения изменений, связанных с их функционированием и структурными изменениями систем организма, в том числе при патологиях [2].
Нужно отметить, что значения удельного сопротивления различных биотканей, составляющих один орган, существенно отличаются друг от друга, что было доказано экспериментально. При этом внутри одного органа отличие между величинами удельного сопротивления близлежащих здоровых биотканей является значительным и почти не зависит от индивидуальных особенностей пациентов.
Кроме того, необходимо отметить, что в природе существуют примеры обнаружения и различения электрических емкостей. В качестве примера можно указать на наличие у клюворылых рыб собственного генератора электрического поля и рецепторной системы. Благодаря этому они способны определять электрическую емкость ближайших объектов в диапазоне от 0,22-1,70 до 120,00-680,00 нф. Эти рыбы могут различать объекты по размеру, форме и локализации [3].
Известно, что электроимпедансометрия позволяет различать структурные элементы ткани по времени релаксации (полной поляризации) составляющих их диполей во внешнем измерительном поле. Время релаксации будет определяться удельной плотностью зарядов в этих элементах и их объемом, а также динамической вязкостью окружающей их среды — межклеточной и внутриклеточной жидкостей. Такая способность к поляризации и линейные размеры тканевых структур определяют их емкость [4, 5].
Как проводник второго рода биологическая ткань включает в себя структурные элементы нескольких видов, которые разделены на три группы. Каждая из них имеет свои диапазоны размеров, а следовательно, емкостей и частот, на которых их деполя-ризационная способность резко падает:
• тканевые слои, представляющие собой группы клеток преимущественно одного типа, — наибольшие по размеру,
• клетки, состоящие из внутриклеточных элементов, — меньшие по размеру;
• микроразмерные внутриклеточные элементы, состоящие из белковых молекул.
№ 5-Б (11-12)/2010 |
биотехносфера
При снижении поляризационной способности определенной группы элементов возрастает величина их активного сопротивления в измеряемом импедансе. Все вышеизложенное позволяет сделать вывод о возможности применения импедансометрии для дифференциации биотканей различных типов, во-первых, и патологической и здоровой тканей, во-вторых.
Обобщив имеющиеся материалы, мы провели теоретические и экспериментальные исследования в целях создания ИХС, предназначенных как для обнаружения внутриполостных патологий и определения их размеров и границ, включая глубину локализации в ходе проведения хирургических вмешательств, так и для их удаления при условии минимизации зоны термопоражения здоровых тканей, прилегающих к операционной ране.
Одночастотные импедансные хирургические системы
Для построения таких систем на первом этапе рассматривался одночастотный метод импедансной диагностики. Этот метод удалось реализовать с помощью импедансных электрохирургических аппаратов (ИЭХА), позволяющих проводить измерение значений импеданса биоткани. В соответствии с последним осуществлялось электрохирургическое воздействие с определенной эффективной мощностью. По данным исследований, эта мощность обеспечивала минимальное поражение прилегающих к ране тканей и эффективное рассечение [6].
Результаты экспериментальных исследований показали, что по сравнению с обычными электрохирургическими аппаратами (ЭХА) ИЭХА позволяют уменьшить термические повреждения массивов клеток биотканей, прилегающих к операционной ране, при их рассечении [7]. В связи с этим снижается вероятность перфорации стенок кишок и крупных сосудов и сокращаются сроки заживления хирургической раны.
Указанные выводы были сделаны на основе исследований термопораженных биотканей после электрохирургического воздействия. В результате выявлены три слоя, каждый из которых имел собственную степень деструкции (рис. 1). Эксперименты проводились по следующей методике: после достижения оптимального гемостаза ткани фиксировали мощность, при которой он получен, и заносили ее значение в таблицу. Затем делали срез образца тка-
Рис. 1
Биоткани раневой поверхности
после электрохирургического воздействия
Рис. 2 Размеры зон термического повреждения биотканей при использовании одинаковых активных электродов и равной выходной мощности ЭХА (а) и ИЭХА (б):
1 — активный электрод; 2 — зона некроза; 3 — биоткань. На электроды подается ток высокой частоты
ни и под микроскопом определяли величину слоев деструкции и выраженность гемостаза.
Экспериментально установлено, что импеданс, измеренный с поверхности карбонизированного слоя биоткани, имеет значения от 3 до 5 кОм. Высота частично карбонизированного слоя 1 доходит до 2050 мкм. При этом слой губчатого некроза 2, состоящий из бесструктурно-коагулированного белка и обезвоженных биотканей, высушенных эритроцитов и лимфы, достигает толщины 150-250 мкм, а слой 3, состоящий из частично поврежденных клеток биоткани, сохранивших свою структуру, — до 1000 мкм.
