автореферат диссертации по информатике, вычислительной технике и управлению, 05.13.07, диссертация на тему:Информационно-технологические системы мониторинга и лечений нарушений ритма сердца

На правах рукописи

\ РГ5 ОД

? 7 иг /Ж]

Федотов Николай Михайлович

ИНФОРМАЦИОННО - ТЕХНОЛОГИЧЕСКИЕ СИСТЕМЫ МОНИТОРИНГА И ЛЕЧЕНИЯ НАРУШЕНИЙ РИТМА СЕРДЦА

лециалыюсть 05.13.07 - Автоматизация технологических процессов

и производств (в промышленности)

Автореферат

диссертации на соискание ученой степени кандидата технических наук.

Томск - 2000

Работа выполнена в Томском государственном университете систем управления и радиоэлектроники

Научный руководитель:

доктор технических наук, профессор А.А.Шелупанов Официальные оппоненты:

доктор технических наук, профессор А.Г.Буймов

доктор физико-математических наук, профессор В.А.Архипов

Ведущая организация: Томский политехнический университет

Защита состоится июня 2000 года в «/¿"Я на заседани

диссертационного совета Д063.05.01 в Томском государственно! университете систем управления и радиоэлектроники по адресу: 634034, г. Томск, ул. Белинского 53. Тел.: (382-2) 55-61-96..

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке Томског государственного университета систем управления и радиоэлектроники.

Автореферат разослан « /¿Г« мая 2000 года.

у - РЩО.ЮОс

Ученый секретарь ' ' ' диссертационного совета

д.т.н., профессор (^сигё^гг^а/■ В.А.Бейнарович

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Уровень современной медицины напрямую связан с внедрением высокоэффективных ехнологий. В настоящее время в развитых странах движителем научно-технического про-ресса становится медицина. Происходит пересмотр национальных приоритетов в пользу клей, связанных с поддержанием здоровья населения. Что касается отечественной медици-!ы, то здесь налицо явное противоречие между задачами, стоящими перед ней и уровнем ее ■ехнического оснащения. В России ощущается острый дефицит современного лечебно-шагностического оборудования.

Современная кардиохирургическая операция представляет собой сложный многочасо-юй технологический процесс. При этом все составляющие этого процесса функционируют в >еаяьяом масштабе времени. Развитие прогресса в диагностике и лечении нарушений ритма :ердца обусловлено созданием эффективных средств и методов воздействия на объект - серд-1е. В технологической цепи: объект - взаимодействие (отклик) - система управления, согласно предлагаемому подходу, значительно уменьшает объем рутинной работы кардиохирурга и увеличивается роль технологических систем мониторинга и лечебного воздействия. Эт качества и точности работы медицинского оборудования в значительной мере зависит щагностика заболеваний и, в конечном итоге, здоровье человека. Кроме того, необходимо, побы оборудование обеспечивало максимальную простоту в эксплуатации, а получаемая с ;го помощью информация соответствовала представлениям врача о клинико-диагностическом процессе, т.е. информация выдавалась бы в привычной для врача форме.

Актуальность диссертационной работы обусловлена необходимостью решения проблем повышения качества и эффективности лечебного процесса в кардиохирургии нарушений ритма сердца, которые определяются разработкой специализированных компьютерных :истем мониторинга и аппаратуры лечебного воздействия. Использование компьютерных технологий принципиально расширяет возможности аппаратуры, сникает их стоимость, повышает эффективность работы и обслуживания. При этом необходимо обеспечить высокую :корость обработки многоканального потока данных в режиме реального времени, простоту и эперативность управления, наглядность представления информации, повышенную безопасность систем управления режимами радиочастотной абляции, возможность нефлюороскопи-ческих способов отображения объемных внутренних структур сердца и положения в трехмерном пространстве полюсов электродов катетеров и т.д.

Цель диссертационной работы можно сформулировать следующим образом: технология создания элементов систем мониторинга и лечения нарушений ритма сердца а также разработка комплекса операционно-диагностической аппаратуры, обеспечивающего высокую эффективность и качество лечебного процесса

Объектом исследования являются устройства комплексного мониторинга и лечебного воздействия на сердце и непосредственно миокард. Предметом исследования являются принципы разработки, функционирования и создания аппаратуры комплексного мониторинга и лечения нарушений ритма сердца и процессы сердечной деятельности.

Основными методами исследований являются математическое моделирование, вычислительный и натурный эксперимент.

Научная новизна работы заключается в следующем.

1. Разработаны элементы технологии, обеспечивающей эффективное проектирование комплексов аппаратуры мониторинга и лечебного воздействия систем интервенционной электрофизиологии и эндоваскулярной хирургии сердца.

2.Впервые на основе математической модели процесса радиочастотной абляции исследованы термодинамические процессы в тканях сердца и реализован высоконадежный алгоритм адаптивного управления высокочастотной мощностью аппаратов радиочастотной деструкции.

3.Разработана и реализована на практике комплексно-модульная информационно-технологическая система полномасштабного мониторинга для интервенционной электрофизиологии и эндоваскулярной хирургии сердца.

4.Впервые разработана система объемного представления внутрисердечных структур на базе адаптирующейся к конкретному пациенту математической модели сердца, обеспечивающей синхронную имитацию сокращений миокарда в реальном времени. На основе разработанной уникальной технологии в изображении пространственно локализуются координаты всех полюсов электродов катетеров, введенных в сердце, в рамках оперативной нерентгеноскопической технологии визуализации.

5. Создан принципиально новый универсальный биоуправляемый электрокардиостимулятор для диагностики и лечения сердечных аритмий с возможностью чреспищеводной и эндокардиальной стимуляции. Разработанный усилитель биопотенциалов аппарата обеспечивает высокую скорость восстановления после прохождения стимулирующего импульса. На основе экспериментального, клинического и теоретического анализа форм импульса и типов электродов даны практические рекомендации повышения эффективности чреспищеводной электростимуляции сердца и снижения болевых ощущений. Исследованы и реализованы на прототипе защищенные авторскими свидетельствами алгоритмы управления имплантируемого кардиовертора - дефибриллятора.

Научная новизна разработок подтверждена авторскими свидетельствами и защищена патентами.

Практическая и теоретическая ценность. Результаты работы использованы при разработке информационно-технологических систем и ряда приборов медицинского назначения для которых получены разрешения Минздрава РФ на серийное производство. Разработаны компьютерные учебные программы для студентов соответствующих специальностей. Внедрение и полномасштабная апробация разработанных систем выполнены в ведущих кардиологических центрах городов Москвы, Санкт-Петербурга, Новосибирска, Тюмени, Омска, Томска, Новокузнецка и Тбилиси.

Разработанные математические модели, результаты моделирования и ряд предложенных технических и технологических решений дают возможность принципиального улучшения качества и расширения функциональных возможностей информационно-технологических систем мониторинга и лечебного воздействия на сердце на этапах проектирования и эксплуатации. Методика целочисленной фильтрации может быть применена при проектировании широкого класса устройств различного целеназначения.

Полученные результаты могут быть использованы разработчиками медицинского оборудования, врачами, биологами при проектировании и эксплуатации систем мониторинга и лечебного воздействия на сердце а также в подготовке студентов вузов по специальностям: - «Автоматизация технологических процессов и производств», «Автоматизированные системы обработки информаиии и управления», «Биотехнические и медицинские аппараты и системы».

Апробация работы. Основные результаты диссертации опубликованы в 37 работах, защищены 4 патентами и представлялись автором на следующих конференциях и симпозиумах:

1. Научно - техническая конференция «Радиотехнические методы и средства измерения». Томск, 1985.

2. 1-я научная конференция молодых ученых СФ ВНЦХ АМН СССР. Иркутск, 1986.

3. 5-я научная конференция изобретателей и рационализаторов. Томск, 1987.

4. Международная конференция «Всесибирские чтения по математике и механике». Томск, 1997.

5. Всероссийская конференция «Актуальные проблемы хирургии». Томск, 1997.

6. Симпозиум с международным участием «Достижения и перспективы в лечении фибрилляции и трепетания предсердий». Москва, 1997

7. I Международный симпозиум «Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия», С.-Петербург, 199S

8. Четвертая областная научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых «Современные техника и технологии». Томск, 1998.

