автореферат диссертации по информатике, вычислительной технике и управлению, 05.13.06, диссертация на тему:Математическое и алгоритмическое обеспечение автоматизированной системы радиочастотной деструкции

Министерство образования Российской Федерации

Кирдяшкин Дмитрий Александрович

МАТЕМАТИЧЕСКОЕ И АЛГОРИТМИЧЕСКОЕ ОБЕСПЕЧЕНИЕ АВТОМАТИЗИРОВАННОЙ СИСТЕМЫ РАДИОЧАСТОТНОЙ ДЕСТРУКЦИИ

Специальность 05.13.06 Автоматизация и управление технологическими процессами и производствами (в промышленности)

АВТОРЕФЕРАТ диссертации на соискание ученой степени кандидата технических наук

Томск-2003

Работа выполнена в Томском государственном университете систем управления и радиоэлектроники.

Научный руководитель:

доктор технических наук, профессор

Шелупанов Александр Александрович

Официальные оппоненты:

доктор технических наук, профессор

Сырямкин Владимир Иванович

кандидат физико-математических наук, с.н.с. Афонин Геннадий Иванович

Ведущая организация: Алтайский государственный университет.

Защита состоится 25 сентября 2003 в 15-00 часов на заседании диссертационного совета Д 212.268.02 в Томском государственном университете систем управления и радиоэлектроники по адресу: 634034, г. Томск, ул. Белинского, 53, НИИАЭМ при ТУСУРе.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке Томского государственного университета систем управления и радиоэлектроники по адресу: 634050, г. Томск, ул. Вершинина, 74.

Автореферат разослан "44' Ао^^^ООЗг.

Ученый секретарь диссертационного совета,

доктор технических наук, с.н.с.

Клименко А.Я.

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность работы. Современный уровень развития медицины требует все более высокой автоматизации процессов лечения, поскольку количество и сложность регистрируемых и исследуемых врачом параметров жизнедеятельности больного значительно выросли. В связи с особым ростом во всем мире количества заболеваний, связанных с нарушением нормальной работы сердца, задача совершенствования методов лечения в кардиологии в настоящее время стоит на одном из первых мест в медицине. Причиной целого ряда сердечных болезней является нарушение ритма сердца

Для мониторинга и лечения сердечных аритмий в помощь врачу необходима надежная и высокоточная автоматизированная система, способная в реальном режиме времени регистрировать все параметры работы сердца, управлять процессами воздействия на сердце при проведении хирургических операций, адаптируя их по индивидуальным показаниям пациентов.

В настоящее время развитие компьютерных технологий дает возможность использования мощной вычислительной базы для создания наукоемких алгоритмов управления процессами в медицинских автоматизированных системах. Разработка надежного и качественного алгоритмического обеспечения с применением современного математического аппарата, а также создание адаптивной автоматизированной системы радиочастотной деструкции сердца - важные и актуальные задачи.

Цель работы. Определяется созданием надежных адаптивных алгоритмов для контроля и управления технологическими процессами мониторинга и лечения ритма сердца в автоматизированной системе радиочастотной деструкции на основе методов математического моделирования этих процессов.

Объект исследования. Объектом исследования является технологический процесс воздействия токами высокой частоты на миокард при лечении сердечных аритмий методом катетерной абляции проводящих путей сердца.

Предмет исследования. Предметом исследования являются алгоритмы управления процессами воздействия на сердце в автоматизированных системах лечения сердечных аритмий. Математическое моделирование и исследование этих процессов.

Задачи исследований.

• Исследование и построение трехмерной математической модели происходящего в сердечной ткани физического процесса при лечении сердечных аритмий методом радиочастотной абляции проводящих путей.

• Разработка качественного адаптивного алгоритма управления системой радиочастотной абляции с автоматическим регулированием параметров объекта в реальном режиме времени.

• Создание надежного автоматизировании мд ¿ЙЭДЙЙ^ЙлзГ 1 аппаратного комплекса радиочастотной Дес-фукНийивдлотЕКА I

3 1

Методы исследований. Основой для разработки алгоритма управления процессом радиочастотной деструкции являются методы автоматического регулирования. При исследовании процессов, происходящих в тканях сердца при абляции, применяется математическое и физическое моделирование. Научная новизна работы заключается в следующем:

1. Разработана трехмерная математическая модель распространения тепла в области воздействия токами высокой частоты на сердечную ткань при радиочастотной абляции с учетом геометрических особенностей активного электрода, его пространственного положения по отношению к стенке ткани, неоднородностей среды в области воздействия, фактора охлаждения электрода потоком крови различной интенсивности, а также возникновения и размеров участков коагулированной ткани.

2. Впервые показано, что из-за фактора охлаждения электрода потоком крови различной интенсивности может возникать существенная для измерений разница температур на электроде и в подповерхностном слое (от 0 до 15°С).

3. Впервые создан адаптивный алгоритм управления процессом радиочастотной абляции сердца с учетом возникновения максимальных температур в глубине миокарда из-за охлаждения электрода и наружной стенки сердечной ткани потоком крови.

4. Создан программно-аппаратный комплекс радиочастотной деструкции, который благодаря реализованной в нем новой технологии контроля и управления за процессами высокочастотного воздействия при катетерной абляции, позволяет с высокой результативностью и надежностью проводить малоинвазивные хирургические вмешательства при лечении сердечных аритмий.

Практическая ценность работы определяется следующими результатами:

• созданный адаптивный алгоритм контроля над процессом катетерной абляции проводящих путей, использующий новую технологию расчета температур, является качественным средством управления в системах радиочастотной деструкции, и позволяет с высокой степенью надежности автоматизировать процедуру лечения.

• Математическое моделирование теплопереноса в миокарде, при воздействии на него высокочастотным током, дает возможность проведения полного исследования процессов прогрева, коагуляции тканей с целью выявления особенностей применения для катетерной абляции сердца активных электродов разных типов и размеров, различных модификаций высокочастотных генераторов и другой аппаратуры радиочастотной деструкции при ее проектировании, модернизации или замене.

• Реализована автоматизированная техническая система радиочастотной деструкции, обеспечивающая надежное и качественное управление технологическим процессом воздействия при лечении сердечных аритмий методом катетерной абляции.

• Разработанная технология позволяет выполнять ■ надежный контроль и управление процессами радиочастотного воздействия при получении некоторых соединений в химической промышленности.

Внедрение результатов. Результаты диссертации использованы при создании программно-технического комплекса радиочастотной деструкции сердца "БИОТОК 50-01ЭД" и внедрены в лечебную практику отделения сердечно-сосудистой хирургии клиник Сибирского государственного медицинского университета для проведения хирургических вмешательств.

Достоверность полученных результатов подтверждается строгими математическими выводами, сравнением с экспериментальными данными и результатами испытаний, проведенных при внедрении разработанного комплекса, получением адекватных результатов при решении задачи различными методами.

Апробация работы. Основные результаты работы опубликованы в 11 печатных работах и представлены на 7 конференциях различного уровня:

1. IV областная научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых: Современные техника и технологии. - Томск, ГП У, 1998.

2. VI областная научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых: Современные техника и технологии. - Томск, ТПУ, 2000.

3. XXXVIII международная научная студенческая конференция: Студент и научно-технический прогресс — Информационные технологии, Новосибирск, НГУ, 2000.

4. VII областная научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых: Современные техника и технологии Томск. - ТПУ, 2001.

5. Научно-практическая конференция студентов и аспирантов. - Томск, ТУСУР, 2001.

6. III научно-практическая конференция: Современные средства и системы автоматизации - гарантия высокой эффективности производства. - Томск, 2003.

7. IV Международный Конгресс Молодых Ученых: Науки о человеке. -Томск, СГМУ, 2003.

Результаты диссертационной работы неоднократно докладывались на научных семинарах КИБЭВС ТУСУР.

Объем и структура работы. Диссертация состоит из введения, трех глав, заключения, библиографического списка, включающего 102 источника. Работа изложена на 126 страницах машинописного текста, иллюстрированного рисунками.

Основные положения, представляемые к защите:

1. Трехмерная математическая модель теплопереноса в миокарде при его радиочастотной деструкции током высокой частоты с учетом неоднородностей среды в области воздействия, фактора охлаждения электрода потоком крови различной интенсивности, а также возникновения и размеров участков коагулированной ткани.

2. Адаптивный алгоритм управления технологическим процессом радиочастотной абляции сердца, позволяющий контролировать максимальную температуру в подповерхностном слое миокарда.

3. Автоматизированный программно-технический комплекс радиочастотной деструкции.

ОСНОВНОЕ СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Во введении описывается предметная область с технической и медицинской точек зрения. Рассмотрены основные проблемы, связанные с разработкой математического и алгоритмического обеспечения для автоматизированной системы лечения нарушений ритма сердца методом радиочастотной деструкции. Описана технология этого метода.

Качественное управление технологическим процессом предполагает полное знание всех его статических и динамических свойств, характеристик и параметров. Причем чем полнее будет проведено исследование объекта управления (ОУ), тем лучше.

Рис. I. Основные шаги автоматизации технологического процесса Для наиболее полного и точного описания ОУ, с возможностью дальнейшей подстройки и корректировки его параметров, лучше всего подойдут методы математического моделирования. Таким образом, один из главных этапов автоматизации технологического процесса - это его исследование и разработка его математической модели рис 1. Качественный, надежный алгоритм управления, использующий максимум полученных знаний об объекте из результатов исследования и математического описания - это второй, не менее важный шаг на пути к автоматизации. И, наконец, реализация и внедрение новых технологий в технических системах управления - это заключительный этап автоматизации технологического процесса.

Был проведен обзор современного состояния исследований в области метода радиочастотной деструкции. Формулируются объект, предмет, актуальность, цели и структура работы, указывается научная новизна разработок.

Первая глава посвящена разработке математической модели прогрева сердечной ткани в зоне абляции током высокой частоты. Рассмотрена физическая и математическая постановка задачи.

Физическая постановка задачи радиочастотной абляции сердечной ткани выглядит следующим образом. Ток высокой частоты подается между наконечником электрода - катетера, находящегося в контакте с тканями миокарда в зоне предполагаемой локализации аномального проводящего пути и нейтральным электродом большой площади, расположенным на поверхности тела пациента. Под действием тока, протекающего от малого активного электрода-катетера к нейтральному заземленному электроду, из-за наличия электрического сопротивления в тканях миокарда происходит их нагрев. При температурах от 55°С до 70°С происходит высыхание сердечной ткани и примерно через 30-40сек. при такой температуре начинается активный процесс коагуляции. Коагулированная ткань является средой с высоким сопротивлением и поэтому создает препятствие в патологических проводящих путях сердца.