Параллельно с исследованиями микроструктуры поврежденных биотканей при наличии различных мощностей электрохирургического воздействия проводилось измерение их электрического импеданса и электрического импеданса тканей. На основе результатов этих исследований была сформирована база данных мощности ИЭХА. Размеры зон термического повреждения тканей, полученные в результате применения ИЭХА, в сравнении с традиционным ЭХА показаны на рис. 2, где — зона поражения биоткани обычным ЭХА, <2 — зона поражения биоткани ИЭХА. Отношение <2 — около 2.
Еще одной важной задачей при проведении хирургического вмешательства является обеспечение гемостаза при рассечении сосудов диаметром от
2 до 8 мм. При множественных кровотечениях создание стабильного гемостаза сопряжено с определенными трудностями для хирурга. Традиционно в процессе хирургического вмешательства с использованием ЭХА хирург субъективно оценивает время подачи высокочастотной энергии в целях коагуляции кровеносных сосудов. При этом только случайное совпадение электрохирургического воздействия (ЭХВ) и минимума пульсовой волны может привести к стабильному гемостазу. Несовпадение часто становится причиной формирования тромба, имеющего недостаточные прочностные характеристики, и ожогов тканей органов или сосудов. Все это, в свою очередь, вызывает повторные кровотечения на фоне снижения вероятности вторичной коагуляции.
Для создания надежного коагуляционного тромба с применением одночастотной импедансометрии и в ограниченный промежуток времени был разработан модуль ИЭХА, обеспечивающий фазирование
биотехносфера
| № 5-6 (11-12)/2010
ЭХА ЭХВ Пациент
2
1 Включение ЭХА <
3
Рис. 3
Блок-схема электрохирургического аппарата, выход которого синхронизирован с пульсовой волной
электрохирургического воздействия с пульсовой волной (рис. 3). Модуль содержит: блок анализа пульсовой волны 1 и достижения ее максимальной и минимальной величины в месте хирургического воздействия и блок измерения пульсовой волны и определения ее параметров 3, подключаемые к блоку формирования мощности ЭХА 2.
Разработанный модуль обеспечения стабильного гемостаза позволяет вычислять эффективное время ЭХВ на основе измеренного значения импеданса в устье кровеносного сосуда, величина которого зависит от фазы пульсовой волны (от количества крови на исследуемом участке сосуда). Автоматическое выключение подачи мощности ИЭХА осуществляется при импедансе, равном 2 кОм.
Рассмотренный модуль управления параметрами диссипированной мощности при проведении коагуляции, функционирующий на базе ИЭХА, позволяет быстро останавливать кровотечения и намного повышает эффективность применения этих аппаратов в хирургии [6].
Двухчастотные импедансные хирургические системы
В целях повышения достоверности обнаружения патологии и определения параметров структуры биотканей (плотности клеток, их морфологии и т. д.)
во время хирургического вмешательства была реализована концепция двухчастотного ИЭХА. Для подтверждения преимуществ данного метода были проведены экспериментальные исследования. В рамках этих исследований были выбраны: частота, соответствующая максимальной поляризации структурных элементов клеток, — 440 кГц, и частота, соответствующая минимальной поляризации клеток в тканевых слоях, — 2 кГц. В качестве диагностического показателя, позволяющего различать здоровые и патологические ткани при осуществлении контактного к ним измерения, использовалось соотношение этих импедансов £2/^400 — коэффициент поляризации Кп (по Тарусову).
При проведении данных исследований к патологическим биотканям были отнесены доброкачественные и злокачественные новообразования в виде опухолей, некротизированные структуры — разложившиеся опухоли, структуры свищей и т. д., которые после обнаружения подлежат хирургическому удалению.
В табл. 1 представлены результаты исследований импеданса и значений Кп для здоровой (норма) и патологических биотканей желудка, значения приращений импедансов и значений Кп относительно величин этих показателей для здоровой ткани. Сравнивая приращения Кп и приращения импеданса на частоте 2 кГц, можно заметить, что они (за исключением приращения импеданса для аденокарциномы и доброкачественного полипа) мало отличаются друг от друга. В то же время приращение Кп для аденокарциномы существенно превышает приращение ее импеданса на частоте 2 кГц. Аналогичные исследования проведены для биотканей печени, селезенки, легких, поджелудочной железы и др. Судя по табл. 1, доброкачественная опухоль (полип) заметно отличается по Кп от злокачественных.
