基于自冷卻焊接鉗口的小腸組織射頻焊接參數優化研究

林洪宇,胡浩,雷德秀,吳定霖,周宇

(上海理工大學 健康科學與工程學院,上海 200093)

0 引言

消化道重建是胃腸道手術中重要的步驟之一。切除患者病灶后,通常需要對接消化道斷開端口,以重新形成結構完整通暢、功能正常的消化道[1-3]。傳統的手術方式是手工縫合和吻合器吻合[4-6],但存在閉合區域非連續、術后有殘留物,可能會引發出血[7-8]、吻合口漏[9-10]、異物排異等問題,并且吻合釘費用昂貴[11]。

為解決吻合口非連續及有異物殘留的缺點,2004年,Shields等[12]嘗試使用Ligasure血管閉合系統原型(LigaSureTM, Medtronic)對豬小腸進行閉合,發現腸組織可病理性愈合,證實了用射頻能量焊接腸組織的潛力,提出了一個研究腸道閉合的新方向。之后,國內外學者對射頻能量焊接腸組織的研究取得了一定進展[13-17],但所使用的焊接鉗口大多由金屬電極與組織直接接觸來導通高頻電流[18-22]。隨著焊接的進行,金屬電極容易積熱,導致焊接的熱損傷較嚴重,此外,鉗口局部的高溫會使生物組織與電極粘連[23],在撤離電極時,可能會造成撕裂。為此,本研究采用一種新型的具有冷卻效果的焊接鉗口,該焊接鉗口將流動的生理鹽水作為導電和散熱介質,在導通射頻電流的同時,可帶走多余熱量,適當降低電極溫度,以實現滿足腸組織焊接強度的同時降低熱損傷,并減少組織粘連現象的發生。

本研究針對新型的具有冷卻效果的閉合器械鉗口,配合自制的可精確控制輸出能量的射頻能量發生平臺,以離體豬小腸為實驗對象,觀察焊接過程中組織電流、阻抗和溫度變化趨勢,探索適用于自冷卻焊接鉗口的腸組織射頻焊接的能量輸出模式及參數,以實現高爆破壓、低熱損傷的焊接質量。

1 材料和方法

1.1 實驗系統

1.1.1自冷卻焊接鉗口設計 普通雙極金屬電極原理圖,見圖1(a)。圖中紅色箭頭表示電流分布及其方向;射頻電流是交變電流,此處為方便說明,采用電極上正下負的表示方法。在焊接過程中,射頻電流除流經腸組織的焊接區域(A區),還有一部分會向鉗口外部(B區)擴散,從而產生一定熱損傷。自冷卻焊接鉗口從上到下分別由上半結構、腸組織、下半結構組成,其原理見圖1(b)。鉗口的外殼是絕緣材料,上下結構中均有空腔。焊接時,用生理鹽水充滿上下空腔,通過上下結構的通水孔使生理鹽水與腸組織充分接觸,從而有效導通射頻電流。由于射頻電流只能通過自冷卻鉗口上的通水孔流動,因此,射頻電流更容易被控制在A區,削弱了射頻電流向B區的外擴程度,同時由于流動的生理鹽水的散熱效果,降低焊接鉗口的溫度。

圖1 (a).普通雙極電極原理圖;(b).自冷卻焊接鉗口原理圖;(c).自冷卻焊接鉗口側視圖;(d).自冷卻焊接鉗口實物圖

焊接時,用水泵從注水孔F注入0.9%生理鹽水,經過自冷卻焊接鉗口下半結構空腔、注水孔E、硅膠管、注水孔C、自冷卻焊接鉗口上半結構空腔、通水孔D,最終充滿整個空腔,見圖1(c)。該進出方向有助于消除結構容腔內受重力影響產生的氣泡,減少射頻能量發生平臺輸出過程中阻抗突變的情況,使腸組織獲得的功率更加穩定。

自冷卻焊接鉗口固定在升降平臺上,見圖1(d)。升降平臺由電機控制,帶動上半壓力結構上下移動,最終使腸組織受到恒定的壓縮壓力,以模仿吻合器對組織的壓力作用[24-25]。

