SE503334C2 - Device for stopping bleeding and forming a crust by means of a plasma jet - Google Patents
Device for stopping bleeding and forming a crust by means of a plasma jetInfo
- Publication number
- SE503334C2 SE503334C2 SE9301850A SE9301850A SE503334C2 SE 503334 C2 SE503334 C2 SE 503334C2 SE 9301850 A SE9301850 A SE 9301850A SE 9301850 A SE9301850 A SE 9301850A SE 503334 C2 SE503334 C2 SE 503334C2
- Authority
- SE
- Sweden
- Prior art keywords
- plasma
- section
- tissue
- gas
- cathode
- Prior art date
Links
- 230000000740 bleeding effect Effects 0.000 title claims description 47
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 claims description 14
- 208000002847 Surgical Wound Diseases 0.000 claims description 6
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 239000002184 metal Substances 0.000 claims description 4
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 claims description 3
- QCWXUUIWCKQGHC-UHFFFAOYSA-N Zirconium Chemical compound [Zr] QCWXUUIWCKQGHC-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 229910045601 alloy Inorganic materials 0.000 claims description 2
- 239000000956 alloy Substances 0.000 claims description 2
- 239000002826 coolant Substances 0.000 claims description 2
- 239000000498 cooling water Substances 0.000 claims description 2
- 229910052735 hafnium Inorganic materials 0.000 claims description 2
- VBJZVLUMGGDVMO-UHFFFAOYSA-N hafnium atom Chemical compound [Hf] VBJZVLUMGGDVMO-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 238000002844 melting Methods 0.000 claims description 2
- 238000007789 sealing Methods 0.000 claims description 2
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 claims description 2
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 claims description 2
- 229910052726 zirconium Inorganic materials 0.000 claims description 2
- 206010039509 Scab Diseases 0.000 claims 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 74
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 47
- 208000032843 Hemorrhage Diseases 0.000 description 44
- XKRFYHLGVUSROY-UHFFFAOYSA-N Argon Chemical compound [Ar] XKRFYHLGVUSROY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 28
- 238000000034 method Methods 0.000 description 26
- 230000017074 necrotic cell death Effects 0.000 description 22
- 206010052428 Wound Diseases 0.000 description 14
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 14
- 229910052786 argon Inorganic materials 0.000 description 14
- 238000001704 evaporation Methods 0.000 description 12
- 230000008020 evaporation Effects 0.000 description 12
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 11
- 239000003570 air Substances 0.000 description 10
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 9
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 7
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 7
- 239000011148 porous material Substances 0.000 description 7
- 238000000859 sublimation Methods 0.000 description 7
- 230000008022 sublimation Effects 0.000 description 7
- 210000004185 liver Anatomy 0.000 description 6
- 238000001035 drying Methods 0.000 description 5
- 238000010891 electric arc Methods 0.000 description 5
- 239000001307 helium Substances 0.000 description 5
- 229910052734 helium Inorganic materials 0.000 description 5
- SWQJXJOGLNCZEY-UHFFFAOYSA-N helium atom Chemical compound [He] SWQJXJOGLNCZEY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 5
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 4
- 230000003628 erosive effect Effects 0.000 description 4
- 210000003734 kidney Anatomy 0.000 description 4
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 4
- 229910052754 neon Inorganic materials 0.000 description 4
- GKAOGPIIYCISHV-UHFFFAOYSA-N neon atom Chemical compound [Ne] GKAOGPIIYCISHV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 210000000952 spleen Anatomy 0.000 description 4
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Chemical compound O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 241001461123 Matrona Species 0.000 description 3
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 3
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 3
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 3
- 230000018044 dehydration Effects 0.000 description 3
- 238000006297 dehydration reaction Methods 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 230000035876 healing Effects 0.000 description 3
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 3
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 3
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 3
- IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N Atomic nitrogen Chemical compound N#N IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 208000025865 Ulcer Diseases 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 230000015271 coagulation Effects 0.000 description 2
- 238000005345 coagulation Methods 0.000 description 2
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 2
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 230000023597 hemostasis Effects 0.000 description 2
- 239000011261 inert gas Substances 0.000 description 2
- 230000037361 pathway Effects 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 210000003660 reticulum Anatomy 0.000 description 2
- 231100000397 ulcer Toxicity 0.000 description 2
- 206010001526 Air embolism Diseases 0.000 description 1
- 102000004506 Blood Proteins Human genes 0.000 description 1
- 108010017384 Blood Proteins Proteins 0.000 description 1
- 241000282472 Canis lupus familiaris Species 0.000 description 1
- 208000020446 Cardiac disease Diseases 0.000 description 1
- 208000032544 Cicatrix Diseases 0.000 description 1
- 208000005189 Embolism Diseases 0.000 description 1
- 206010051373 Wound haemorrhage Diseases 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000033228 biological regulation Effects 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 1
- 210000002808 connective tissue Anatomy 0.000 description 1
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 1
- 230000000254 damaging effect Effects 0.000 description 1
- 238000002716 delivery method Methods 0.000 description 1
- 230000036425 denaturation Effects 0.000 description 1
- 238000004925 denaturation Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 230000008030 elimination Effects 0.000 description 1
- 238000003379 elimination reaction Methods 0.000 description 1
- 230000007717 exclusion Effects 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 208000019622 heart disease Diseases 0.000 description 1
- 230000002439 hemostatic effect Effects 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- 238000011835 investigation Methods 0.000 description 1
- 229910052743 krypton Inorganic materials 0.000 description 1
- DNNSSWSSYDEUBZ-UHFFFAOYSA-N krypton atom Chemical compound [Kr] DNNSSWSSYDEUBZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 1
- 229910052757 nitrogen Inorganic materials 0.000 description 1
- 210000004738 parenchymal cell Anatomy 0.000 description 1
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 230000035699 permeability Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 238000002271 resection Methods 0.000 description 1
- 231100000241 scar Toxicity 0.000 description 1
- 230000037387 scars Effects 0.000 description 1
- 230000003393 splenic effect Effects 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 229910052724 xenon Inorganic materials 0.000 description 1
- FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N xenon atom Chemical compound [Xe] FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
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
- A61B18/042—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating using additional gas becoming plasma
-
- 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
- A61B18/1206—Generators therefor
- A61B2018/1213—Generators therefor creating an arc
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Plasma & Fusion (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
- Plasma Technology (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
Description
503 334 10 15 20 25 30 35 2 Såsom ett resultat av stark energitillförsel uttorkas vävnadsytan och ett poröst uttorkat skikt av nekros bildas på denna. Ytan på det porösa skiktet är förkolnat - förkolnat poröst skikt (CSL). På grund av att värme över- föres på ett konduktivt sätt, bildas ett kompakt skikt av nekros (CLN). den opåverkade, levande vävnaden. Bildandet av ett kompakt Detta bildas mellan det porösa skiktet och skikt av nekros sker såsom resultatet av en termisk dena- turering av 56°C. 503 334 10 15 20 25 30 35 2 2 As a result of a strong energy supply, the tissue surface is dried out and a porous dried layer of necrosis forms on it. The surface of the porous layer is charred - charred porous layer (CSL). Due to the fact that heat is transferred in a conductive manner, a compact layer of necrosis (CLN) is formed. the unaffected, living tissue. The formation of a compact This is formed between the porous layer and layers of necrosis as a result of a thermal denaturation of 56 ° C.
Från medicinsk-biologisk synpunkt elimineras blöd- protein, som uppträder vid en temperatur över ningen genom skapandet av ATC, och tillförlitligheten hos hemostasen beror på storleken av ATC och tiden för dess bildande. olika appliceringsmetoder (laserbestrålning, I synnerhet visar den tidigare användningen av plasmastråle och elektrokirurgi), att den positiva hemostasen och från- varon av risk vid läkningsprocessen uppträder vid en genomsnittlig tjocklek hos ATC på omkring 1,0 mm.From a medical-biological point of view, blood protein, which occurs at a temperature above the formation of ATC, is eliminated, and the reliability of the hemostasis depends on the size of the ATC and the time of its formation. various application methods (laser irradiation, In particular, the previous use of plasma beam and electrosurgery) show that the positive hemostasis and the absence of risk in the healing process occurs at an average thickness of ATC of about 1.0 mm.
Under utvecklingsarbetet med uppfinningen har noga undersökts karakteristika hos olika skikt inom ytan för termiska ändringar, som bildats vid användning av tidigare kända metoder.During the development work with the invention, the characteristics of different layers within the surface for thermal changes, which have been formed using previously known methods, have been carefully examined.