9. Межрегиональная научно-практическая конференция «Современные технологии в медицине». Томск, 1998

10. Третий сибирский конгресс по прикладной и индустриальной математике, посвященный памяти С.А.Соболева (1908-1989). Новосибирск. 1998

П. The îhird international symposium "Application of the conversion research results for international coopération" (Sibconvers'99),- Tomsk: 1999

12. Системные проблемы качества, математического моделирования и информационных технологий. Международная конференция и Российская научная школа. Сочи, 1999.

13. Пятый всероссийский съезд сердечно-сосудистых хирургов. Новосибирск, 1999.

14. VI международная научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых «Современные техника и технологии». Томск, 2000.

15. XXXVIII Международная научная студенческая конференция ''Студент и научно-технический прогресс". Новосибирск, 2000.

Достоверность полученных результатов обеспечена использованием стандартных электрокардиографических схем отведений, апробированных медицинских методов исследования, сравнением с экспериментальными данными и решениями других авторов, а так же подтверждена техническими и клиническими верификационными испытаниями.

Структура работы. Диссертация состоот из введения, четырех глав и заключения. Работ а содержит 150 страниц основного машинописного текста, 72 рисунка, 2 таблицы и список литературы из 138 наименований.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Во введении представлен основной комплекс задач, связанный с проектированием аппаратуры элекгрофизиологических систем и анализ современного состояния исследований по проблеме. Обосновывается актуальность и практическая значимость исследований на эту тему, сформулированы цели данной работы и дано краткое изложение основных разделов диссертации.

Первая глава посвящена вопросам разработки электрофизиологических систем интервенционной электрофизиологии н эндоваскулярной хирургии сердца.

Анализ, проведенный по характеристикам имеющегося и разрабатываемого оборудования, позволил определить, что наиболее целесообразной формой организации комплекса представляется система где РЧ-деструктор, стимулятор и регистратор-кардиомонитор выполнены и могут полнообъемно функционировать в автономном режиме, а при интегрировании в систему обеспечивают максимально-широкий информационный обмен данными. Значительное и принципиальное расширение функциональных возможностей комплекса связывается, главным образом, с включением в его состав (с соответствующей связью по данным) самостоятельно сложной подсистемы рентген-визуализации. Что касается последнего, то мировой опыт в разработках подобных устройств практически отсутствует.

Особое внимание уделено технологии клинического использования системы в условиях операционной при проведении хирургических операций на сердце, где на первое место значимости встают такие характеристики, как высокая оперативность и простота управления, наглядность и качество отображения информации, надежность функционирования.

Аппаратно-программный комплекс (АПК) "Биоток-ЗООК" представляет собой специализированный компьютерный электрокардиограф (является базовой электрофизиологической подсистемой основного комплекса "Биоток-50ШУ"). Комплекс реализован на серийной элементной базе и отличается от зарубежных и отечественных аналогов оперативностью управления, повышенной функциональностью, наличием высокой разрешимости при визуализации

3

т

- ФОНОВАЯ ПЕЧАТЬ

рсзуныачов

НАСП'0£К СИСТЕМЫ

¡го

X 6П0К фипьтищии Л rrocrwwf М06РЛЖСНЧЯ

... t

сияхизкизьиня кзобрвлания

СИСТЕИД упрдепьипя

— СУ "МЫ!ЦИ"

UAfBHJHOr» ИАХОПИШЛ

блзд Данных

и обработке многоканального потока данных в реальном масштабе времени, а также низкой стоимостью. Структурно АПК включает в себя биоусилитель, аналого-цифровой преобразователь (АЦП) серии J1A-2M2, компьютер IBM-PC с ординарной с ординарной двухмегабайтной SVGA видеокартой и монитором.

Считывание и предварительная подготовка данных реализованы через аппарат прерываний. Визуализация полученной информации выполняется в привычной для пользователя-кардиолога форме скользящих изображений сигнала с возможностью отображения до 32 каналов измерений для общепринятых скоростей движения бумажной ленты - 25, 50, 100, 200 мм/с. Скользящий режим визуализации графической полнооконной информации реализован с помощью оригинального алгоритма. Режимы аппаратной и программной систем фильтрации сигналов, управляемые пользователем, позволяют получить электрограммы биопотенциалов высокого качества при сохранении детальности (базовая разрешимость на мониторе

,__1 1280x1024).

На рис.1 представлена блок-схема программной части комплекса. Управление и диспетчеризацию всех процессов выполняет программный блок СУ (система управления).

Блок настроек , системы реализован всплывающими меню, что обеспечивает легкость взаимодействия оператора с АПК и манипуляцию с входящей в его состав базой данных.

Комплекс характеризуется высокой оперативностью и простотой управления, соответствует Российским и международным стандартом по безопасности. Комплексно-Рис.!.Блок-схема программного интерфейса модульный подход при проектировании позволил сделать систему чрез вычайно гибкой, что является оптимальной основой для ее модификации и расширения в соответствии с индивидуальными запросами пользователей.

Наиболее важные тенденции, определяющие основные направления современного развития электрографических приборов, связаны, прежде всего, с повышением устойчивости многоканальных биоэлектрических усилителей (МБУ) при проведении электрофизиологических исследований сердца.

Биологический объект - человек как источник возбуждения биоэлектрического усилителя имеет следующие существенные особенности ; нестабильность внутреннего сопротивления; наличие в области контакта электродов с биологической тканью напряжений поляризации; медленный дрейф напряжения поляризации и резкие его изменения при смещениях электродов; наличие высокочастотных и импульсных помех при воздействии на объект терапевтических аппаратов.

С учетом перечисленных особенностей разработан МБУ с повышенной эффективностью компенсации поляризационных потенциалов, обеспечивающий устойчивость к артефактам. Структурная схема усилителя (рис.2) состоит из: усилителя А1 с плавающим источником питания, являющийся каналом обратной связи ло синфазной помехе через пациента; входного коммутатора биоэлектрических сигналов К1; основного усилителя А2; усилителя интегратора A3; АЦП А4; коммутатора интегратора К2; широтно-импульиюго модулятора ШИМ; аналогового ключа К3:конденсаторов поканального запоминания напряжения компенсации С,...Сп; устройства управления УУ.

Представленное структурное решение для построения МБУ обладает рядом положительных качеств: исключены в явном виде переходные RC - цепи в канале усиления; снижен уровень шума на сверхнизких частотах; уменьшено время восстановления посредством относительно простого автоматического управления режима широтно-импульсного модулятора;

максимально допустимая амплитуда напряжения поляризации на входе усилителя ограниче-ш. фактически, только напряжением питания усилителя: одновременно с компенсацией зходного поляризационного потенциала корректируется собственный дрейф и смещение уси-чителя: снижены требования к прецизионности цементной базы, что существенно снижает лчжмость усилителя: использование одного канала усиления в режиме коммутации сократите общее число элементов схемы, упростило настройку усилителя и обеспечило идентичное ,'силение по всем каналам: обеспечена простота сопряжения с аналого-цифровыми преобра-ювателями и устройствами гальванического разделения.

Принципы построения и структурное решение использованы при разработке и технической реализации МБУ в электрофизиологическом комплексе "БИОТОК-300К".

Цифровая фильтрация широко используется как в виде алгоритмов для универсальных ЭВМ, так и в виде специализированных вычислительных устройств. Цифровые фильтры используются в широком спектре устройств с разными целями: сглаживание данных и предсказание: улучшение качества изображений; распознавание образов: обработка речевых, телеметрических и Рис.2. Структурная схема МБУ биомедицинских сигналов; моделирование анало-

говых систем.

Предлагается новый метод проектирования и реализации фильтров с бесконечной импульсной характеристикой (БИХ), обеспечивающий высокую скорость обработки потока цифровой информации, а также повышенную степень устойчивости независимо от разрядности представления данных.

Общее уравнение БИХ. включающее источники шумов умножителей еа„ и еь„ в цепах прямой и обратной связи, можно привести к разностному уравнению типа:

(1)

=Zk-

,/ohZk

X-,

JOl

Для перехода к целочисленному алгоритму разностное уравнение (1.1) преобразуется в следующий тип:

Ьл.

Q

(2)

1

У' = Q

где: Q, п„*. Ь„* - целые числа. При решении этого уравнения источники шумов умножителей исключаются, и остается только ошибка квантования выходного значения фильтра. Решение в целых числах гарантирует абсолютную точность выполнения арифметических операций ("вычисления произведений"). Ошибка квантования е, выделяется из выходной величины фильтра в виде шп-егрального остатка и принимается во внимание при вычислениях па следующих шагах дискретизации как: V »

> —г,.