Как известно, во время хирургического вмешательства определение геометрических размеров уча-
Таблица м Импеданс и коэффициент поляризации здоровой и патологической биотканей
Полип
Параметр Слизистая в норме Аденокар-цинома Солидный рак Скирр
злокачественный доброкачест венный
Импеданс*, Ом 220 (9) 305 (8) 217(10) 208 (7) 217(9) 245 (8)
Приращение*, % 0 +38,6 -1,36 -5,45 -1,36 + 11,4
Импеданс**, Ом 462 (7) 402 (12) 360 (9) 355 (11) 378 (9) 553 (7)
Приращение**, % 0 -13,0 -22,10 -23,20 -18,2 +19,7
Коэффициент поляризации Ка 2,10 1,32 1,66 1,71 1,74 2,26
Приращение, % 0 -37,10 -21,00 -18,6 -17,1 +7,6
Соотношение приращений импедан-
сов относительно импеданса здоровой
биоткани - -0,71 34,00 8,93 28,00 3,64
Число обследуемых, чел. 31 20 11 18 7 22
Примечание. Везде показан прирост относительно нормы. В скобках значения по результатам измерений импеданса у указанного числа обследуемых. * Частота 440 кГц. ** Частота 2 кГц.
максимальное отклонение от среднего
а) К
Рис. 4 Изменение коэффициента поляризации по мере
удаления от центра опухоли в сторону здоровой ткани при раке прямой (а) и сигмовидной (б) кишок, щитовидной железы (в):
I — центр опухоли; II — опухоль; III — зона перехода от опухоли к здоровой биоткани; IV —здоровая биоткань; V — удаление от центра опухоли
стков патологических биотканей затруднено визуально, что часто приводит к чрезмерному (калечащему организм пациента) удалению здоровых биотканей, а это, в свою очередь, затрудняет реабилитацию больного в дальнейшем.
Дополнительно нужно отметить, что определение объема и границ опухоли — довольно сложное дело даже с помощью рентгеновской установки или ультразвукового сканера. Хирург не может быть до конца уверен в том, что опухоль удалена полностью, тем более если форма самой опухоли или внутреннего воспалительного участка имеет сложную конфигурацию как на поверхности органа, так и внутри ткани органа.
Поскольку по данным экспериментов (табл. 1) удается различить здоровые и патологические ткани по Кп (для открытых опухолей), было принято решение об использовании последнего для разграничения зон здоровой и патологической биотканей и интраоперационного обнаружения открытой опухоли и определения ее границ (для опухолей той же топологии).
Доказано, что отношение ^2/^449, где А^ и А^440 — приращения импедансов относительно импеданса здоровой биоткани, соответственно, на частотах 2 и 440 кГц, более чувствительно к виду опухоли, однако его использование может быть ограничено из-за повышенных требований к точности измерения импеданса на частоте 440 кГц.
Результаты проведенных экспериментальных исследований [6] показаны на рис. 4 и 5, где показан характер изменения Кп (проведены измерения биотканей 10-25 пациентов). Кп в этих исследованиях измерялся при движении активного электрода от центра открытой опухоли до места, где его значение при дальнейшем движении активного электрода не изменяется и соответствует значению Кп для здоровой ткани, по которой определяют маршрут удаления опухоли. При этом протяженность зоны перехода от Кп для злокачественной опухоли к Кп для здоровой биоткани на рис. 4 и 5 (для открытых опухолей) может зависеть от степени изменения высоты злокачественной опухоли либо от протяженности зоны «переходной» ткани.
На основе вышеизложенного был сделан вывод о возможности использования соотношения Кп здоровой ткани и Кп опухоли для определения границ видимой опухоли и одновременного снижения влияния субъективных факторов пациента на результат измерения. Предполагается, что при хирургическом вмешательстве в каждом конкретном а)
8,0 7,5 7,0 -
6,0
5,0
4,0 3,5 3,0
2,0
1,0
0
-v— II
III
IV
б) К„
Рис. 5
Изменение коэффициента поляризации по мере удаления от центра опухоли в сторону здоровой ткани кожи (а), желудка (б):
I — центр опухоли; II — опухоль; III — зона перехода от опухоли к здоровой биоткани; IV — здоровая биоткань; V — удаление от центра опухоли
биотехносфера
| № 5-Б (11-123/2010
Биотехнические системы
случае, когда опухоль обнаружена и визуализируется, хирург может измерить Кп заведомо здоровой и патологической биотканей, которые будут сохранены в базе данных системы для дальнейшего использования при определении границ опухоли и маршрута ее удаления по здоровой ткани.
В результате экспериментов были получены значения Кп здоровой и опухолевых тканей, что позволило создать базу данных для управления режимами работы ИЭХА. При этом величины импеданса здоровой ткани, измеренные на частоте 440 кГц, предназначены для определения клинически эффективной мощности электрохирургического воздействия, а значения Кп — для определения границы между опухолью и здоровой биотканью. В ходе разработки систем этого класса не учитывался неоднородный цитологический характер большинства опухолей.
Использование в онкологической хирургии
Рассмотрим использование двухчастотного ИЭХА в тех клинических случаях, когда необходимо выявление патологических биотканей (в онкологии и гнойной хирургии). Как уже было показано, применение ИЭХА на основе двухчастотных измерений в онкохирургии позволяет дифференцировать здоровые биоткани и патологические и за счет этого обеспечить абластику операционной раны.