Во всех случаях в процессе абляции наконечник электрода, находясь в кровеносных сосудах разных размеров, охлаждается потоком крови различной интенсивности. В ситуации, когда катетер, почти не омываясь кровяным потоком, находится в узком сосуде или между стенками миокарда (рис. 2.), фактор охлаждения можно не учитывать, так как остывание электрода будет незначительным. Однако чаще возникает ситуация когда температурный датчик на электроде находится под интенсивным охлаждением потоком крови в широком сосуде (рис. 3.). В таком случае измеренная температура в месте приложения электрода-катетера не будет соответствовать температуре в других зонах области прогрева - датчик покажет температуру более низкую, чем в глубине миокарда в зоне прогрева. В результате чего, при корректировке уровня мощности в зависимости от температуры датчика на генераторе может быть установлена слишком высокая мощность и тогда произойдет перегрев рабочей зоны. Такая ситуация недопустима при абляции.

Математическая постановка задачи развития областей прогрева ткани сердца и коагуляции белка базируется на уравнениях, описывающих процесс распространения тепла по среде с кусочно-постоянными электрическими и теплофизическими характеристиками.

Построение более полной и адекватной математической модели области прогрева предполагает учет теплофизических характеристик ткани и электрода, отвод тепла или степень охлаждения среды потоком крови.

Рис. 2. Схематическое изображение электрода при слабом

Рис. 3. Схематическое изображение электрода при

охлаждении потоком крови в узком интенсивном охлаждении потоком месте крови в широком сосуде

Для наиболее точного воспроизведения температурного поля в околоэлектродной области были учтены геометрические особенности электрода и неоднородности среды. Ряд широко распространенных электродов, используемых при абляции, геометрически представляют собой цилиндр. Таким образом, температурное поле, образующееся около электрода, является полем геометрического примитива - цилиндра.

ТКАНЬ

т^ .г«-

ь»

Ьпс Ъ

Рис. 4. Осесимметричная цилиндрическая область решения для задачи расчета теплового поля в зоне абляции

Температурное поле цилиндра с учетом угловой симметрии описывается двумерным нестационарным уравнением теплопроводности в цилиндрической системе координат:

дТ ,д2Т 1 дТ 327\ . . 51 дг1 г дг дг1

Вся область решения 0<г<Ктк, 0<г<Ьтк (рис. 4.) разбивалась на единичные объемы. За единичный объем в цилиндрической области было принято кольцо внутренним радиусом гг, шириной А/ ¡, толщиной А/ ¡. При прохождении тока через такой объем, имеющий заданное электрическое сопротивление, происходит выделение определенного количества энергии и, следовательно, нагрев среды.

Функция единичного источника Ф/(г,г,() в формуле (1) пропорциональна количеству тепла, выделяемому в рассматриваемом объеме:

= (2) С/Р/

с,- полная теплоемкость единичного объема. р,-плотность среды.

Количество энергии, выделяемое в рассматриваемом нами единичном объеме \ в единицу времени, равно сумме энергий, возникающих за счет токов, протекающих через этот объем в разных направлениях. Выражение для функции единичного источника будет таким:

(3,

Рср ~ удельное сопротивление среды;

Б; = 4л/; Д/,-площадь объема } в сечении, перпендикулярном прохождению электрического тока;

О

V/ = кА1/ {2гл + А/,.) - объем единичного объема 1.

Для расчета составляющих силы тока 1ц, для каждого единичного объема 1 в области решения было получено значение плотности тока. С помощью уравнения (4) произведен расчет осесимметричного распределения плотности тока в цилиндрической области при наличии в ней источника:

д2J 1 а/ д2J .

—_ + _ _ + -—=0 (4)

дг2 Г дг дг2

Два тока 1\ по г, и /2 по ъ , протекающих в разных направлениях через единичный объем, мы можем узнать из векторов плотностей токов в этих направлениях:

12 = JгSг = 727СД/(Д/ + г) (5)

Отвод тепла задается в граничных условиях при помощи коэффициентов теплоотдачи, каждый из которых пропорционален разности температур на соответствующей границе цилиндра. Коэффициенты теплоотдачи на каждой из границ зависит от скорости ее обтекания охлаждающей жидкостью, вязкости этой жидкости и длины обтекаемой поверхности. Отвод тепла для подобласти ткани происходит на ее границе с электродом. При отсутствии отвода тепла на границе соответствующий коэффициент теплоотдачи равен нулю.

Решения (1) получены аналитическим и численным методами.

Абляционный электрод в реальном кровеносном сосуде может принимать различное пространственное положение по отношению к стенке сосуда. Для учета этого было проведено исследование зависимости температурного профиля, в частности глубины прогрева от положения электрода по отношению к поверхности ткани. В результате расчетов температурных полей для каждого из случаев выяснилось, что температурный профиль в месте наиболее интенсивного прогрева не зависит от положения электрода относительно поверхности ткани.

Таким образом, создана трехмерная математическая модель распространения тепла в миокарде при радиочастотной деструкции с учетом геометрических особенностей активного электрода, его пространственного положения по отношению к стенке ткани, неоднородностей среды в области воздействия, а также фактора охлаждения электрода потоком крови различной интенсивности.

На основе этой модели был составлен алгоритм расчета распределения температур в миокарде. Проведен эксперимент, в результате которого получены реальные распределения температур в околоэлектродной области при радиочастотной абляции. Представлены расчетные и экспериментальные температурные профили для разных мощностей высокочастотного генератора и для различных степеней охлаждения в области воздействия.

Во второй главе представлены результаты разработки алгоритма управления и адаптивной автоматизированной системы радиочастотного деструктора. Описана адаптивная система управления с идентификацией в реальном режиме времени, созданная на основе настраиваемой математической модели объекта.

Процесс радиочастотной абляции может проходить в двух режимах: режим контроля мощности и режим контроля температуры.

В режиме контроля мощности перед системой стоит задача поддержания уровня мощности генератора, задаваемого хирургом. Мощность тока зависит от разности потенциалов между активным и нейтральным электродами, а также от сопротивления среды между ними. Выдавая код мощности на генератор, необходимо отслеживать значения напряжения и силы тока которые при этом получаются на активном электроде, для того чтобы получить реальное значение мощности тока. В случаях, когда электрод неподвижен и, при локализации в сердце, имеет хороший контакт со стенкой миокарда, то изменения расчетного сопротивления очень малы. В такой ситуации задача поддержания задаваемого уровня мощности фактически сводится к выдаче на генератор кода мощности

соответствующего данному уровню (Рмй) (рис. 5). Однако в большинстве

случаев сопротивление среды может принимать очень малые значения (<20 Ом) при замыкании электродов, либо наоборот, большие (>300 Ом) при плохом контакте электрода с проводящей средой. Колебания сопротивления могут быть или одиночными (рис. 6), например, при движении электрода, или иметь периодичность (рис. 7) при движении стенки миокарда сокращающегося сердца. В таких случаях, в системе необходимо ввести ограничения на выдаваемую мощность для предотвращения резких скачков генерируемой разности потенциалов на электроде. На рис 5,6,7 приведено моделирование различного поведения сопротивления при управлении мощностью.

При радиочастотной абляции в режиме контроля мощности с возможностью измерения температуры в области прогрева должен осуществляться также контроль температуры. Температура является наиболее высокоприоритетным параметром в радиочастотной деструкции. В режиме контроля мощности температуру необходимо отслеживать и не допускать превышение ей установленного значения.

В случаях, когда при поддержании задаваемого уровня мощности (Ршд), значение температуры не достигает заданного максимального температурного уровня (Т]ад), система может работать в режиме поддержания мощности. Однако, в ситуации, когда при заданном уровне мощности происходит превышение максимального установленного значения температуры, система должна автоматически переключаться на контроль температуры.

Рис. 5. Контроль мощности при постоянном сопротивлении среды, Рзад=30 Вт

Рис. 6. Контроль мощности при одиночном скачке сопротивления среды, Рта=20 Вт

Рис. 7. Контроль мощности при периодично меняющемся уровне сопротивления среды, Рт,=20 Вт

Рис. 8. Контроль температуры.

Малая степень охлаждения электрода. Рзад=30 Вт,'1)^=80 "С

Работа системы в режиме контроля температуры состоит в поддержании температуры, заданной хирургом, в зоне прогрева сердечной ткани в течение всей процедуры абляции. Наиболее важным при этом является предотвращение превышения текущей температурой ее предельного значения. Поддержание требуемой температуры производится за счет регулирования мощности, которая задается в генераторе. При этом необходимо учитывать и, по возможности, предвидеть все факторы, влияющие на стабильность уровня температуры. Основные из них - это охлаждение электрода кровью, стабильность контакта электрода со стенкой ткани, изменение свойств миокарда в процессе коагуляции. Существующие методы измерения температуры с помощью термопары или термистора, находящихся на наконечнике активного электрода, позволяют измерить температуру лишь на электроде. При охлаждении электрода - такие измерения могут бьггь неточными. Таким образом, для предотвращения ситуаций перегрева в параметрах регулирования объекта необходимо учитывать как температуру, регистрируемую датчиком на электроде, так и ее максимальное значение в миокарде в зоне абляции. Степень охлаждения при этом может изменяться во времени в зависимости от потока крови, омывающей электрод, а также от плотности контакта электрода со стенкой сердечной ткани. На рис. 8, 9, 10 смоделированы ситуации с различным охлаждением электрода. Во всех случаях регулирование мощности осуществляется по максимальной температуре внутри миокарда. Разница температур на электроде и в ткани показывает степень охлаждения. На рис. 8 степень охлаждения мала, так как электрод имеет хороший контакт с тканью и поэтому он слабо омывается потоком крови. На рис. 9 напротив, ситуация с сильным охлаждением электрода. На рис. 10 показан случай, когда электрод и стенка ткани в разное время охлаждаются с разной интенсивностью. При плохом контакте электрода со стенкой ткани может меняться и сопротивление, внося дополнительное возмущение в переходный процесс.

Рис. 9. Контроль температуры. Рис. 10. Контроль температуры.

Высокая степень охлаждения Интенсивность охлаждения

электрода. Р?ад=30 Вт, Тэад=80 °С непостоянна. Р^д=30 Вт, Тзад=80 °С

Функциональная схема адаптивной системы, в которой идентификация осуществляется методом настраиваемой модели, представлена на рис. 11. Работа системы происходит следующим образом:

Рис. П. Адаптивная система управления с идентификацией

Для определения мощности тока на генераторе используется регулятор с ПИД - регулированием. На вход регулятора подается задающее воздействие:

т={тзад{1\рзад{1)) (6)

Где T3ad(t),P3ad(t), соответственно значения температуры и мощности, устанавливаемые пользователем-хирургом.