На практике компенсация ошибок квантования в виде (3) оказывается не очень удобной. Предложено заменить выражение (3) на выражение хотя при этом появляется небольшое уменьшение добротности в диапазоне входных значений, не превышающих величины {?.

Тогда уравнение фильтрации (2) в целочисленной арифметике допускает решение БИХ фильтра в алгоритмическом виде: _ , (4)

у' ^ а

V Л'

Л-«

где

,mo(j s интегральная разность процедуры квантования выходной величины

фильтра

Условие устойчивости фильтра (2) формулируется как:

(5)

На рисунке 3 представлена общая структурная схема рекурсивного цифрового фильтра 2-го порядка, реатизумщая предложенный алгоритм. В отличие от традиционно использованных методов в схему включены квантователь £> и дискретный интегратор ошибки квантования.

Для проверки устойчивости фильтра (2) исследовалась его переходная характеристика при задании на входе фильтра ступенчатой последовательности отсчетов заданной амплитуды (рис.4). Амплитудно-частотные характеристики конкретных вариантов фильтров анализировались методом Рис.3. Структурная схема РЦФ 2-го прямого расчета. При этом значения входных от-порядка(Ц- квантователь, г' - звено счетов на входе фильтра предварительно округля-задержки и Х- сумматор) лись до целых чисел, имитируя полный динамиче-

ский диапазон предполагаемого аналогово-цифрового преобразователя (АЦП).

В качестве примера рассмотрен синтез ряда БИХ фильтров. Ниже приведены результаты расчетов характеристик фильтра низкой частоты Го~7Гц Баттерворта, полученные разными методами с целью сравнительного анализа и подтверждения достоверности расчетов предложенной методики Изображенные на рис.5-6 графики демонстрируют хорошее соответствие между разными методами расчета.

Использование целочисленных методов решения разностных уравнений БИХ фильтров имеет ряд неосгю-Рис.4. Переходная характеристика римых достоинств перед реализацией фильтров с ве-сиитезированного фильтра НЧ типа щественной арифметикой, особенно в системах реаль-Баттерворта 2-гопорядка,/¡¡^7Гц ноговремени, и может использоваться как в программных, так и аппаратурных вариантах реализации БИХ фильтров широкого назначения.

Ч.....•:!

Frequc7?c>

Рис.6. Амплитудно-частотная характеристика ФНЧ типа Баттерворта 2-го порядка, /¿= 7Гц (расчет с помощью программы Electronics Workbench).

Рис.5. Амппипудно-частотная характеристика синтезированного фильтра НЧ типа Баттерворта 2-го порядка, /0-7Гц.

Предложенная технология была использована в программной системе фильтрации сигналов электрофизиологического комплекса реального времени "БИОТОК-ЗООК" (рис.7).

В целом в 1-й главе изложены результаты разработки многофункционального аппаратно-программного комплекса, обеспечивающего эксплуатационно-эффективную поддержку сложных кардиологических операций и исследований. Рассмотрены варианты построения многоканальных усилителей биопотенциалов с повышенной устойчивостью к артефактам электротерапевтического оборудования. Описаны высокоэффективные методы проектирования цифровых фильтров с использованием целочисленной арифметики для об работки многоканального потока данных в режиме .Рис 7Аппаратно-программный комплекс реального времени. Достоверность методов под-БИОТОК-ЗООК тверждена прямым расчетом характеристик синте-

зированных фильтров и сравнением с результатами аналитических расчетов

Рассмотрен интерфейс пользователя с высокой оперативностью управления при работе в условиях жесткого дефицита времени во время операций на сердце с одновременным максимально возможным качеством и объемностью представления оперативной информации о ходе операции и состоянии пациента.

Во второй главе исследованы термодинамические процессы в тканях сердца в ходе процедуры радиочастотной абляции. Проведен анализ результатов математического моделирования процесса радиочастотной абляции. Описаны высоконадежные алгоритмы управления высокочастотной мощностью аппаратов радиочастотной деструкции на основе математической модели объекта. Представлен аппарат радиочастотной абляции с алгоритмом управления с повышенной безопасностью, с полной автономностью и расширенными возможностями представления оперативной информации.

Надежность и безопасность функционирования системы радиочастотной деструкции определяется предотвращением перегрева рабочей зоны, что обеспечивается высокоточным

! ! V

| наконечник ; . »«а\ У "

! электрода-хатетгрэ • срогрееа V ' ' г-ч.. у \

V л "V..!. .

/

V-

ностью в условиях значительного разброса тепловых характеристик рабочей зоны.

Рассмотрена и проанализирована термодинамическая модель, схематично представленная на рис.8. Ток высокой частоты подается между наконечником электрода - катетера, находящегося в контакте с тканями миокарда в зоне предпола-| ц^* / -"**' и„0<а[ч : гаемой локализации аномального проводящего : ' ! , , . - , * . : пути и нейтральным электродом большой плоша-

Рис.8. Схема термодинамической модели ди. расположенным на поверхности тела пациента. Под действием тока высокой частоты происходит нагрев тканей миокарда. Первоначально зона коагуляции белковых структур образуется в околоэлектродной области, где наивысшая плотность тока; в дальнейшем зона расширяется в глубину миокарда..

Математическая постановка задачи развития областей коагуляции белка, обезвоживания и обугливания ткани сердца, базируется на уравнении энергии, описывающем процесс распространения тепла по среде с кусочно - постоянными электрическими и теплофизиче-скими характеристиками. Доминирующим в рассматриваемой области (рис.9) (Л„-Л<) (расстояние между приложением электродов) является процесс выделения тепла (закон Джоуля -Ленца) и его перенос в радиальном направлении.

КА.

Рис. 9. Схема области решения Область решения в общем случае разбивалась натри подобласги, где тепловыделение и перенос тепла идут по обугленному слою (Я„-ЯА): по обезвоженному слою и по ис-

ходной среде ткани миокарда. Франты перехода материала из одного состояния в другое считались плоскими: скорости их движения определялись температурами обугливания ТЛ и парообразования Т0. В этом случае нестационарное одномерное уравнение теплопроводности в сферической системе координат имеет вид:

д Т Лд2 Т 2 3 Т~\ у- . ... (6)

8 г г & г) сг

где (- время. г - координата. Т - температура. р - плотность материала.

с,Л - теплоемкость и коэффициент теплопроводности, сг- эффективная проводимость среды. } - плотность тока.

Начальными условиями для системы уравнений являются

Т(ОЯп,-Тгг Я^Ио^К (7)

На концах области решения используются граничные условия равенства температур среды и электрода и отсутствие стока тепла

-о. <8)

где Тэ - переменная во времени температура электрода.

Граничные условия, описывающие «сшивку» решений на фронтах приращений, формулируются как баланс тепла на этих поверхностях:

3 8 7'' 1 3 т I иг 71 Т (9>

д '■,-»„-» 8 'и*,« , д Т\ , д Г; / „ _

где Ну,,Но- удельная энтальпия перехода.

Изменение размеров подобластей по мере их развития описывается соотношениями к л - К - ¡и,л Л, - яА = |г и0 - ил )<а. (10)

о о

Экспериментально определено, что коагуляция белка в исходной ткани происходит при условии превышения произведением температуры на время нахождения при этой температуре (большей, чем температура коагуляции Тл,.) определенного критического значения Т,. В этом случае критерий коагуляции белка на участке [г,:г2] области решения можно сформулировать следующим образом:

^-;->Г„

(П)

{,от < т 1,Т>Т,,

Скорость движения фронта коагуляции определяется из вышеприведенных соотношений.

Наряду с выявлением закономерностей развития зоны коагуляции получен количественный критерий перехода процесса к аномальному режиму развития. Критерий связан с началом движения фронта высушивания (выпаривания) п. соответственно, резким повышением сопротивления обезвоженного участка {а2<<сгз).

Некоторые результаты расчетов, проведенные по описанной выше математической модели, представлены графически. На рис.10-15 показана динамика изменения температурного профиля от времени прогрева для мощностей 10, 25 и 50Вт при отсутствии и наличии теплового потока через поверхность электрода (с фиксированной температурой электрода). Распространение зоны коагуляции по глубине »зависимости от.времени и мощности прогрева в условиях отсутствия или наличия теплового потока через поверхность электрода демонстрируется на рис.16, 17. На рис. 18 показано моделирование типового режима работы радиочастотного деструктора с контролем температуры в условиях интенсивного охлаждения электрода стандартной геометрии потоком крови. Задан перегрев температуры электрода 25°С. Максимальная мощность генератора 100Вт. Распределение температур по глубине показывает наличие значительного перегрева (на глубине 1,1мм температура около 100°С). Температурный профиль для этой ситуации после 60с прогрева на глубине 1,1 мм изображен на рис, 19.