Om man tar i beaktande blödningshastigheten vid skapandet av olika skikt av nekros i området för termiska ändringar, metoder med termisk applicering. Det har därför funnits finner man principiella nackdelar hos olika 'ett behov att utveckla nya metoder för att nå hög effek- tivitet under operation på organ, som ger kraftig blöd- ning. Sådana olika metoder för att skapa karakteristika hos olika zoner av ATC skall diskuteras nedan.If the rate of bleeding is taken into account when creating different layers of necrosis in the area of thermal changes, methods of thermal application. It has therefore been found that there are fundamental disadvantages in different 'a need to develop new methods to achieve high efficiency during surgery on organs, which causes heavy bleeding. Such different methods for creating characteristics of different zones of ATC will be discussed below.
Under arbetet med känd teknik har i första hand vikt lagts vid blödningshastighet såsom en avgörande faktor för att applicera metoden på organ med kraftig blödning. Vid kraftigt blodflöde i vävnad och stark blödning från ytan av ett kirurgiskt snitt är det nödvändigt att skapa ATC, så att förångningshastigheten hos vätskekomponeten är större än hastigheten på blodet, som rör sig mot snittet. 10 15 20 25 30 35 503 334 3 Detta innebär, att den termiska energi, som utvecklas inne i volymenheten av vävnaden som en följd av applicering utifrån måste vara större än den energimängd som utnyttjas för förångning av volymenheten hos det blod, som strömmar i riktning mot snittet.During the work with known technology, emphasis has primarily been placed on bleeding rate as a decisive factor in applying the method to organs with heavy bleeding. In case of heavy blood flow in tissue and heavy bleeding from the surface of a surgical incision, it is necessary to create ATC, so that the evaporation rate of the fluid component is greater than the speed of the blood moving towards the incision. This means that the thermal energy developed inside the volume unit of the tissue as a result of external application must be greater than the amount of energy used to evaporate the volume unit of the blood flowing in the direction towards the cut.
För att skapa ett poröst uttorkat skikt på ytan av vävnaden är det nödvändigt att åtskilja gränsen för sublimering av detta skikt från gränsen för förångning av vätskekomponenten. I detta fall förflyttas denna mot stället för appliceringen med hastigheten hos blodflödet och hindrar skapandet av ett poröst skikt av nekros.To create a porous dried layer on the surface of the tissue, it is necessary to separate the limit of sublimation of this layer from the limit of evaporation of the liquid component. In this case, it moves towards the site of application with the speed of blood flow and prevents the creation of a porous layer of necrosis.
Med avseende på tekniken för energitillförsel till vävnaden föreligger olika metoder för applicering, Metoder föreligger för tillförsel av energi till ytan av en vävnad, där vävnaden uppvärmes och skapandet av zoner av nekros i ATC sker på bekostnad av termisk konduktivitet.With respect to the technology of energy supply to the tissue, there are different methods of application. Methods exist for supplying energy to the surface of a tissue, where the tissue is heated and the creation of zones of necrosis in ATC takes place at the expense of thermal conductivity.
En metod, som använder en C02-laser och plasmastråle, hänför sig till denna typ. För att i detta fall erhålla uttorkning och bildandet av ett poröst uttorkningsskikt leds värme till gränsen för förångning av vätskekompo- nenten medelst termisk konduktivitet. Eftersom under vävnadsuttorkningen dess termiska konduktivitet minskar 4 - 6 gånger jämfört med icke uttorkad vävnad och med 0,62 W/m . °C, minskar likaväl hastigheten på förflytt- ningen av förångningsgränsen för vätskekomponenten, och detta betyder, att hastigheten för bildandet av ATC sjunker väsentligt.One method, which uses a CO 2 laser and plasma beam, relates to this type. In this case, in order to obtain drying and the formation of a porous drying layer, heat is conducted to the limit for evaporation of the liquid component by means of thermal conductivity. Because during tissue dehydration its thermal conductivity decreases 4-6 times compared to non-dehydrated tissue and by 0.62 W / m. ° C, as well, the rate of movement of the evaporation limit of the liquid component decreases, and this means that the rate of formation of ATC decreases significantly.
Under användning av en sådan metod kan det porösa skiktet av nekros erhållas endast under svag och ganska medelmåttig blödning. Detta kan förstås genom följande exempel. För att uttorka ett vävnadsskikt under en kraftig blödning, när ett motriktat blodflöde förflyttar sig med hastigheten 2 mm/s, måste det termiska flödet vid gränsen för förångning av vätskekomponenten i vävnaden vara större än 4,6 x 106 W/m2. Med en tjocklek på uttorkningsskiktet nära 0,25 mm överskrider mängden termiskt flöde vid gränsen för förångningen av vätskekomponenten emellertid 503 334 10 15 20 25 30 35 icke 4 x 105 w/mz.Using such a method, the porous layer of necrosis can be obtained only during weak and rather moderate bleeding. This can be understood by the following examples. To dehydrate a tissue layer during heavy bleeding, when a reverse blood flow is moving at a rate of 2 mm / s, the thermal flow at the limit of evaporation of the fluid component in the tissue must be greater than 4.6 x 106 W / m2. However, with a thickness of the drying layer close to 0.25 mm, the amount of thermal flow at the limit of evaporation of the liquid component does not exceed 4 x 105 w / m 2.
Vid faktiska förhållanden gäller, att temperaturen för sublimering av den uttorkade och förkolnade ytan är omkring 700°C och att temperaturen för förångning av vätskekomponenten är omkring 100°C. Detta förklarar svårigheten i att reducera och eliminera en omfattande blödning genom användning av metoder med energitillförsel I synnerhet gäller att en plasma- icke har förmåga till en vävnadsyta. stråle, som flyter längs vävnadens yta, att eliminera en kraftig blödning.Under actual conditions, the temperature for sublimation of the dried and charred surface is about 700 ° C and the temperature for evaporation of the liquid component is about 100 ° C. This explains the difficulty in reducing and eliminating extensive bleeding through the use of energy delivery methods. In particular, a plasma is not capable of a tissue surface. beam, which flows along the surface of the tissue, to eliminate heavy bleeding.
En annan metod är att tillföra energi till en vävnad och låta den tränga in i vävnaden. Vid sådana metoder användes en YAG (Nd-YAG-)laserstråle inom det synliga och nära det infraröda området samt en elektrokirurgisk appli- cering. I det första fallet absorberas energin i vävnaden till ett djup av 1,0 mm. För att åstadkomma effektiv ut- torkning av vävnadsytan under appliceringen av laser- strålen måste mängden termisk energi, som tränger in i vävnadens volymenhet, vara något större än den energi, erfordras för förångning av blodflödet i vävnaden och app- SOm liceringen måste avslutas, när man uppnår uttorkning.Another method is to supply energy to a tissue and allow it to penetrate the tissue. In such methods, a YAG (Nd-YAG) laser beam is used within the visible and near the infrared range as well as an electrosurgical application. In the first case, the energy in the tissue is absorbed to a depth of 1.0 mm. In order to achieve efficient drying of the tissue surface during the application of the laser beam, the amount of thermal energy penetrating into the volume unit of the tissue must be slightly greater than the energy required to evaporate the blood flow in the tissue and the application must be terminated when one achieves dehydration.
Detta är nödvändigt för att eliminera områden med kraftig sublimering av vävnadsytan, vilket skulle förstöra det nyss uppbyggda skiktet av nekros, eftersom det uttorkade skiktet har mycket högre koefficient för laserenergiab- sorption än icke uttorkad vävnad. Detta leder till kraftig sublimering av det uttorkade skiktet, om appliceringen fortsättes efter bildandet av ett poröst skikt. Detta är en av de väsentliga nackdelarna med att använda laserbe- strålning inom det synliga och nära det infraröda området för att eliminera medelstor och kraftig blödning.This is necessary to eliminate areas of severe sublimation of the tissue surface, which would destroy the newly built layer of necrosis, since the dried layer has a much higher coefficient of laser energy absorption than non-dried tissue. This leads to strong sublimation of the dried layer, if the application is continued after the formation of a porous layer. This is one of the major disadvantages of using laser irradiation within the visible and near infrared range to eliminate medium and heavy bleeding.