Опишем основные элементы методики удаления злокачественной опухоли с использованием двухчастотного ИЭХА. Для снижения риска послеоперационного метастазирования необходимо различать три области биоткани:
• опухоль — 100 % пораженных клеток биоткани;
• переходная или биоткань, в структуре которой есть измененные клетки в пределах 20-30 %;
• здоровая биоткань — 100 % здоровых клеток биоткани.
В указанных пропорциях Кп изменяется только в условиях приповерхностной локализации переходной области и отсутствии невидимых участков опухоли, скрытых под здоровой или переходной тканью (рис. 6). В этом случае опухоль иссекают по здоровой биоткани, которая определяется по зна-
а)
а)
б)
Рис. 6
Злокачественная опухоль с легко определимыми границами: а — вид сверху; б — вид в разрезе по центру опухоли:
1 — маршрут удаления опухоли; 2 — опухоль; 3 биоткань
( О )
б)
Рис. 7 Злокачественная опухоль со сложной геометрической формой: а — вид сверху; б — вид в разрезе по центру опухоли:
1 — маршрут удаления опухоли; 2 — опухоль. Точки А и Б обозначают движение измерительного электрода
чениям Кп. Каждый раз когда при движении измерительного электрода от опухоли обнаруживается здоровая ткань, хирург должен провести маркирование маршрута иссечения. В тех случаях, когда опухоль полностью или частично оказывается покрыта здоровыми или переходными тканями, использование Кп не позволяет уверенно различать здоровую ткань, содержащую опухоль, и здоровую ткань без опухоли (рис. 7). Для этого необходимо применение многочастотных электроимпедансных методов, которые будут представлены далее.
Как известно, все злокачественные опухоли обладают способностью к метастазированию, поэтому иссечения только первичного очага даже по здоровым тканям, оказывается недостаточным. Поэтому в рамках онкохирургического вмешательства традиционно удаляют все регионарные лимфатические узлы (проводят регионарную лимфаденэкто-мию). Выборочное удаление лимфатических узлов региона возможно при условии многочастотной диагностики их коэффициента поляризации, о чем будет сказано далее.
Соблюдение принципа абластики в онкохирургии с помощью ИЭХА дополнительно гарантируется благодаря работе аппарата в особом режиме формирования мощности, когда последняя устанавливается больше традиционной на 30-35 %.
Применение в хирургии гнойных заболеваний
Как известно, основной задачей хирурга, работающего с биотканями, пораженными гнойными заболеваниями и осложнениями, является достоверное обнаружение, определение границ и удаление омертвевших клеточных структур. Решение этих задач возможно при использовании ИЭХА на основе двухчастотной электроимпедансометрии биотканей, когда вычисляется Кп и проводится анализ его значений, определенных для предположительно некротизированной и живой здоровой ткани, на основе сравнения со значениями, записанными в базе данных.
В соответствии с описанным алгоритмом ИЭХА определяет маршрут удаления зоны некроза. Такое применение ИЭХА позволяет решить проблему развития осложнений в следующих случаях:
№ 5-6 (11-12)/2010 |
биотехносфера
• при перфорации пищевода;
• медиастините;
• флегмоне шеи;
• после операций в условиях искусственного кровообращения;
• при нагноительных процессах в легких и плевральных полостях (абсцесс легких и эмпиема плевры);
• посттравматическом остеомиелите, гнойно-некротических ранах у травматологических больных;
• хирургических инфекциях мягких биотканей;
• кишечных свищах;
• гнойных перитонитах.
Несмотря на все преимущества двухчастотного ИЭХА по сравнению с одночастотным, у него есть недостатки, основными из них считаются невозможность достоверного обнаружения, определение границ и цитологического типа внутритканевых опухолей, покрытых здоровыми тканями. Опухоли, имеющие такую локализацию, являются наиболее распространенными. Обнаруживается практически полное соответствие клинических стадий участков опухоли, покрытых здоровой тканью, и остальной опухоли после Т^оМо.
Основные трудности решения этих задач на основе рассматриваемого метода связаны с высокой вероятностью искажений значений импеданса, обусловленных характерными для хирургического вмешательства факторами хотя бы на одной измерительной частоте. В результате возможно принятие недостоверных решений о наличии опухоли и о степени ее патологической измененности.
При этом в условиях операционной воздействующий фактор и измерения нельзя разделить во времени по следующим причинам.
• В одной онкологической операционной часто проводится не менее двух операций одновременно. Хирургические операционные (операционные блоки) подавляющего большинства лечебных учреждений оснащены несколькими операционными столами и комплектами хирургического, реанимационного и анестезиологического оборудования (от 2 до 5 комплектов), которые часто бывают задействованы одновременно.
• Наличие временного регламента время проведения операции и ее элементов: пока хирург и участвующие в операции специалисты выполняют хирургические манипуляции, направленные на достижение терапевтического эффекта, и одновременно проводятся мероприятия для обеспечения условий гемостаза, антисептики и обезболивания, которые жестко регламентированы по времени в связи с высоким риском развития необратимых осложнений в организме больного при их нарушении.
