Информационно-технологические системы мониторинга и лечения нарушений ритма сердца тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 05.13.07, кандидат технических наук Федотов, Николай Михайлович

• Федотов, Николай Михайлович
• кандидат технических наук
• 2000

Оглавление диссертации кандидат технических наук Федотов, Николай Михайлович

Содержание.

Введение.

Глава 1. Разработка специализированной компьютерной технологии мониторинга сердечной деятельности.

1.1 Введение.

1.2 Разработка специализированных аппаратно-программных комплексов анализа сердечной деятельности.

1.3 Разработка усилителей биопотенциалов с повышенной устойчивостью для многоканальных электрофизиологических систем.

1.4 Новый метод синтеза и решения уравнений фильтров с бесконечной импульсной характеристикой.

1.5 Проектирование системного интерфейса электрофизиологического комплекса.

1.6 Выводы.

Глава 2 Практические и теоретические основы разработки аппаратуры радиочастотной деструкции.

2.1 Введение

2.2 Математическая постановка задачи и моделирование процесса радиочастотной деструкции.

2.3 Новый подход проектирования алгоритма адаптивного управления на основе самонастраиваемой математической модели.

2.4 Практические результаты разработки аппаратуры радиочастотной деструкции.

2.5 Выводы.

Глава 3. Технология оперативной пространственной визуализации структур сердца.

3.1 Введение.

3.2 Разработка технологии трехмерной реконструкции сердца и ее использование во время операции на сердце.

3.3 Способ трехмерной визуализация структур сердца по результатам оперативной рентгеноскопии.

3.4 Способ нефлюороскопической трехмерной визуализации структур сердца и полюсов электродов-катетеров.

3.5 Выводы.

Глава 4. Разработка аппаратуры электроимпульсных методов лечения и диагностики сердечных аритмий.

4.1 Введение.

4.2 Универсальный диагностический электрокардиостимулятор с биоуправляемыми режимами работы.

4.3 Автоматически кардиовертор-дефибриллятор.

4.4 Клинические и экспериментальные исследования.

4.4.1. Изучение динамики амплитуды внутрисердечной электрограммы при радиочастотной абляции.

4.4.2. Определение эффективности алгоритмов автоматического обнаружения и прекращения ЖТ и ФЖ низкоэнергетическим разрядом.

4.4.3. Изучение величины порога электрической кардиоверсии у пациентов с мерцательной аритмией различной этиологии.

4.4.4. Совершенствование метода чреспищеводной электрокардиостимуляции сердца.

4.5 Выводы.

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Информационно-технологические системы мониторинга и лечения нарушений ритма сердца»

Прогресс в современной медицине напрямую связан с внедрением высокоэффективных технологий. В настоящее время в развитых странах движителем научно-технического прогресса становится медицина. Как отмечает Мал-ков Л.П. [1], происходит пересмотр национальных приоритетов в пользу целей, связанных с поддержанием здоровья населения при одновременном снижении относительной важности задач обеспечения военной безопасности и наращивания потенциала устрашения. Что касается отечественной медицины, то здесь налицо явное противоречие между задачами, стоящими перед ней и уровнем ее технического оснащения. Острый дефицит современного лечебно-диагностического оборудования в России ощущается несмотря на закупки за рубежом. В связи с вышесказанным разработка конкурентоспособного отечественного медицинского оборудования становится актуальной задачей.

Современная кардиохирургическая операция представляет собой сложный технологический процесс, продолжающийся многие часы. При этом все составляющие этого процесса функционируют в реальном масштабе времени. Развитие в последние десятилетия сердечно-сосудистой хирургии обусловлено созданием эффективных средств и методов воздействия на объект- сердце. В технологической цепи: объект -взаимодействие (отклик) - система управления значительно уменьшает объем рутинной работы кардиохирурга и увеличивает роль технологических систем мониторинга и лечебного воздействия.

Развитие прогресса в диагностике и лечении нарушений ритма сердца, неподдающихся медикаментозной терапии, связывается, в первую очередь, с использованием наукоемких, главным образом компьютерных технологий, обеспечивающих 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; сокращение времени рентгеноскопического контроля и соответственно снижение лучевой нагрузки на медицинский персонал; лечение пароксизмальных форм тахиаритмий с использованием лечебной электрокардиостимуляции, низкоэнергетической кардиоверсии и дефибрилляции.

Целью настоящей работы являлось развитие теоретических и практических основ разработки электрофизиологических систем приемлемой стоимости, отвечающих современному уровню развитию техники, а также комплекса опе-рационно-диагностической аппаратуры, обеспечивающей высокую эффективность и качество лечебного процесса. Комплексно данная проблема при разработке систем интервенционной электрофизиологии и эндоваскулярной хирургии сердца не рассматривались.