\\Г~-------- мощность 10 в/эт

1л\ вдиабати чески©

условия

\ \ г=1Юс

дт,с

мощность 25 ет адиабатически« условия

\ А

Рис. 10. Изменение температурного профиля от времени прогрева мощностью 10Вт

Рис. 11. Изменение температурного профиля от времени прогрева мощностью 10Вт с охлаждением электрода

мощность 25 впт

II \ V*»*2Ре охлаждаемый

на тетер

11 \ \ Ш \

Рис.12. Изменение температурного профиля от времени прогрева мощностью 25Вт

Рис, 13. Изменение температурного профиля от времени прогрева мощностью 25Вт с охлаждением электрода

дт.с

м,с

100 Л- --

75 • мощность 50 6/7Т

а диабаггшческие

условия

50 v \ X'ÍN

\ СЛ. N. \

25 \ \ - - ----

20с

"7V мощность 50 вт

Ц \ \f120c охлаждаемый катетер

ш i\

Рис. 14. Изменение температурного >рофиля Рис. 15. Изменение температурного профиля от времени прогрева мощностью 50Вт от времени прогрева мощностью 50Вт

íiab,,l

JO $0 90 t,t

Рис.16. Распроет/шнение зоны коагуляции

охлатд^емый катетер

О 20 ВО 90 t,c

Рис, 17. Распространение зоны коагуляции по глубине в зависимости от времени и мощ- по глубине в зависимости от времени и мощности прогрева

ности прогрева

ЛТ.С

Рис.18. Моделирование типового режилю работы Рис.19. Температурный профиль после радиочастотного деструктора с контролем тем- 60с прогрева на глубине 1,1мм

пературы в условиях интенсивного охлаждения электрода потоком крови.

Результаты моделирования показали наличие опасных высокотемпературных зон. значительно превышающих температуру электрода, расположенных на расстоянии 1-2мм от поверхности электрода (рис.11. 13. 15. 19). Эти результаты подтверждаются данными экспериментальных исследований. Выводы по основным результатам моделирования:

• при установке электрода в зонах высоких скоростей потока крови (условия интенсивного охлаждения) термодатчик электрода регистрирует температуру значительно меньшую максимальных температур подповерхностного слоя, что показывает на неадекватность общепринятых режимов работы с контролем температуры:

к W

• при известных геометрии электрода. мощности воздействия, длительности воздействия и температуре электрода с помощью математической модели можно в режиме реального времени рассчитать профиль температуры в подповерхностном слое и оценить глубину повреждения:

• потенциально опасными являются генераторы с мощностью более 50Вт. Дополнительно моделирование подтвердило некоторые результаты экспериментальных исследований. а именно:

• увеличение линейных размеров наконечника активного электрода несколько увеличивает объем повреждаемого миокарда, но требует большей мощности генератора РЧ:

• отвод тепла через наконечник электрода (на практике для этого использовались охлаждаемые жидкостью электроды и электроды изготовленные из материалов с высокой собственной теплопроводностью может увеличить объем повреждения, однако при этом становиться невозможным адекватный контроль температуры, так как область наивысшей температ^ы перемещается в глубину миокарда и при неконтролируемом повышении может приводить к механическому разрушению целостности миокарда:

• подача РЧ-энергии на наконечник электрода периодическими пачками не приводит к увеличению объема повреждения и кроме того имеет ряд негативных факторов: например, становится практически невозможной регистрация внугрисердечных потенциалов из-за высокого уровня наводимых помех, усложняется конструкция аппаратов.

Традиционно системы адаптивного управления реализовывались. как правило, на достаточно простых аналитических зависимостях. В данном случае, когда информация об объекте носит неполный характер (физико-лимические параметры каждого сердца достаточно индивидуальны) и сам процесс радиочастотной деструкции имеет сложную природу, построение алгоритмов адаптивного управления представляет собой сложную проблему.

Для решения задачи предлагается новый подход, согласно которому в структуру системы включается сложная наукоемкая адаптирующаяся к свойствам объекта математическая модель, описывающая основной комплекс процессов и явлений, протекающих при воздействии радиочас-гис.гих труктурная схема системы управления тотпыми токами на область сердца. Такой подход в настоящее время вполне оправдан при наличии в распоряжении разработчика мощных вычислительных устройств. На рнс.20 представлена структурная схема системы, где достижение требуемого характера изменения мощности радиочастотного генератора !Г обеспечивается наличием устройства идентификации, формирующего параметры управления и регулирования г, цп посредством модели, которая, в свою очередь, сама настраивается на текущие параметры основного контура (генератора, регулятора и объекта).

Алгоритм управления радиочастотным деструктором построен по схеме корректировки мощности по уровню температуры датчика, расположенного в вершине иглы. Требуемый характер нарастания температуры (сплошная кривая на рис.21) считается априорно заданным и достигается следующим образом.

Пусть в какой-то момент времени („ с датчика снято очередное значение температуры 7',,. полученное в условиях реально протекающего процесса. Тогда для Рис.21. Диаграмма работы алгоритма этого момента времени решается задача пространст-

я -

4Ю кГц

устроиство адаптации

нэстраива-емая модель

датчики О, !. Г

1

_ устройстве идвнтифо-

Т

венного распределения температуры в среде биологической ткани для заданного распределенного по времени уровня воздействия электрического поля. Данная задача рассматривается как обратная для уравнения теплопроводности и решается методом прямого поиска. Управляемыми в математической модели параметрами являются коэффициенты температуропроводности тканей (прокоагулированной или нет, высушенной или насыщенной). Далее для полученного комплекса теплофизических параметров решается прямая вариационная задача теплопроводности для участка времени, в которой вариацией выделяемой в ткани мощности целевой функции является достижение в соответствующей области требуемого значения температуры ТО,,-!). Определенный таким образом уровень электрической мощности и используется для генератора на участке времени В момент времени с датчика снимается

новое текущее значение температуры Т и алгоритм замыкается на начало.

Математическая постановка задачи о расчете теплового режима при воздействии токами высокой частоты на сердечные ткани формулируется в следующем виде. Рассматривается область (см. рис.22) 0=[0<к<х„]х[0<у<ун] в плоскости переменных х,у - цилиндрической системы , ось симметрии которой (Ох) совпадает с осью иглы. Область П состоит из трех подобластей: Рис.22. Схема области решения {21=[0<х<х х[0<у<у„] - подобласть среды, контактирующая с сердечной ткаиыо слева (кровь), 02"[х1^х^х]]х[0<у<у^] - подобласть сердечной ткани, ¡23 = [х2<х<х„]х[0<у<ук] - подобласть среды, контактирующая с сердечной тканью справа. В нижней части и 02 находится цилиндрическая металлическая игла радиуса у,. К игле и верхней границе Г2 приложена разность потенциалов А<р = р^-щ, вследствие чего через сердечную ткань и окружающую среду проходит электрический ток. Для определения его плотности в области, не занятой иглой, решается уравнение Лапласа для потенциала электрического поля:

д ( д<р] д ( 5<р\ (12)

дх{У дх Г ду{У ду

-О'

а в части области £>2, также не занятой иглой, двумерное уравнение теплопроводности

дТ

XV дТ

Рс,

дх

ду 1

ку дТ кРср ду = а¥<р,

Iос р

-т)'

В игле решается одномерное уравнение теплопроводности

' Л

У

дТ д[ '

дх

ку дТ рср дх7

+ ?

(13)

(14)

Здесь ср - потенциал электрического поля в проводнике; а- эффективная удельная электропроводность; } - вектор плотности электрического тока; р- плотность;

О-теплота фазового перехода (парообразования); q - источниковый член, отвечающий за теплообмен между

иглой и окружающей средой (кровью или сердечной тканью); с,, - эффективная теплоемкость.

Эффективные теплофизические характеристики среды определяются средневзвешенным образом через локальные концентрации материалов, составляющих сердечную ткань.