1.1.2射頻能量發生平臺設計 射頻能量發生平臺的外觀、內部結構及結構框架見圖2。醫用隔離電源將市電轉換為48 V直流;可調電源模塊將48 V直流電源轉換成0～70 V可調直流,給射頻放大器模塊提供電源;射頻放大器模塊由對稱E類射頻放大電路和反饋電路構成,對稱E類射頻放大電路將直流輸入轉換為450 kHz的低諧波射頻輸出,反饋電路將射頻輸出電壓電流值轉換為單片機可接受的信號,反饋給主控模塊;主控模塊由STM32F103RCT6單片機及其外圍電路構成,操作人員在人機界面上設置輸出模式、輸出功率及輸出時間,單片機獲得指令后,控制各模塊協同工作,在PID算法控制下,射頻能量發生平臺以持續或斷續模式輸出射頻能量,同時人機界面實時顯示輸出功率、阻抗等信息;接口板模塊上的變壓器將射頻放大器模塊與輸出隔離,提高了設備的安全性,見圖2。射頻能量發生平臺在50～500 Ω負載范圍的最大輸出功率為300 W,系統實際輸出值與預設值誤差可保持在±10%內,射頻輸出能量精確可控。

圖2 射頻能量發生平臺

1.2 實驗材料

選用離體的新鮮豬小腸作為實驗材料。將獲取的新鮮豬小腸,先用0.9%生理鹽水沖洗豬小腸上的糞便,并清理豬小腸外層連接的脂肪,再剪成5～6 cm長度,浸泡于0.9%生理鹽水中,實驗中盡量保證同組豬小腸的厚度為2～3 mm。實驗分為持續輸出模式7組和斷續輸出模式6組,每組5個實驗樣本。分別在持續輸出模式下改變輸出功率;在斷續輸出模式下,改變單次輸出時長、間斷時長和循環次數對豬小腸進行焊接實驗。

1.3 實驗流程

實驗過程中,將處理好的待焊接豬小腸段放在自冷卻焊接鉗口上,堵住自冷卻焊接鉗口上的通水孔,控制升降平臺下降,使腸組織受到的壓縮壓力恒定為150 kPa,用蠕動泵(KKDD-12B17A,Kamoer)給自冷卻焊接鉗口注入0.9%生理鹽水,直至自冷卻焊接鉗口空腔充滿生理鹽水,此時開啟射頻能量發生平臺對豬小腸進行“黏膜-黏膜”焊接,焊接過程中,用紅外熱像儀(323Pro,FOTRIC)進行熱損傷測量。焊接完畢后,立即對焊好的豬小腸進行爆破壓測量。

1.4 評估方法

1.4.1爆破壓測量 豬小腸焊接口的爆破壓是評估其焊接強度的重要指標之一。爆破壓測量系統由三通管、數字壓力表(YB-80A、0-30 kPa、0.2%FS,蘇州軒勝儀表科技)、恒流泵(BT100-02,保定齊力恒流泵有限公司)組成,見圖3。三通管的三個端口分別連接至恒流泵輸出端口、數字壓力表測量端口和被測豬小腸未被焊接的一端,用止血鉗夾緊以保證爆破發生在豬小腸的焊接側。恒流泵以30 RPM的速率向被測豬小腸注入0.9%生理鹽水,在測量過程中,隨著生理鹽水的不斷注入,豬小腸持續脹大直至焊接區域破裂,數字壓力表中最大值即為豬小腸爆破時測得的壓力,記錄該數據作為爆破壓值。

圖3 爆破壓測量示意圖

1.4.2熱損傷測量 在豬小腸焊接過程中,將紅外熱像儀安裝在三腳架上,并放在自冷卻焊接鉗口側邊的同一水平線上,通過視頻方式實時監測豬小腸焊接部位的溫度變化,見圖4。設定組織發生損傷的臨界溫度為45 ℃[23],高于45 ℃的區域為熱損傷區域。圖4(a)為豬小腸焊接熱損傷計算原理圖,在紅外熱像儀拍攝的視頻中得到熱損傷區域寬度為W1,W2為自冷卻焊接鉗口寬度,則W1-W2為總熱損傷寬度。由于焊接鉗口兩側熱擴散可能不均勻,故取(W1-W2)/2得到的平均熱損傷范圍作為衡量指標。熱像儀拍攝畫面見圖4(b)。用熱像儀軟件繪制熱損傷區域的線溫圖(溫度-像素點圖),見圖4(c),讀出45 ℃時左右像素位置,經計算得到實際的熱損傷。