Ведущие фирмы-разработчики и производители медицинской техники, такие как Biotronik, Medtronic, Hellige, Siemens и др., активно вкладывают средства в разработку специализированных компьютерных систем мониторинга и анализа электрограмм (ЭГ), электрокардиограмм (ЭКГ). Использование компьютерных технологий 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. К таковым тм относятся универсальная регистрирующая система EP-WorkMate System, EPMedSystems, Inc., компьютерная электрофизиологическая система CardioLab®, Prucka Engineering, Inc., блок управляемых усилителей ЕР Amp™ в составе системы обработки электрофизиологической информации EPLab™, Quinton® Instrument Co., (все USA), измерительные системы для электрофизиологической и гемодинамической диагностики ЕРМ® , Biotronik, и EPCOR®, Siemens, (Germany). Все перечисленные системы ориентированы, в первую очередь, на регистрацию и диагностику, имеют высокую стоимость, и, как правило, снабжены дорогостоящими видеоплатами с графическими сопроцессорами для получения скользящих режимов отображения графической информации не менее чем по 32 каналам регистрации ЭГ с возможностью наращивания. Основные их недостатки связаны с отсутствием возможности или трудностями интегрирования с другой аппаратурой и высокой стоимостью. В России подобные системы представлены единичными экземплярами в некоторых ведущих лечебных учреждениях.

Более комплексированные компьютеризированные системы регистрации и абляции (Coras, Cordelectro Ltd., Kaunas, Lithuania), включающие компьютерный электрокардиограф, радиочастотный аблятор, стимулятор, источник питания, фильтр усилитель ЭГ сигнала и электрокардиостимулятор по практически всем техническим характеристикам, в том числе по качеству мониторинга, к эффективному лечебно-диагностическому процессу фактически непригодны.

Российские разработки в данной области представлены рядом кардиологических систем. Это лечебно-диагностический комплекс ЭЛКАРТ (ТОО Электропульс, Томск), комплекс для внутрисердечных электрофизиологических исследований Astrocard® Polisystem-EP/H (АО Медитек, Москва), комплекс RITMON (ТОО Биосигнал). Перечисленная аппаратура характеризуется ограниченной устойчивостью регистрации при проведении радиочастотной (РЧ) деструкции, электростимуляции, и развитостью сервисных средств (отсутствием или низкой скоростью печати регистрационных данных в реальном режиме времени, ограниченностью средств хранения данных, отсутствием ряда необходимых компонентов и т.д.). Находятся в состоянии разработки и клинической апробации аппаратно - программный комплекс Коралл (Лаборатория биомедицинской аппаратуры, Днепропетровск), POLYCORD-MS (лаборатория электрофизиологии сердца Кардиологического научного центра РАМН, Москва). Указанные комплексы имеют расширяемый диапазон каналов, дополнительные возможности по интегрированию с другими устройствами (стимулятором, деструктором и т.д.), имеют некоторый сервис в части обработки данных - построения векторограмм, кардиоциклов, представлений для детального просмотра сохраняемых данных. Помимо прочих недостатков ни одна из перечисленных электрофизиологических и кардиографических систем не включает в себя средств объемной оперативной визуализации внутрисердечных структур и нерентгеноскопических средств локализации полюсов электродов катетеров, большая часть из них не способна обеспечить полномасштабное электрофизиологическое исследование, включая лечебные мероприятия.

Система, разработанная в рамках представляемого диссертационного исследования и включающая в себя средства объемной оперативной визуализации внутрисердечных структур, нерентгеноскопические устройства локализации полюсов электродов катетеров, аппаратуру для радиочастотной абляции дополнительных путей проведения и диагностической электрокардиостимуляции, была разработана и внедрена в клиническую практику. Результаты исследований по созданию комплекса для электрофизиологических исследований сердца и рентгенвизуализации Биоток-50ШУ (ООО лаборатория медицинской электроники Биоток, Томск) клинически апробированы и представлены диссертантом в совместных работах с А.И.Оферкиным, А.А.Шелупановым, С.С.Бондарчуком, В.Х.Ваизовым, А.Г.Комковым, А.И.Петшом, И.В.Гущиным, М.В.Боровиковым, П.С.Потапенковым [2-8]. Помимо перечисленных выше функциональных особенностей комплекс характеризуется высокой оперативностью и простотой управления. Комплексно-модульный подход при проектировании позволил сделать систему чрезвычайно гибкой, что является оптимальной основой для ее модификации и расширения в соответствии с индивидуальными запросами пользователей.

Базовым компонентом электрофизиологической системы является блок многоканального усиления и фильтрации поверхностных и внутрисердечных потенциалов. 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.

Соответственно задачам, обеспечивающим эффективную компенсацию высокоамплитудных низкочастотных поляризационных потенциалов и повышенную устойчивость к артефактам импульсов электрической стимуляции, посвящено несколько работ.