В связи с этим предлагается предпринять разделение измерений в частотной области. Таким образом можно обеспечить, во-первых, одновременность и однократность осуществления измерительных процедур, во-вторых, учет различия частотных зависи-
мостей (характеристик) импеданса тканей как от их вида (для здоровых тканей), так и от наличия опухолей в них для последующей дифференциации тканей, определения границ опухолей и степени их патологической измененности, в-третьих, предложение мер по устранению или уменьшению этих погрешностей, учитывая разные частотные диапазоны влияния разных факторов, сопутствующих операции, на погрешность измерения импедансов.
Нами были проведены теоретические и экспериментальные исследования методов обнаружения, определения границ и цитологического типа скрытых (внутритканевых) опухолей, основанных на многочастотной электроимпедансометрии биотканей.
Многочастотные импедансные хирургические системы
Сегодня результаты экспериментальных исследований в целях решения задач обнаружения скрытой опухоли, показали, что наличие структурных внутритканевых неоднородностей, покрытых здоровыми тканями, приводит к значительному отличию импеданса тканей, содержащих такие структурные изменения, от импеданса здоровых тканей, не имеющих подобных изменений (рис. 8). Можно сделать вывод о возможности обнаружения скрытой структурной патологии и определения степени отличия одной ткани от другой (патологии, опухоли, рубцов, абсцессов, кровотечений и т. д. друг от друга и от здоровой ткани) через значения импедансов, измеренных на разных частотах.
Итак, многочастотная электроимпедансометрия позволяет более точно характеризовать изменения значений импеданса в диапазонах частот, имеющих разные граничные значения. В связи с этим будет логичным переход от использования коэффициента поляризации по Тарусову К^ к другим, вводимым далее характеристикам импеданса, учитывающим его изменения как во всем используемом диапазоне частот, так и на отдельных частотах и участках этого диапазона. Указанный коэффициент характеризует ткань по значениям импеданса Zp измеренным только на двух частотах f^, fn,
Кт = Zf / Zf , (1)
'1 'п
где f\,fn — крайние частоты диапазона частот измерительного поля.
В целях повышения точности результатов измерения импеданса и достоверности дифференцирования тканей предлагаются интегральные характеристики: средний по диапазону частот импеданс (выражение (2)) и интегральный коэффициент поляризации (выражение (3)).
Первый диагностический показатель: различение здоровых тканей между собой и выявление наличия (отсутствия) в однородных тканях патологии осно-
биотехносфера
I № 5-6(11-12) 2010
500 ^кГц
б) |4 Ом 350
з) |£|, Ом 6000
500 ^кГц
Рис. 8 Зависимость импеданса здоровой, опухолевой и переходной (на расстоянии 5 и 10 мм от опухоли ) тканей одного органа от частоты f: а, б — желудок: а — слизистый слой; б — серозный слой; в — печень:
1 — здоровая, ткань; 2 — опухоль
ваны на сравнении между собой частотных характеристик импедансов тканей (см. рис. 8). Математически эта задача может быть сведена к проверке гипотез о виде зависимостей аналогично методу проверки гипотез о соответствии законов распределения результатов измерений определенному виду. Такой подход интересен и перспективен для исследований. Однако для работы в операционной в нем нет особой необходимости, поскольку тип ткани, принадлежность ее к тому или иному органу и дооперационное состояние уже известны. Во время операции необходимо лишь отличать патологию ткани и ее границы. Для этого
можно использовать более простые показатели, позволяющие одновременно уменьшить влияние внешних факторов на качество результатов измерения по сравнению с существующими. К описанию таких показателей мы и переходим.
Учет частотной зависимости типа и состояния тканей для их различения, а также повышение достоверности определения опухоли, скрытой в здоровой ткани, основывается на использовании усреднения по частоте значений импеданса. Для этого предлагается показатель в виде среднего арифметического импеданса (среднего по диапазону частот импеданса) [8, 9]
1 п
= Ь X ^ >
(2)
¿=1
где п — количество частот, на которых происходит измерение импеданса Z; Zi — результат измерения на 1-й частоте.
Как показано на рис. 7, средний по диапазону частот импеданс Zg представляет собой интегральную импедансную характеристику ткани, определенную в диапазоне частот. Его значение позволяет, во-первых, различать ткани и их состояние, во-вторых, обеспечивает увеличение помехоустойчивости результата измерения, с одной стороны, за счет уменьшения случайных погрешностей измерения из-за увеличения числа измерений, а с другой — за счет усреднения частных импедансов, измеренных на разных частотах при разном воздействии на них внешних факторов.