Управляющее воздействие P(t) с регулятора подается на высокочастотный генератор в виде кода мощности. Код мощности определяется программно и соответствует реальной мощности генератора от О до 50 Вт.

Переменный ток, протекающий через электрод и ткань в области абляции, вызывает требуемый нагрев в объекте. Измеренные значения

напряжения U, тока I и температуры t° поступают на вход аналого-цифрового преобразователя (АЦП). Аналоговая информация о регулируемых величинах

U,I,t° в блоке АЦП оцифровывается.

= (7)

Цифровые АЦП-значения напряжения и силы тока определяются 12-разрядными двоичными числами со знаком. Цифровое значение напряжения соответствует реальному напряжению от -100 Вт до 100 Вт. Цифровое значение силы тока соответствует реальному току от -1 А до 1 А. Цифровое АЦП-значение температуры также определяется 12-разрядным двоичньм

числом и соответствует положительной реальной температуре от 0 до 127° С.

Таким образом, выходные сигналы блока АЦП поступают на регулятор в качестве обратной связи для вычисления отклонений при формировании управляющего воздействия.

Также выходные сигналы объекта управления y(t) поступают на вход настраиваемой модели. Настраиваемая модель представляет собой разработанную математическую модель объекта, которая для заданных входных значений и начальных условий моделирует процесс прогрева среды в области абляции при прохождении через нее электрического тока. Моделирование теплопереноса происходит с учетом текущего охлаждения среды. Коэффициент охлаждения Кох в текущий момент времени вычисляется в зависимости от подаваемой мощности, измеренного значения температуры на электроде и полученных заранее экспериментальных зависимостей. Таким образом, в настраиваемой модели происходит моделирование температурного профиля в миокарде вокруг электрода в зоне абляции в реальном режиме времени. Исходя из текущего получаемого распределения температуры, а также динамики изменения температур в зоне воздействия по условиям производится расчет зон коагуляции тканей.

Рассчитанное значение коэффициента охлаждения Kox(t) поступает из настраиваемой модели на ПИД-регулятор для вычисления максимальной температуры в ткани. Максимальная температура, возникающая в ткани при охлаждении Ках (t) и мощности воздействия P(t), вычисляется по формуле:

т„( 0 = [1 ■- ка (P(O)J • L ттк m (P(t)) - ттк шш (до)]+ттк m (P(t)) (8)

где

P(t)- текущая мощность;

max(F(/)),rmK m¡n(F(f)) - зависимости, полученные экспериментальным путем;

Кт (P(t)) - текущий коэффициент охлаждения.

Блок визуализации предназначен для отображения задаваемых и текущих параметров управления, а также информации о состоянии объекта управления. Поступая с регулятора, текущие значения мощности Р(/)> максимальной расчетной температуры в ткани Гт„(г), температуры, измеренной на электроде Г (г)> сопротивления среды R(t), а также заданные значения мощности и температуры q(t), отображаются в блоке визуализации системы в виде временных графиков. Рассчитанное в настраиваемой модели распределение температур, а также вычисленные участки коагуляции выводятся в блоке визуализации в виде температурного профиля T(h,t).

Созданная система управления в реальном режиме времени производит контроль мощности и температуры воздействия в процессе радиочастотной деструкции. Идентификация и моделирование объекта в процессе управления позволяют системе непрерывно адаптироваться к его нестационарным параметрам и своевременно корректировать задающее воздействие.

Разработан адаптивный алгоритм управления технологическим процессом радиочастотной деструкции, использующий технологию расчета температур в миокарде по всей зоне абляции. Контроль максимальной температуры в подповерхностном слое ткани позволяет предотвратить его перегрев при охлаждении электрода и поверхностного слоя потоком крови.

Управление в разработанной системе радиочастотной деструкции происходит с использованием пропорциональных, интегральных и дифференциальных законов регулирования. С помощью работающих по этим законам корректирующих звеньев, в системе осуществляется преобразование задающих воздействий, возмущений, а также обратных связей, определяющих управляющие воздействия.

Схема адаптивного алгоритма (рис. 12), с помощью которого осуществляется управление процессом радиочастотной абляции в режимах контроля мощности и температуры состоит из двух контуров управления:

• малый контур (контроль мощности);

• большой контур (контроль температуры).

В малом контуре осуществляется формирование управляющего воздействия для регулирования мощности генератора.

В результате проведенного исследования, для достижения оптимальной скорости регулирования при контроле температуры было рассчитано наиболее подходящее значение времени запаздывания для корректировки мощности. При этом были достигнуты следующие результаты:

• быстрый вывод температуры на заданный уровень;

• предотвращение перегрева;

Рис. 12. Схема адаптивного алгоритма управления с ПИД-регулированием

В третье главе проведен обзор систем мониторинга и лечения. На основе предложенной структуры системы и алгоритма контроля было разработано аппаратное и программное обеспечение для радиочастотного деструктора, надежность и безопасность функционирования которого базируется на математическом моделировании и идентификации процесса воздействия на сердечную ткань в реальном режиме времени. Разработан, испытан и внедрен в клиническую практику аппаратно-программный комплекс радиочастотной деструкции сердца "БИОТСЖ-50-01ЭД" (рис. 13). В комплексе программно реализованы 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, не достигнутом ни в одном из отечественных и зарубежных аналогах. Это позволяет регистрировать чистую электрограмму с активного полюса генератора во время воздействия РЧ-энергией.

Рис. 13. Внешний вид аппарата радиочастотной деструкции «БИОТОК 50-01ЭД»

Заключение:

В результате проведенных исследований, являющихся законченной научной работой, были получены следующие результаты:

• на основе разработанной трехмерной математической модели области прогрева сердечной ткани при радиочастотной деструкции, показано, что:

1. Значительное влияние на формирование профиля температур в подповерхностном слое миокарда играют размер электрода, неоднородности среды в области воздействия, а также изменение свойств тканей в процессе их коагуляции.

2. При учете фактора охлаждения электрода потоком крови различной интенсивности может возникать существенная для измерений разница температур на электроде и в подповерхностном слое (от О до 15°С).

3. Геометрические особенности активного электрода, его пространственное положение по отношению к стенке ткани, значительнее влияют на форму и размер повреждения миокарда, чем на его максимальную температуру.

• На основе результатов моделирования был создан алгоритм расчета распределения температур в миокарде. Получены температурные профили для разных мощностей высокочастотного генератора и для различных степеней охлаждения в области воздействия.

• Проведен ряд натурных экспериментов, в результате которых получены реальные распределения температур в околоэлектродной области при радиочастотной абляции. Вследствие совпадения

результатов моделирования и экспериментальных исследований была подтверждена достоверность созданной математической модели. Разработана адаптивная система управления радиочастотным деструктором с идентификацией объекта в режиме реального времени при помощи настраиваемой математической модели процесса воздействия токами высокой частоты на сердечную ткань. В системе решена задача непрерывного контроля нестационарного процесса охлаждения электрода, расчета его интенсивности и учета максимальной температуры, возникающей при этом в миокарде. Непрерывная идентификация процесса абляции с помощью настраиваемой математической модели позволяет в реальном режиме времени получать температурный профиль сердечной ткани и рассчитывать зоны коагуляции;

Создан адаптивный алгоритм контроля температуры и мощности с пропорциональным дифференциально-интегральным регулированием, обеспечивающий устойчивость, качество и точность процесса управления мощностью генератора. Использование математического моделирования для идентификации всех параметров процесса деструкции в реальном режиме времени, расчет текущей интенсивности охлаждения электрода и максимальной температуры, возникающей в миокарде, позволяют с высокой степенью надежности регулировать температуру в зоне прогрева;

Разработан, испытан и внедрен в клиническую практику аппаратно-программный комплекс радиочастотной деструкции сердца "БИОТОК-50ЭД", в котором реализовано наукоемкое математическое и алгоритмическое обеспечение, обеспечивающее оперативный контроль процесса абляции, что подтверждается соответствующими актами о внедрении. Благодаря использованию новейшей технологии контроля максимальных температур в миокарде при охлаждении электрода, комплекс позволяет с большой степенью надежности к высокой результативностью проводить мапоинвазивные хирургические операции при лечении сердечных аритмий.

Основные публикации по теме диссертации:

1. Боровиков М.В., Федотов Н.М., Кирдяшкин Д.А. Комплексный операционный анализ сердечной деятельности // Современные техника и технологии: Труды IV областной научно-практической конференции студентов, аспирантов и молодых ученых: Сб. статей. -Томск: Изд-во ТПУ, 1998.-С. 221.

2. Боровиков М.В., Кирдяшкин Д.А., Федотов Н.М. Комплексный мониторинг сердечной деятельности // Современные техника и технологии: Труды VI областной научно-практической конференции студентов, аспирантов и молодых ученых: Сб. статей. - Томск: Изд-во ТПУ, 2000.- С. 424-425.

3. Кирдяшкин Д.А., Федотов Н.М. Программно-технический комплекс радиочастотной деструкции сердца // Студент и научно-технический прогресс - Информационные технологии: Материалы XXXVIII международной научной студенческой конференции. - Новосибирск: НГУ, 2000.- С. 59.

4. Федотов Н.М., Бондарчук С.С., Кирдяшкин Д.А. Моделирование термодинамических процессов в тканях сердца в ходе процедуры радиочастотной абляции // Современные техника и технологии: Труды VII областной научно-практической конференции студентов, аспирантов и молодых ученых: Сб. статей. - Томск: Изд-во ТПУ, 2001.- С. 249-252.

5. Федотов Н.М., Кирдяшкин Д.А. Разработка и исследование целочисленных методов решения разностных уравнений рекурсивных цифровых фильтров // Материалы научно-практической конференции студентов и аспирантов. - Томск: ТУСУР, 2001.- С. 45.

6. Шелупанов A.A., Федотов Н.М., Кирдяшкин Д.А. Технология и разработка аппаратуры радиочастотной деструкции // Интеллектуальные системы в управлении, конструировании и образовании: Сб. статей / Под ред. A.A. Шелупанова. - Томск: SST, 2001,-С. 57-61.

7. Шелупанов A.A., Федотов Н.М., Кирдяшкин Д.А. Физико-математическая модель и расчет температурного поля в тканях сердца при радиочастотной абляции. - М.: Информационные технологии, 2003, (в печати).

8. Шелупанов A.A., Федотов Н.М., Кирдяшкин Д.А. Расчет температурного профиля в миокарде при радиочастотной деструкции сердца // Современные средства и системы автоматизации - гарантия высокой эффективности производства: Материалы П1 научно-практической конференции. - Томск, 2003.- С. 122-123.