I det andra fallet sker energitillförseln till väv- naden genom påläggning av en högfrekvent ström på vävna- den. Så snart man uppnått uttorkning, ökar dess impedans väsentligt, vilket leder till avslutning av appliceringen och erhållet uttorkat skikt. 10 15 20 25 30 35 503 334 5 Den mest effektiva metoden för att eliminera kraftig blödning är att utnyttja elektrokirurgisk teknik för att uppnå koagulering, vilket är beskrivet i US-patentet 4 781 175. Denna avser ledning av en förutbestämd, joni- serbar gas i en stràle till vävnaden med en förutbestämd flödeshastighet, som är tillräcklig för att skilja natur- fluider från vävnaden och för att i väsentlig grad expo- nera vävnadens bindväv (stroma). Elektrisk radiofrekvens- energi ledes till vävnaden i joniserade ledande vägar i gasstrålen. För att skapa blixtar ledes den elektriska energin i bågar i joniserade ledande vägar. För att uppnå en elektrokirurgisk uttorkning av icke-kontakttyp ledes den elektriska energin såsom en diffus ström utan bågbild- ning i de joniserade ledande vägarna.In the second case, the energy supply to the tissue takes place by applying a high-frequency current to the tissue. As soon as drying has been achieved, its impedance increases significantly, leading to completion of the application and the resulting dried layer. The most effective method of eliminating heavy bleeding is to utilize electrosurgical techniques to achieve coagulation, as described in U.S. Patent 4,781,175. This relates to the conduction of a predetermined, ionizable gas in a beam to the tissue at a predetermined flow rate, which is sufficient to separate natural fluids from the tissue and to significantly expose the connective tissue (stroma) of the tissue. Electrical radio frequency energy is conducted to the tissue in ionized conductive pathways in the gas jet. To create lightning, the electrical energy is conducted in arcs in ionized conductive paths. To achieve a non-contact electrosurgical dehydration, the electrical energy is conducted as a diffuse current without arcing in the ionized conductive pathways.
Ledandet av energi in i vävnaden anges vara en av fördelarna hos den beskrivna metoden, som ger en snabb uppbyggnad av ett uttorkat skikt på ytan av det kirurgiska såret med omfattande blödning.The conduction of energy into the tissue is stated to be one of the advantages of the described method, which provides a rapid build-up of a dehydrated layer on the surface of the surgical wound with extensive bleeding.
Användandet av en laminär stråle av inert gas för avlägsnande av blod från det kirurgiska snittet och även för en huvudsakligen jämn fördelning av elektrisk energi inne i vävnaden möjliggör skapandet av ett termiskt uttorkat skikt med jämnt djup i jämförelse med tidigare känd elektrokirurgisk teknik.The use of a laminar jet of inert gas to remove blood from the surgical incision and also for a substantially even distribution of electrical energy within the tissue enables the creation of a thermally dried layer of even depth compared to prior art electrosurgical techniques.
Dessutom har denna metod en återmatning under appli- ceringen genom att energimatningen stoppar, när vävnads- ytan torkat, dvs. efter det slutliga skapandet av det nekrosa, porösa skiktet. Detta minskar den allmänna ska- dande effekten genom metoden och gör det möjligt att välja bestämda områden med garanterad energimängd, varvid till- försäkras, att man lyckas stoppa en blödning.In addition, this method has a feedback during the application in that the energy supply stops, when the tissue surface has dried, ie. after the final creation of the necrosis, porous layer. This reduces the general damaging effect through the method and makes it possible to select specific areas with a guaranteed amount of energy, thereby ensuring that bleeding is successfully stopped.
De väsentliga nackdelarna med elektrokirurgisk appli- cering på biologisk vävnad är följande. För att stoppa en omfattande blödning är det nödvändigt att öka energi- mängden vid appliceringen, vilket sker på bekostnad av tillståndet för mikrovågsalstring mellan vävnaden och det kirurgiska instrumentet. Utsändning av energi i biologisk 503 334 10 15 20 25 30 35 6 vävnad innebär, att ström passerar genom en patient, vilket kan begränsa dess användning (vid t.ex. hjärt- ákommor). Denna metod möjliggör icke exakta snitt i vävnader, såsom är utmärkande för laserstràlar.The main disadvantages of electrosurgical application to biological tissue are as follows. To stop extensive bleeding, it is necessary to increase the amount of energy during application, which is done at the expense of the state of microwave generation between the tissue and the surgical instrument. Transmission of energy in biological tissue means that current passes through a patient, which can limit its use (for example in cardiac disorders). This method allows for inaccurate incisions in tissues, as is characteristic of laser beams.
Traditionella plasmametoder utmärkes av matning av termisk energi till en vävnadsyta genom plasmaflöde, vilket gör det ganska svárt att använda vid medelstora och omfattande blödningar. Nackdelarna hos plasmaapplicering kan endast elimineras genom värmeväxling mellan plasma- flöde och biologisk vävnad.Traditional plasma methods are characterized by the application of thermal energy to a tissue surface by plasma flow, which makes it quite difficult to use in medium and extensive bleeding. The disadvantages of plasma application can only be eliminated by heat exchange between plasma flow and biological tissue.
Genom uppfinningen har tillkommit en anordning för att stoppa en blödning i levande vävnad hos människor och djur, med hjälp av vilken anordning nackdelar hos tidigare kända anordningar av olika slag har kunnat elimineras. Det som främst utmärker denna anordning framgår av efter- följande patentkrav 1.By means of the invention a device has been added for stopping a bleeding in living tissue in humans and animals, by means of which device disadvantages of previously known devices of various kinds have been able to be eliminated. The main features of this device are stated in the following claim 1.
Uppfinningen skall i det följande närmare beskrivas med hänvisning till de bifogade ritningarna, pá vilka Fig. behandlats medelst anordningen enligt uppfinningen och Fig. behandlats med en elektrokirurgisk metod, 1 visar ett snitt genom ett sàr i en vävnad, som 2 ett motsvarande snitt genom en vävnad, som Fig. 3a och b är motsvarande snitt, som schematiskt visar samverkan mellan flödena mot och fràn en vävnad, Fig. 4 och 5 visar koordinatsystem med kurvor över uppmätta värden pá värmeenergi som funktion av plasma- stráltemperaturer, _ Fig. 6 visar ett längdsnitt genom ett plasmamunstycke vid ett utförande enligt uppfinningen, där munstycket användes med en inert gas, Fig. 6a visar ett tvärsnitt efter linjen A-A i fig. 6, Fig. 7 och fig. 7a visar motsvarande snitt vid ett annat utförande av plasmamunstycket, där detta användes med luft såsom gas, samt 10 15 20 25 30 35 503 334 7 Fig. 8 och fig. 8a visar motsvarande snitt vid ett tredje utförande av plasmamunstycket, där detta användes med vattenånga.The invention will be described in more detail below with reference to the accompanying drawings, in which Figs. Treated by the device according to the invention and Figs. Treated by an electrosurgical method, 1 shows a section through a wound in a tissue, as 2 a corresponding section through a tissue, as Fig. 3a and b are corresponding sections, which schematically show the interaction between the flows to and from a tissue, Figs. 4 and 5 show coordinate systems with curves of measured values of heat energy as a function of plasma beam temperatures, Fig. 6 shows a longitudinal section through a plasma nozzle in an embodiment according to the invention, where the nozzle is used with an inert gas, Fig. 6a shows a cross section along the line AA in Fig. 6, Fig. 7 and Fig. 7a show the corresponding section in another embodiment of the plasma nozzle, where this is used with air as gas, and Fig. 8 and Fig. 8a show the corresponding section in a third embodiment of the plasma nozzle, where this is used with ed water vapor.
I fig. l visas ett snitt genom ett behandlat sår i en vävnad. Med 1 är betecknat ett poröst, uttorkat skikt med lokalt döda celler (nekros). Detta skikt l är täckt av ett förkolnat skikt 2. Genom värmeövergång har under det porösa, uttorkade skiktet l bildats ett kompakt skikt 3 av nekros. Detta är bildat mellan det porösa skiktet 1 och opàverkad, levande vävnad 4.Fig. 1 shows a section through a treated wound in a tissue. Denoted by 1 is a porous, dehydrated layer with locally dead cells (necrosis). This layer 1 is covered by a charred layer 2. A compact layer 3 of necrosis has formed under the porous, dried layer 1 by heat transfer. This is formed between the porous layer 1 and unaffected, living tissue 4.
