СПОСОБ ФОРМИРОВАНИЯ ВЫХОДНОГО СИГНАЛА ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО АППАРАТА И КОНСТРУКЦИЯ ПОСЛЕДНЕГО

СПОСОБ ФОРМИРОВАНИЯ ВЫХОДНОГО СИГНАЛА ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО АППАРАТА И КОНСТРУКЦИЯ ПОСЛЕДНЕГО


RU (11) 2204958 (13) C2

(51) 7 A61B18/12 

(12) ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ К ПАТЕНТУ РОССИЙСКОЙ ФЕДЕРАЦИИ 
Статус: по данным на 25.10.2007 - прекратил действие 

--------------------------------------------------------------------------------

(14) Дата публикации: 2003.05.27 
(21) Регистрационный номер заявки: 99127969/14 
(22) Дата подачи заявки: 1999.12.30 
(24) Дата начала отсчета срока действия патента: 1999.12.30 
(45) Опубликовано: 2003.05.27 
(56) Аналоги изобретения: SU 1410959 А1, 23.07.1988. ДОЛЕЦКИЙ С.Я. и др. Высокочастотная электрохирургия. - М.: Медицина, 1980, с.41- 58. 
(71) Имя заявителя: Нетеса Юрий Дмитриевич 
(72) Имя изобретателя: Нетеса Ю.Д.; Грицаенко Д.П.; Нетеса А.Д. 
(73) Имя патентообладателя: Нетеса Юрий Дмитриевич 
(98) Адрес для переписки: 194354, Санкт-Петербург, пр.Энгельса, 115, корп.1, кв.256, Ю.Д.Нетесе 

(54) СПОСОБ ФОРМИРОВАНИЯ ВЫХОДНОГО СИГНАЛА ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКОГО АППАРАТА И КОНСТРУКЦИЯ ПОСЛЕДНЕГО 

Изобретение относится к медицине, в частности к электрохирургии, а точнее к способу формирования выходного сигнала электрохирургического аппарата и конструкции последнего. Способ состоит в формировании выходного сигнала электрохирургического аппарата, включающего его получение с помощью высокочастотного генератора, усиление и последующую подачу на биологический объект, причем генератором формируют управляющие импульсы возбуждения, которые затем трансформируют с помощью колебательного контура в его свободные затухающие колебания, при этом в колебательный контур включают биологический объект, а импульсами возбуждения задают частоту повторения затухающих колебаний. Способ реализуется с помощью электрохирургического аппарата, включающего генератор высокочастотных импульсов, подключенный на вход усилителя, выход которого через устройство гальванической развязки связан с инструментом через рабочий кабель, при этом аппарат снабжен устройством управления с узлом сравнения, а также пассивным электродом, между генератором и усилителем введен регулятор длительности импульсов, а устройство гальванической развязки выполнено в виде дросселя с трансформаторной связью, на один из выходов которого последовательно подключены рабочий кабель и инструмент, а на другой - экранирующая оплетка рабочего кабеля и пассивный электрод, при этом последние вместе с дросселем образуют колебательный контур, кроме того, аппарат снабжен датчиком амплитуды напряжения, выход которого подключен на высокочастотный генератор и на узел сравнения, который в свою очередь связан с регулятором длительности импульсов, имеющим также связь с устройством управления. Изобретение позволяет повысить кпд электрохирургического аппарата и упростить его схемную реализацию при уменьшении деструкции ткани при рассечении и коагуляции. 2 с. и 3 з.п.ф-лы, 7 ил. 


ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ



Изобретение относится к медицине, в частности к электрохирургическим аппаратам.

Электрохирургический аппарат предназначен для рассечения и коагуляции мягких тканей биологического объекта, а также для остановки кровотечений.

Традиционным и наиболее простым способом хирургического вмешательства является скальпельная хирургия.

Наряду с простотой скальпельная хирургия имеет ряд существенных недостатков. В процессе операции наблюдаются большие кровопотери, которые приводят к необходимости переливания крови. Кроме того, кровоизлияния резко ухудшают обзор операционного поля и удлиняют время операционного вмешательства, что может привести к ошибкам и к послеоперационным осложнениям.