9. Кирдяшкин Д.А., Федотов Н.М. Физико-математическая модель распространения тепла в сердечной ткани при радиочастотной абляции // Науки о человеке: Материалы IV Международного Конгресса Молодых Ученых. - Томск: СГМУ, 2003.- С.116.

Ю.Кирдяшкин Д.А., Коблош A.C. Расчет температурного профиля в сердечной ткани при радиочастотной абляции // Науки о человеке: Материалы IV Международного Конгресса Молодых Ученых. -Томск: СГМУ, 2003. - С. 119-120.

11.Кирдяшкин Д.А., Шелупанов A.A., Федотов Н.М. Адаптивная система управления радиочастотным деструктором // Интеллектуальные системы в управлении, конструировании и образовании: Сб. статей / Под ред. A.A. Шелупанова. - Томск: SST, 2003.

»

í

í

Р13046

о?-А

Тираж 100. Заказ 603. Томский государственный университет систем управления и радиоэлектроники пр. Ленина, 40

ф Содержание.

Введение.

1. Математическое обеспечение системы радиочастотной деструкции.

1.1.Введени е.

1.2.Постановка задачи.

1.3.Физико-математическая модель области прогрева при воздействии током высокой частоты на сердечную ткань.

1.4.Расчет температурного профиля в миокарде при радиочастотной деструкции сердца.

1.5.Вывод ы.

2. Алгоритмическое обеспечение системы радиочастотной деструкции.

2.1.Введени е.

2.2.Постановка задачи.

2.3 .Адаптивная система управления радиочастотным деструктором.

2.4.Алгоритм контроля температуры и мощности с ПИД

4 регулированием.

2.5.Вывод ы.

3. Практическая реализация математико-алгоритмического обеспечения.

3.1.Введени е.

3.2. Постановка задачи.

3.3.Аппаратно-программный комплекс радиочастотной деструкции сердца.

3.4.Выводы.

В настоящее время автоматизация и применение компьютерных ^ технологий в области медицины являются неотъемлемой частью всего процесса лечения. Исследование человеческого организма влечет за собой появление все новых способов контроля его состояния и воздействия на него при лечении различных болезней. Большое количество изобретаемых методов лечения очень сложны, информативны и требуют от врача знаний не только из области медицины. В таких случаях, благодаря развитию и совершенствованию новейших средств и методов автоматизации, на помощь врачу приходят новые технологии.

В целом ряде развитых зарубежных стран медицина стала сегодня движителем научно-технического прогресса. Значительно возросший национальный приоритет в пользу медицины в этих странах, постоянно стимулирует науку и экономику для разработки и создания новых медикаментозных, технических и других средств и методов лечения в этой области. Что касается отечественной медицины, то здесь налицо явное противоречие между задачами, стоящими перед ней и уровнем ее (j^ технического оснащения. Острый дефицит современного лечебнодиагностического оборудования в РФ ощущается, несмотря на закупки по импорту.

Развитие методов в диагностике и лечении нарушений сердечного ритма, неподдающихся медикаментозной терапии, происходит, в первую очередь, с использованием наукоемких, главным образом компьютерных технологий, которые обеспечивают мониторинг многопараметрических данных о функциональном состоянии сердечной деятельности, обработку разного рода видеоинформации, поступающей в режиме реального времени, формирование баз данных, разрушение источников тахиаритмий с использованием катетерной абляции током высокой частоты.

Особую роль в сердечно-сосудистой хирургии играет аппаратура, предназначенная для проведения малоинвазивных операций на сердце.

Это системы радиочастотной (катетерной) деструкции проводящих путей сердца. Существенное снижение риска и травматичности при операциях с применением метода радиочастотной деструкции сделали малоинвазивную хирургию очень популярной в последнее время. Высокие показатели надежности и результативности этих вмешательств являются главным свидетельством большого успеха в развитии технологии радиочастотной деструкции. В связи с этим развитие новых технологий и аппаратных средств в этой области медицины, а также автоматизация процессов воздействия, используемых в методах лечения, являются наиболее актуальными задачами на сегодняшний день.

Целью настоящей работы являлось исследование и моделирование технологических процессов воздействия при лечении методом катетерной абляции, разработка надежных адаптивных алгоритмов управления системой радиочастотной деструкции проводящих путей сердца, которые обеспечивали бы высокую эффективность и качество лечебного процесса, а также создание программно-технической системы радиочастотной деструкции, реализующей в себе новую технологию контроля и управления.

Описание физического процесса радиочастотной абляции сердечной ткани выглядит следующим образом. Ток высокой частоты подается между наконечником электрода - катетера, находящегося в контакте с тканями миокарда в зоне предполагаемой локализации аномального проводящего пути и нейтральным электродом большой площади, расположенным на поверхности тела пациента [1]. Полоса частот электромагнитной энергии, обычно используемая в медицине для абляции (деструкции), коагуляции и прижиганий находится в пределах от 10 кГц до 30,000 кГц. Частоты ниже ЮкГц могут привести к стимуляции легковозбудимых мышечных и кардиальных тканей [2,3,4]. Под действием тока, протекающего от малого активного электрода-катетера к нейтральному заземленному электроду, из-за наличия электрического сопротивления в тканях миокарда происходит их нагрев. Интенсивность нагрева тканей пропорциональна плотности тока.

Самая высокая плотность возникает в районе активного электрода, поскольку он имеет небольшую площадь [5-7]. Поэтому наибольшая температура будет достигаться именно в районе электрода-катетера. При температурах от 42°С до 55°С начинается минимальный некроз тканей. От 55°С до 70°С происходит высыхание сердечной ткани и примерно через 30-40сек. при такой температуре начинается активный процесс коагуляции [8,9]. Первоначально зона коагуляции белковых структур образуется в околоэлектродной области, где наивысшая плотность тока; в дальнейшем зона расширяется в глубину миокарда, в зависимости от распространения температурного поля [9]. Глубина расширения зоны коагуляции белковых структур лимитируется ограниченным временем воздействия (как правило, не более 30 с) и максимально допустимой температурой в околоэлектродной области (обычно не более 100°С). При температуре «100°С происходит активное высушивание тканей миокарда с возможным последующим их «прилипанием» на наконечник электрода - катетера. Высушивание ткани приводит к образованию структуры с высоким сопротивлением в области контакта электрод-ткань и, как следствие, снижению эффективной глубины повреждения [10,11-12,13-17].

Первый опыт клинического использования радиочастотной катетерной абляции, как безопасной и эффективной терапии для лечения многих пароксизмальных сердечных аритмий произошел в 1987 году [18,19].

Первоначально, в связи с тем, что абляционные электроды не имели термодатчиков, управление радиочастотной деструкцией осуществлялось по мощности, без температурного контроля [20,21]. В настоящее время при управлении процедурой радиочастотной деструкцией стал широко использоваться режим контроля температуры и абляционные электроды с термодатчиками [22]. Контроль температуры в месте абляции является главной задачей метода радиочастотной деструкции. Точность ее определения зависит от многих факторов. Важнейшими из них являются теплофизические свойства области прогрева и учет факторов внешней среды, таких, как охлаждение этой области потоком крови. В большинстве случаев эти факторы меняются в зависимости от места локализации электрода-катетера внутри сердца [23-27].

Абляционный электрод, находясь в различных отделах (камерах) сердца всегда омывается потоком циркулирующей крови [28, 29]. Вследствие этого от него происходит непрерывный отвод тепла. Охлаждение электрода происходит с разной интенсивностью, зависящей от скорости потока крови, площади обтекания и размеров самого электрода [30]. Температура в подповерхностном слое миокарда при этом не уменьшается и зависит от проходящего через него тока. Разность температур на электроде и в глубине ткани в таких случаях может достигать 10-15 °С [31-32]. Температурный датчик, находящийся в электроде показывает температуру, установившуюся на нем с учетом охлаждения, в результате чего в миокарде формируется неучтенное превышение температурой необходимого уровня [33, 34-36]. Такая ситуация недопустима, поскольку именно непрерывный контроль и поддержание необходимого уровня температуры обеспечивают требуемое < качество и эффективность всей процедуры радиочастотной деструкции.

Вследствие того, что стенка постоянно сокращающегося сердца находится в движении, контакт абляционного электрода с ней может быть непостоянным. В результате этого возникают нежелательные скачки сопротивления между • активным и нейтральным электродами [37, 38-41], которые могут привести к колебаниям уровня регулируемой мощности. Для предотвращения этого необходимо вести дополнительный контроль импеданса и ввести ограничения на его резкий рост и падение. Сопротивление может расти из-за изменений свойств самого миокарда при его коагуляции [42].

Исследования [43-45] говорят о различиях в размерах и форме повреждений, а также требуемой мощности воздействия в зависимости от угла касания поверхности ткани электродом вытянутой продолговатой формы. При расположении электрода плашмя к стенке миокарда размер повреждения увеличивается. При увеличении утла касания он уменьшается, однако максимальная глубина повреждения остается в месте непосредственного касания электрода поверхности.

Работы [46,47] посвящены общим теоретическим исследованиям на основе разработок математической модели процесса воздействия при РЧ абляции. Основные выводы подтверждают ряд результатов полученных расчетным и экспериментальным путями другими исследователями.

Таким образом, из вышеприведенного анализа видно, что разные работы в области радиочастотной абляции касались главным образом исследований параметров и техники процесса. Основная же проблема создания надежных алгоритмов для безопасного управления процессами воздействия на миокард, а также контроля температуры и мощности в процедуре РЧ абляции, осталась в стороне.

Для качественного управления технологическим процессом , необходимо полное знание всех его статических и динамических свойств, характеристик и параметров. Причем чем полнее будет проведено исследование объекта управления (ОУ), тем лучше.

Рис. 1. Основные шаги автоматизации технологического процесса

Для наиболее полного и точного описания ОУ, с возможностью дальнейшей подстройки и корректировки его параметров, лучше всего подойдут методы математического моделирования. Таким образом, один из главных этапов автоматизации технологического процесса — это его исследование и разработка его математической модели рис. 1. Качественный, надежный алгоритм управления, использующий максимум полученных знаний об объекте из результатов исследования и математического описания - это второй, не менее важный шаг на пути к автоматизации. И, наконец, реализация и внедрение новых технологий в технических системах управления — это заключительный этап автоматизации технологического процесса.