I fig. 2 visas ett sår, som är behandlat med elektro- kirurgisk teknik. Vid detta utmärkes det porösa skiktet 1 av en yttre, huvudsakligen jämnt djup stödjevävnad (reticulum) med medelst ljusbåge alstrade fördjupningar 5, som har huvudsakligen samma tvärsnittsstorlek och är hu- vudsakligen jämnt fördelade över sårskorpans yta. Vävnaden mellan närbelägna fördjupningar 5 ger en smidighet hos sårskorpan utan sprickor och ett huvudsakligen jämndjupt termiskt uttorkat skikt 3, som skiljer reticulum med för- djupningarna 5 från den opåverkade vävnaden 4.Fig. 2 shows a wound which has been treated with electrosurgical technique. In this case, the porous layer 1 is characterized by an outer, substantially evenly deep supporting tissue (reticulum) with arc-generated depressions 5, which have substantially the same cross-sectional size and are substantially evenly distributed over the surface of the wound crust. The tissue between adjacent depressions 5 provides a flexibility of the wound crust without cracks and a substantially evenly deep thermally dried layer 3, which separates the reticulum with the depressions 5 from the unaffected tissue 4.
Den höga porositeten i det nekrosa skiktet (såsom skall visas nedan uppgår den till ungefär andelen vätske- komponent i vävnaden - 75-85%) gör det möjligt att utöva den väsentligt nya metoden att använda plasmaflöde för att speciellt erhålla detta skikt vid omfattande blödning.The high porosity of the necrosis layer (as will be shown below, it amounts to approximately the proportion of fluid component in the tissue - 75-85%) makes it possible to practice the substantially new method of using plasma flow to obtain this layer especially in extensive bleeding.
Såsom nämnts ovan är svårigheterna med att stoppa en häftig blödning relaterade till behovet av att särskilja den yttre gränsen för sublimering av vävnadsytan och visa i vävnadsdjupet gränsen för förångning av vätskekomponen- ten. Denna förflyttas med blodflödeshastigheten i riktning mot appliceringen och hindrar bildandet av ett nekrost poröst skikt i synnerhet vid häftig blödning.As mentioned above, the difficulties in stopping heavy bleeding are related to the need to distinguish the outer limit for sublimation of the tissue surface and show in the tissue depth the limit for evaporation of the fluid component. This moves with the blood flow rate in the direction of the application and prevents the formation of a necrosis porous layer, especially during heavy bleeding.
Närvaron av olika former av energikällor är typisk vid plasmastrålar. Plasmaflödesenergin är koncentrerad såsom en form av plasmavärmeinnehåll, en dynamisk kompo- nent av strålenergi och en bredbandsemission av joniserad gas. Genom ändring av förbrukningen av den plasmaalstrande 503 334 10 15 20 25 30 35 8 gasen, plasmastràlens tvärsnittsstorlek och dess tempera- tur är det möjligt att styra det dynamiska trycket i plasmaflödet. Det gör det möjligt att upprätta en samverkan mellan plasmastrálen och det nekrosa, porösa skiktet, när plasmastrálen fullständigt eller delvis tränger igenom detta skikt. Såsom en följd kyles plasma- stràlen delvis under uppvärmning av det nekrosa, porösa skiktet, och den resterande delen av stràlenergin absor- beras vid gränsen för förángning av vävnadens vätske- komponent. Filtreringen av kyld plasmaalstrande gas och av àngflödet sker genom plasmastràlens lága tryckyta omkring plasmastràlen. Ovan beskrivna samverkan mellan plasma- strálen och vävnadsytan visas schematiskt i fig. 3.The presence of various forms of energy sources is typical of plasma rays. Plasma flow energy is concentrated as a form of plasma heat content, a dynamic component of radiant energy and a broadband emission of ionized gas. By changing the consumption of the plasma-generating gas, the cross-sectional size of the plasma jet and its temperature, it is possible to control the dynamic pressure in the plasma flow. It makes it possible to establish an interaction between the plasma beam and the necrosis, porous layer, when the plasma beam completely or partially penetrates this layer. As a result, the plasma beam is partially cooled while heating the necrosis, porous layer, and the remainder of the beam energy is absorbed at the limit of evaporation of the liquid component of the tissue. The filtration of cooled plasma-generating gas and of the vapor flow takes place through the low pressure surface of the plasma jet around the plasma jet. The interaction described above between the plasma beam and the tissue surface is shown schematically in Fig. 3.
Denna analys anger en ny principiell möjlighet att leda energi till vävnader genom att utnyttja en plasma- dynamisk effekt hos ett joniserat gasflöde. Den höga som fastställts av förutbestämda termofysikaliska och gasdynamiska para- porositeten i det nekrosa, porösa skiktet, metrar i plasmaflödet, åstadkommer gasdynamisk och termisk genomträngning av plasmastrálen in i detta skikt 3b. I detta fall är det möjligt att åstadkomma kombinerade egen- skaper i ledningen av energi till vävnader - volymenergi- matningen till det nekrosa, porösa skiktet och uppvärmning pà ytan av vävnadens vätskekomponent i det porösa skiktet.This analysis indicates a new principled possibility of directing energy to tissues by utilizing a plasma-dynamic effect of an ionized gas flow. The high determined by predetermined thermophysical and gas dynamic paraporosity in the necrosis, porous layer, meters in the plasma flow, causes gas dynamic and thermal penetration of the plasma jet into this layer 3b. In this case, it is possible to achieve combined properties in the conduction of energy to tissues - the volume energy supply to the necrosis, porous layer and heating on the surface of the liquid component of the tissue in the porous layer.
Vid undersökning av porösa skikts porositet har fram- kommit att tvärsnittet hos porer d och porositeten P för typiska parenkymatösa organ är: lungor d = 0,06 - 0,09 mm, P = 0,9 - 0,95, mjälte d = 0,04 - 0,07 mm, P = 0,85 - - 0,9, lever d = 0,035 - 0,06 mm, P = 0,75 - 0,8, njure d = 0,02 - 0,04 mm, P = 0,65 - 0,7. Härav följer att det maximala tvärsnittet hos en plasmastràle, som åstadkommer genomträngning av plasmaflödet i det nekrosa, porösa skik- tet till ett djup av omkring 0,25 mm, är lika med 3,5 mm för lungor, 3,0 mm för mjälten, 2,5 mm för levern och 1,5 mm för njurar. 10 15 20 25 30 35 503 334 9 Dessa data gäller för en argonplasmastråle. Använd- ning av lättare gaser (neon, luft och helium) leder till minskning av acceptabelt stråltvärsnitt.Examination of the porosity of porous layers has shown that the cross section of pores d and the porosity P for typical parenchymal organs are: lungs d = 0.06 - 0.09 mm, P = 0.9 - 0.95, spleen d = 0 , 04 - 0.07 mm, P = 0.85 - - 0.9, liver d = 0.035 - 0.06 mm, P = 0.75 - 0.8, kidney d = 0.02 - 0.04 mm , P = 0.65 - 0.7. It follows that the maximum cross-section of a plasma jet, which causes the plasma flow to penetrate the necrosis, porous layer to a depth of about 0.25 mm, is equal to 3.5 mm for the lungs, 3.0 mm for the spleen. 2.5 mm for the liver and 1.5 mm for the kidneys. 10 15 20 25 30 35 503 334 9 These data apply to an argon plasma jet. The use of lighter gases (neon, air and helium) leads to a reduction in acceptable beam cross-sections.
För att ta reda på plasmaalstrande gasparametrars påverkan på effektiviteten i stoppandet av en kraftig blödning har undersökningar gjorts vid stoppande av blöd- ningar på undersökningsobjekt (53 hundar i mer än 500 experiment). Djuren bedövades och regionala resektioner gjordes. Omfånget på sårytan har legat inom 3 - 14 cmz.To find out the effect of plasma-generating gas parameters on the effectiveness of stopping heavy bleeding, studies have been performed when stopping bleeding on study objects (53 dogs in more than 500 experiments). The animals were anesthetized and regional resections were performed. The circumference of the wound surface has been within 3 - 14 cmz.
Under dessa undersökningar har, innan koaguleringen av sårytan har påbörjats, värdet på sårets blödning uppmätts under en bestämd tid liksom sárytan, och detta har givit möjligheten att beräkna medelhastigheten i blodflödet från såret och fastställa blödningens intensitet.During these examinations, before the coagulation of the wound surface has begun, the value of the wound bleeding has been measured for a certain time as well as the wound surface, and this has made it possible to calculate the average velocity of blood flow from the wound and determine the intensity of bleeding.
Medelblödningshastigheten från ett leversår har legat inom området 0,6 - 1,8 mm/s, från ett mjältsår 0,8 - 2,5 mm/s. Det skall framhållas, att en kraftig blödning mot- svarar värdet på medelblödningshastigheten U > 1,0 mm/s.The average bleeding rate from a liver ulcer has been in the range 0.6 - 1.8 mm / s, from a splenic ulcer 0.8 - 2.5 mm / s. It should be noted that heavy bleeding corresponds to the value of the average bleeding rate U> 1.0 mm / s.