Одной из первых публикаций на эту тему является работа В.В. Лебедева и В.А. Елисеева (1983г.) [9], в которой предлагается способ сокращения времени восстановления усилителя биоэлектрических потенциалов с ЯС цепью путем введения в структуру усилителя корректирующих звеньев. Данный способ по заключению самих же авторов не имеет особых достоинств и к тому же приводит к увеличению шумов усилительного тракта, вызванных необходимостью дополнительного повышения коэффициента усиления. Дальнейшее развитие этого способа осуществлено с помощью программной реализации. В разработках электрокардиографов ВНИИМП (ЭК1ТЦ-02, Реакард, Пульмокард -В.В.Лебедев, А.Г.Аракчеев, В.А.Рузин) используется программно-цифровой компенсаторный фильтр, что несколько повысило эффективность использования данной технологии в плане дополнительных возможностей, связанных с расширением динамического диапазона программным путем и снижения уровня шумов выше уровня физической частоты среза усилителя биопотенциалов.

С широким внедрением в клиническую практику чреспищеводной электрической стимуляцией (ЧПЭС) проблема устойчивости усилителей кардиографов несколько обострилась. Это объясняется использованием импульсов стимуляции с высокими энергетическими характеристиками. Традиционные кардиографы демонстрировали низкую устойчивость к артефакту стимулирующего импульса, что умаляло диагностические достоинства ЧПЭС. Данная проблема детально проанализирована в работе И.А.Дубровского и А.Н.Рыжих [10]. Авторами предложен способ уменьшения искажений ЭКГ в процессе чреспищеводной электростимуляции сердца, заключающийся в установке специального коммутирующего устройства на входе кардиографа, который блокирует вход усилительного тракта на время действия стимулирующего импульса с одновременным запоминанием уровня потенциала, предшествующего моменту появления импульса. Коммутирующее устройство управляется непосредственно с электрокардиостимулятора через узел гальванической развязки. Данный способ может быть предложен для модернизации устаревшего парка кардиографов и, возможно, принят во внимание при проектировании электрофизиологических систем.

Похожий способ с использованием коммутирующих устройств представили Millard R.E., McAnally K.I. и Clark G.M. [11]. Они описывают простой, дешевый, с входным интегрированным коммутатором дифференциальный усилитель для записи биопотенциалов при электрической стимуляции. Коэффициент усиления предложенного устройства устанавливается равным 1 во время электрического стимула для избежания перегрузки усилители артефактом. При этом усиление для частот от 300 Hz до 25 kHz (на уровне -3 dB) равно 1000. Усиление на низких частотах (0-0,2 Hz) берется равном 1 для избежания скачков в выходном сигнале, возникающем при изменении коэффициента усиления на этих частотах.

Развитие проблемы устойчивости усилителей биоэлектрических потенциалов получило в работе диссертанта и соавторов[2,12]. В основе предложенного решения лежит широко используемая структура усилителя с интегратором в цепи обратной связи. Такой усилитель, например, описан В.С.Гутниковым [14] как усилитель с периодической коррекцией дрейфа. Применительно к усилению биопотенциалов подобная структура имеет ряд положительных достоинств.

В ряде специальных случаев требуются нетипичные способы съема и первичной обработки биопотенциалов сердца, что предопределяет использование специализированных усилителей. Примером такого усилителя может служить усилитель имплантируемого дефибриллятора или других устройств, в которых выполняется функция выявления фибрилляции по сигналу электрической активности сердца. Специфичность в этом случае определяется в динамической нестабильности обрабатываемого сигнала. Ю.А.Астраханцевым, В.Ф.Агафонниковым, С.И.Захаровым и диссертантом был разработан специальный усилитель для устойчивого усиления фибриллярных волн [15], характеризующийся микромощным потреблением и встроенной системой автоматической регулировки усиления, что способствует более надежной работе частотночувствительных алгоритмов дискриминации нарушений ритма сердца. В качестве другого примера назовем усилитель электрокардиостимулятора для чрес-пищеводной стимуляции сердца с биоуправляемыми режимами работы. Вход такого усилителя подвергается воздействию высокоамплитудного стимулирующего импульса и постимпульсного поляризационного потенциала. Постимпульсный поляризационный потенциал доставляет наибольшие неприятности разработчикам: его постоянная времени спада находится в диапазоне 50-300мс, а амплитуда достигает 4 В, что практически полностью перекрывает спектр полезного сигнала. О трудности решения данной проблемы показано в работе А.Н.Рыжих, Д.В.Кузменкова В.И.Станкевича и В.А.Сулимова [16]. М.В. Боровиков, Д.А.Кирдяшкин и диссертант предложили и реализовали в серийном изделии компромиссный способ построения такого усилителя [17].

Неотъемлемой частью современных усилителей биопотенциалов стали устройства гальванической развязки (ГР). Усилители с ГР обладают чрезвычайно большими коэффициентами подавления синфазной помехи, при этом коэффициент подавления не зависит от уровня самой помехи, кроме того устройства ГР несут на себе функцию обеспечения безопасности пациента. Из ряда работ посвященных исследованию и разработке многоканальных инфранизко-частотных усилителей с ГР можно привести монографию А.Т.Мишина и

A.С.Логинова [18], описание устройства многоканальной развязки пациента от средств вычислительной техники, представленного В.З.Неленсоном [19], техническим решениям реализации усилителей с ГР посвящена работа

B.М.Болыпова и Ю.А.Разумова [20] и других.

