随着外科手术技术与器械的发展,血管闭合技术已由过去单纯的机械止血,发展为现代外科条件下的多功能技术体系,血管闭合技术大致可以分为机械结扎闭合、药物凝血闭合和基于能量的闭合三大类^{[1, 2, 3]}。高频电刀闭合组织过程中,射频的能量会使组织脱水和变性。如果高频电刀输出能量过大,会造成血管的组织碳化,血管破裂,能量过小则血管不能闭合或闭合效果不好。因此电凝闭合系统的核心在于它的反馈控制,通过参数反馈来控制射频能量的输出^{[4, 5, 6]}。在血管闭合过程中,血管壁的阻抗会有明显的增加,所以使用目标阻抗作为反馈量,控制血管的闭合过程是一个业界公认的方法^{[7, 8, 9]}。但是基于阻抗的反馈控制有其局限性:阻抗的变化只在当组织液沸腾,也就是射频能量传递的最后阶段才发生,而在组织液温度较低时则变化不明显^{[10, 11, 12]}。组织中的水分对1 300 nm波段的近红外光具有很好的吸收性,且电凝闭合时组织脱水和变性过程含水量发生改变,特别在温度上升之初已经发生显著变化,因而可以在此前的实验系统上进行优化^[13],利用1 300 nm波段的光照射下,组织的光透射率作为射频输出的实时反馈控制。

改进后的实验系统如图 1所示,由驱动电路驱动红外发光二极管作为光源,发射出1 300 nm波段的近红外光,先经过第一个凸透镜(f=10 cm)聚焦形成一个椭圆形的光斑,然后在凸透镜的后焦平面使用一个圆形针孔得到圆形光斑,圆形针孔同时也处在第二个凸透镜(f=10 cm)的焦平面上,第二个凸透镜用作准直镜,经准直镜准直后的光线垂直照射在由有两片导电玻璃和基于电凝闭合的鸡肠组织样品上。实验使用透明导体材料代替血管闭合系统的金属电极,夹持离体组织样品组成的射频能量输出装置。还需要确保近红外光准直后形成的圆形光斑要小于组织样本,透射光经过射频能量输出装置,光线会被样品中所含的水分吸收,造成了透射率的下降,透射率变化可以直接反映为水分含量的变化。

图 1

Fig. 1

图 1 实验系统原理图 Fig. 1 Schematic diagram of experimental system

光通过样品,这些携带着组织样品信息的光,经过第三个凸透镜(f=10 cm),对这些有效光线进行聚焦,形成一个小的圆形光斑,并且确保这个形成的光斑必须要小于光电探测器的接收部分的截面。在透镜的焦平面处放置光电探测器,光电探测器在接收到这些光信号后便开始利用光电效应将光信号转换成微弱的电信号,并通过滤波放大电路将信号放大并过滤噪声,然后信号通过DAQ数据采集卡采集数据。最后在电脑上用LabVIEW对这些电信号进行编辑和运算,显示电压变化曲线,通过电压变化曲线可以间接得知光透射率变化,进而得到所检测物中水分含量的变化。

实验中光路需要严格对准,且尽量不受外界光线的影响。实验采用透明导体作为电极,保证近红外光不被导体大量吸收,该透明导体可以向组织传递射频电流,透明导体模拟双极型电极,透明导体的夹持力度也要相当大,而且还要避免透明导体在高功率的射频电流下破碎。将上述硬件电路、光学设备和软件程序进行整合,搭建出生物组织水分含量变化情况检测模块。如图 2所示为水分含量变化情况检测的LabVIEW程序,利用软件程序完成信号的采集与分析,光电探测器及其滤波放大电路将透射光强转化为模拟电信号,利用DAQ数据采集卡将采集到的模拟信号转化为数字信号并传输到计算机,通过程序对所得信号进行处理,在程序界面显示射频能量作用过程中电压变化的完整曲线并保存。

图 2

Fig. 2

图 2 光学检测水分含量变化程序平台 Fig. 2 Program chart of optical detection system for detecting moisture content change