Для создания алгоритма управления радиочастотной деструкцией необходимо математическое описание процесса воздействия токами высокой частоты на ткани миокарда с учетом максимального количества его параметров и особенностей. Математическая постановка задачи развития областей прогрева ткани сердца и коагуляции белка базируется на уравнениях, описывающих процесс распространения тепла по среде с кусочно-постоянными электрическими и теплофизическими характеристиками. Разработке термодинамической модели и результатам математического моделирования процесса РЧ абляции посвящены работы диссертанта, Н.М. Федотова, С.С. Бондарчука, А.А.Шелупанова [48-50], результаты которых достаточно хорошо согласуются с выводами других исследователей [51-52, 53]. Целевая направленность этих работ определялась созданием безопасных режимов управления РЧ мощностью. Анализ результатов моделирования показал, что хотя контроль температуры является наиболее приемлемым, адекватное значение температуры в подповерхностном слое невозможно получить температурными датчиками электрода-катетера. В результате экспериментов, проведенных диссертантом совместно с Н.М. Федотовым и А.А. Шелупановым, и описанных им в главе 1 диссертации показано, что из-за такого охлаждения разница температур па электроде и в подповерхностном слое миокарда может достигать 10-15°С. Перегрев, возникающий при этом, может приводить к неучтенной коагуляции и разрушению участков миокарда [8]. Учет в термодинамической модели фактора охлаждения электрода потоком крови позволит преодолеть эту проблему. Диссертантом в работах [54, 55-58] была предложена математическая модель прогрева с учетом фактора охлаждения электрода и расчетом возникающих при этом максимальных температур в толще сердечной ткани и ее использование в дальнейшем для идентификации процесса воздействия в системе адаптивного регулирования мощностью.

Работа алгоритма контроля и корректировки мощности в процедуре радиочастотной абляции заключается в эффективном управлении величиной мощности высокочастотного генератора, и, следовательно, температурой катетера. Важным является предотвращение перегрева рабочей зоны, а также ее постепенный прогрев при включении мощности. Все вышеперечисленные требования к управлению должны быть учтены при проектировании системы автоматического управления радиочастотной деструкцией.

Как правило, простейшая система автоматического управления состоит из объекта управления (ОУ) и регулятора (Р) (рис. 2). Объектом управления в системе радиочастотной деструкции сердца является область сердечной ткани, которая подвергается абляции.

Рис. 2. Система управления с обратной связью

На объект могут оказывать воздействие возмущения в BHfleq(t), например охлаждение электрода и стенки сосуда потоком крови. Регулятором в такой системе является блок, который оказывает управляющее воздействие u(t), направленное на высокочастотный генератор для регулирования требуемой мощности тока на электроде. Регулирующее воздействие u(t) на объект формируется регулятором по определенной зависимости исходя из первичной информации g(t), x(t), к (/). = (1) где g - задающее воздействие, х - ошибка отклонения, к (t) -параметры регулятора; Такая зависимость называется законом регулирования (управления) [59-61].

В настоящее время у ряда производителей можно отметить несколько разных подходов к решению задач, связанных с разработкой систем управления процессом радиочастотной деструкции. В таблице 1. приведен обзор существующих законов регулирования, используемых рядом фирм в системах управления радиочастотной абляцией.

Пропорциональный закон регулирования Р имеет вид: u(t) = x(t)a, (2) где а - коэффициент усиления ошибки отклонения;

Таблица 1. Сравнительные характеристики систем управления радиочастотной деструкцией

Характеристики Фирма производитель

HAT 300 Smart (Зульцер Осипка) Cordis Webster Stokert EPT Radionics RFG-3E Medtronic Atakr

Закон регулирования (управления) Fuzzu-logic PID PID PID P

Характеристики Фирма производитель

HAT 300 Smart (Зульцер Осипка) Cordis Webster Stokert ЕРТ Radionics RFG-3E Medtronic Atakr

Программное обеспечение с графическим интерфейсом Есть Есть Нет Нет Нет

Р-регулирование позволяет уменьшить установившуюся (статическую) ошибку, поэтому регулирование будет статическим. При таком управлении адаптация системы к изменившейся ошибке будет происходить очень медленно. Для системы радиочастотной деструкции это может означать медленное нарастание и переход в установленное значение температуры и мощности, несвоевременная компенсация скачков мощности при изменении сопротивления или скачков температуры при охлаждении электрода. . PID - регулирование, сочетающее в себе сразу три закона:

• Р - пропорциональный;

• I - интегральный;

• D - дифференциальный;

Для PID - регулятора характерна следующая зависимость: дх u(t) = axx{t) + а2 \x(t)dt + а3 —, (3) где «2 \x(t)dt - интегральный канал регулирования;

I-регулирование позволяет исключить статическую ошибку в системе, т.е. система будет астатической по отношению к задающему воздействию g(t), что приводит к увеличению точности регулирования, делает систему замедленной в действии. При резких отклонениях в температуре и мощности присутствие интегрального канала регулирования позволит системе плавней отреагировать на изменение. дх - дифференциальный канал регулирования; dt

Наличие параллельного D-канала в регуляторе повышает быстродействие системы и снижает ошибки в динамике.

Таким образом, системы с PID-регулированием устойчивее, чем с Р-регулированием.

Применение нечеткой логики (Fuzzu logic в HAT 300, табл. 1) в системах управления позволяет при одном и том же объеме входной информации быстрее и проще принимать решения на базе сформулированных заранее нечетких множеств. Однако для более полной формализации задачи требуется большое количество описаний. К тому же оперирование нечеткими переменными (термами) в технической системе радиочастотной деструкции требует постоянной фазификации и дефаззификации реальных значений. Большие трудности также могут возникнуть при моделировании и идентификации объекта управления и блока адаптации системы.

Все вышеперечисленные системы управления радиочастотной деструкцией (табл. 1) получают значение текущей температуры с термодатчика на наконечнике электрода катетера. Эта обратная связь в системе является главным параметром при вычислении отклонений температуры и дальнейшем вычислении управляющего воздействия. Однако, как было сказано выше, в ряде случаев возникают ситуации, когда измерение температуры термодатчиком является неточным. Во всех системах отсутствуют процессы идентификации объекта, подстройки параметров регулирования k(t) в реальном масштабе времени. Выбор параметров регулятора k(t) производится по заранее идентифицированному с помощью математической модели объекту управления. Для систем с изменяющимися во времени параметрами объекта управления эти задачи должны решаться в естественных условиях'работы объекта и в темпе работы объекта.

В работе [62] диссертант представил автоматизированную адаптивную систему управления радиочастотным деструктором с идентификацией и моделированием процесса деструкции в режиме реального времени. Также им, совместно с Н.М. Федотовым и А.А. Шелупановым, был разработан адаптивный алгоритм контроля мощности и температуры с учетом фактора нестационарного охлаждения электрода при радиочастотном воздействии на миокард.

Не менее важным этапом автоматизации процессов лечения является реализация разработанных технологий управления в современных лечебно-диагностических комплексах и системах. Основными критериями этих систем являются высокая безопасность, гибкость и простота в управлении, а также высокая скорость вычислений и обработки входной и выходной информации, позволяющая управлять процессами лечения в режиме реального времени. В основном такие комплексы представлены большинством производителей в виде двух основных блоков -вычислительный и аппаратный, которые непосредственно взаимодействуют между собой (рис. 3). В вычислительном блоке реализованы все алгоритмы управления, обработка разного рода информации, математические расчеты и Т.д.

I---------------------------------------------------1 ■

Лечебно-диагностический комплекс |

Рис. 3. Общий состав лечебно-диагностического комплекса

Благодаря развитию во всем мире компьютерных технологий, мощную вычислительную базу представляет в настоящее время компьютер. Аппаратная часть включает в себя различные технические средства в зависимости от предназначения комплекса.

Ряд ведущих фирм-разработчиков и производителей медицинской техники, таких как "Biotronik", "Medtronic", "Cordelectro", "Osypka", активно вкладывают средства в разработку специализированных компьютерных систем и комплексов для малоинвазивного хирургического вмешательства при лечении сердечных аритмий, в частности для радиочастотной абляции. Использование компьютерных технологий при этом расширяет возможности аппаратуры, снижает их стоимость, делает более удобными работу и обслуживание. К настоящему времени накоплен достаточный опыт разработки кардиологических устройств. В первую очередь это аппаратура западных фирм-производителей, которые в течение десятилетий специализируются на выпуске кардиологических систем, в том числе и комплексов радиочастотной катетерной деструкции сердца. К таковым относятся литовская фирма "CORDELECTRO", разработавшая аппарат "ADA-100". Аблатор интракардиальный радиочастотный ADA-100 применяется в кардиологической и кардиохирургической практике. Он предназначен для деструкции током высокой частоты аномальных проводящих путей и других источников тахиаритмий с целью немедикаментозного радикального лечения нарушений сердечного ритма. Аблатор ADA-100 перекрывает все функциональные возможности изделия аналогичного назначения - HAT-200S, производства фирмы OSYPKA (ФРГ), и обладает тем преимуществом, что обеспечивает возможность контроля импеданса в точке касания эндокардиального электрода внутренней поверхности сердца не только в период воздействия, но и в период локализации этого электрода при подготовке к деструкции. Разработанный позднее фирмой OSYPKA, комплекс HAT- 300 Smart обладает графическим дисплеем и в алгоритме контроля температуры и мощности использует методы нечеткой логики (Fuzzu Logic). Фирма "MEDTRONIC" разработала комплекс "Atacr™ Ablation System" со встроенным микропроцессором для подачи радиочастотной электрической энергии к выбранным частям сердца. В алгоритме контроля мощности и температуры в этом комплексе используется пропорциональный закон регулирования. Германская фирма "BIOTRONIC" разработала комплекс "AbControl®" на базе компьютера Notebook-PC. Его особенности - это графический дисплей в реальном масштабе времени, контроль мощности, температуры и сопротивления, режимы управления по мощности и температуре. Фирма "Radionics" разработала аппарат RFG-3E, который работает в режимах контроля iio мощности и температуре с использованием пропорциональных, интегральных и дифференциальных законов управления (регулирования). Существующие в настоящее время системы радиочастотной деструкции практически все являются продуктом зарубежного производителя. Среди отечественных фирм-разработчиков известна фирма "Электропульс", разработавшая радиочастотный деструктор "Электропульс RF50-epi".

Все вышеперечисленные системы радиочастотной деструкции получают значение текущей температуры с термодатчика (термистора или термопары), находящегося на наконечнике электрода-катетера. Как было сказано выше, из-за охлаждения электрода, такой показатель состояния процесса деструкции не всегда адекватен. Учет этого немаловажного фактора является неотъемлемым критерием безопасности всей процедуры лечения. Использование предложенной в диссертации технологии управления, включающей в себя полное описание технологического процесса с помощью математической модели и эффективный алгоритм управления этим процессом, позволяет преодолеть эту проблему и обеспечивает высокое качество и надежность при управлении процессом радиочастотной абляции. На основе этой технологии диссертантом совместно с Н.М. Федотовым [3] был разработан и представлен аппаратно-программный комплекс "БИОТОК

50-01ЭД" для РЧ абляции, обеспечивающий повышенную безопасность лечебного процесса.