Второй диагностический показатель — это интегральный коэффициент поляризации (ИКП) [8, 9], определяемый как отношение средних значений импедансов в двух частотных областях,
К
- £21Ы•
(3)
11=1
7=1
где п19 П2 — количество рабочих частот, используемых при измерении для оценки состояния межклеточной П}, а также межклеточной и внутриклеточной П2 жидкостей ткани; \Zi\ и Zj\ — модули электрического импеданса, измеренные на частотах / е [10-100] кГц и /^ е [100-500] кГц соответственно. Как известно, поляризация элементов межклеточной и внутриклеточной областей исследуемой ткани происходит в разных частотных диапазонах внешнего поля. Именно на это и ориентирован коэффициент К%: выбирая частоты /}, ..., /п} и /2, ... ..., /п2 в разных диапазонах, характерных для поляризации межклеточных и внутриклеточных элементов ткани, по его значению можно, во-первых, судить о клеточном составе ткани, о соотношении между объемами межклеточной и внутриклеточной жидкостей ткани, во-вторых, учитывать разное влияние внешних факторов на результат измерения. Достоверная диагностика опухолевых тканей на основе ИКП возможна в тех случаях, когда допусти-
мо контактное измерение импеданса ткани опухоли (двухчастотный метод) или в том случае, когда объем диагностируемой патологии превышает объем окружающей ее здоровой ткани. Третий случай характерен для метастазированных лимфатических узлов.
Определение степени патологической измененно-сти опухоли относится к задаче распознавания опухолевой ткани и сводится к анализу частотной зависимости диэлектрической восприимчивости групп элементов определенного структурного уровня, принадлежащих различным тканям. Чем точнее получена эта зависимость в диапазоне частот, соответствующем этому структурному уровню, тем более полной оказывается характеристика электромеханических свойств биологических объектов, составляющих исследуемый структурный уровень ткани.
Для повышения чувствительности обнаружения различий между здоровыми и патологическими тканями, а также дифференцирования патологических тканей по гистологическим типам онкопатологии, отличающимся степенью поляризации и, следовательно, удельным сопротивлением, введен относительный коэффициент соседней поляризации (ОКСП). В табл. 2 приведены значения ОКСП для различных типов здоровой и опухолевой тканей желудка, а также значения межклеточного и внутриклеточного индексов в процентах.
Диэлектрическая восприимчивость элементов клеток исследованных тканей имеет больший разброс значений по сравнению с аналогичным показателем для элементов межклеточной жидкости. Это свидетельствует о преимущественной поляризации в клеточных структурах, то есть подтверждает выявленную при помощи гистологического метода целостность мембран клеток исследуемой ткани.
Сравнение внутриклеточных индексов тканей показывает большую гетерогенность (разнородность) внутриклеточной среды у здоровых тканей и доброкачественных опухолей (наибольшая гетерогенность) по сравнению с соответствующими показателями для злокачественных опухолей.
Наибольшее различие между значениями ОКСП у здоровых и злокачественных опухолевых тканей зафиксировано на частотах 200-500 кГц. Это указывает на значительное влияние электрических параметров клеток, составляющих ткань, на распознавание (дифференцирование) здоровых и патологических тканей.
Результаты экспериментов (табл. 3) показали возможность определения глубины локализации скрытой опухоли по данным измерения электрического импеданса в проекции ее центра на поверхность ткани. Представлены результаты измерения глубины расположения онкоопухоли йо р после ее препарирования и глубины Ки, косвенно определенной по результатам первичного измерения импедан-сов до препарирования.
Результаты проведенных исследований указывают на возможность достоверного определения глубины локализации опухоли, скрытой в здоровой ткани. Созданная многочастотная электроимпедансная электрохирургическая система обеспечивает неинвазивное определение границ и цитологического индекса опухоли, скрытой в здоровой ткани, маркирование этих границ, а также выявление метастазированных лимфатических узлов, последующее удаление опухоли по этим границам, управление рабочим процессом и его визуализацию.