I överensstämmelse härmed jämföres olika verknings- källor med varandra, vilka har blödningshastighet på 1,5 - - 2,0 mm/s. Vid undersökningarna, där mikroplasmatroner som arbetar med helium, neon, argon, kväve och luft använ- des, kunde plasmaflödesparametrar ändras inom ett vitt område, eftersom dessa mikroplasmatroner har producerats utan hänsynstagande till vissa begränsningar, som gäller för kirurgiska plasmageneratorer, i synnerhet följande: små dimensioner, praktiskt handhavande, stabilitet och tillförlitlighet, bättre översyn, så små mängder som möjligt av erosionsprodukter på elektroderna, begränsad gasförbrukning för uteslutande av gasproppar och vissa andra begränsningar.Accordingly, different sources of action are compared with each other, which have a bleeding rate of 1.5 - - 2.0 mm / s. In the studies using microplasma matrons that work with helium, neon, argon, nitrogen and air, plasma flow parameters could be changed within a wide range, as these microplasma matrons have been produced without regard to certain limitations that apply to surgical plasma generators, in particular the following: small dimensions, practical handling, stability and reliability, better inspection, as small amounts of erosion products on the electrodes as possible, limited gas consumption for the exclusion of gas plugs and certain other limitations.
Resultatet av dessa undersökningar visas i fig. 4 och 5. De svarta punkterna svarar mot värden på den termiska energin och de plasmastråltemperaturer, som tillförlitligt stoppar en kraftig blödning. Linjerna I, II och III visar parametrarna för gränslinjerna för plasmastrålen, bortom vilka det icke har varit möjligt att stoppa blödning. 503 334 10 15 20 25 30 35 10 När helium har använts, har det varit möjligt att uppnå tillförlitligt stopp av blödning först vid en blödningshastighet på U 3 1,0 mm/s.The results of these tests are shown in Figures 4 and 5. The black dots correspond to the values of the thermal energy and the plasma beam temperatures, which reliably stop a heavy bleeding. Lines I, II and III show the parameters of the plasma beam boundary lines, beyond which it has not been possible to stop bleeding. 503 334 10 15 20 25 30 35 10 When helium has been used, it has been possible to achieve a reliable stop of bleeding only at a bleeding rate of U 3 1.0 mm / s.
Denna insikt bevisar en principiell effekt hos plasmaalstrande gas och termofysikaliska egenskaper hos plasma. inom nàgot omrâde åstadkomma stopp av en kraftig blödning.This insight proves a principled effect of plasma generating gas and thermophysical properties of plasma. within any area cause a stop of heavy bleeding.
Användning av argon, neon och luft gör det möjligt att I synnerhet heliumplasma kan icke praktiskt taget stoppa en kraftig blödning, men hos dessa finns det begränsningar hos de termofysikaliska parametrarna i plasmaflödet, alstrade gasen och tvärsnittet hos plasmastrálen. storleken pà förbrukningen av den plasma- För att reda ut egenheterna hos dessa begränsningar har utvecklats en numerisk modell för samverkan mellan plasmaflödet och levande vävnad. Denna modell innefattar: - andel vätskekomponent i vävnaden, - blödningshastighet fràn såret, - blodflödets volymtäthet i vävnaden, - särskiljande av vävnadens termofysikaliska karakteri- stika i fasstrukturella ändringar och bildande av ATC, - särskiljande mellan temperaturer för förángning av vävnadens vätskekomponent och sublimering av det förkol- nade, porösa skiktet, - gasdynamik hos plasmastràlflödet och àngflödet i det nekrosa, porösa skiktet.The use of argon, neon and air makes it possible that helium plasma in particular can not practically stop heavy bleeding, but in these there are limitations in the thermophysical parameters of the plasma flow, the generated gas and the cross section of the plasma jet. the size of the consumption of the plasma- To sort out the peculiarities of these limitations, a numerical model has been developed for the interaction between the plasma flow and living tissue. This model includes: - proportion of fluid component in the tissue, - rate of bleeding from the wound, - volume density of blood flow in the tissue, - distinction of the thermophysical characteristics of the tissue in phase structural changes and formation of ATC, - distinction between temperatures for charred, porous layer, - gas dynamics of the plasma jet stream and the vapor flow in the necrosis, porous layer.
Analysen av experimentella data och av utförandet av en numerisk modell visar, för de plasmaflödesparametrar, som tillförlitligt stoppar en kraftig blödning, är bestämda av följande principiella egenskaper i samverkan mellan plasmastrálen och den att förekomsten av begränsningar levande vävnaden. l. Gränslinjen I anger villkoret för gasdynamisk ge- nomträngning av plasmaflöde in i ett poröst, uttorkat väv- nadsskikt till ett djup av 0,2 - 0,25 mm, dvs. er mer än ett karakteristiskt tvärsnitt hos porerna d. 3 - 5 gång- Läget för gränslinjen I bestämmes av vävnadsegenskaper och beror pà tvärsnittet hos plasmastràlen. 10 15 20 25 30 35 503 334 ll 2. Gränslinjen II anger villkoret för föràngningen av vävnadens vätskekomponent med en hastighet, som är större än blödningstakten. Läget hos gränslinjen II bestämmas av omfattningen av plasmastràlens kylning i huvudparten av det nekrosa, porösa skiktet och definieras av parametern Åf . P C . p . pf f Analysen av undersökningen av värmeövergångsprocessen i porösa system med gas flytande i dem visar, att intensite- d, dvs. av typen av plasmaalstrande gas. ten i värmeövergàngen i håligheter avgöres av ^f <2,ø C . p pf f Det förklarar i sin tur behovet av att skapa ett poröst, uttorkat skikt med termofysikaliska karakteristika hos plasmaflödet, som erhålles genom experiment. 3. Gränslinjen III anger villkoret för kraftig sub- limering av ett förkolnat, poröst skikt, när gränslinjen för vävnadens sublimering sammanfaller med gränslinjen för vätskekomponenten. Utöver nämnda begränsningar måste man även beakta, att den mycket stora ökningen av volymen hos förbrukningen av den plasmaalstrande gasen kan ge upphov till gasproppar (embolism). Gjorda undersökningar har visat, att för att utesluta uppträdandet av gasembolism värdet pá argon- och luftförbrukningen icke får vara mer än 2,0 l/minut. För att öka temperaturen hos argonplasma- stràlen till över 10 500°K måste man öka urladdningsström- men till mer än 30 A, vilket leder till uppträdandet av en intensiv erosion av elektroderna och till att erosions- produkter hamnar inom operationsfältet. Med hänsyn till dessa faktorer är de mest lämpliga parametrarna för plas- mastrålen för att stoppa en kraftig blödning de paramet- som ligger inom de markerade områdena.The analysis of experimental data and of the execution of a numerical model shows, for the plasma flow parameters, which reliably stop a heavy bleeding, are determined by the following principal properties in the interaction between the plasma beam and the presence of constraints living tissue. l. Boundary line I indicates the condition for gas-dynamic penetration of plasma flow into a porous, dried-out tissue layer to a depth of 0.2 - 0.25 mm, ie. er more than one characteristic cross-section of the pores d. 3 - 5 times- The position of the boundary line I is determined by tissue properties and depends on the cross-section of the plasma beam. 10 15 20 25 30 35 503 334 ll 2. Boundary line II indicates the condition for the evaporation of the fluid component of the tissue at a rate greater than the rate of bleeding. The position of the boundary line II is determined by the extent of the cooling of the plasma beam in the main part of the necrosis, porous layer and is defined by the parameter Åf. P C. p. pf f The analysis of the investigation of the heat transfer process in porous systems with gas liquid in them shows that intensity, ie. of the type of plasma generating gas. The temperature in the heat transfer in cavities is determined by ^ f <2, ø C. p pf f This in turn explains the need to create a porous, dehydrated layer with thermophysical characteristics of the plasma flow obtained by experimentation. Boundary line III indicates the condition for severe sublimation of a charred, porous layer, when the boundary line of the sublimation of the tissue coincides with the boundary line of the liquid component. In addition to the mentioned limitations, it must also be taken into account that the very large increase in the volume of the consumption of the plasma-generating gas can give rise to gas clots (embolism). Studies have shown that to exclude the occurrence of gas embolism, the value of argon and air consumption must not be more than 2.0 l / minute. In order to increase the temperature of the argon plasma beam above 10,500 ° K, the discharge current must be increased to more than 30 A, which leads to the occurrence of an intense erosion of the electrodes and to erosion products ending up in the field of operation. With these factors in mind, the most appropriate parameters for the plasma beam to stop heavy bleeding are the parameters that are within the marked areas.