Из приведенного выше обзора видно, что качество и эффективность лечебного процесса в кардиохирургии нарушений ритма сердца, зависят, прежде всего, от наличия в руках врача комплексной, надежной, высокотехнологичной и удобной автоматизированной системы, обеспечивающей непрерывный комплексный контроль параметров и эффективное регулирование процессов воздействия при лечении, наглядность представления информации, простоту и оперативность управления, а также повышенную безопасность лечения.

• Исходя из вышеизложенного, где текстуально отмечена актуальность и практическая значимость работы, цель диссертационной работы можно сформулировать следующим образом: создание надежного адаптивного алгоритма для контроля и управления технологическим процессом воздействия в автоматизированной системе радиочастотной деструкции.

Объектом исследования является технологический процесс воздействия токами высокой частоты на миокард при лечении сердечных аритмий методом катетерной радиочастотной деструкции проводящих путей сердца. Предметом ' исследования являются алгоритмы управления процессом воздействия в автоматизированной системе радиочастотной деструкции. Математическое моделирование этого процесса. Основными методами исследования являются методы автоматического регулирования, математическое моделирование, вычислительный и натурный эксперимент.

Научная новизна работы заключается в следующем: 1. Разработана трехмерная математическая модель распространения тепла в области воздействия токами высокой частоты на сердечную ткань с учетом геометрических особенностей активного электрода, его пространственного положения по отношению к стенке ткани, неоднородностей среды в области воздействия, фактора охлаждения электрода потоком крови различной интенсивности, а также возникновения и формы участков коагулированной ткани.

2. Впервые создан адаптивный алгоритм управления процессом радиочастотной абляции сердца с учетом и контролем максимальных температур в глубине миокарда при охлаждении электрода и наружной . стенки сердечной ткани потоком крови.

Структура работы. Во введении кратко описывается предметная область с технической и медицинской точки зрения. Рассмотрены основные проблемы, связанные с разработкой математического и алгоритмического обеспечения для систем лечения нарушений ритма сердца методом радиочастотной абляции проводящих путей. Проведен обзор современного состояния исследований в этой области. Формулируются объект, предмет, актуальность, цели и структура работы; указывается новизна разработок.

Первая глава посвящена разработке математической модели прогрева сердечной ткани в зоне абляции током высокой частоты. Рассмотрена физическая и математическая постановка задачи. Создана трехмерная математическая модель распространения тепла в миокарде при радиочастотной деструкции с учетом геометрических особенностей активного электрода, его пространственного положения по отношению к стенке ткани, неоднородностей среды в области воздействия, а также фактора охлаждения электрода потоком крови различной интенсивности. На основе этой модели составлен алгоритм расчета распределения температур в миокарде. Описан эксперимент, в результате которого получены реальные распределения температур в околоэлектродной области при радиочастотной деструкции. Представлены расчетные и экпериментальные температурные профили для разных мощностей высокочастотного генератора и для различных степеней охлаждения в области воздействия.

Во второй главе представлены результаты разработки адаптивной системы и алгоритма управления радиочастотным деструктором. Описана адаптивная система управления с идентификацией в режиме реального времени, созданная на основе настраиваемой математической модели объекта. Рассмотрен адаптивный алгоритм управления процессом радиочастотной деструкции, использующий технологию расчета температур в миокарде по всей зоне абляции.

В третье главе проведен обзор систем радиочастотной деструкции. Представлен аппаратно-программный комплекс радиочастотной деструкции сердца, в котором осуществлена практическая реализация разработанного математического и алгоритмического обеспечения.

В заключении формулируются основные результаты работы.

Достоверность полученных результатов подтверждена результатами проведенных физических экспериментов, а также клиническими и техническими испытаниями.

Результаты исследований нашли применение в новых технических решениях, использованных при разработке автоматизированного программно-технического комплекса радиочастотной деструкции сердца, на который получено разрешение Минздрава РФ на серийное производство. Внедрение и полномасштабная апробация комплекса выполнены в ведущих кардиологических центрах городов Москвы, Новосибирска, Тюмени, Томска и Омска.

Основные результаты диссертации опубликованы в 11 работах и представлялись автором на следующих конференциях:

1. IV областная научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых "Современные техника и технологии", ТПУ, 1998г;

2. VI областная научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых "Современные техника и технологии", ТПУ, 2000г;

3. XXXVIII Международная научная студенческая конференц±1я "Студент и научно-технический прогресс" - "Информационные технологии", НГУ, Новосибирск, 2000г;

4. VII областная научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых "Современные техника и технологии", ТПУ, 2001г;

5. Научно-практическая конференция студентов и аспирантов, ТГУСУР, 2001 г;

6. III научно-практическая конференция "Современные средства и системы автоматизации - гарантия высокой эффективности производства" Томск - 2003 г;

7. Научно-практическая конференция СМГУ, Томск-2003г.

1, Математическое обеспечение системы радиочастотной деструкции

1.1. Введение

Одним из самых распространенных малоинвазивных методов лечения сердечных аритмий, неподдающихся медикаментозной терапии, является деструкция аномальных проводящих путей и других аритмогенных участков сердца током высокой частоты. Положительная отличительная особенность этого метода связана с низкой травматичностью и высокой стабильностью результатов. Основным фактором, определяющим надежность функционирования системы радиочастотной деструкции, является предотвращение перегрева рабочей зоны, что обеспечивается высокоточным измерением температуры на конце электрода - катетера в сочетании с эффективным управлением мощностью в условиях значительного разброса тепловых и физических характеристик рабочей зоны [63].

Контроль температуры в месте абляции является главной задачей метода радиочастотной деструкции [64-65]. Точность ее определения зависит от многих . факторов. Важнейшими из них являются теплофизические свойства области прогрева и учет факторов внешней среды, таких, как охлаждение этой области потоком крови. В большинстве случаев эти факторы меняются в зависимости от места локализации электрода-катетера внутри сердца.

Развитие метода радиочастотной деструкции связано в первую очередь с разработкой эффективных адаптивных алгоритмов управления мощностью, в сочетании с точностью определения температуры в любом месте области воздействия, что обеспечивало бы в первую очередь высокую безопасность управления процессом.

1.2.Постановка задачи

Физическая постановка задачи радиочастотной абляции сердечной ткани выглядит следующим образом. Ток высокой частоты подается между наконечником электрода - катетера, находящегося в контакте с тканями миокарда в зоне предполагаемой локализации аномального проводящего пути и нейтральным электродом большой площади, расположенным на поверхности тела пациента. Полоса частот электромагнитной энергии, обычно используемая в медицине для абляции (деструкции), коагуляции и прижиганий находится в пределах от 10 кГц до 30,000 кГц. Частоты ниже ЮкГц могут привести к стимуляции легковозбудимых мышечных и кардиальных тканей [2]. Под действием тока, протекающего от малого активного электрода-катетера к нейтральному заземленному электроду, из-за наличия электрического сопротивления в тканях миокарда происходит их нагрев [66,67]. Интенсивность нагрева тканей пропорциональна плотности тока. Самая высокая плотность возникает в районе активного электрода, поскольку он имеет небольшую площадь. Поэтому наибольшая температура будет достигаться именно в районе электрода-катетера. При температурах от 42°С до 55°С начинается минимальный некроз тканей. От 55°С до 70°С происходит высыхание сердечной ткани и примерно через 30-40сек. при такой температуре начинается активный процесс коагуляции [8,2]. Первоначально зона коагуляции белковых структур образуется в околоэлектродной области, где наивысшая плотность тока; в дальнейшем зона расширяется в глубину миокарда, в зависимости от распространения температурного поля. Глубина расширения зоны коагуляции белковых структур лимитируется ограниченным временем воздействия (как правило, не более 30 с) и максимально допустимой температурой в околоэлектродной области (обычно не более 100°С). При температуре «100°С происходит активное высушивание тканей миокарда с возможным последующим их «прилипанием» на наконечник электрода -катетера. Высушивание ткани приводит к образованию структуры с высоким сопротивлением в области контакта электрод-ткань и, как следствие, снижению эффективной глубины повреждения. Полное исследование процесса, включая его аномальное развитие, проводилось на основе математической модели, описывающей как коагуляцию, так и недопустимые при лечении режимы парообразования и обугливания ткани сердца [68,69-71].

Во всех случаях в процессе абляции наконечник электрода, находясь в кровеносных сосудах разных размеров, охлаждается потоком крови различной интенсивности (рис 1.1, 1.2).

Рис. 1.1 Схематическое изображение электрода при слабом охлаждении потоком крови в узком месте.

В ситуации, когда катетер, почти не омываясь кровяным потоком, находится в узком сосуде или между стенками миокарда (рис. 1.1), фактор охлаждения можно не учитывать, так как остывание электрода будет незначительным.

Однако чаще возникает ситуация когда температурный датчик на электроде находится под интенсивным охлаждением потоком крови в широком сосуде (рис. 1.2). В таком случае измеренная температура в месте приложения электрода-катетера не будет соответствовать температуре в других зонах области прогрева - датчик покажет температуру более низкую, чем в глубине миокарда в зоне прогрева. В результате чего, при корректировке уровня мощности в зависимости от температуры датчика на генераторе может быть установлена слишком высокая мощность и тогда произойдет перегрев рабочей зоны. Такая ситуация недопустима при радиочастотной деструкции.

Рис. 1.2 Схематическое изображение электрода при интенсивном охлаждении потоком крови в широком сосуде.

Математическая постановка задачи развития областей прогрева тканей сердца и коагуляции белка базируется на уравнениях, описывающих процесс распространения тепла по среде с кусочно-постоянными электрическими и теплофизическими характеристиками. Для расчета плотности тока в каждой точке области решения решалось уравнение Лапласа, описывающее распределение плотностей тока по всей области с учетом электрических свойств среды. Одновременно с решением этих уравнений ставилась основная задача расчета температурного профиля, позволяющего найти распределение температур, а также глубину прогрева (Rnp-R3) и зону коагуляции в ткани миокарда (рис. 1.15).

3.4 Выводы

В результате проведенной работы был получен следующий результат:

• Разработан, испытан и внедрен в клиническую практику аппаратно-программный комплекс радиочастотной деструкции сердца "БИОТСЖ-50ЭД", в котором реализовано наукоемкое математическое и алгоритмическое обеспечение (см. главы 1, 2), обеспечивающее оперативный контроль процесса абляции. Благодаря использованию новейшей технологии контроля максимальных температур в миокарде при охлаждении электрода, комплекс позволяет с большой степенью надежности и высокой результативностью проводить малоинвазивные операции при лечении сердечных аритмий. Сочетание в данной разработке высокого качества и низкой стоимости по сравнению с зарубежными и отечественными аналогами делает ее наиболее приемлемой для покупателя.