Что касается проблемы снижения шумовых характеристик усилителей биопотенциалов, то в этом случае справедливы общетехнические требования с учетом характерных особенностей источника сигнала, характеристик электродов. В качестве примеров из опубликованных работ можно привести монографию G.Ott" а [20]и работы [21,22], в которых достаточно детально изложены теоретические концепции и способы шумоподавления при проектировании реальных устройств.

А.Антонью в работе [24] отмечает, что "Цифровая фильтрация (ЦФ) широко используется как в виде алгоритмов для универсальных ЭВМ, так и в виде специализированных вычислительных устройств. ЦФ используются в широком спектре устройств с разными целями: сглаживание данных и предсказание; улучшение качества изображений; распознавание образов; обработка речевых, телеметрических и биомедицинских сигналов; моделирование аналоговых систем".

Цифровые фильтры во многих случаях имеют несомненное преимущество перед аналоговыми фильтрами при многоканальной фильтрации, при фильтрации в инфранизком частотном диапазоне сигналов и в подавлении сигналов наводки сетевой частоты, то есть в тех случаях, когда предъявляются жесткие требования к прецизионности и долговременной стабильности. Кроме этого существует целый ряд фильтров, реализуемых только цифровым (программным) способом - это фильтры с конечной импульсной характеристикой (КИХ или нерекурсивные), адаптивные, алгоритмические.

Общая теория цифровой фильтрации изложена в работах С.И.Баскакова [25], А.Антонью [24], A.B. Оппенгейма и Р.В. Шафера[132], справочном руководстве под редакцией Ф.Б.Высоцкого [26]; применительно к медицинским приложениям в изданиях Г.Фурно, Д.Дас'а, Г.Спренгер'а [27], А.Л.Барановского, А.Н.Калиниченко, Л.А.Манило и др. [28] и это далеко не полный перечень.

При проектировании электрофизиологических систем невозможно уйти от проблем, связанных с цифровой обработкой электрокардиосигналов. А.Л.Барановский, А.Н.Калиниченко, Л.А.Манило и др. отмечают в своей работе [28], что. "Из всех алгоритмов оперативного анализа ритма сердца наибольших вычислительных затрат обычно требуют цифровые фильтры. В связи с вышесказанным особое значение имеет решение задачи снижения вычислительной сложности процедур цифровой фильтрации, которые оказывают определяющее влияние на быстродействие всего алгоритма оперативной обработки ЭКС в целом. В какой-то мере эта задача может быть решена на стадии разработки за счет выбора таких типов ЦФ и значений их коэффициентов, которые не требуют большого числа операций и высокой точности вычислений".

В современной практике предпочтение часто отдается рекурсивным цифровым фильтрам, или, как их еще называют, фильтрам с бесконечной импульсной характеристикой (БИХ), которые позволяют получить более высокое качество фильтрации по сравнению с нерекурсивными фильтрами при равных вычислительных затратах. Кроме того, с помощью таких фильтров достаточно просто аппроксимируются характеристики аналоговых прототипов. Это удобно, так как в подавляющем большинстве случаев известны требования к способу фильтрации и аналоговые варианты реализации фильтров. Хотя в общем случае это необязательно.

Однако традиционная реализация фильтров с бесконечной импульсной характеристикой предъявляет жесткие требования к возникающим ошибкам округления вычислений с плавающей или фиксированной запятой, что зачастую приводит к потере устойчивости [24]. Кроме того, в системах реального времени операции вещественной арифметики предполагают повышенные затраты вычислительных ресурсов, связанных с низкой скоростью обработки, или увеличением стоимости аппаратуры (в случае аппаратурной реализации БИХ фильтров). Перечисленные проблемы вынуждают разработчиков применять на практике для обработки электрокардиосигналов упрощенные алгоритмы нерекурсивных фильтров. "Хотя они имеют медленный спад, они очень популярны из-за легкости проектирования, линейной фазовой характеристики и гарантированной устойчивостью указывают Г.Фурно, Д.Дас, Г.Спренгер в работе [27]. Примеры таких решений приводятся А.Л.Барановским, А.Н.Калиниченко, Л.А.Манило и др. [28], Д.А.Прилуцким [29,30], частичном использовании в комбинированном фильтре подавления наводки с частотой сети С.В.Лебедевой и В.В.Лебедевым [31], и т.д.