В составе многочастотной электроимпедансной системы для онкохирургии разработаны:
• аппаратные средства для реализации многосекционного принципа измерения электрического импеданса ткани;
• программное обеспечение, реализующее расчет введенных показателей и параметров методов, управление процессами, к которым относятся:
установка типа ткани и органа; калибровка системы по здоровой ткани; индикация значений параметров опухоли; маркирование центра и границ опухоли; установка параметров хирургического рассечения и коагуляции ткани; визуализация этих процессов;
Таблица 2
Значения ОКСП и его показателей для здоровых и опухолевых тканей желудка при разных значениях частоты
Тип ткани Коэффициент поляризации К ф % Индекс, %
10-20 кГц 20-50 кГц 50-100 кГц 100-200 кГц 200-500 кГц Межклеточный |Д Внутриклеточный Р
Аденокарцинома:
умереннодифференцированная 1,70 ¿0,06 3,70 ±0,12 3,40±0,11 4,60 ± 0,14 8,80 ± 0,31 8,8 ±0,2 16,8 ±0,4
низкодифференцированная 1,90 ¿0,06 3,50±0,12 3,30±0,10 4,10 + 0,12 7,90 ± 0,24 8,7±0,2 15,3 ±0,3
недифференцированная 1,00 ¿0,03 2,60 ±0,09 2,80 ±0,08 4,00 ± 0,14 8,70± 0,31 6,4±0,1 15,5 ±0,3
Железистый полип (доброкачест-
венный) 6,10: Ь0,19 9,00 ±0,34 8,90 ±0,31 11,80 + 0,41 18,50 + 0,61 24,0 ±0,3 39,2 ±0,6
Здоровая ткань желудка:
слизистая 3,8 + 0,14 6,20±0,21 5,50±0,17 7,00± 0,24 13,50 ¿0,53 15,5 ±0,3 26,0±0,7
мышечная 4,2 ± 0,14 4,10 ±0,14 4,30 ±0,16 6,70± 0,20 10,30 ¿0,32 12,6 ±0,2 21,3±0,3
серозная 1,9 + 0,07 3,50±0,11 3,60 ±0,12 6,30± 0,19 14,50 ¿0,45 9,0 ±0,3 24,4 ±0,6
| № 5-6 (11-123/2010
биотехносфера
Таблица 3 Результаты экспериментальных исследований по определению расстояния от поверхности ткани до нижней границы скрытой опухоли для паренхимы печени
Параметр Частота, кГц Высота препарата Л^, мм
32 15 12 10
Импеданс:
здоровая ткань 10 494,48 ±14,54 507,40± 21,14 527,05 ±42,91 505,09 ±12,90
100 360,56 ±27,65 396,97± 31,76 407,27 ±34,59 296,20 ±17,06
500 270,76 ±10,51 284,79 ±19,74 290,30 ±25,70 272,27± 6,49
центр опухоли 10 298,01 ±7,41 321,87± 6,76 338,32 ±6,52 296,10 ±9,47
100 165,72 ±8,35 201,80± 10,34 200,35 ±8,40 179,24± 11,40
500 139,01 ±5,27 146,28 ±10,98 152,76 ±12,23 133,30 ±8,97
Высота опухоли 1, мм - 6 4 4 4
Глубина залегания опухо-
ли, мм:
расчетная /г„ 10 15,10 ±1,40 10,00 ±0,90 7,50 ±0,10 7,20 ±0,10
100 13,60 ±1,10 9,00 ±0,80 6,70 ±0,80 6,60 ±0,10
500 14,10 ±1,10 9,00 ±0,80 6,90 ±0,80 6,70 ±0,10
измеренная /ги, мм - 16,00 9,00 8,00 7,00
Относительная погреш- 10 5,65 10,61 8,83 10,52
ность определения 100 15,06 0,31 17,03 18,06
глубины опухоли, % 500 12,06 0,06 13,60 16,69
• средство маркирования границ опухоли и ме-тастазированных лимфатических узлов.
Поскольку об определении размеров и границ доброкачественных и злокачественных опухолей сказано достаточно много, то далее нужно отметить возможность определения сосудистых русел и связанных с ними патологий. Электрический импеданс крови значительно ниже, чем аналогичный показатель у окружающих биотканей, поэтому зона пониженного импеданса легко вычисляется с точностью до нескольких миллиметров, что дает возможность обнаруживать кровеносные сосуды, оценивать их состояние. Это позволяет избегать больших кровопотерь при операциях на органах с высоким кровенаполнением.
Диагностика при помощи методов и медицинских систем многочастотной импедансометрии в ЛОР-хирургии дает возможность обнаруживать патологические биоткани и определять их размеры при хронических ангинах, бронхите и других заболеваниях горла, а также определять характеристики экссудата в области пазухи среднего носа для выявления очагов воспаления, в том числе в районе гайморовой пазухи.
Достаточно точно медицинские системы и аппараты определяют размеры некротизированных биотканей свищей, в зоне обморожения, ожога. Таким образом появляется возможность удалять их с минимальной вероятностью повторного возникновения. Благодаря применению медицинских систем и приборов, использующих метод многочастотной импедансометрии, к настоящему времени разработаны новые медицинские технологии, повышающие качество лечения.
Сегодня авторы продолжают совершенствовать систему определения границ патологий, находящихся
на ранней стадии развития. Перспективным направлением развития электроимпедансометрии биотканей является электроимпедансометрическая патоги-стологическая диагностика биотканей. Так, экспериментально показано, что изменение количества, размеров (формы), локализации и структуры элементов клеток (ядер и органелл) и самих клеток, составляющих исследуемую ткань каждого из указанных параметров исследуемых структурных элементов (в данном случае элементов клетки), вызывает изменение их поляризационных свойств. На основе этого и по аналогии с традиционным пато-морфологическим методом можно судить о степени этих отклонений по сравнению со здоровой тканью и принадлежности исследуемой ткани к тому или иному виду патологии и стадии. Первые шаги в этом направлении уже сделаны авторами на основе многочастотного принципа электроимпедансометрии.