При этом рассматриваются исходная и парообразная фазовые составляющие. Непосредственно концентрации и массовая скорость фазового перехода определятся через соответствующие значения температуры и энтальпии парообразования. Концентрация с паровой фазы без учета ее движения описывается уравнением

5с (15)

р— = т

Для замыкания математической постановки задачи на границах областей выставляются граничные условия первого, третьего и четвертого родов; коэффициент теплоотдачи определяется через критериально-опытные зависимости по оценке скорости кровотока. Решение системы уравнений достигается процедурой расщепления по пространственным переменным и итерационно-интерполяционным разностным методом. На рис.2.36, 2.37 графически представлены результаты решения двумерного распределения потенциала электрического и температурного попей для указанной выше системы.

Рис.23. Распределение электрического Рис.24. Распределение температурного поля

потенциала

Таким образом, предложена новая технология и структурная схема адаптивного управления режимом работы радиочастотного деструктора, базирующаяся на сложной самонастраиваемой математической модели, описывающей комплексный процесс метода хирургической коррекции нарушений ритма сердца.

На основе предложенной выше технологии была разработана принципиальная схема и программное обеспечение радиочастотного деструктора, надежность и безопасность функционирования которого базируется на контроле температуры наконечника электрода-катетера при адаптивном управлении мощностью.

Дополнительно эффективность управления мощностью комплекса повышена за счет включения алгоритма контроля динамического изменения сопротивления ткани во время переходного процесса. В этом случае аппаратура обеспечивает надежную и безопасную работу даже с электродом - катетером без датчика температуры. На рис.25 приведена структурная схема опытного образца аппарата радиочастотной деструкции «БИСЖЖ-50ЭД».

Аппарат состоит из двух макроблоков: блока генератора и стандартного цветного ЗУОА-монитора. Генератор включает блок питания (БП), радиочастотный блок (РЧ), микро

ЕЛОК

птлний БП

да ' + РЧ <

зг 1° -

я Б >

Рис. 25. Структурная схема радиочастотного процессорный контроллер (МП), аналого-

деструктора «БИОТОК-50ЭД» цифровой преобразователь (АЦП), двухканапь-

иый усилитель биоэлектрических потенциалов (>), блок контроля температуры 0°), устройство сопряжения

(УС), органы внешнего управления (ВУ) ивидеоконгроллер (ВК). В конструкции программно реатизованы функции, основанные на адаптивном управлении мощностью тока высокой частоты при контроле за температурой и динамикой изменения сопротивления. Основные физические и электрофизиологические параметры процесса радиочастотной деструкции отображаются на экране монитора с помощью специализированного видеоконтроллера. Аппарат характеризуется чрезвычайно низким уровнем создаваемых помех, недостигнутом ни в одном из аналогичных отечественных и зарубежных аппаратов. Это позволяет регистрировать чистую электрограмму с активного по носа генератора во время воздействия РЧ-энергией.

На базе экспериментального и численного анализа к-,*-*«- созданной впервые математической модели процесса V-' радиочастотной абляции исследованы термодинамиче-'... -ские процессы в тканях сердца и реализован высокона-4'/;-: дежный алгоритм адаптивного управления высокачас-тотной мощностью аппаратов радиочастотной деструк-ним. Комитетом по новой медицинской техники Минздрава РФ аппарат радиочастотной деструкции «БИО-I , I1:. ТОК-ЗОЭД» <рис.26) разрешен к серийному производст-

-- ву.

Рис. 26. Внешний вид аппарата радиочастотной деструкции

Третья глава посвяшена проблемам разработки технологии оперативной пространственной визуализации структур сердца.

Изображению внутренних структур тела человека, получаемому с помощью рентгеноскопических устройств, пока еще нет альтернативы в хирургической практике в плане оперативности. широте охвата операционного поля, достоверности и отображении объектов в реальном времени.

В тоже время рентгеноскопическому изображению присущ ряд недостатков:

• на изображение интересующего объекта налагается информация о сопутствующих тканях тела:

• рентгеноскопическое изображение в принципе не содержит информации о глубине отображаемых структур (является плоским).

Что касается структуры сердца, то на рентгеноскопическом изображении можно достоверно наблюдать лишь его контур, а внутренние структуры сердца не поддаются детализации.

Невозможность создания трехмерных изображений внутрисердечных структур в реальном времени типовыми рентгеновскими установками затрудняет пространственную ориентацию при манипуляциях электродами-катетерами, что увеличивает время операции. Становиться актуальной разработка альтернативных способов визуализации внутрисердечны.х структу р и движения электродов - катетеров в полости сердца при радиочастотной и электроимпульсной деструкции очагов тахиартмий.

Цели исследований в данном направлении.

• разработать технологию, обеспечивающую трехмерную реконструкцию сердца и внутрисердечных структур:

• повысить эффективность хиру ргических операций и. следовательно, качество лечебного процесса:

• снизить лучевую нагрузку на медицинский персонал и пациента:

• облегчить пространственную ориентацию при манипуляциях электродами-катетерами ио внутренних полостях сердца:

Сердце является очень сложным объектом для трехмерной реконструкции. Связано это. в первую очередь, с высокой скоростью перемещения и сложностью формы. В настоящее время предпринимаются попытки получения трехмерного изображения органов в режиме

реального времени используя воксельный принцип. Для этого используются системы, включающие высокоскоростные спиральные MP томографы, к которым прилагается суперкомпьютер и по две рабочих станции для доработки графической информации. К сожалению, подобные системы характеризуются высокой стоимостью, необходимостью использования MP томографа и. как следствие, невозможности применения обычного стального хирургического инструментария. Воксельный подход в настоящее время может быть использован только как способ визуализации и диагностики структурных изменений.

В данной работе описывается другой подход к проблеме трехмерной визуализации. Речь идет о трехмерном синтезе с наложением текстур на объекты, которые определенны в пространстве сеточными структурами. Такой подход в отличии от предыдущего является объектно-ориентированным, поскольку оперирует не отдельными срезами-слоями, а точками пространства, связанными между собой сеткой из ребер и граней. Соответственно, возникает возможность модифицировать трехмерные объекты, накладывать различные текстуры, моделировать изменение формы и перемещение объектов в пространстве и времени, представлять объекты в полупрозрачном состоянии, отбрасывать от них тени и применять фильтры тумана в зависимости от удаления.

Преимущество данного подхода становится очевидными, когда исследуемый орган является структурно сложным и быстро движущимся объектом. Используя этот метод визуализации кардиохирург в состоянии реально представить точное пространственное положение электродов-катетеров относительно внутренних структур сердца и выделить различные структуры сердца цветами для облегчения их восприятия.

Для решения поставленной задачи было выполнено магнитно-резонансное (MP) и ультразвуковое (УЗ) исследование сердца 18 пациентам. На первом этапе на основе МРТ с использованием программы Surf-driver в ручном режиме проводилась предварительное построение трехмерной топологии сердца каждого обследуемого пациента. В связи с недостаточной разрешающей способностью используемого MP Томографа (шаг сканирования 7 мм), получаемые модели характеризовались грубыми переходами поверхности и отсутствием легализации мелких структур.

На втором этапе, в специализированной программе трехмерного моделирования (3D Studio Мах 2.5, Kinetix) было произведено сглаживание, оптимизация и конструктивные уточнения исходных моделей с детализацией клапанов, фиброзных колен и коронарных артерий. В результате были получены трехмерные модели. Пример такой модели показан на рис.27.

Имитация фаз сокращения - расслабления осуществляется посредством морфинга между двумя объектами-моделями. одна из которых соответствовала систоле, другая диастоле сердечного цикла. Для улучшения сопоставления реитгентелевизионного изображения и изображения трехмерной модели в реальном времени проводится их синхронизация по сигналу ЭКГ.

Для вывода на экран монитора трехмерной модели. получения имитации сокращения - расслабления сердца и синхронизация с рентгеноскопическим изображением написана оригинальная программа на языке С++ с использованием стандартной графической библиотеки Silicon Graphics (API — Application Programming Interface) OpenGL.

В результате у кардиохирурга появляется возможность "увидеть" сердце в проходящем свете и реально представить положение фиброзных колец, папиллярных мышц, клапанов и зафиксировать места абляции путем установки точек разного цвета на трехмерной модели. На рис.28

15

,4- .

J;4

Рис.27. 3-х мерная модель сердца

i

представлен пример изображения трехмерной модели сердца одного пациента в различных проекциях с введенными эндокардиадьными электродами.

Для того, чтобы с максимальной точностью приблизить трехмерною модель из базы данных к сердцу конкретного реального пациента создана программа модифицирующая исходные модели. Кардиохирург перед проведением операции имеет возможность по данным, предварительно проведенного ультразвукового исследования преобразовать исходную модель. вводя такие показатели, как диаметры полостей, толщину стенок и амплитуду движения фиброзных колец. В зависимости от зоны интереса кардиохирург имеет возможность отключать изображение ненужных в данный момент структур сердца и любым образом повернуть сердце относительно трех осей.