Обобщая вышесказанное, отметим, что ключевой проблемой ЦФ электрокардиосигналов является снижение вычислительной сложности цифровых фильтров с одновременно высокими требованиями к качеству фильтрации. В связи с этим, диссертантом в работе [32] был предложен новый метод проектирования и реализации фильтров с бесконечной импульсной характеристикой с использованием целочисленной арифметики, обеспечивающий повышение скорости обработки потока цифровой информации, а также абсолютную устойчивость независимо от разрядности представления данных и базирующийся на классических способах получения разностных уравнений цифровых фильтров, исходя из инвариантности импульсных и частотных характеристик, а также методом дискретизации дифференциальных уравнений известных аналоговых цепей. Предложенное решение проблемы представляет самостоятельно интересную задачу, по которой планируется провести ряд исследований в плане расширения области применения и уточнения характерных особенностей.

После введения в 1987 году в клиническую практику, радиочастотная ка-тетерная абляция стала признана как безопасная и эффективная терапия для лечения многих пароксизмальных сердечных аритмий. Ключевые моменты процедуры катетерной абляции, касающиеся биофизических, термодинамических и электрических аспектов, были всесторонне рассмотрены в обзорных статьях S. Natif a, J.P. DiMarco'a, D.E. Haines'a [33,34], Т. Lavergne'a, С. Sebag'a, J. Ollitraulfa, S. Chouari, X. Copie, J.Y. Heuzey, L. Guize [35], С. Van Haesendonck'a, A. Sinnaeve, R. Willems" a, F. Vandenbulcke, R. Stroobandtfa [36], D.E. Haines"a, D.D. Watson'a [37]. Предполагается, что основная причина повреждения ткани при радиочастотной (РЧ) абляции связана с термическим действием, позволяющим получить однородное локальное повреждение миокарда. Механизм, посредством которого РЧ ток нагревает ткани, является резистив-ный нагрев узкой области (< 1 мм) ткани, которая находится в прямом контакте с абляционным электродом. Прогревание ткани в глубину происходит в результате теплопроводности от этой маленькой области нагреваемого объема. Размер повреждения считается пропорциональным температуре соединения электрод-ткань и размеру абляционного электрода. Для необратимого повреждения миокарда требуются температуры более чем 50°С, однако, температуры более чем 100°С образуют белковый коагулят на абляционном электроде, повышают электрический импеданс, и приводят к потери эффективности нагревания ткани. Размер повреждения также зависит от оптимального контакта электрод-ткань и продолжительности воздействия РЧ энергией.

РЧ энергия является на сегодня основным способом катетерной абляции. Генератор РЧ, используемый при катетерной абляции, формирует синусоидальный ток с частотой от 200 кГц до 3000 кГц [35]. В этом диапазоне частот не индуцируется фибрилляция желудочков. Энергия РЧ обычно подается униполярным способом между электродом наконечника абляционного катетера и нейтральным электродом, приложенным к коже пациента. Иногда ток РЧ подается биполярным способом между проксимальным и дистальным полюсами абляционного катетера. Нагрев ткани пропорционален квадрату плотности тока; плотность тока обратно пропорциональна квадрату расстояния от абляционного электрода. Поэтому нагревание уменьшается с расстоянием от абляционного электрода примерно в четвертой степени мощности. Так как область наивысшей плотности тока - на абляционном электроде, существенное нагревание имеет место только в пределах узкой зоны ткани, находящейся в контакте с электродом. Под индифферентным электродом, помещенным на кожу пациента, ткани существенно не нагреваются, так как он имеет большую поверхность и низкую плотность тока. Однако площадь поверхности должна быть большая (по крайней мере, 10см ) и покрыта электропроводным гелем, чтобы избежать точек с высокой плотностью тока и для исключения дискомфорта или ожогов кожи. Геометрия РЧ электрического поля вокруг абляционного электрода - относительно однородна в пределах первых нескольких миллиметров. Так как только поле РЧ, сосредоточенное в непосредственной близости от абляционного электрода, ответственно за любое прямое нагревание ткани, изменение размещения индифферентного электрода, по мнению С. Van. Haesendonck'a, А. Sinnaeve, R. Willems" а, F. Vandenbulcke, R. Stroobandfa [36], не должно повлиять на размер повреждения или его геометрию. Во время биполярного воздействия потоком РЧ, область самого большого нагрева будет вокруг электрода с наименьшей поверхностью и наивысшей результирующей плотностью тока.