Заключение
В результате проведенных исследований, нацеленных на повышение информационной достоверности определения электрических свойств биотканей, можно сделать вывод о возможности широкого применения одночастотной, двухчастотной и многочастотной импедансометрии в различных областях клинической медицины: в дооперационной диагностике — для обнаружения открытых и внутритканевых структурных патологий малого объема (в том числе в ЛОР-хирургии, гинекологии, при обморожениях, ожогах и т. д.); в интраоперационной диагностике — для обнаружения опухолей и определения их границ, снижения кровопотери при хирургии пече-
ни и селезенки и т. д. Это было подтверждено созданием импедансных хирургических систем на основе указанных результатов.
| Л и т е р а т у р а |
1. Conway I. Electrical impedance tomography for monitoring of hyperthermia // Clin. Phys. and Physiol. Meas. 1987. Vol. 8. P. 141-146.
2. Ибрагимов P. Ш. Устройство для измерения электропроводности биологических тканей и жидкостей // Новое в экспериментальной и клинической медицине: Тез. докл. ко 2-й Конф. изобретателей и рационализаторов/ Отв. ред. М. И. Лосева. Новосибирск, 1987. С. 121-122.
3. Смит К. Биология сенсорных систем / Пер. с англ. Ю. Б. Шмуклера; под ред. О. Ю. Орлова. М.: Бином; Лаборатория знаний, 2005. 583 с.
4. Тихомиров А. М. Импеданс биологических тканей и его применение в медицине. М.: Рос. гос. мед. ун-т, 2006. 12 с.
5. Плетнев С. В., Введенский В. Л., Мишин А. А. Многочастотные биоимпедансные измерения медленных релаксационных процессов в живых тканях // Биомедицинские технологии и радиоэлектроника. 2004. № 12. С. 20-26.
6. Велик Д. В. Импедансная электрохирургия. Новосибирск: Наука, 2000. 274 с.
7. Создание класса технологий и электрохирургических систем для проведения тканесберегающих и органосберега-ющих вмешательств по удалению и коагуляции биотканей, с обеспечением их высокой клинической эффективности (этап I). АВЦП: Развитие научного потенциала высшей школы (2009-2010 годы) / НГТУ; руковод. Д. В. Бе-лик; отв. исп. К. Д. Белик. Новосибирск, 2009. 85 с.
8. Пат. 2354327 Российская Федерация. А61В. Электрическая система для онкохирургии / Д.В. Белик, К. Д. Белик; заявители и правообладатели Д. В. Белик, К. Д. Белик; опубл. 10.05.2009. Бюл. № 13.
9. Пат. 2387372 Российская Федерация. А61В. Система диагностики биотканей / К. Д. Белик, Д. В. Белик; заявители и правообладатели К. Д. Белик, Д. В. Белик; № 2008139364; опубл. 27.04.10. Бюл. № 12.
УДК 615.822.3+612.6.65+612.789 А. Н. Шеповальников, д-р мед. наук,
Институт эволюционной физиологии и биохимии им. И. М. Сеченова РАН
Использование биотехнических систем в изучении центральных механизмов регуляции бодрствования и сна
Ключевые слова: дефолтные и зеркальные системы мозга, континуум «бодрствование — сон», позитронно-эмиссионный томограф, системная деятельность мозга, функциональная магнитно-резонансная томография, электроэнцефалограмма
В обзорной статье* рассматриваются последние достижения нейрофизиологии, перспективные для разработки более совершенных биотехнических систем и интерфейсов, которые могут быть ориентированы на эффективное управление механическими конструкциями, посредством использования информации, отражающей динамику структуры поля биопотенциалов мозга, с учетом индивидуальных особенностей организма и изменения его функционального состояния в норме и при патологии. Приводятся также новые сведения из литературы и собственные данные об особенностях организации системной деятельности мозга в различные периоды бодрствования и сна.
* Работа вышолнена при поддержке РГНФ, грант № 10 06 01000а.
Введение
В первое десятилетие нового века стали известны замечательные достижения в области изучения закономерностей в организации деятельности головного мозга, которые делают все более реальной возможность использования интерфейса для прямого взаимодействия ЭВМ и церебральных структур человека. Новые крупные открытия нейрофизиологов сделаны прежде всего благодаря использованию функциональной магнитно-резонансной томографии (ФМРТ): удалось выявить много важных деталей в механизмах обеспечения процессов, сопровождающих нервно-психическую деятельность, обнаружить локализацию ранее неизвестных церебральных систем, ответственных за определенные виды мышления, за копирование информации и за комплексную регуляцию функций. Применение позит-
биотехносфера
| № 5-Б (11-123/2010