Рис.28. Изображения трехмерной модели сердца в правой косой, фронтальной проекциях с введенными эндокарди-аяьными электродами. 1 - электрод в коронарном синусе, 2-е области пучка Гиса, 3-е верхушке правого желудочка

В процессе решения поставленной зада; ; 1 чи разработан аппаратно-программный "Щ комплекс '-БИОТОК - 500К DV" (рис.29), предназначенный для объёмной визуализации внутрисердечных структур.

Аппаратная часть базируется на типовой компьютере с графической платой, имеющей видеовход (ASUS V3800). Программная часть включает в себя многооконный пользовательский интерфейс, базу данных трехмерных моделей сердца, созданную на основе обработки информации томографических исследований, блоки захвата видеокадров в характерные моменты сердечного цикла и настройки модели на трехмерную реконструкцию позиций электродов-катетеров. Рабочее поле экрана монитора разделено на три области: реального рентгеноскопического изображения: меню пользователя и область, где по указанию пользователя

могут отображаться захваченные кадры рентгеноскопического изображения или пространственная модель (рис.30).

Рис.29. Аппаратно-программный комтекс "БИОТОК -500KDV"

Определение пространственных координат электродов осуществляется с помощью обработки сигналов индуцированных электрических полей низкого уровня с одновременным решением задачи последовательной коррекции исходной модели в режиме реального времени. Информация о координатах электродов в области сердца генерируется двумя ортогональными дискретно вращающимися электрическими полями при частоте, лежащей вне диапазона частот кардиосигнала. Специализированными усилителями биоэлектрических потенциалов осуществляется регистрация как электрической активности миокарда, так и потенциалов индуцированных электрических полей.

Наведенные на полюсах электродов-катетеров потенциалы обрабатываются относительно известного базисного вектора - отрезка между двумя полюсами электродов, назначенных заранее (схема рис.31). Расстояние (длина отрезка) известно и служит для введения мас-

16

штабных коэффициентов при расчете. Один из полюсов считается центром системы координат. Положение в пространстве второго базисного полюса определяется двумя угловыми координатами и длиной базисного вектора. Угловые координаты являются функцией фазовых сдвигов сигналов индуцированных электрических полей, зарегистрированных дифференциальным усилителем, относительно полюса в центре системы координат.

Рис.30. Иллюстрация

работы программы

Расположение в пространстве остальных электродов рассчитывается по угловым координатам векторов, связывающих конкретный полюс с каждым базисным полюсом. После определения координат электродов проводится моделыте восстановление пространственных положений и перемещений электродов-катетеров. На следующем этапе исходная модель внутрисердечной структуры и объемная расчетная модель совмещается с позициями электродов-катетеров. Поскольку электроды-катетеры реально могут перемещаться только в пределах сосудов и полостей сердца, то в процессе их совмещения производится коррекция исходной модели внутрисердечной структуры. Наиболее существенной коррекции подвергаются те области, где манипуляции электродами наиболее интенсивны, то есть в рабочей зоне. Результаты модельной реконструкции отображаются на экране монитора компьютера в режиме реального времени при синхронизации процесса по сердечному циклу.

Рис.31. Схема позиционурования электродов

Представленная технология модельной реконструкции внутрисердечной структуры и движения электродов-катетеров в полости сердца позволяет значительно упростить манипуляции инструмента в объеме, фиксировать позиции точек аппликаций в пространстве и практически полностью исключить рентгеноскопический контроль, поскольку необходимые данные для настройки модели могут быть получены ультразвуковым сканером. Достоверность модели контролировалась с использованием рентгенографических, ультразвуковых и томографических систем.

• Предложенный способ позволяет контролировать движение катетеров, используя изображение трехмерной модели сердца и. тем самым, отказаться от рентгеноскопии (рентгеноскопия необходима только для установки точек привязки);

• синхронизация и имитация сокращения-расслабления трехмерной модели позволяет контролировать возможные неточности перемещения катетеров в ходе операции на работающем сердце.

Разработанная на базе изложенных принципов программа в составе операционного комплекса рентген-визуализации «БИОТОК-501ОУ» показата при клинической апробации возможность высокоэффективного использования предложенной технологии.

В четвертой главе рассматривается комплекс проблем, связанных с принципами построения универсальных диагностических электрокардиостимуляторов и имплантируемых кардиоверторов-дефибрилляторов.

Ц"

Оперативное лечение и диагностика нарушений ритма не представляется возможной без использования аппаратуры электрической стимуляции, кардиоверсии и дефибрилляции. Аппаратура данного класса характеризуется широким спектром устройств.

Ключевые проблемы при проектировании универсальных электрокардиостимуляторов связаны с обеспечением чреспишеводных режимов стимуляции. Процедура ЧПЭС сопровождается значительным дискомфортом пациента из-за высокой энергетики импульсов стимуляции. Крайне затруднена кардиосинхронизация и регистрация чреспишеводной эдектрограм-мы сердца во время проведения 411ЭС.

Основные п)ти снижения дискомфорта связываются с выбором оптимальных форм импульсов, конструкциями и материалами электродов и конфигурацией стимуляционных систем. Комплексное решение вышеперечисленных проблем, включая разработку усилителя биопотенциалов с эффективным подавлением постимпульсной поляризации, разработку электрода оригинальной конструкции и применением биполярной формы импульса, было выполнено при проектировании универсального диагностического электрокардиостимулятора. Был предложен и реализован в серийном изделии усилитель биопотенциалов с высокой скоростью восстановления после воздействия электрического стимула с хорошим подавлением постимпульсного поляризационного потенциала, фрагмент принципиальной схемы которого показан ца рис. 32.

Рис 32. Фрагмент принципиальной схемы усилителя биопотенциалов электрокардиостимулятора

' | у , Характерной особенностью его являет-;—► -I __ " ся усиление только высокочастотной части __ спектра входного сигнала (подавление низко" частотных составляющих 40дБ на декаду.

рис.33), что вполне обосновано, так как из этого сигнала требуется только информация о времени активации миокарда, оптимальным распределением усиления по каскадами и введением цепей (УШ.УШ) предотвращения насыщения усилительных каскадов.

Рис. 33. Амплитудно-частотная характеристика усилителя биопотенциалов электрокардиостимулятора. Значком Ш обозначены результаты измерений реального образца усилителя.

Эффективность такого решения демонстрируется на рис.34, где изображены входное воздействие высокоамплитудного импульса с ГгеЧиепсУ(Нг) последующим постполяризационным импульсом с постоянной времени 250мс и выходной сигнал усилителя. Для наглядности переходных процессов к входному воздействию добавлен непрерывный синусоидальный сигнал 10Гц. 1мВ.

Рис. 34. Демонстрация скорости восстановления после воздействия электрического стимула

Для снижения дискомфортных ощущений исследован импульс биполярной формы с экспоненциально-скошенными вершинами общей длительности Юме и соотношением амплитуд 2:1. Выбор такого варианта был сдс-18

лан исходя из следующие соображений. Такая форма импульса и длительность считается в настоящее время оптимальной для дефибрилляции (рис.41}. Условия воздействия на миокард при дефибрилляции и чреспищеводной стимуляции имеют некоторое родство: в том и в другом случае нет прямого контакта с областью миокарда, подвергаемого воздействию импульса тока. Следовательно, клетки миокарда при прохождении импульса тока находятся в аналогичных условиях и могут иметь одинаковую реакцию на одинаковое воздействие. Наряду с этим, был протестирован управляемый пищеводный электрод специальной конструкции (рис.35), на предмет возможности дополнительного снижения порога стимуляции. Конструкция электрода включает дистальный полюс, несколько кольцевых электродов и проксимально-расположенный пружинный электрод с большой площадью поверхности.

Рис.35. Управляемый электрод для чреспищеводной стимуляиии

Для этого электрода был сделан ряд исследований по трехмерному моделированию потенциального поля создаваемого во время стимулирующего импульса п зависимости от различной конфигурации полюсов электрода и соотношения амплитуд напряжений для каждого полюса. Несколько вариантов распределения потенциального поля графически представлены на рис.36-38. Цель моделирования состояла в том. чтобы оценить влияния на распределение потенциального поля: удлиненного электрода; соотношение амплитуд (имитация режима Over Lapping Biphasic Impulses (OLBI стимуляции)): радиуса изгиба дистальной части управляемого электрода.