Заключение

В результате проведенной работы были получены следующие результаты: . • На основе разработанной трехмерной математической модели области прогрева сердечной ткани при радиочастотной деструкции, показано, что:

1. значительное влияние на формирование профиля температур в подповерхностном слое миокарда играют размер электрода, неоднородности среды в области воздействия, а также изменение свойств тканей в процессе их коагуляции;

2. из-за фактора охлаждения электрода потоком крови различней интенсивности может возникать существенная для измерений разница температур на электроде и в подповерхностном слое;

3. геометрические особенности активного электрода, его пространственное положение по отношению к стенке ткани, больше влияют на форму и размер повреждения, чем на максимальную температуру в глубине миокарда.

• На основе результатов моделирования был составлен алгоритм расчета распределения температур в миокарде. Получены температурные профили для разных мощностей высокочастотного генератора и для различных степеней охлаждения в области воздействия.

• Проведен ряд экспериментов, в результате которых получены реальные распределения температур в околоэлектродной области при радиочастотной абляции. Вследствие совпадения результатов моделирования и экспериментальных исследований была подтверждена достоверность созданной математической модели.

• Разработана адаптивная система управления радиочастотным деструктором с идентификацией объекта в реальном режиме времени при помощи настраиваемой математической модели процесса воздействия токами высокой частоты на сердечную ткань. В системе решена задача непрерывного контроля нестационарного процесса охлаждения электрода, расчета его интенсивности и учета максимальной температуры, возникающей при этом в миокарде. Непрерывная идентификация процесса абляции с помощью настраиваемой математической модели позволяет в реальном режиме времени получать температурный профиль сердечной ткани и рассчитывать зоны коагуляции;

Создан адаптивный алгоритм контроля температуры и мощности с пропорциональным дифференциально-интегральным регулированием, обеспечивающий устойчивость, качество и точность процесса управления мощностью генератора. Использование математического моделирования для идентификации всех параметров процесса деструкции в реальном режиме времени, расчет текущей интенсивности охлаждения электрода и максимальной температуры, возникающей в миокарде, позволяют с высокой степенью надежности регулировать температуру в зоне прогрева;

Разработан, испытан и внедрен в клиническую практику аппаратно-программный комплекс радиочастотной деструкции сердца "БИОТСЖ-50ЭД", в котором реализовано наукоемкое математическое и алгоритмическое обеспечение, обеспечивающее оперативный контроль процесса абляции. Благодаря использованию новейшей технологии контроля максимальных температур в миокарде при охлаждении электрода, комплекс позволяет с большой степенью надежности и высокой результативностью проводить малоинвазивные хирургические операции при лечении сердечных аритмий. Сочетание в данной разработке высокого качества и низкой стоимости по сравнению с зарубежными и отечественными аналогами делает ее наиболее приемлемой для покупателя.

1. Nathan S, Dimarco JP, Haines DE. Basic aspects of radiofrequency abla tion 1994;5:863-876.

2. James C. Lin, Ph.D. Physical Aspects of Radiofrequency Ablation. Chapter 1 of David J. Wilber. Radiofrequency Catheter Ablation of Cardiac.

3. Michaelson SM, Lin JC. Biological Effects and Health Implications of Ra diofrequency Radiation New York, NY: Plenum Press, 1987.

4. Lin JC. Engineering and biophysical aspects of microwave and radio-frequency radiation. In: Watmough DJ, Ross WM, Glasgow, Scotland: Blackie, 1986. pp 42-75.

5. McRury I, Whayne J, Mitchell M, et al. Electrode size and temperature ef fects on lesion volume during temperature-controlled RF ablation in vivo.1997;29(2):928;123A.

6. Langberg J, Lee M, Chin M, et al. Eadiofrequency catheter ablation: the ef feet of electrode size on lesion volume in vivo. 1990;13:1242-1248.

7. Langberg J, Gallagher M, Strickberger S, et al. Temperature-guided ra diofrequency catheter ablation with very large distal electrodes.1993;88:245-249,

8. Adam Zivin, M.D. and S. Adam Strickberger, M.D. Temperature Monitoring Versus Impedance Monitoring During Radiofrequency Catheter Chapter 6 of David J. Wilber. Radiofrequency Catheter Ablation of Cardiac.

9. Haines DE, Watson DD: Tissue heating during radiofrequency catheter ablation: A thermodynamic model and observations in isolated perfused and super-fused canine right ventricular free wall. PACE 1989;12:962-976.

10. Langberg JJ, Calkins H, El-Atassi R, et al: Temperature monitoring during radiofrequency catheter ablation of accessory pathways. Circulation 1992;86:1469-1474.

11. Timothy A.S., et al. Effects of Heating with Radiofrequency Power on Myocardial Impulse Conduction: Is Radiofrequency Ablation Exclusively Thermally Mediated? J Cardiovasc Electrophysiol, Vol. 7, pp. 243-247,• March 1996

12. Chang RJ, Stevenson WG, Saxon LA, et al: Increasing catheter ablation lesion size by simultaneous application of radiofrequency current to two adjacent sites. Am Heart J 1993;125:1276-1284.

13. Langberg JJ, Gallagher M, Strickberger SA, Amirana O. Temperature-guided radiofrequency catheter ablation with very large distal electrodes. Circulation 1993 Jul;88(l):245-9

14. Jain MK, Wolf PD. Temperature-controlled and constant-power radio-frequency ablation: what affects lesion growth? IEEE Trans Biomed Eng1999Dec;46(12):1405-12

15. Mackey S, Thornton L, He DS, Marcus FI, Lampe LF. Simultaneous multipolar radiofrequency ablation in the monopolar mode increases lesion size. Pacing Clin Electrophysiol 1996 Jul; 19(7): 1042-8

16. Nath S, DiMarco JP, Haines DE. Basic aspects of radiofrequency catheter ablation. J Cardiovasc Electrophysiol 1994 C)ct;5(10):863-76

17. Hoffmann E, Mattke JS, Dorwarth U, et al. Temperature-controlled radiofrequency catheter ablation of AV conduction: first clinical experience. 1993; 14:57-64.

18. Zipes DP. Radiofrequency ablation: what is left? 1995;16(suppl G):24-27.

19. Budde Т. Breithardt G, Borggrefe M, et al. Initial experiences with high-frequency electric ablation of the AV conduction system in the human. 1987:76:204-210.

20. Haines DE. The biophysics of radiofrequency catheter ablation in the heart: the importance of temperature monitoring. Pacing Clin Electrophysiol 1993 Mar;16(3Pt2):586-91 ;

21. Chin MC, Rosenqvist M, Lee MA, et al. The effect of radiofrequency catheter ablation on permanent pacemakers: An experimental study. 1990; 13:23-29.

22. Scheinman MM. NASPE survey on radiofrequency catheter ablation: Implications for clinicians, third party insurers, and government regulatory . agen-cies. PACE 1992; 15:2308-2335.

23. Vatz JB, Brown EF. Diagnostic and therapeu-tic technology assessment. Radiofrequency catheter ablation of aberrant conducting pathways of the heart. J Am Med Assoc 1992; 268: 2091-2098.

24. Okishige K, Strickberger SA, Walsh EP, et al: Catheter ablation of the atrial origin of a detrimentally conducting atriofascicular accessory pathway by radiofrequency current. J Cardiovasc Electrophysiol 1991;2:465-475.

25. Jackman WM, Wang X, Friday KJ, et al: Catheter ablation of accessory atrioventricular pathways (Wolff-Parkinson- White syndrome) byradiofrequency current. N Engl J Med 1991;324:1605-1611.

26. Simmons WN, Mackey S, He DS, Marcus FI. Comparison of gold versus platinum electrodes on myocardial lesion size using radiofrequency energy. Pacing Clin Electrophysiol 1996 Apr; 19(4 Pt l):398-402

27. Hoyt RH, Huang SKS, Marcus FI, Odell RS. Factors influencing trans-catheter radiofrequency ablation of the myocardium. JAppl Cardiol 1986; 469.

28. Nath S, Whayne JG, Kaul S, et al: Effects of radiofre-quency catheter ablation on regional myocardial blood flow: Possible mechanism for lateelectrophysiological outcome. Circulation 1994;89:2667-2672.

29. Kalman J, Fitzpatrick A, Chin M, et al. Efficiency of heating with radiofre quency energy is related to stability of tissue contact: evaluation by intrac4 ardiac echocardiography. 1994;90(4, part 2): 1454;I-270.

30. Kalman J, Fitzpatrick A, Olgin J, et al. Biophysical characteristics of ra diofrequency lesion formation in vivo: dynamics of catheter tip-tissue con tact evaluated by intracardiac echocardiography. 1997:133(1): 8-18.

31. Panescu D, Whayne JG, Fleischman SD, Mirotznik MS, Swanson DK, Webster JG. Three-dimensional finite element analysis of current density and temperature distributions during radio-frequency ablation. IEEE Trcns Biomed Eng 1995 Sep;42(9):879-90

32. McRury ID, Whayne JG, Haines DE. Temperature measurement as a de terminant of tissue heating during radiofrequency catheter ablation: an ex amination of electrode thermistor positioning for measurement accuracy. J1995;6:268-278.

33. Dinerman JL, Berger RD, Calkins H. Temperature monitoring during radiofrequency ablation. 1996;7:163-173.

34. Wen ZC, Chen SA, Chiang CE, et al. Temperature and impedance monitoring during radiofrequency catheter ablation of slow AV node pathway in patients with atrioventricular nodal reentrant tachycardia. Int J Cardiol 1996;57:257-263.

35. Dorwarth U, Mattke S, Mbller D, et al: Impedance monitoring during constant power and temperature-controlled radiofrequency catheter ablation. (Abstract) Circulation 1993;88:1-165.

36. Wagshal AB, Pires LA, Bonavita GJ, et al. Does the baseline impedance measurement during radiofrequency catheter ablation influence the likeli hood of an impedance rise? 1996;87.

37. Kottkamp H, Hindrick G, Haverkamp W, et al. Biophysical aspects of ra diofrequency ablation: significance of sudden rises of impedance. 1992; 151

38. Harvey M, Kim Y, Sousa J, et al. Impedance monitoring during radiofre-quency catheter ablation in humans. PACE 1992; 15:22-27.