圖4 熱損傷測量

1.5 統計分析

本研究數據采用GraphPad Prism軟件進行分析,軟件版本為9.4。采用獨立樣本t檢驗對實驗數據進行顯著性分析。得到不同輸出參數的顯著性,當P<0.05時認為兩組數據具有顯著性差異。

2 實驗結果

2.1 焊接過程電流、阻抗、溫度變化

在恒功率算法控制下,腸組織焊接過程中,輸出電流和阻抗呈現一定規律性,設備輸出電流、腸組織阻抗和腸組織焊接區域的最高溫度隨時間變化,見圖5。本研究參考Lim等[23]的研究,將焊接時長固定設置為10 s。圖5(a)、(b)是在持續輸出模式下以125 W恒功率,焊接10 s所得的電流-時間、溫度-時間、阻抗-時間曲線圖;圖5(c)是在持續輸出模式下分別以50、125、200、300 W恒功率焊接10 s的電流-時間曲線圖;圖5(d)是在間斷輸出模式下以125 W功率輸出1 s、暫停0.5 s、循環10次的溫度-時間曲線圖。

圖5 (a).持續輸出模式電流、溫度-時間圖;(b).持續輸出模式電流、阻抗-時間圖;(c).不同功率的持續輸出模式電流-時間圖;(d).間斷輸出模式溫度-時間圖

2.2 持續輸出分組實驗數據

分別以50、75、100、125、150、200、300 W功率對豬小腸進行持續輸出焊接,焊接總時長固定為10 s,實驗結果見圖6。

圖6 持續輸出模式下不同功率的實驗結果圖

2.3 間斷輸出分組實驗數據

間斷輸出模式輸出時長見式1:

Tt=n*(To+Tp)

(1)

其中,Tt是焊接過程總時長;To是單次輸出時長;Tp是間斷時長;n是循環次數。

分別以125 W功率輸出1 s、間斷1 s、循環10次(組A1);125 W功率輸出1 s、間斷0.5 s、循環10次(組B1)、125 W功率輸出1 s、間斷0.2 s、循環10次(組C1);125 W功率輸出2 s、間斷1 s、循環5次(組A2);125 W功率輸出2 s、間斷0.5 s、循環5次(組B2);125 W功率輸出2 s、間斷0.2 s、循環5次(組C2)參數對豬小腸進行間斷輸出焊接,其中,射頻實際總輸出時長固定為10 s,實驗結果見圖7。

圖7 間斷輸出模式下不同間隔時間的實驗結果圖

3 討論

3.1 焊接過程電流、阻抗、溫度變化結果分析

圖5中電流、阻抗-時間變化曲線與Lim等[23]所得到的變化規律有一定區別,可能是由于焊接鉗口不同、電流作用方式變化所致。因此,有必要在明確焊接過程中電流、阻抗等變化規律的基礎上,對本研究的自冷卻焊接鉗口,進行輸出模式和參數的優化研究。

由圖5(a)可知,電流在初始階段會保持一個較大值并維持一定時長(焊接過程中此段時間稱為“大電流”時段),隨后電流下降至一個固定值后,基本保持不變。結合圖5(a)、(b),假設在“大電流”時段,組織內水分流失,組織溫度上升緩慢,當水分流失階段結束時(電流-時間曲線與阻抗-時間曲線相交處),組織阻抗快速上升,由于射頻能量發生平臺功率恒定不變,繼續輸出,組織上產生大量的焦耳熱,組織溫度迅速上升。由圖5(c)可知,“大電流”時段的時長隨功率的提升而縮短,可能是由于焊接鉗口之間的腸組織量基本不變,當功率提升時,在“大電流”時段內流經腸組織的電流增加,水分流失速度加快,故而縮短了“大電流”時段的時長,使組織阻抗提前升高,從而使腸組織提前產生大量焦耳熱。當總焊接時長固定為10 s時,大功率焊接由于組織快速升溫的時間提前,可能具有更長的有效加熱時間。其中,焊接功率為200、300 W的電流-時間曲線,在“大電流”時段結束后出現小波動,可能是由于焊接時功率太大,溫度過高導致焊接鉗口空腔內生理鹽水沸騰產生氣泡,使得鉗口電極間的阻抗發生突變導致。而有效加熱時間過長會使腸組織的溫升過高,可能導致組織的熱損傷增大,因此本研究嘗試采用間斷式輸出法。間斷式輸出法讓射頻電流間斷式施加在腸組織上,當射頻電流施加在腸組織上時,腸組織蛋白細胞變質脫水加熱,而當射頻電流停止輸出時,生理鹽水的散熱作用使腸組織降溫,從而降低熱損傷范圍,其溫度-時間曲線見圖5(d)。