实验结果如图 3所示,在光路准直后和没有阻挡的情况下,电压保持稳定并维持在近乎满量程的状态,约为4.7 V,且没有干扰信号。在全阻挡和所用的检测光波完全不产生作用的情况下,检测到电压幅值约为0.25 V,电压接近零电位并且维持稳定,无明显变化。说明实验获得了更高的准确性,保证了光电探测器全部接收有效的光信号,光源是没有散射角度的平行光和接收到的所有光线是有信息的有效光线。测试过程选取鸡肠为测试样本,采集实验样品测试前后的电压值,其检测电压变化曲线如图 4所示。鸡肠初始的电压为1 V左右,随着射频能量的作用电压,一段时间后又逐渐上升到3.2 V左右。

图 3

Fig. 3

图 3 光线完全透射和阻隔时的电压值 Fig. 3 Voltage of completely transmission and completely block light

图 4

Fig. 4

图 4 样品测试前后的电压值 Fig. 4Voltage of the sample before and after the test

在射频能量开始作用后,起始电压不同,作用开始后逐渐降低达到最低点,伴随实验过程中开始出现水分逃逸现象,之后回升至接近电压幅值最大值处,过程中状态变化明显,水分蒸干加剧,到达幅值最大点时停止输出能量作为闭合时刻,并采集电压信号直到300 s。

从采集透过样品组织的光,转换为电压信号后,随时间变化曲线如图 5所示,组织中含水量随时间变化趋势也可以反映阻抗的变化。从整体的趋势可以看出,随着射频能量作用时间的增加,组织内水分蒸发逐渐加快,阻抗也在迅速上升,当电压保持在最大值,说明组织中的水分已经基本蒸发完,组织变成干燥透明的凝结带,组织阻抗这时也趋于稳定。

图 5

Fig. 5

图 5 检测电压变化曲线 Fig. 5 Voltage curve

在检测电压变化曲线的数据中,输出功率和组织直径均不相同,都会引起数据的起始电压和作用时间的不相同,但闭合过程中都出现了曲线先下降后上升的趋势,最后均升至电压幅值最高点。闭合过程中有先降后升的趋势,原因可能是所用的检测光波长为1 300 nm,接近液态水吸收峰,但生物组织中由于各种作用力的束缚,水分主要以聚合态存在,对该波长的光线透过性较好。初始检测电压不同的成因可能是生物组织含水量和水分形态不同。在射频能量作用开始后,目标鸡肠样品所含水分由于能量转换导致升温发生形态改变,液态水含量增加,对检测光线的吸收作用加强,导致电压下降。随着能量作用的持续温度继续升高,水分从聚合态转化为液态的转化量下降,而沸腾并汽化的量增加,水分从生物组织中逃逸,造成电极夹持的作用部位总含水量下降,对检测光线的吸收作用随之降低,电压持续升高。在水分被蒸干时,光透射量达到最强,并且由于被作用后组织成分和厚度相近,所以样本虽然不同,但作用完毕时检测电压均升至相同的电压幅值完成闭合,到达最大值处时曲线均有明显的弯折。

实时和智能化检测各参数是高频电刀的发展趋势,在临床运用中有很重要的临床意义。生物组织闭合机理和组织含水量检测系统的智能化对高频电刀的发展提供了参考。本文在之前的研究基础上^[13],对整个系统平台和软件进行了优化设计,系统光路的搭建进一步的规范和优化,准直部分利用凸透镜严格对光线均匀照射在样品上,穿透样品后并聚焦在光电探测器上,将达到了较为理想的效果。鸡肠样品在测试前后的电压值对比明显,充分说明实验的有效性和可行性。

通过分析和检测生物组织闭合过程中水分含量的变化情况,得到生物组织在射频能量作用过程中性质变化的情况,为综合分析变化过程提供实验依据和系统平台。该系统利用一束特定波长的近红外光照射射频能量作用组织,在组织的对侧接收并检测透射光,该波长是水的吸收峰,在射频闭合作用过程中,透射光量会改变,通过对透射光变化情况的采集分析就可以了解组织水分的变化情况。搭建的系统能够初步实现对生物组织水分变化情况的检测,具有良好的拓展研究前景。系统能够初步通过光透射率实现对生物组织水分变化情况的检测,但是把光透射率作为电凝闭合器的反馈控制比较单一,还应该结合其它的反馈装置系统确保手术的安全。