Undersökningarnas resultat bevisar, att stoppandet av en kraftig blödning vid plasmaapplicering sker inom ett begränsat område för termofysikaliska karakteristika rar, och för gasdynamiska parametrar i plasmastrålen. Dessutom ger det icke någon tillförlitlighet i hejdandet av en 503 334 10 15 20 25 30 35 12 kraftig blödning, när plasmaalstrande gaser användes, som har stor värmeledning och låg värmekapacitet och viskosi- tet.The results of the studies prove that the stopping of heavy bleeding during plasma application takes place within a limited range for thermophysical characteristics, and for gas dynamic parameters in the plasma jet. In addition, it does not provide any reliability in stopping heavy bleeding when plasma generating gases are used, which have high heat conduction and low heat capacity and viscosity.
Den gas som har det vidaste området för ändring av plasmaparametrar och som klarar hejdandet av en kraftig blödning är argon. Att använda luft såsom plasmaalstrande gas kan också göra det möjligt att stoppa en kraftig blöd- ning men den har ett mycket snävare område för plasma- parametrar i jämförelse med argon. Det skall anmärkas, att för alstring av plasmaflöden med ovannämnda parametrar, vissa begränsningar hos det plasmakirurgiska instrumentet måste beaktas. I synnerhet måste kirurgiska mikroplasma- troner alstra plasmaflöden med en genomsnittlig masstem- peratur för den givna typen av gas (argon eller luft), som måste ha relativt högt värde (argon 7500 - 10 500°K, luft 4500 - 5000°K) och endast får ändras obetydligt under svängningarna i förbrukningen av den plasmaalstrande gasen (mellan gränserna 1,0 - 2,0 l/minut). Dessutom måste ovannämnda parametrar i plasmaflödet uppnås med begräns- ningen i värdet av urladdningsströmmen på en nivå nära 30 A, exklusive erosion av mikroplasmatronens elektroder.The gas that has the widest range for changing plasma parameters and that can stop a heavy bleed is argon. Using air as a plasma-generating gas can also make it possible to stop heavy bleeding, but it has a much narrower range for plasma parameters compared to argon. It should be noted that in order to generate plasma flows with the above parameters, certain limitations of the plasma surgical instrument must be considered. In particular, surgical microplasma matrons must generate plasma flows with an average mass temperature for the given type of gas (argon or air), which must have a relatively high value (argon 7500 - 10 500 ° K, air 4500 - 5000 ° K) and may only be changed slightly during fluctuations in the consumption of the plasma-generating gas (between the limits of 1.0 - 2.0 l / minute). In addition, the above-mentioned parameters in the plasma flow must be achieved with the limitation in the value of the discharge current at a level close to 30 A, excluding erosion of the electrodes of the microplasmatron.
För att uppnå en garanterat hemostatisk effekt i sårytan under en markant ändring av blödningsintensiteten är det nödvändigt, att det plasmakirurgiska instrumentet alstrar en plasmastråle vid en stabil, relativt hög nivå av sin temperatur. Strålens temperatur får icke ändras 'markant under regleringen av förbrukningen av den plasma- alstrande gasen. För att erhålla en plasmaflödestemperatur på hög nivå är det nödvändigt att minska storleken av tvärsnittet på den elektriska båge, att kammarkanalen för uppvärmning av den plasma- som värmer gasen. Det betyder, alstrande gasen medelst en elektrisk båge måste ha litet tvärsnitt.In order to achieve a guaranteed hemostatic effect in the wound surface during a marked change in the bleeding intensity, it is necessary that the plasma surgical instrument generates a plasma jet at a stable, relatively high level of its temperature. The temperature of the jet must not change significantly during the regulation of the consumption of the plasma-producing gas. In order to obtain a high level plasma flow temperature, it is necessary to reduce the size of the cross section of the electric arc, to the chamber channel for heating the plasma which heats the gas. This means that the gas generated by means of an electric arc must have a small cross section.
Om man utgår från den erfordrade nivån på gasförbruk- ningen (l,0 - 2,0 l/min) och beaktar eliminerandet av dess termiska strypning under uppvärmningen, måste det minimala tvärsnittet på kammarkanalen för uppvärmning av den 10 15 20 25 30 35 503 334 13 plasmaalstrande gasen vara 0,5 mm och enligt undersök- ningarna ligger dess optimala storlek inom 0,7 - 1,0 mm för luft och 1,0 - 1,5 mm för argon.Assuming the required level of gas consumption (1.0 - 2.0 l / min) and considering the elimination of its thermal restriction during heating, the minimum cross-section of the chamber duct for heating the 15 15 20 25 30 35 503 The plasma-generating gas is 0.5 mm and according to the studies, its optimal size is within 0.7 - 1.0 mm for air and 1.0 - 1.5 mm for argon.
Vid detta tvärsnitt på den elektriska bågen har den elektriska fältstyrkan i kanalen ett högt värde och den längd på kanalen, som är nödvändig för argonets uppvärm- ning vid förbrukningen 2,0 l/min, klarar icke urladdnings- avståndets elektriska styrka. I detta fall ökar ett spänningsfall i den elektriska bàgens plasma till över 15 - 16 volt (totala värdet för spänningens stegingång) och såsom en följd uppträder i stället för en lång båge två på varandra följande bågar, som brinner vid en lägre spänning och icke ger någon gasuppvärmning till hög temperatur.At this cross section of the electric arc, the electric field strength in the duct has a high value and the length of the duct, which is necessary for the heating of the argon at the consumption of 2.0 l / min, cannot withstand the electric strength of the discharge distance. In this case, a voltage drop in the plasma of the electric arc increases to over 15 - 16 volts (total value of the voltage input of the voltage) and as a result, instead of a long arc, two consecutive arcs occur, which burn at a lower voltage and do not give any gas heating to high temperature.
För att förhindra elektriska avbrott i kanalen för uppvärmning av plasmaalstrande gas är denna kanal utformad med elektriskt isolerade sektioner. Dess antal får icke vara mindre än tre. Den största elektriska fältstyrkan alstras genom det initiala fältet hos den elektriska bågen vid katoden, där en kyld gas inträder i hågen. Längden på kanalsektionerna måste ökas på avstånd från katoden, eftersom fältstyrkan minskar. Den mest lämpliga geometrin på kanalen är, att längden av den första sektionen vid katoden är lika med dess tvärsnitt (ll = dc), men längden på varje följande sektion är ln = n . dc, där n är antalet sektioner. Sektionerna är förbundna med varandra via icke elektriskt ledande hylsor. Den första kanal- sektionen är förbunden med den positiva polen till en pulsackumulator för periodisk energi och med högspännings- gnistgap (en kirurgisk mikroplasmotrons triggningssystem).To prevent electrical interruptions in the duct for heating plasma-generating gas, this duct is designed with electrically insulated sections. Its number may not be less than three. The greatest electric field strength is generated by the initial field of the electric arc at the cathode, where a cooled gas enters the groove. The length of the channel sections must be increased at a distance from the cathode, as the field strength decreases. The most suitable geometry of the channel is that the length of the first section at the cathode is equal to its cross section (ll = dc), but the length of each subsequent section is ln = n. dc, where n is the number of sections. The sections are connected to each other via non-electrically conductive sleeves. The first channel section is connected to the positive pole of a pulse accumulator for periodic energy and with a high voltage spark gap (triggering system of a surgical microplasmotron).
Den sista sektionen är förbunden med den positiva polen till en huvudkraftkälla i den kirurgiska mikro- plasmotronen. En lämplig längd på denna sektion är två till tre gånger diametern på kanalen d. Alla sektionerna av kanalen utom den sista har samma tvärsnittsstorlek. Den sista sektionen skall för dissekering av vävnader på opti- malt handhavningssätt ha en kanalvidd av 0,4 - 0,6 mm. 503 334 10 15 20 25 30 35 14 Dess utformning är vid denna användning icke beroende av slaget av använd plasmaalstrande gas.The last section is connected to the positive pole to a main source of power in the surgical microplasmotron. A suitable length of this section is two to three times the diameter of the channel d. All sections of the channel except the last have the same cross-sectional size. The last section must have a channel width of 0.4 - 0.6 mm for dissecting tissues in the optimal way of handling. 503 334 10 15 20 25 30 35 14 Its design in this use is not dependent on the type of plasma generating gas used.