В настоящее время в хирургии применяются современные методы, направленные на уменьшение кровопотери и отказ от переливания крови в особенности в интраоперационном периоде. В числе интраоперационных методик на первом плане стоит тщательный гемостаз, позволяющий провести операцию не только с минимальной кровопотерей, но и в условиях "сухого" операционного поля, что, улучшая обзор, сокращает время операции и обеспечивает снижение послеоперационных осложнений. Среди множества подходов к осуществлению тщательного гемостаза наиболее удобным и эффективным является применение для хирургических операций высокочастотных электрохирургических аппаратов (ЭХА) [1].

Основным преимуществом электрохирургических аппаратов (ЭХА) является коагулирующий эффект мелких сосудов в процессе рассечения и коагуляция при возникновении кровотечений в результате нарушения крупных сосудов.

На выходе ЭХА формируют выходной сигнал в виде тока высокой частоты (ВЧ) посредством заданной формы выходного напряжения. Мощность выходного сигнала ЭХА задается в зависимости от характера хирургического вмешательства и параметров ткани, активное сопротивление которой изменяется в пределах от 50 до 2000 Ом. Для режима рассечения применяется выходное напряжение ЭХА с низким пик-фактором не более 2-2,5 при среднеквадратическом значении напряжения не более 200 В, а для режима коагуляции - с высоким пик-фактором до 15 при среднеквадратическом значении напряжения не более 100 В и амплитудой импульсов до 1500 В.

В настоящее время наиболее распространенным способом формирования выходного сигнала ЭХА является способ, заключающийся в том, что ВЧ сигнал получают с помощью высокочастотного генератора, усиливают усилителем мощности и подают на биологический объект. При этом пик-фактор, величину и форму выходного напряжения, а также величину мощности формируют за счет модуляции напряжения питания усилителя мощности (см. ЭХА типа ЭХВЧ-500-4 МВ2.068.023ПС п/я Г49-54; Surgitron F.F.P.F.:Redefine Your Surgical- США; "Эфа-0201" С.Петербург; "Политом-2" ВНИИМП г. Москва; Combi-HF Surgical Unit "GN 300" фирмы "AESCULAP", Германия и др.).

Наиболее полно данный способ формирования выходного сигнала ЭХА, который взят за прототип, раскрывается в электрохирургическом генераторе по а.с. 1410959, кл. А 61 В 17/39, [2].

Данный способ заключается в том что, формирование выходного сигнала ЭХА осуществляют с помощью высокочастотного генератора и усиливают усилителем мощности, а уровень и форма выходного напряжения, выходная мощность и пик-фактор задаются с помощью изменения напряжения питания усилителя мощности, которое формируется модулятором напряжения питания.

Приведенный способ формирования выходного сигнала ЭХА позволяет осуществлять коагулирующий эффект мелких сосудов в процессе рассечения и коагуляцию при возникновении кровотечений в результате нарушения крупных сосудов.

Данный способ имеет множество схемных реализаций. Наиболее типичная схемная реализация, имеющая место также и в прототипе, приведена в виде функциональной схемы на фиг. 1, где генератор высокочастотных импульсов 1 подключен на вход усилителя 2, выход которого через устройство гальванической развязки 3 связан с инструментом 4 через рабочий кабель 5. При этом аппарат снабжен устройством управления 6, выходы которого подключены к узлу сравнения напряжений 7 и узлу сравнения мощности 8, первый из которых связан с датчиком напряжения 9 и модулятором напряжения питания 10, последний также связан с усилителем 2 и узлом сравнения мощности 8, который соединен с выходом вычислителя мощности 11, в свою очередь соединенного с датчиком напряжения 9 и с датчиком тока 12. Кроме того, устройство гальванической развязки 3 соединено с пассивным электродом 13.

Аппарат работает следующим образом. Генератор высокочастотных импульсов 1 генерирует высокую частоту, которая усиливается в усилителе 2 и поступает на устройство гальванической развязки 3, обычно представляющего собой высокочастотный трансформатор, через один вывод которого высокочастотный сигнал поступает на инструмент 4 посредством рабочего кабеля 5, а через другой вывод поступает на пассивный электрод 13. При этом устройство управления 6 вырабатывает сигналы задания на выходное напряжение и мощность, которые сравниваются в узлах сравнения напряжения 7 и мощности 8 с истинными значениями, поступающими с датчика напряжения 9 и вычислителя мощности 11, последний из которых перемножает сигнал с датчика напряжения 9 с сигналом датчика тока 12. В результате сравнения формируются сигналы управления, поступающие на модулятор напряжения питания 10, который изменяет напряжение питания усилителя 2 в зависимости от сигналов управления, тем самым поддерживая заданные устройством управления 6 величины напряжения и мощности выходного сигнала ЭХА.