Рис.36. Распределения по-текциалыюго пеня при имитации режима OLBI стимуляции с равньи,tu соотношениями амплитуд. На электроде с большой площадью нулевой потенциал.

Рис.38. Распределения потенциального поля для режима униполярной стимуляиии.

Рис.37. Распределения потенциального поля при имитации режима 01В1 стимуляции с соотношениями амплитуд 2:1. На электроде с большой плтцадью нулевой потенциал.

Анализ полученных результатов позволяет предположить, что влияние дополнительного электрода с большой плошадью поверхности на распределение потенциального поля проявляется только в случае существенной несимметрии в расположении полюсов электрода в пространстве (рис.36) и более явно при разноачплитудных импульсах (рис.37). Во всех вариантах расчетная плотность тока на большом электроде значительно меньше, чем на

других электродах. В этом случае представляет практический интерес вариант униполярной конфигурации, изображенной на рис.38. Возможность управления дистальной частью электрода дает более стабильный контакт, максимально приближенный к миокарду.

Разработан биоуправляемый аппарат электрической стимуляции сердца (рис.39), характеризующийся простотой управления, оперативностью применения и по техническим возможностям превосходящий аналогичные устройства. Многофункциональность аппарата позволяет проводить интракардиальную и чреегшшеводную стимуляцию во всех режимах, необходимых для лечебных, диагностических и реанимационных процедур.

Основные режимы работы злектрокардиостимулятора:

• К-запрещаемая стимуляция;

• постоянная асинхронная стимуляция:

• программируемая стимуляция на спонтанном ритме.

• программируемая стимуляция на базовом ритме:

• частая и сверхчастая стимуляция;

• мониторирование сердечной активности.

Рис. 39. Универсальный диагностический электрокардиостгшулятор БИОТОК ЭКСД-01Л

Электрокардиостимулятор разрешен Минздравмедпром РФ к серийному производству

Имплантируемые кардиоверторы-дефибрилдяторы (ИКД) являются высокотехнологическими и специфичными изделиями медицинской техники и. естественно многие технические и технологические решения быстро устаревают. В настоящее время за рубежом ведутся работы над ИКД 5-го поколения. В диссертации приведены лишь некоторые результаты работ 1981-!987гг., сохранившие актуальность и в настоящее время.

Использование автоматического ИКД в клинической практике имеет ряд проблем связанных с высоким порогом кардиоверсии (дефибрилляции), превышающим уровень болевой чувствительности и с ненадежными атгоритмами автоматического анализа и диагностки сердечной деятельности. что проявляется в высокой частоте ложных срабатываний.

Автором, совместно с В.В.Пекарским. В.Ф.Агафокниковым. Ю.А.Астраханцевым. А.И.Оферкиным и др.. были разработаны и изготовлены экспериментальные образцы имплантируемых ИКД (один из вариантов ИКД "ИКАР-ДЗЬГ показан на рис.40).

Рис.40. Опытный образец имплантируемого кардиовертора-дефибриллятора

В разработанном ИКД использован защищенный авторским свидетельством эффективный импульс биполярной формы, который в настоящее время используется во всех имплантируемых приборах и эффективность его подтверждена многими исследованиями. Форма импульса биполярной формы и эквивалентного по длительности монополярного импульса изображены на рис.41.

Предложены и защищены авторскими свидетельствами частотно-чувствительные ал-зитмы дискриминации нарушений сердечной деятельности, которые также являются базо-ми алгоритмами современных ИКД.

BIPHASIC WAVEFORM MONOPHASIC WAVEFORM

Прототип ИКД с диагностическими функциями использовался в клинической практи-и в экспериментальных исследованиях. Были проведены исследования по определению рогов кардиоверсии в зависимости от этиологии мерцательной аритмии, определению потов болевого восприятия в зависимости от формы электрического импульса и тестирова-ю комплексного алгоритма анализа сердечной деятельности. Энергия импульса устанавли-;тся в диапазоне от 1 до 30 Дж с дискретностью в 1 Дж. Длительность импульса фиксиро-|а и составляет 4,5±0,5 мс (для биполярного импульса - двойная длительность), что являет-оптимальным.

Блок диагностики выполнен на базе 16-разрядного микропроцессора Мв 80196. В его ;тав входит: 2-х канальный биоусилитель с гальванической развязкой, узел предваритель-й фильтрации, устройств индикации и синхронизации. Работа двухкамерного алгоритма агностики заключается в комплексном анализе, предварительно подвергнутых аналоговой льтрацки, сигналов электрической активности сердца. Этапы анализа представляют такую ;ледователыгость: выделение Р-Я-комплексов; измерение интервалов Р-Р и Я-Я; диагно-пса фибрилляции желудочков; диагностика СВТ и ЖТ.

Используемые методы выделения Р-Я-комллексов: обнаружение предсердных и желудочковых комплексов основано на автоматических пороговых устройствах и предварительного адаптивного усиления и фильтрации электрического сигнала.

обнаружение Р-Я-комплексов, основанное па взаимной корреляции текущего и эталонных Р-Я-комплексов. Эталонные Р-Я-комплексы заносились в память программы предварительно.

Выявление фибрилляции желудочков осуществляется частотно-чувствительным де-ггором со скользящим окном анализа. Диагностика СВТ и ЖТ также базируется на частот-х критериях и анализе Я-Я, Р-Р и Р-Я интервалов. Особенностью алгоритма является ис-пьзование дополнительного критерия обнаружения комплексов кардиосигнала по взаимной }рсляшш.

Раздел 4.4 посвящен описанию некоторых клинических и экспериментальных ис-:дований в проведении которых и анализе результатов принимал участие автор, сопутст-ощих выполнению данной работы, целями которых определялись следующие задачи: изучение динамики амплитуды внутрисерлечной электрограммы (ЭГ) при радиочастотной аблации,

определение эффективности алгоритмов автоматического обнаружения и прекращения желудочковой тахикардии (ЖТ) и фибрилляции желудочков (ФЖ) низкоэнергетическим разрядом,

изучение величины порога электрической кардиоверсии (ПК) у пациентов с мерцательной аритмией (МА) различной этиологии,

совершенствование методов чреспишеводной элекгрокардиостимуляции сердца, иводится результаты этих исследований, анализ и выводы.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Основные результаты работы:

• Разработана информационно - технологическая система интервенционной электрофизиологии и эндоваскулярной хирургии сердца с уникальными характеристиками.

• Предложены принципы построения многоканальных усилителей биопотенциалов с повышенной устойчивостью к артефактам электротерапевтического оборудования.

• Предложены высокоэффективные методы проектирования цифровых фильтров с использованием целочисленной арифметики для обработки многоканального потока данных в режиме реального времени.

• Разработан интерфейс пользователя с высокой оперативностью управления при работе в условиях жесткого дефицита времени во время операций на сердце с одновременным максимально возможным качеством и объемностью представления оперативной информации о ходе операции и состоянии пациента.

• Исследованы термодинамические процессы в тканях сердца в ходе процедуры радиочастотной абляции.

• Проведен анализ результатов математического моделирования процесса радиочастотной абляции.

• Созданы высоконадежные алгоритмы управления высокочастотной мощностью аппаратов радиочастотной деструкции на основе математической модели объекта.

• Разработан аппарат радиочастотной абляции с алгоритмом управления с повышенной безопасностью, с полной автономностью и расширенными возможностями представления оперативной информации, превосходящий по техническим характеристикам все существующие аналоги.

• Впервые разработана настраиваемая на конкретного пациента математическая модель сердца для объемного представления внутрисердечных структур с функцией синхронизации и имитации сокращения в реальном времени.

• Разработаны уникальные технологии возможностью пространственной локализации координат всех полюсов электродов катетеров введенных в сердце с последующей привязкой к изображению объемной модели сердца с использованием многопроекционного оперативного рентгеноскопического изображения и нефлюороскопическим способом.

• Исследованы формы импульса, типы электродов для повышения эффективности и снижение болевых ощущений при чреитищеводной электростимуляции сердца.

• Разработан усилитель биопотенциалов аппаратов чреспищеводной электростимуляции сердца с высокой скоростью восстановления после прохождения стимулирующего импульса.

• Впервые разработан универсальный биоуправляемый электрокардиостимулятор для диагностики и лечения сердечных аритмий с возможностью чреспищеводной и эндокарди-альной стимуляцией.