39. Hoffman E, Remp T, Gerth A, et al. Does impedance monitoring during radiofrequency catheter ablation reduce the risk of impedance rise? abstract. 1993; 8 8(suppl) :1165.

40. Blouin LT, Marcus FI. The effect of electrode design on the efficiency of de livery of RF energy to cardiac tissue in vitro. PACE 1989;12:136-143.

41. Wittkampf FHM, Hauer RNW, Robles de Medina EO. Control of RF lesion depth. 1989;80:962-968.

42. Labonte S. A computer simulation of radio-frequency ablation of the endocardium. IEEE Trans Biomed Eng 1994 Sep;41(9):883-90

43. Haines DE, Watson DD: Tissue heating during radiofrequency catheter ablation: A thermodynamic model and observations in isolated perfused and super-fused canine right ventricular free wall. PACE 1989;12:962-976.

44. Бондарчук C.C., Федотов H.M., Шелупанов A.A. 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.

45. Кирдяшкин Д.А., Федотов H.M. Программно-технический комплекс радиочастотной деструкции сердца // Студент и научно-техническийпрогресс: Материалы XXXVIII международной научной студенческой конференции. Новосибирск: Изд-во НГУ, 2000. - С. 59.

46. Timothy A.S. et al. Effects of Hearting with Radiofrequency Power on Myocardial Impulse Conduction: Is Radiofrequency Ablation Exclusively Thermally Mediated? J Cardiovasc Electrophysiol, Vol. 7, pp. 243-247, March 1996

47. Кирдяшкин Д.А. Федотов H.M. Физико-математическая модель распространения тепла в сердечной ткани при радиочастотной абляции // Сборник материалов научно-практической конференции. — Томск: СМГУ, 2003.

48. Федотов Н.М., Шелупанов А.А., Кирдяшкин Д.А. Физико-математическая модель и расчет температурного поля в тканях сердца при радиочастотной абляции. М.: Информационные технологии, 2003.

49. Кирдяшкин Д.А. Коблош А.С. Расчет температурного профиля в сердечной ткани при радиочастотной абляции: Сборник материалов научно-практической конференции. Томск: СМГУ, 2003.

50. Кориков A.M. Основы теории управления: Томск, ТУ СУР, 1999.

51. Зайцев А.П. Элементная база систем автоматического управления. -Томск, 2002.

52. Зайцев А.П. Лабораторный практикум по ТАУ, Томск, 2001.

53. Кирдяшкин Д.А., Шелупанов А.А., Федотов Н.М. Адаптивная система управления радиочастотным деструктором // Интеллектуальные системы в управлении, конструировании и образовании: Сб. статей / под ред. Шелупанова А.А. Томск, 2003.

54. Blouin L. Marcus F, Lampe L. Assessment of effects of a radiofrequency en ergy field and thermistor location in an electrode catheter on the accuracy of temperature measurement. 1991;14:807-813

55. Langherg JJ, Chin MC, Rosenquist M, et al. Catheter ablation of the atrioventricular junction with radiofrequency energy. 1989:80: 1527-1535.

56. Huang SKS. Advances in applications of radiofrequency current to catheter ablation therapy. 1991;14:28-42.

57. Haines D, Verow A. Observations on electrode-tissue interface temperature and effect on electrical impedance during radiofrequency ablation of ven tricular myocardium. 1990;82:1034-1038.

58. Avitall B, Khan M. Krum D, et al. Physics and engineering of transcatheter cardiac tissue ablation.l993;22:3:921-932.

59. Panescu D, Haines D, Fleischman S, et al. Atrial lesions by temperature-controlled radiofrequency ablation. 1996;94(8):2891;!—493.

60. Chan R, Johnson S, Seward J, et al. Accuracy of intracardiac ultrasoundssessment of RF ablation lesion dimensions in the intactcanine atrium and ventricle. 1995;92(8):3820;I-794.

61. Kalman J, Jue J, Sudhir K, et al. In vitro quantification of radiofrequency ablation lesion size using intracardiac echocardiography in dogs. 1996;77(2):217-219.

62. Hindricks G, Haverkamp W, Gulker H, et al. Radiofrequency coagulation of ventricular myocardium-, improved prediction of lesion size by monitoring catheter tip temperature. 1989;10:972-984.

63. Haines D. Watson D, Verow A. Electrode radius predicts lesion radius dur ing radiofrequency energy heating: validation of a proposed hemodynamic model. 1990;67(1); 124-129.

64. Kongsgaard E, Steen T, Amlie J. temperature guided radiofrequency catheter ablation: catheter tip temperature underestimates tissue temper ature. 1994:90(4, part 2):1457;I-271.

65. Lavergne T, Prunier L, Cuize L, et al. Trans catheter radiofrequency abla tion of atrial tissue using a suction catheter. 1989;12:177-186.

66. Яворский Б.М., Селезнев Ю.А. Справочное руководство по физике. -М. 1984.

67. Иоссель Ю. Я. Расчет потенциальных полей в энергетике. Д.: Энергия, 1978.

68. Пасконов В.М., Полежаев В.И., Чудов JI.A. Численное моделирование процессов тепло и массообмена. М.: Наука, 1984. - 285с.

69. Куличенко В.Р. Справочник по теплообменным расчетам.

70. Полянин А.Д., Вязьмин А.В. Справочник по точным решениям уравнений тепло и массопереноса математической физики. — М. 1998.

71. Haverkamp W, Hindricks G, Gulker H, et al. Coagulation of ventricular myocardium using radiofrequency alternating current:biophysical aspects and experimental findings. 1989;12:187-195.

72. Годунов С.К. Уравнения математической физики. М.: Наука, 1979, 352с.

73. Nakagawa Н, Yamanashi W, Pitha J, et al. Comparison of in vivo tissue temperature profile and lesion geometry for radiofrequency ablation with a saline-irrigated electrode versus temperature in a canine thigh muscle preparation. 1995;91(8):2264-2273.

74. Wittkampf F, Simmers T, Hauer R, et al. Myocardial temperature response during radiofrequency catheter ablation. 1995;18(2):307-317

75. Avitall B, Mughal K, Hare J, et al. Radiofrequency lesion deplh. 1995;705-1:41A.

76. Варгафтик Н.Б. Справочник по теплофизическим свойствам газов и жидкостей. 2-е изд. М.: Наука, 1972.

77. Nath S, Lynch С III, Whayne JG, et al: Cellular electrophysiological effects of hyperthermia on isolated guinea pig papillary muscle: Implications for catheter ablation. Circulation 1993;88(Pt 1): 1826-1831.

78. Huang SKS, Graham AR, Lee MA, et al. Compari-son of catheter ablation using radiofequency ver-sus direct current energy: Biophysical, electrophysiologic and pathologic observations. J Am Coll Cardiol 1991; 18:10911097.

79. Oeff M, Langberg J, Chin M, et al. Ablation of ventricular tachycardia us ing multiple sequential transcatheter application of radiofrequency energy. 1992; 15(8): 1167-1176.

80. Ring M, Huang S, Gorman G, et al. Determinants of impedance rise during catheter ablation of bovine myocardium with radiofrequency energy. 1989;12:1502-1513.

81. An H, Saksena S, Janssen M, et al. Radiofrequency ablation of ventricular myocardium using active fixation and passive contact catheter delivery systems. 1989; 118:69-77

82. Langberg J, Calkins H, El-Atassi R, et al. Temperature monitoring during radiofrequency catheter ablation of accessory pathways. 1992; 86:1469-1474.

83. He DS, Zimmer JE, Hynynen K, Marcus FI, Caruso AC, Lampe LF, Aguirre ML. Application of ultrasound energy for intracardiac ablation of arrhythmias. Eur Heart J 1995 Jul; 16(7):961 -6

84. Curtis AB, Mansour M, Friedl SE, Tomaru T, Barbeau GR, Normann SJ, Abela GS. Modification of atrioventricular conduction using a combined laser-electrode catheter. Pacing Clin Electrophysiol 1994 Mar; 17(3 Pt l):337-48

85. Беляев H. M., Рядно А. А. Методы теории теплопроводности: в 2 ч. M.: ' Высш. шк. 1982. 327с.

86. Вадутов О.С. Адаптивные системы автоматического управления.• М.: Энергоатомиздат.

87. Шелупанов А.А., Федотов Н.М., Кирдяшкин Д.А. Технологи» и разработка аппаратуры радиочастотной деструкции // Интеллектуальные системы в управлении, конструировании и образовании: Сб. статей / под ред. Шелупанова А.А. Томск, 2001.

88. Tomsk: Tomsk State University of Control Systems and Radioelektronics. 1999.-C.248-249

89. КЛИНИКИ СИБИРСКОГО ГОСУДАРСТВЕННОГО МЕДИЦИНСКОГО УНИВЕРСИТЕТА Отделение сердечно-сосудистой хирургии

90. Томск, Московский тракт 2, тел/факс: 8 (382-2) 52-87-26

91. СОГЛАСОВАНО" Заведующий отделением ССХ1. АИ. Оферкин2003г.1. АКТо внедрении результатов диссертационной работы Кирдяшкина Дмитрияjr

92. Александровича, аспиранта кафедры комплексной информационной безопасности электронных вычислительных систем ТУСУР, г.Томск, представленной на соискание ученой степени кандидата технических наук

93. Зав. кафедрой КИБЭВС д-р технг. наук, профессор1. А.А. Шелупанов

94. Гл. инженер ООО ЛМЭ "БИОТОК* канд. техн. наук1. Н.М. Федотов

95. СОГЛАСОВАНО" Проректор по научной работе Томского государственного университета систем управления и радиоэлектроники (ТУСУР),профессор1. В.Н. Ильюшенко 2003г.

96. УТВЕРЖДАЮ" Директор ООО ЛМЭ "БИОТОК"1. И. Оферкин 003г.

97. ОБЩЕСТВО с ОГРАНИЧЕННОЙ ОТВЕТСТВЕННОСТЬЮ

98. Зав. кафедрой КИБЭВС д-р техн. наук, профессор1. А.А. Шелупанов

99. Гл. инженер ООО ЛМЭ "БИОТОК* кан. техн. наук1. Н.М. Федотов1. УТВЕРЖДАЮ'

100. Мы, нижеподписавшиеся члены комиссии, организованной по распоряжению заведующего кафедрой КИБЭВС от 10 мая 2003г. за №5, рассмотрели результаты исследований Кирдяшкина Д. А. и их внедрение в учебный процесс и установили следующее:

101. Аспирант Кирдяшкин Д.А. участвовал во внедрении в учебный процесс студентов специальностей2205.00,07.55.00 трех АОС для дисциплин "ЭВМ и ПУ" и "Системотехника, вычислительные комплексы и сети ЭВС".