Однако данный способ имеет ряд существенных недостатков.

Из-за несогласованности постоянно меняющейся амплитудно-частотной характеристики цепи: инструмент, парогазовый промежуток и оперируемая ткань с постоянной частотой выходного сигнала ЭХА, повышается полное сопротивление (импеданс) этой цепи, что приводит к удлинению времени воздействия для получения желаемого гемостаза и, в конечном итоге, к расширению зоны некроза.

Завышение мощности выходного сигнала ЭХА из-за несогласованности, постоянно меняющейся амплитудно-частотной характеристики цепи: рабочий кабель, инструмент, парогазовый промежуток, оперируемая ткань, пассивный электрод и кабель пассивного электрода с постоянной частотой выходного сигнала ЭХА, приводит к увеличению габаритов ЭХА и снижению его надежности.

Сложность схемной реализации данного способа из-за необходимости иметь дополнительный источник питания и мощный модулятор напряжения питания для выходного усилителя с диапазоном изменения напряжения не менее 1/10 приводит к снижению кпд и надежности ЭХА.

Ограничение частоты модуляции из-за необходимости модулирования сильноточной цепи питающего напряжения усилителя приводит к ограничению возможности ЭХА в режиме коагуляции.

Ограничение частоты выходного сигнала ЭХА (в основном сотни килогерц) из-за частотных ограничений элементной базы (в основном транзисторной) при работе ее на высокой частоте выходного сигнала приводит к дополнительным потерям мощности, т.е. к снижению кпд и надежности ЭХА.

В основу изобретения поставлена цель - создать способ формирования выходной мощности электрохирургического генератора и конструкцию последнего, который позволил бы уменьшить деструкцию ткани при рассечении и коагуляции, а также повысить его коэффициент полезного действия и упростить схемную реализацию.

Указанная задача решена созданием способа формирования выходного сигнала электрохирургического аппарата, включающего его получение с помощью высокочастотного генератора, усиление и последующую подачу на биологический объект, причем генератором формируют управляющие импульсы возбуждения, которые затем трансформируют с помощью колебательного контура в его свободные затухающие колебания, при этом в колебательный контур включают биологический объект, а импульсами возбуждения задают частоту повторения затухающих колебаний.

При этом по фазе управляющие импульсы возбуждения синхронизируют со свободными затухающими колебаниями.

Выходное напряжение свободных затухающих колебаний регулируют длительностью и (или) периодом повторения управляющих импульсов возбуждения.

Причем максимальную выходную мощность задают ограничением длительности управляющих импульсов возбуждения.

Уровень модуляции выходного напряжения регулируют изменением величины первой амплитуды свободных затухающих колебаний или (и) изменением периода повторения управляющих импульсов возбуждения.

На базе выше указанного способа разработан электрохирургический аппарат, включающий генератор высокочастотных импульсов, подключенный на вход усилителя, выход которого через устройство гальванической развязки связан с инструментом через рабочий кабель, при этом аппарат снабжен устройством управления с узлом сравнения, а также пассивным электродом, между генератором и усилителем введен регулятор длительности импульсов, а устройство гальванической развязки выполнено в виде дросселя с трансформаторной связью, на один из выходов которого последовательно подключены рабочий кабель и инструмент, а на другой - экранирующая оплетка рабочего кабеля и пассивный электрод, при этом последние вместе с дросселем образуют колебательный контур при соединении с биологическим объектом в рабочем состоянии, кроме того, аппарат снабжен датчиком амплитуды, выход которого подключен на высокочастотный генератор и на узел сравнения, который в свою очередь связан с регулятором длительности импульсов, имеющим также связь с устройством управления.