• Исследованы алгоритмы управления имплантируемого кардиовертора-дефибриллятора на прототипе. На предложенные алгоритмы получены а.с.

• Исследованы формы импульса с целью повышения эффективности дефибриллирующего разряда.

• Изучены пороги дефибрилляции и кардиоверсии в зависимости от этиологии мерцательной аритмии.

Основные положения диссертационной работы изложены в публикациях:

1. Федотов Н.М., Бондарчук С.С., Шелупанов A.A., Оферкин А.И. Информационно-технологический комплекс для интервенционной электрофизиологии сердца и эндоваскулярной кардиохирургии. Наука производству. 1999. №7. -С.48-58

2. Боровиков М.В., Потапенков П.С. Федотов Н.М. Способ компьютерной визуализации митрального и трехстворчатого клапанов в эидоваскулярной хирургии. Вестник аритмо-логии №8. Тезисы докладов I Международного симпозиума "Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия", С.-Петербург, 1998, -С. 137.

3. Федотов Н.М., Бондарчук С.С., Оферкин А.И., Щелупанов А.А. Визуализация пространственных и функциональных характеристик сердечной деятельности. Автоматическое и автоматизированное управление сложными системами: Сб. статей / Под ред.

B.П.Тарасенко. - Томск: Изд-во Том. Ун-та, 1998.-236С.

4. Бондарчук С.С., Ваизов В.Х., Комков А.Г., Оферкин А.И., Федотов Н.М., Шелупанов А.А. Технология оперативной пространственной визуализации структур сердца. Системные проблемы качества, математического моделирования и информационных технологий. / Материалы международной конференции и Российской научной школы. Ч.6.-Москва: НИИ «Автоэлектроника», 1999. -С.72-79

5. А.И.Оферкин, В.Х.Ваизов, Н.М.Федотов, П.И.Лугьяненок, А.И.Петш, И.В.Гущин, Е.А.Покушалов. Объемная реконструкция сердца для катетерной аблации аритмий и эн-доваскулярных вмешательств. Тезисы докладов Пятого всероссийского съезда сердечнососудистых хирургов. Изд-во НЦССХ им. А.Н.Бакулева РАМН. 1999.-С.246

6. Федотов Н.М., Компенсация высокоампдитудных потенциалов в биоэлектрических усилителях. Автоматическое и автоматизированное управление сложными системами: Сб. статей / Под ред. В.П.Тарасенко. - Томск: Изд-во Том. Ун-та, 1998.-236С.

7. Федотов Н.М., Оферкин А.И., Потапенков П.С. Новый способ объемной реконструкции внутрисердечной структуры при радиочастотной аблации. Вестник аритмологии №8. Тезисы докладов I Международного симпозиума "Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия", С.-Петербург, 1998,-С.59.

8. Федотов Н.М., Астраханцев 10.А., Агафошшков В.Ф., Захаров С.И. Микромощный усилитель кардиосигналов имплантируемого дефибриллятора. Радиотехнические методы и средства измерения: Тезисы докладов научн. - техн. конференции 'Радиотехнические методы и средства измерения'. Томск, 1985. -С. 125

9. Fedotov N.M., Bondarchuk S.S., Schelupanov А.А. Technology to organizations the calculations in whole numbers for digital recursive filters. The third international symposium 'Application of the conversion research results for international cooperation' (Sibconvers'99). Proceedings. - Tomsk: Tomsk State University of Control Systems and Radioelektronics. 1999.-C.248-249

10. Бондарчук C.C., Федотов H.M., Шелупанов А.А. Система управления радиочастотного деструктора. Автоматическое и автоматизированное управление сложными системами; Сб. статей / Под ред. В.П.Тарасенко. - Томск: Изд-во Том. Ун-та, 1998.-236С.

11. Bondarchuk S.S., Fedotov N.M... Shelupanov А.А. Mathematical simulation of protein coagulation process at heart conducting paths radio frequent destruction. Третий сибирский конгресс no прикладной и индустриальной математике, посвященный памяти

C.А.Соболева (1908-1989). Тезисы докладов, часть 4. - Новосибирск: Изд-во Института математики СО РАН, 1998,- С. 141-142 (167с)

12. Fedotov N.M., Bondarchuk S.S. Adaptive regulation in the radio frequency ablation system. The third international symposium 'Application of the conversion research results for international cooperation' (Sibconvers'99). Proceedings. — Tomsk: Tomsk State University of Control Systems and Radioelektronics. 1999.-C.254-255

13. Федотов H.M., Кирдяшкин Д.А. Программно-технический комплекс радиочастотной деструкции сердца. Материалы XXXVIII Международной научной студенческой конференции "Студент и научно-технический прогресс": Информационные технологии / Ново-сиб. ун-т, Новосибирск, 2000.-С.-59

14. Оферкин А.И., Петш А.И., Федотов Н.М., Прокофьев В.А. Новые медико-технические средства и методики для катетерной аблации сердечных аритмий. В сб.: Актуальные проблемы хирургии. Томск, 1997. -С44-46.

15. Bondarchuk S.S., Fedotov N.M., Komkov A.G., Oferkin А.1., Vaizov V.H., Shelupanov A.A. Information-technological complex to operative spatial visualizations of internai structures of heart. The third international symposium 'Application of the conversion research results for international coopération' (Sibconvers'99). Proceedings. - Tomsk: Tomsk State University of Control Systems andRadioelektronics. 1999.-C.256-258

16. Оферкин А.И., Петш А.И., Федотов H.M., Федосова Н.Н., Гущин И.В. Новый неинвазив-ный метод электрической стимуляции при нарушениях ритма сердца. В сб.: Актуальные проблемы хирургии. Томск, 1997. -С47.

17. Федотов Н.М., Оферкин А.И. Повышение эффективности метода электрической стимуляции сердца перекрывающимися бифазными импульсами (OLBI-стимуляция). Вестник аритмологии №8. Тезисы докладов I Международного симпозиума "Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия", С.-Петербург, 1998,-С. 121.

18. Астраханцев Ю.А., Агафонников В.Ф., Федотов Н.М., Меньшиков В.В., Захаров С.И. Исследование и разработка имплантируемого дефибриллятора-кардиовертора сердца. Отчет о НИР, шифр 'Абориген-2'. № Госрегистрации Ф21580, Инв.№ Д-44414. ЦНИИ Электроники, Томск-Москва, 1986.-61 С.

19. Маслов М.Г., Федотов Н.М., Вечерский Ю.Ю., Порогов А.В. Низкоэнергетическая дефибрилляция в период восстановления функции сердца во время кардиологических операций. 'Использование технических средств в реконструктивной и восстановительной хирургии' - Тезисы докладов 1-й научной конференции молодых ученых СФ ВНЦХ АМН СССР. Иркутск, 1986. C.6S-66.

20. Оферкин А.И., Петш А.И., Гущин И.В., Федотов Н.М. Возможности и ограничения кардиоверсии мерцательной аритмии. Тезисы международного симпозиума по хирургическому лечению мерцательной аритмии. Сердечно-сосудистая хирургия №5, 1997.-С.58.

21. А.с. 1178456 (СССР). Астраханцев Ю.А., Федотов Н.М., Агафонников В.Ф., Пекарский В.В., Гимрих Э.О. Блок управления имплантируемого дефибриллятора. Опубл. 1985, Бюл.№ 34.

22. А.с. 1271530 (СССР). Астраханцев Ю.А., Федотов Н.М., Агафонников В.Ф. Блок управления имплантируемого дефибриллятора. Опубл. 1986, Бгол.Ха 43.

23. Федотов Н.М., Потапенков П.С. Низкоэнергетический кардиовертор-дефибриллятор. Четвертая областная научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых 'Современные техника и технологии'. Сб. статей. - Томск: Изд-во ТПУ. 1998,- 244с.

24. Патент №2104062 (Россия). Глущук С.Ф., Федотов Н.М. Имплантируемый автономный электростимулятор. Опубл. 1998, Бюл. №4.

25. Бондарчук С.С., Оферкин А.И., Федотов Н.М. Программно-технический комплекс анализа сердечной деятельности. Международная конференция 'Всесибирские чтения по математике и механике': Тезисы докладов. Т.1. Математика. Томск, 1997. -С183-184.

26. Бондарчук С.С., Ваизов В.Х., Комков А.Г., Оферкин А.И., Федотов Н.М., Щелупанов А.А. Технология оперативной пространственной визуализации структур сердца. Информационные технологии, №2, 2000.-С.38-41