В исследовании D.E. Haines"а, D.D. Watson"а [37] было показано, что радиальный профиль температуры ткани обратно пропорционален с увеличением расстояния от абляционного электрода. Сообщается, что установившийся температурный градиент может быть предсказан термодинамической моделью и что при постоянном источнике температуры размер повреждения должен быть непосредственно пропорционален температуре контакта электрод-ткань и радиусу электрода. Поэтому любые факторы, которые увеличивают нагревание в области электрод-ткань, также увеличат радиальный температурный градиент и, следовательно, размер повреждения. В исследовании F.H. Wittkampf a, R.N. Hauer'a, Robles de Medina [38] показано, что размер повреждения пропорционален мощности РЧ воздействия, так как более высокая мощность создает большую плотность тока на абляционном электроде и поэтому большее нагревание ткани. Рассматривается возможность использования контроля мощности воздействия во время РЧ абляции как удобного индикатора размера повреждения, однако это ограничено изменением импеданса между пациентами, а также между различным абляционными участками в пределах того же самого пациента. Изменения импеданса ведут к изменению тока и, следовательно, степени нагревания. Кроме того, потери на излучение линии передачи и изменение фазовых отношений ток-напряжение могут изменить эффективность воздействия РЧ мощности. Напротив, авторы Langberg J.J., Calkins H., El-Atassi R. [39] показали, что установившаяся температура, зарегистрированная в абляционном электроде, более точно предсказывала размер повреждения, чем измеренные мощность, ток или энергия, что глубина повреждения и ширина увеличивалась линейно с температурой; приводят зависимости между поставленной мощностью и установившейся температурой, показана слабая корреляция мощности и температуры между различным участками.

Хотя, как упомянуто выше, большее нагревание ткани, как ожидалось бы, кончится большим размером повреждения, температуры >100°С часто кончаются кипением плазмы и налипанием разрушенной белковой структуры на электрод. Образование этого коагулята на наконечнике катетера вызывает быстрое повышение электрического импеданса и падения теплопроводности, заканчивающемся потерей эффективного миокардиального нагревания. Поэтому в используемых в настоящее время абляционных системах, существует теоретический максимальный размер повреждения, определяемый размерами РЧ абляционного электрода и его геометрией.

U. Dorwarth, S. Mattke, D. Miller. [40] показали, что при существенном нагревании ткани возникает падение измеренного импеданса в диапазоне от 5 до 10 Ом. Рост уменьшения импеданса проявляется в существенном увеличении риска последующего возрастания импеданса. Однако положительная прогнозирующая ценность этого параметра была только 28%. Несмотря на это ограничение, контроль импеданса был предложен как альтернатива к контролю температуры наконечника во время РЧ катетерной абляции, как адекватный нагреванию ткани, а также предотвращающий повышение импеданса.

Большое количество исследований посвящено проблеме увеличения размера повреждения. Однако, по мнению Langberg J.J., Gallagher М., Strickberger S.A., Amirana О. [41] до сих пор остается неопределенность, являются ли это клинически более эффективным.

Так как размер повреждения оказывается ограничен возникающим повышением импеданса при температурах >100°С, охлаждение абляционного электрода солевым раствором было предложено как техника увеличения размера повреждения в работах К. Otomo, W.S. Yamanashi, С. Tondo. [42] и Н. Nakagawa, F.H. Wittkampf, W.S. Yamanashi [43]. Теоретически, охлаждение наконечника катетера должно позволить повысить энергию РЧ без превышения температуры 100 °С. Это может изменить градиент температуры ткани к более высокому температурному профилю, таким образом увеличить размер повреждения. Предварительные исследования показали, что повреждения, созданные охлаждаемыми электродами, достоверно больше, чем созданные стандартными электродами. Однако существует потенциальная опасность этого способа, что обширное повреждение ткани может происходить от взрывов, которые следуют из-за перегрева миокарда ниже эндокардиальной поверхности, так как область максимального нагрева создается в пределах самого миокарда.

Timothy A.S. и др.[44] предложили импульсное воздействие энергией РЧ как стратегию увеличения размера повреждения, так как потери тепла конвекцией в точке контакта электрода выше, чем кондуктивность тепла в пределы миокарда. Импульсная поставка энергии РЧ может дать пик температуры ткани, достигаемой на глубине от 2 до 3 мм в пределах миокарда. Проведенные авторами исследования не дали существенных различий в профиле температуры ткани или размере повреждения между непрерывной и импульсной РЧ кате-терной абляцией.

Одновременное воздействие энергией РЧ на два смежных абляционных электрода также было предложено R.J. Chang, W.G. Stevenson, L.A. Saxon, и др. [45] так же, как способ увеличения размера повреждения. В эксперименте получен размер повреждения вдвое больше, чем с одиночным электродом (> 100

3 3 мм против 33.2 мм , соответственно). Клинически абляция дополнительных путей проведения была успешно выполнена при использовании двух электродов, помещенных с обеих сторон межжелудочковой перегородки, когда обычная униполярная техника потерпела неудачу. Это, по-видимому, единственный случай, когда желание увеличить размер повреждения совпало с клиническими требованиями и возможностями.

Размер электрода также главный детерминант объема повреждения. Langberg J.J., Gallagher M., Strickberger S.A., Amirana О. теоретически предсказывали [41], что болыперазмерный электрод может создать большее повреждение для сопоставимых плотностей тока. Однако это требует использования высокой мощности генераторов РЧ. В настоящее время в клинической практике используются электроды длиной 4-мм и генераторы РЧ, которые имеют максимальный выход 50Вт. Тестирование электродов длиной 8- и 12-мм, показало, что эти электроды могут создать существенно большие повреждения, чем стандартный 4-мм электрод.