В отличие от известного, в созданном способе формирования выходного сигнала ЭХА, согласно изобретению, генератором формируют управляющие импульсы возбуждения, которые осуществляют накачку энергией заданной величины выходного колебательного контура, при этом запасенная энергия в последнем в форме высокочастотных затухающих колебаний (на его собственной частоте) рассеивается в основном на биологическом объекте (оперируемой ткани). Тем самым управляющие импульсы возбуждения трансформируются с помощью колебательного контура в его свободные затухающие колебания, при этом в колебательный контур включают биологический объект, а следовательно, и все элементы ЭХА, обеспечивающие подвод выходного сигнала к последнему, что обуславливает строгое согласование частоты затухающих колебаний с изменяющимися параметрами всех элементов выходных цепей, в том числе и биологического объекта, так как последние являются частью колебательного контура. Благодаря автоматической подстройке частоты выходного сигнала ЭХА на минимальное полное (импеданс) сопротивление цепи: инструмент, парогазовый промежуток и оперируемая ткань (биологический объект) происходит сужение зоны воздействия высокочастотного выходного сигнала на оперируемую ткань, что приводит к уменьшению зоны некроза. Причем строгое согласование всех выходных цепей ЭХА с частотой выходного сигнала позволяет с одной стороны уменьшить время воздействия для получения желаемого гемостаза и, следовательно, к уменьшению зоны некроза, а, с другой стороны, уменьшить мощность выходного сигнала при тех же результатах воздействия, что позволяет повысить кпд ЭХА. При этом частота повторения затухающих колебаний задается частотой повторения управляющих импульсов возбуждения, что обеспечивает оптимальное время свободных колебаний в выходном сигнале ЭХА.

По фазе управляющие импульсы возбуждения синхронизируют со свободными затухающими колебаниями для обеспечения минимума энергии накачки при неполном затухании свободных колебаний (подкачка затраченной энергии колебательного контура).

Выходное напряжение свободных затухающих колебаний регулируют длительностью и (или) периодом повторения управляющих импульсов возбуждения, что упрощает схемную реализацию и повышает кпд из-за отсутствия затрат энергии на регулирование.

Причем максимальную выходную мощность задают ограничением длительности управляющих импульсов возбуждения, т.е. ограничением энергии накачки колебательного контура, что также упрощает схемную реализацию и повышает кпд ЭХА.

Уровень модуляции выходного напряжения регулируют изменением величины первой амплитуды свободных затухающих колебаний или (и) изменением периода повторения управляющих импульсов возбуждения, что в свою очередь не требует энергетических затрат и, следовательно, повышает кпд аппарата.

На фиг.1 представлена функциональная схема ЭХА прототипа; на фиг.2 - функциональная схема предлагаемого ЭХА; на фиг.3 - диаграмма напряжений выходного сигнала ЭХА в режиме рассечения; на фиг.4 - диаграмма напряжений выходного сигнала ЭХА в режиме коагуляции; на фиг.5 - регулировочная характеристика по длительности управляющих импульсов возбуждения; на фиг.6 - регулировочная характеристика по длительности периода повторения управляющих импульсов возбуждения; на фиг.7 - ВАХ выходного сигнала ЭХА.

Электрохирургический аппарат для реализации заявленного способа состоит из генератора высокочастотных импульсов 1 (фиг.2), подключенный на вход усилителя 2, выход которого через устройство гальванической развязки 3 связан с инструментом 4 через рабочий кабель 5, при этом аппарат снабжен устройством управления 6 с узлом сравнения 7, а также пассивным электродом 8, между генератором 1 и усилителем 2 введен регулятор длительности импульсов 9, а устройство гальванической развязки 3 выполнено в виде дросселя с трансформаторной связью 10, на один из выходов 11 которого последовательно подключены рабочий кабель 5 и инструмент 4, а на другой 12 - экранирующая оплетка рабочего кабеля 5 и пассивный электрод 8, при этом последние вместе с дросселем 10 образуют колебательный контур при соединении с биологическим объектом в рабочем состоянии, кроме того, аппарат снабжен датчиком амплитуды 13, выход которого подключен на высокочастотный генератор 1 и на узел сравнения 7, который в свою очередь связан с регулятором длительности импульсов 9, имеющим также связь с устройством управления 6.

Генератор высокочастотных импульсов 1 предназначен для формирования импульсов возбуждения и синхронизации со свободными затухающими колебаниями посредством датчика амплитуды 13.

Усилитель 2 служит для усиления импульсов возбуждения, поступающих с регулятора длительности импульсов 9 и накачки энергией дросселя 10 устройства гальванической развязки 3 однополярными импульсами с переходом в закрытое состояние (выход с высоким импедансом).