3.2 持續輸出分組實驗數據分析

圖6可知,隨著功率的提升,豬小腸的平均熱損傷均值持續增加、爆破壓先增大后減小,當射頻輸出功率為125 W時,爆破壓平均值最大,為(44.94±2.93)mmHg(大于吻合器標準規定的爆破壓3.5 kPa,即26.25 mmHg);當射頻輸出功率為50 W時,爆破壓平均值最小,為(23.67±2.20)mmHg;當射頻輸出功率為50 W時,測量得的熱損傷范圍為零,且爆破壓平均值為(23.67±2.20)mmHg,圖5(c)的電流-時間曲線無完整的“大電流”時段,說明50 W的焊接功率可能不足以使腸組織產生吻合效果。而當射頻輸出功率超過125 W時,爆破壓均值逐漸降低。在焊接過程中,當射頻功率超過150 W時,腸組織受壓區域焊接鉗口通水孔處的腸組織會焦化,在測量爆破壓時,易發生破損漏液,導致爆破壓較低。在所有功率組中,125 W獲得的爆破壓最高,其爆破壓數據與100 W組相比具有顯著性差異;熱損傷數據與100 W組相比,無顯著性差異,說明相比于100 W組,125 W組在未明顯提升熱損傷的同時,提升了爆破壓;125 W組的爆破壓數據與150 W組相比,無顯著性差異;熱損傷數據與150 W組相比,具有顯著性差異,說明相比于150 W組,125 W組在未明顯降低爆破壓的同時,顯著降低了熱損傷。綜上所述,125 W的焊接功率可獲得相對較高的爆破壓和相對較低的平均熱損傷,分別為(44.94±2.93)mmHg和(2.26±0.16)mm。

3.3 間斷輸出分組實驗數據分析

由圖7可知,在To一致時,Tp越短爆破壓越大、平均熱損傷越大。相較于其他組,Tp為1 s組所得的爆破壓較低,猜測是由于Tp為1 s時,腸組織焊接區溫度相較于其他組下降太多,導致吻合不夠充分。對比相同Tp、不同To組的爆破壓數據(即A、B、C組內兩組結果對比),除A組外,To為2 s組的爆破壓比To為1 s組的略大,可能是由于To為1 s組的循環次數多,使間斷的總時長多于To為2 s組,即總散去的熱量更多,導致吻合質量差。To=1 s,Tp=1 s組獲得的爆破壓為(43.61±6.40)mmHg,平均熱損傷為(0.39±0.88)mm;To=1 s,Tp=0.5 s組獲得的爆破壓為(47.71±4.08)mmHg,平均熱損傷為(1.95±0.43)mm。以上數據說明,在射頻輸出功率和實際總輸出時長一致的情況下,相比于持續焊接模式,合適參數的間斷輸出模式可在不明顯減少爆破壓的同時,大幅度降低熱損傷,且能夠在增加爆破壓的同時,進一步減少熱損傷。

4 結論

本研究針對自冷卻焊接鉗口,配合自制的射頻功率放大平臺對離體豬小腸進行焊接研究,分析了焊接過程中腸組織電流、阻抗、溫度的變化過程。通過設計不同功率參數和輸出模式的實驗,探究適用于自冷卻焊接鉗口的焊接模式及參數。在持續輸出模式下,以125 W功率焊接可獲得較高的爆破壓和較低的熱損傷;相較于持續輸出模式,合適參數的間斷輸出模式可實現在增加爆破壓或不明顯減少爆破壓的同時,降低熱損傷。此外,實驗過程中發現由于豬小腸的厚度不同,在同樣的輸出模式和參數下,焊接效果有明顯差異,后續可設計針對不同厚度小腸的焊接算法,使吻合效果一致。