Новые проекты электродов были предложены как пути увеличения эффективности нагревания ткани и, следовательно, размера повреждения. Такие проекты содержат соединение некоторых типов активной фиксации к ткани типа всасывания или вкручиваемых электродов. Другие предложения содержали увеличение поверхности воздействия, используя расширяющийся металлический баллон-катетер, или используя свернутый электрод с двумя или больше электрически изолированными панельками [33].

Наконец, важный детерминант размера повреждения - продолжительность воздействия. Установившиеся температуры в точке контакта достигаются в течение нескольких секунд. Затем скорость роста повреждения замедляется после этого периода и лучше описывается показательной функцией. Jain М.К., Wolf P.D. [46] показали, что постоянная времени роста повреждения - приблизительно равна от 7 до 10 секунд, а максимальный размер повреждения достигается после 30-40 секунд воздействия РЧ.

Способ одновременной многоэлектродной радиочастотной абляции в монополярном режиме для увеличения размера повреждения предложили Mackey S., Thornton L., Не D.S., Marcus F.I., Lampe L.F. [47]. Было установлено, что одновременное многоэлектродное воздействие производит большие повреждения (приблизительно в 2 раза), чем можно было получить одиночным дистальным наконечником.

Так как золото имеет почти в четыре раза больше теплопроводность, чем платина, которая обычно используется для изготовления электродов, предполагалось, что наконечники электродов из золота могли бы производить более глубокие повреждения из-за охлаждения электрода циркулирующей кровью. Эту гипотезу проверили Simmons W.N., Mackey S., Не D.S., Marcus F.I. [48], используя 6 Fr и 7 Fr катетеры с 2-мм и 4-мм дистальными электродами, сделанными из золота или платины. Авторы утверждают, что при использовании золотого электрода могут быть получены более глубокие повреждения, чем при использовании электрода из платины (7.2±1.4 мм против 5.8±0.7mm (Р=0.05)). Преимущество использования золотого абляционного электрода состоит в том, что это не усложняет катетерную систему. Золото имеет превосходные электрические свойства и, наряду с наличием высокой теплопроводности, служит как превосходный электрод регистрации. Дополнительно, золото, как известно, является биологически инертным материалом. Необходимо отметить, что высокая теплопроводность золотых электродов не порождает более глубоких повреждений, если наконечник электрода находится в области слабого потока крови, когда конвективное охлаждение наконечника электрода будет минимально. Эффективность использования золота по сравнению с платиной больше проявляется с более длинными наконечниками абляционного электрода.

В настоящее время представляет интерес получения миокардиального повреждения при использовании альтернативных источников энергии. К таким источникам энергии можно отнести микроволновое, ультразвуковое и лазерное излучение. Так, например Ikeda T., Sugi К., Fukazawa H. представили экспериментальное исследование [49], целью которого явился анализ эффективности, аритмогенности и размера повреждений во время катетерной абляции СВЧ энергией. Приведенные результаты этого анализа показывают, что СВЧ абляция является реальной для лечения тахиаритмий с глубоким расположением очагов в миокарде желудочка.

Ультразвук также является потенциальным источником энергии для сердечной абляции. Не D.S., Zimmer J.E., Hynynen К., Marcus F.I., Caruso A.C., Lampe L.F., Aguirre M.L. [50] представили так же экспериментальную работу по тестированию апликаторов ультразвука с целью их способности создавать повреждения в ткани сердца. Использовались преобразователи с частотами около 10 MHz. Авторы считают, что преобразователь ультразвука, расположенный в катетере, может произвести повреждения, которые могут быть полезными для абляции сердечной аритмии.

Использование нового лазерного электрода-катетера, разработанного для модификации проводимости через атриовентрикулярный узел (AV), представляется в еще одной экспериментальной работе Curtis A.B., Mansour M., Friedl S.E. [51]. Блок AV был успешно создан у 16 из17 собак (94%) с лазерным электродом-катетером. Модификация AV- блока успешно создана у четырех собак в хроническом эксперименте и прослежена в течение 1-24 недель.

Анализ теплофизических и электрических явлений РЧ абляции с использованием математических моделей предпринят в ряде работ. Так Tungj itkusolmun S., Woo E.J., Cao H., Tsai J.Z., Vorperian V.R., Webster J.G. [52] анализируя распределение плотности тока в модели с конечно-разностными элементами показали, что на границе металлической части электрода образуются зоны с локально высокой плотностью тока. Эти зоны являются потенциально опасными участками возможного свертывания крови, для избежания которого авторы рекомендуют увеличивать радиус кривизны конструктивных элементов электрода и использовать резистивное покрытие.

Jain М.К., Tomassoni G., Riley R.E., Wolf P.D.[53] исследовали влияние расположения нейтрального электрода для оптимизации необходимой мощности воздействия, показав, что при оптимальном расположении нейтрального электрода можно повысить эффективность процедуры примерно в 1,6 раза.