Устройство гальванической развязки 3 предназначено для гальванической развязки выходных цепей ЭХА с его внутренней схемой, дроссель 10 которого служит реактивным устройством (индуктивность) для накопления энергии во время действия управляющего импульса возбуждения и одним из элементов выходного колебательного контура.

Инструмент 4 служит для концентрации и подвода выходного сигнала ЭХА к биологическому объекту (оперируемой ткани).

Рабочий кабель 5 предназначен для соединения выходного сигнала ЭХА с инструментом 4 и пассивным электродом 8, а также служит реактивным устройством (емкость) для накопления энергии во время действия управляющего импульса возбуждения и одним из элементов выходного колебательного контура.

Устройство управления 6 служит для формирования сигналов задания на величину напряжения выходного сигнала ЭХА и его мощность.

Узел сравнения 7 предназначен для сравнения сигналов задания на величину напряжения выходного сигнала ЭХА с его реальным значением, поступающим с датчика амплитуды 13 и формирования сигнала управления на регулятор длительности импульсов 9.

Пассивный электрод 8 служит для отвода высокочастотного выходного сигнала ЭХА от биологического объекта (оперируемой ткани) и для снижения плотности тока при этом.

Регулятор длительности импульсов 9 предназначен для изменения длительности управляющих импульсов возбуждения при регулировании выходного напряжения ЭХА и регулирования ограничения длительности импульсов при изменении задания на выходную мощность.

Датчик амплитуды 13 служит для преобразования величины первой амплитуды выходного сигнала ЭХА в сигнал синхронизации высокочастотного генератора 1 и сигнал обратной связи контура регулирования выходного напряжения ЭХА.

Способ формирования выходного сигнала ЭХА заключается в том, что генератором 1 формируют управляющие импульсы возбуждения, которые осуществляют накачку энергией заданной величины выходного колебательного контура в виде магнитной энергии дросселя 10 и электрического заряда емкости рабочего кабеля 5, при этом запасенная энергия в последних в форме высокочастотных затухающих колебаний (на его собственной частоте) рассеивается в основном на биологическом объекте (оперируемой ткани). Тем самым управляющие импульсы возбуждения трансформируются с помощью колебательного контура в его свободные затухающие колебания, при этом в колебательный контур включают биологический объект, а следовательно, и все элементы ЭХА, обеспечивающие подвод выходного сигнала к последнему: дроссель 10, рабочий кабель 5, инструмент 4, биологический объект (оперируемая ткань) и пассивный электрод, что обуславливает строгое согласование частоты затухающих колебаний с изменяющимися параметрами всех элементов выходных цепей, в том числе и биологического объекта. Кроме того, в качестве пассивного электрода 8 может применяться экранирующая оплетка рабочего кабеля 5.

Предельное значение выходной мощности ЭХА определяется накопленной энергией за период между управляющими импульсами возбуждения. Выходная мощность имеет прямую квадратичную зависимость от длительности управляющего импульса возбуждения и обратную зависимость от периода их повторения, что позволяет осуществлять регулировку выходной мощности в широких пределах.

Зависимость выходной мощности электрохирургического аппарата от параметров элементов колебательного контура и управляющих сигналов определяется зависимостью:



где U - напряжение питания;

ti - длительность управляющего импульса возбуждения;

L - индукция дросселя;

Тр - период повторения дополнительного сигнала.

На фиг. 3 приведена диаграмма напряжений выходного сигнала ЭХА в режиме рассечения. Во время действия управляющего импульса ti1 происходит накачка энергией колебательного контура. В промежутке между импульсами осуществляется свободное затухающее колебание с рассеиванием запасенной энергии в основном на биологическом объекте (оперируемой ткани).

Первая серия импульсов показана при поддержании первой амплитуды напряжения U1 (до 700 В). При изменении нагрузки меняется длительность импульса ti1 таким образом, чтобы амплитуда U1 была постоянной и равной заданной устройством управления 6 величине.

При увеличении нагрузки длительность управляющего импульса возбуждения увеличивается и достигает величины ограничения, заданной устройством управления ti2= tiогр, определяющей заданную выходную мощность. В дальнейшем при увеличении нагрузки длительность импульса не меняется, напряжение падает и поддерживается постоянная выходная мощность, что видно на второй серии сигналов (фиг.3).