Om man använder mikroplasmotron för att hejda en blödning frán en sàryta, är tvärsnittet pà den sista sektionen av kanalen emellertid beroende av typ av såväl vävnad som plasmaalstrande gas.However, if the microplasma motor is used to stop a bleeding from a wound surface, the cross section of the last section of the duct depends on the type of tissue as well as the plasma generating gas.
Om man använder argon för att stoppa en blödning från kirurgiska snitt på lungor, mjälte och lever, skall tvär- snittet på den sista sektionen av kanalen vara 2,5 mm och för njurar 1,5 mm.If argon is used to stop bleeding from surgical incisions on the lungs, spleen and liver, the cross-section of the last section of the canal should be 2.5 mm and for the kidneys 1.5 mm.
I fig. 6 visas ett grundutförande av en plasmakirur- gisk enhet, som består av en elektriskt ledande kropp 6, vilken liknar en penna, med en topp 7 för att bilda en plasmastràle med erforderligt tvärsnitt och som är för- bunden med en positiv pol till en gaskraftkälla, som har positiv potential. Kroppen 6 har en cylindrisk kanal för Denna bildas av från 10, vilka är förbundna med kroppen 6 via en elektriskt isolerad, kon- centrisk hylsa ll, vilken har kanaler 12 för att leda kyl- medel till resp. från gasuppvärmningskanalen. Sektionerna 8, 9, 10 är inbördes förbundna med icke elektriskt ledande hylsor 22.Fig. 6 shows a basic embodiment of a plasma surgical unit, which consists of an electrically conductive body 6, which resembles a pencil, with a top 7 to form a plasma beam with the required cross-section and which is connected to a positive pole to a gas power source, which has positive potential. The body 6 has a cylindrical channel for This is formed from 10, which are connected to the body 6 via an electrically insulated, concentric sleeve 11, which has channels 12 for conducting coolant to resp. from the gas heating duct. Sections 8, 9, 10 are interconnected with non-electrically conductive sleeves 22.
Sektionerna 8, 9 men icke sektionen 10 har samma tvärsnitt dc och samma kanallängd ln, där n är antalet sektioner räknat fràn katoden 13. Det totala antalet av dessa sektioner får icke vara mindre än tre, och längden pà varje efterföljande sektion, frán katoden, mäste vara ln = n . dc.Sections 8, 9 but not section 10 have the same cross section dc and the same channel length ln, where n is the number of sections calculated from the cathode 13. The total number of these sections must not be less than three, and the length of each subsequent section, from the cathode, must be ln = n. dc.
Den sista sektionen 10, som är utformad för att bilda plasmastràlen, är förbunden med toppen 7 och har ett kanaltvärsnitt df för stoppande av blödningar från stora uppvärmning av plasmaalstrande gas. varandra elektriskt isolerade sektioner 8, 9, som är avskild kirurgiska sàr. Tvärsnittet är beroende av slaget av plasmaalstrande gas och typen av biologisk vävnad.The last section 10, which is designed to form the plasma beam, is connected to the top 7 and has a channel cross section df for stopping bleeding from large heating of plasma generating gas. electrically insulated sections 8, 9, which are separated by surgical wounds. The cross section depends on the type of plasma generating gas and the type of biological tissue.
För att dissekera biologiska vävnader är kanalen till sektionen 10 konstruerad i form av tvà koaxiella, tiska hål 17, 18 (Se fig. cylind- 7) med en ingàngsdiameter lika 10 15 20 25 30 35 503 334 15 med diametern hos alla föregående sektioner dc och med ett utloppshål 18, som har diametern df = 0,4 - 0,6 mm = (1,5 - 2,0) . df.To dissect biological tissues, the channel to the section 10 is constructed in the form of two coaxial, tical holes 17, 18 (See Fig. Cylinder 7) with an inlet diameter equal to the diameter of all the previous sections dc and with an outlet hole 18, which has the diameter df = 0.4 - 0.6 mm = (1.5 - 2.0). df.
Den första sektionen 8 är utformad såsom en hålcy- linderelektrod, som är förbunden med kroppen 6 via den elisolerande hylsan 11 och med katoden 13, 14 via den elisolerande tätningshylsan 15. Sektionerna är inbördes förbundna via elisolerande hylsor 22.The first section 8 is designed as a hollow cylinder electrode, which is connected to the body 6 via the electrically insulating sleeve 11 and to the cathode 13, 14 via the electrically insulating sealing sleeve 15. The sections are interconnected via electrically insulating sleeves 22.
Katoden består av ett elledande rör 14, vid vars ena ände elektroden 13 till en högsmältande metall är anbragt, som ger den erforderliga nivån på strömmen för termo- elektronisk emission inom arbetsområdet för urladdnings- strömmar. Den andra änden av detta rör tjänar för anslut- ning till gasförrådsenheten och är förbunden med de nega- tiva polerna till basenergikällan och till mikroplasmotro- nens triggningssystem. Det elledande röret 14 har hål 16 för inströmning och jämn fördelning av plasmaalstrande gas till mikroplasmotronens urladdningskammare.The cathode consists of an electrically conductive tube 14, at one end of which the electrode 13 of a high-melting metal is arranged, which provides the required level of current for thermoelectronic emission within the working range of discharge currents. The other end of this tube serves for connection to the gas storage unit and is connected to the negative poles to the base energy source and to the triggering system of the microplasmotron. The conductive tube 14 has holes 16 for inflow and even distribution of plasma generating gas to the discharge chamber of the microplasma motor.
För arbete med inerta plasmaalstrande gaser (argon, krypton, xenon) göres elektroden till katoden 13 av wol- fram eller legeringar av denna metall. För användning av luft eller ånga såsom plasmaalstrande gas göres elektroden till katoden 13 av zirkonium eller hafnium (fig. 7, 8).For work with inert plasma generating gases (argon, krypton, xenon), the electrode of the cathode 13 is made of tungsten or alloys of this metal. For the use of air or steam as a plasma generating gas, the electrode of the cathode 13 is made of zirconium or hafnium (Figs. 7, 8).
Om vattenånga användes såsom plasmaalstrande gas, har den näst sista och sista sektionen 9 resp. 10 vid början resp. slutet tangentiellt belägna kanaler 19 (se fig. 8), som är förbundna med den kanal, som värmer upp den plasma- och längden 1 alstrande gasen och har utrymmet avskilt från kylvattnet med av porer bestående inlopp 20, som är belägna innanför en värmeisolerad, cylindrisk hylsa 21. Poringångarna 20 täcker åtminstone hälften av den yttre ytan av den näst sista och den sista sektionen 9 och 10. Det vattenfyllda hålrummet är anslutet till ett system, som reglerar vat- tentrycket för styrning av mängden ångförbrukning. Urladd- ningsströmmen ger erforderlig temperatur åt plasmaflöden och storleken på ångförbrukningen ligger mellan 3,0 och 8,0 A. 503 334 10 15 20 25 30 35 16 Det torde klart framgå, att den sårskorpa som erhålles genom användning av anordningen enligt före- liggande uppfinning, har väl markerat nekrost, poröst skikt med tjockleken 0,15 - 0,25 mm, karakteristiska tvärsektioner av porer i desamma.If water vapor is used as the plasma generating gas, the penultimate and last section 9 and 10 at the beginning resp. closed tangentially located channels 19 (see Fig. 8), which are connected to the channel which heats the plasma and length 1 generating the gas and have the space separated from the cooling water by pore inlets 20, which are located inside a heat insulated, cylindrical sleeve 21. The pore inlets 20 cover at least half of the outer surface of the penultimate and last sections 9 and 10. The water-filled cavity is connected to a system which regulates the water pressure for controlling the amount of steam consumption. The discharge current gives the required temperature to the plasma flows and the magnitude of the steam consumption is between 3.0 and 8.0 A. 503 334 10 15 20 25 30 35 16 It should be clear that the wound crust obtained by using the device according to the present invention, has well marked necrosis, porous layer with a thickness of 0.15 - 0.25 mm, characteristic cross sections of pores in the same.
Det porösa skiktet enligt uppfinningen har en väl definierad gräns mot underliggande vävnad, den i hög grad begränsade värmegenomträngningen in i väv- naden och lokalisering på detta ställe av gränsen för som motsvarar 3 - 5 som indikerar förångning av vävnadens vätskekomponent.The porous layer according to the invention has a well-defined boundary to the underlying tissue, the highly limited heat penetration into the tissue and localization at this point of the boundary corresponding to 3-5 which indicates evaporation of the liquid component of the tissue.