В режиме коагуляции (фиг. 4) напряжение выходного сигнала ЭХА имеет значения регулируемой первой амплитуды до 1500 В. Переход от поддержания заданного напряжения к поддержанию заданной мощности происходит аналогично режиму рассечения.

Регулирование и поддержание выходного напряжения осуществляется изменением выходной мощности. В свою очередь регулирование мощности и поддержание заданного значения выходной мощности осуществляется за счет изменения длительности управляющего импульса возбуждения, регулировочная характеристика которого приведена на фиг 5.

Регулирование и поддержание заданных значений выходного сигнала ЭХА допускается осуществлять с помощью изменения периода повторения управляющих импульсов возбуждения (фиг.6), однако при этом происходит резкое изменение пик-фактора выходного напряжения. Поэтому изменение периода повторения допускается только при переходе из режима рассечения в режим коагуляции для увеличения пик-фактора.

Таким образом регулирование и поддержание заданных значений параметров выходного сигнала ЭХА осуществляется в широких пределах (ВАХ на фиг.7) без дополнительных потерь энергии - с помощью изменения длительности управляющих импульсов возбуждения. Диапазон регулирования выходного напряжения и мощности достигает величины 1:100.

На базе предлагаемого способа формирования выходного сигнала электрохирургического аппарата и его конструкции был создан макет аппарата "ЭХА МИНИ 01", который прошел испытания на группах животных (крысы, собаки) в лаборатории экспериментальной хирургии НИЦ СПбГМУ им. акад. И.П. Павлова. Анализ полученных результатов выявил ряд преимуществ макетного образца перед используемыми в практике отечественными и зарубежными аппаратами.

При применении макета аппарата уменьшение импеданса в области диссекции и коагуляции тканей было минимальным, что не изменяло рН в этой зоне и свидетельствовало о малой травматизации тканей. Это же подтверждается результатами хронических экспериментов и изучением морфологических изменений в области операции. При резекции паренхиматозного органа (печень) надежный гемостаз достигался за меньший промежуток времени и даже в "мокром" поле.

Макет аппарата "ЭХА МИНИ 01" более удобен в работе благодаря малым размерам и небольшому весу. Аппарат создавал значительно меньше электромагнитных помех на другую медицинскую аппаратуру по сравнению с другими аппаратами, применяемыми в практике.

Источники информации

1. Долецкий С.Я., Драбкин Р.Л., Ленюшкин А.И. Высокочастотная электрохирургия - М.: Медицина, 1980 г.

2. Электрохирургический генератор. А. с. 1410959, кл. А 61 В 17/39, 17/36, 1987 г, - прототип. 


ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ



1. Способ формирования выходного сигнала электрохирургического аппарата, включающий формирование управляющих импульсов с помощью высокочастотного генератора, усиление и последующую подачу на биологический объект, отличающийся тем, что управляющие импульсы трансформируют с помощью колебательного контура в свободные затухающие колебания последнего и посредством их задают частоту повторения затухающих колебаний.

2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что по фазе управляющие импульсы синхронизируют со свободными затухающими колебаниями.

3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что выходное напряжение свободных затухающих колебаний регулируют длительностью и/или периодом повторения управляющих импульсов.

4. Способ по п. 1, отличающийся тем, что максимальную выходную мощность задают ограничением длительности управляющих импульсов.

5. Способ по п. 1, отличающийся тем, что уровень модуляции выходного напряжения регулируют изменением величины первой амплитуды напряжения свободных затухающих колебаний и/или изменением периода повторения управляющих импульсов.

6. Электрохирургический аппарат, включающий генератор высокочастотных импульсов, подключенный на вход усилителя, выход которого через устройство гальванической развязки связан с инструментом через рабочий кабель, устройство управления с узлом сравнения и пассивный электрод, отличающийся тем, что между генератором и усилителем введен регулятор длительности импульсов, устройство гальванической развязки выполнено в виде дросселя с трансформаторной связью, на один из выходов которого последовательно подключены рабочий кабель и инструмент, а на другой - экранирующая оплетка рабочего кабеля и пассивный электрод с возможностью образования ими совместно с дросселем колебательного контура, выход датчика амплитуды напряжения подключен к высокочастотному генератору и узлу сравнения, а вход является связью внутренней схемы аппарата, через устройство гальванической развязки, - с выходными цепями аппарата, при этом узел сравнения связан с устройством управления непосредственно, и через регулятор длительности импульсов.