Jämförelsen av tjockleken hos det nekrosa, porösa skiktet (NSZ), som blir följden av plasma och laserexpo- nering på lever- och mjältsår med häftig blödning har visat, att i det första fallet NSZ har en tjocklek som är 3 - 5 gånger större än i det andra fallet.The comparison of the thickness of the necrosis, porous layer (NSZ), which results from plasma and laser exposure on liver and spleen wounds with heavy bleeding, has shown that in the first case NSZ has a thickness that is 3-5 times greater than in the second case.
Porstorleken vid plasmaexponering är 1,5 gånger mindre än den vid laserexponering och tjockleken på vävnaden mellan porerna är 1,3 gånger större. Detta anger, att permeabiliteten hos ett poröst, uttorkat skikt är ungefär som porositeten hos en uttorkad vävnad, som erhållits med en metod med långsam uppvärmning vid en temperatur endast något högre än den för förångning av en vävnads vätskekomponent.The pore size at plasma exposure is 1.5 times smaller than that at laser exposure and the thickness of the tissue between the pores is 1.3 times larger. This indicates that the permeability of a porous, dehydrated layer is approximately the same as the porosity of a dehydrated tissue obtained by a method of slow heating at a temperature only slightly higher than that for evaporation of a liquid component of a tissue.
Dessa undersökningar av återställande processer i vävnaden till lever, lungor och njurar har visat, att läkningen efter exponeringen av argon-, plasmaflöde äger rum på gängse sätt och icke är beroende neon- och helium- av typen använd gas. Läkningen av organen sker utan bil- dande av grova ärr i dem.These studies of restorative processes in the tissue of the liver, lungs and kidneys have shown that the healing after the exposure to argon, plasma flow takes place in the usual way and is not dependent on neon and helium of the type of gas used. The healing of the organs takes place without the formation of coarse scars in them.
Anordningen enligt uppfinningen är icke begränsad till vad som visats och beskrivits utan kan varieras på flera sätt inom ramen för efterföljande patentkrav.The device according to the invention is not limited to what has been shown and described but can be varied in several ways within the scope of the appended claims.
Claims (6)
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE9301850A SE503334C2 (en) | 1993-06-01 | 1993-06-01 | Device for stopping bleeding and forming a crust by means of a plasma jet |
| CA002198000A CA2198000C (en) | 1993-06-01 | 1994-08-29 | A device to stop bleeding in living human and animal tissue |
| AU78657/94A AU7865794A (en) | 1993-06-01 | 1994-08-29 | A device to stop bleeding in living human and animal tissue |
| PCT/SE1994/000790 WO1996006572A1 (en) | 1993-06-01 | 1994-08-29 | A device to stop bleeding in living human and animal tissue |
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE9301850A SE503334C2 (en) | 1993-06-01 | 1993-06-01 | Device for stopping bleeding and forming a crust by means of a plasma jet |
| PCT/SE1994/000790 WO1996006572A1 (en) | 1993-06-01 | 1994-08-29 | A device to stop bleeding in living human and animal tissue |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| SE9301850D0 SE9301850D0 (en) | 1993-06-01 |
| SE9301850L SE9301850L (en) | 1994-12-02 |
| SE503334C2 true SE503334C2 (en) | 1996-05-28 |
Family
ID=26661751
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| SE9301850A SE503334C2 (en) | 1993-06-01 | 1993-06-01 | Device for stopping bleeding and forming a crust by means of a plasma jet |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| AU (1) | AU7865794A (en) |
| CA (1) | CA2198000C (en) |
| SE (1) | SE503334C2 (en) |
| WO (1) | WO1996006572A1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999066852A1 (en) * | 1998-06-24 | 1999-12-29 | Nikval International Ab | Plasma knife |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SE524441C2 (en) | 2002-10-04 | 2004-08-10 | Plasma Surgical Invest Ltd | Plasma surgical device for reducing bleeding in living tissue by means of a gas plasma |
| SE529053C2 (en) | 2005-07-08 | 2007-04-17 | Plasma Surgical Invest Ltd | Plasma generating device, plasma surgical device and use of a plasma surgical device |
| WO2009018837A1 (en) * | 2007-08-06 | 2009-02-12 | Plasma Surgical Investments Limited | Pulsed plasma device and method for generating pulsed plasma |
| WO2011091855A1 (en) * | 2010-01-29 | 2011-08-04 | Plasma Surgical Investments Limited | Methods of sealing vessels using plasma |
| JP5637402B2 (en) | 2010-07-07 | 2014-12-10 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | Plasma irradiation processing equipment |
| US9089319B2 (en) | 2010-07-22 | 2015-07-28 | Plasma Surgical Investments Limited | Volumetrically oscillating plasma flows |
| IL300972A (en) | 2020-08-28 | 2023-04-01 | Plasma Surgical Invest Ltd | Systems, methods, and devices for generating predominantly radially expanded plasma flow |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3991764A (en) * | 1973-11-28 | 1976-11-16 | Purdue Research Foundation | Plasma arc scalpel |
| EP0277233B1 (en) * | 1986-08-11 | 1990-04-04 | 2-i MOSKOVSKY GOSUDARSTVENNY MEDITSINSKY INSTITUT IMENI N.I. PIROGOVA | Device for plasma-arc cutting of biological tissues |
| US4788408A (en) * | 1987-05-08 | 1988-11-29 | The Perkin-Elmer Corporation | Arc device with adjustable cathode |
| WO1992019166A1 (en) * | 1991-04-15 | 1992-11-12 | Nauchno-Issledovatelsky Institut Energeticheskogo Mashinostroenia Moskovskogo Gosudarstvennogo Tekhnicheskogo Universiteta Imeni N.E.Baumana | Device for plasma surgical treatment of biological tissues |
-
1993
- 1993-06-01 SE SE9301850A patent/SE503334C2/en unknown
-
1994
- 1994-08-29 WO PCT/SE1994/000790 patent/WO1996006572A1/en active IP Right Grant
- 1994-08-29 AU AU78657/94A patent/AU7865794A/en not_active Abandoned
- 1994-08-29 CA CA002198000A patent/CA2198000C/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999066852A1 (en) * | 1998-06-24 | 1999-12-29 | Nikval International Ab | Plasma knife |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| AU7865794A (en) | 1996-03-22 |
| CA2198000A1 (en) | 1996-03-07 |
| SE9301850D0 (en) | 1993-06-01 |
| CA2198000C (en) | 2006-08-22 |
| WO1996006572A1 (en) | 1996-03-07 |
| SE9301850L (en) | 1994-12-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5843079A (en) | Device to stop bleeding in living human and animal tissue | |
| US7563261B2 (en) | Electrosurgical device with floating-potential electrodes | |
| US7238185B2 (en) | Method and apparatus for plasma-mediated thermo-electrical ablation | |
| US8333763B2 (en) | Voltage threshold ablation apparatus | |
| US8221404B2 (en) | Electrosurgical ablation apparatus and method | |
| CA2334479C (en) | Plasma knife | |
| EP1330200B1 (en) | Surgical tool for emitting energized inert gas atoms, and hand piece and control system thereof | |
| US20090270849A1 (en) | Electrosurgical Device and Method | |
| CN103429185B (en) | Improve the electrosurgery gaseous conductor diced system of eschar, shutoff blood vessel and tissue | |
| CN1177566C (en) | Improved electrosurgical instrument | |
| US6302903B1 (en) | Straight needle apparatus for creating a virtual electrode used for the ablation of tissue | |
| US3991764A (en) | Plasma arc scalpel | |
| JP4302731B2 (en) | High-frequency electrosurgical electrode for coagulation necrosis of living tissue | |
| US9011428B2 (en) | Electrosurgical device with internal digestor electrode | |
| US20050234446A1 (en) | Electrosurgical device with floating-potential electrode and methods of using same | |
| US20010025178A1 (en) | Method and apparatus for creating a bi-polar virtual electrode used for the ablation of tissue | |
| WO2003061497A1 (en) | Rf device and method of selective thermolysis | |
| SE503334C2 (en) | Device for stopping bleeding and forming a crust by means of a plasma jet | |
| RU2732218C1 (en) | Apparatus for treating wounds and stopping bleeding using low-temperature atmospheric pressure plasma | |
| Desinger et al. | High-frequency current application in bipolar technique for interstitial thermotherapy (HF-ITT) | |
| Gibson et al. | The design of the PlasmaJet® thermal plasma system and its application in surgery | |
| Desinger | Fundamentals of minimally invasive radiofrequency applications in ear, nose and throat medicine |