Результат, полученный Panescu D., Whayne J.G., Fleischman S.D., Mirotznik M.S., Swanson D.K., Webster J.G. [54] с использованием модели с конечно-разностными элементами, свидетельствует о значительных различиях в требуемой мощности воздействия в зависимости от угла касания удлиненным электродом поверхности ткани, скорости потока крови и что участки с наивысшими температурами располагаются в подповерхностном слое, причем температуры этих участков могут сильно различаться с температурами, регистрируемыми термодатчиками в наконечнике электрода. Все это проявляется в необходимости использования генераторов с температурным контролем.

Работа Labonte S. [55] посвящена общим теоретическим исследованием на основе математической модели. Основные выводы подтверждают ряд результатов полученных расчетным и экспериментальным путями другими исследователями.

Таким образом, из вышеприведенного анализа видно, что разноплановые работы в области катетерной абляции касались главным образом исследований параметров и техники процесса; вопросы же разработки эффективной и безопасной лечебной аппаратуры остались в тени. Описанию термодинамической модели и результатам математического моделирования процесса РЧ абляции посвящены работы диссертанта и С.С.Бондарчука, А.А.Шелупанова [2,56,57], результаты параметрики которых достаточно хорошо согласуются с выводами других исследователей [44,48,52-55], но 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, но использование термодинамической модели позволит преодолеть эту проблему. Дополнительно предложен контроль, учитывающий динамические изменения импеданса при достижении критических температур в подповерхностном слое.

Диссертантом в работе [58] предложено использование математической модели в системе адаптивного регулирования мощностью. Аппаратно-программный комплекс для РЧ абляции с использованием предложенной технологии управления, обеспечивающий повышенную безопасность лечебного процесса, представлен диссертантом совместно с Д.А.Кирдяшкиным [59].

Что касается клинических аспектов, учитываемых при проектировании генератора РЧ, А.И. Оферкин, А.И. Петш, Е.А. Покушалов и диссертант провели изучение ряда нетипичных ситуаций в части влияния амплитуды электрограммы с абляционного полюса электрода [60], которые могут привести к желаемым или нежелательным результатам во время процедуры РЧ абляции.

Проведение хирургических операций с использованием неинвазивных технологий требует обеспечения средствами визуализации. Общепринятыми в настоящее время являются рентгеноскопические устройства. Однако 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.

Во время эндоваскулярных хирургических вмешательств, при манипулировании электродами-катетерами во внутренних полостях сердца и сосудах, оперирующему кардиохирургу сложно дать оценку своим действиям по глубине перемещения электродов-катетеров, что вынуждает его часто менять плоскость проекции рентгеноскопической установки.

Кроме этого, кардиохирург физически не в состоянии запомнить предыдущие позиции установки электродов, где проводилось воздействие радиочастотным инструментом, число которых при исследовании измеряется десятками. Большое количество воздействий свидетельствует о том, что эти позиции выбираются неравномерно, с повторами и т.д. К тому же в случае значительных отклонений установки электродов от источника тахиаритмии повреждаются здоровые ткани сердца. Все это ухудшает качество лечебного процесса и увеличивает лучевую нагрузку на медицинский персонал и пациента.

Невозможность создания трехмерных изображений внутрисердечных структур в реальном времени на базе современных технических средств с помощью рентгеноскопических установок затрудняет пространственную ориентацию при манипуляциях электродами-катетерами, что увеличивает время операции. Становиться актуальной разработка альтернативных способов визуализации внутрисердечных структур и движения электродов - катетеров в полости сердца при радиочастотной и электроимпульсной деструкции очагов тахиар-тмий. Недостатки существующих методов визуализации подтверждаются рядом специалистов. Так, например, Worley S.J. в работе [61] отмечает, что "Using conventional technology, accessory pathway ablation often requires prolonged exposure of the team and patient to ionizing radiation. Further, although the primary success rate (approximately 90%) and the rate of recurrence (approximately 10%) are acceptable, there is room for improvement". Gepstein L., Hayam G., Ben-Haim S.A. В работе [62] указывают, что "A major limitation of the current methods is the inability to accurately relate local electrograms to their spatial orientation". Varanasi S., Dhala A., Blanck Z., Deshpande S., Akhtar M., Sra J. - "The conventional approach utilizing intracardiac electrograms during sinus rhythm and during tachycardia has inherent limitations including limited two-dimensional fluoroscopic imaging and the ability to evaluate several potential sites for ablation and to go precisely to the most suitable site" [63].

Попытки преодоления недостатков существующих технологий визуализации представлены единичными исследованиями. Одно из лучших решений в этой области предложили специалисты из Израиля Gepstein L., Hayam G., Shpun S., Ben-Haim S.A. [64-66]. Метод базируется на использовании специального катетера, подключенного к системе эндокардиального картирования и навигации. Используется магнитная технология для точного определения позиции и ориентации катетера с одновременной записью электрограммы с наконечника электрода. Перебором большого количества эндокардиальных точек система восстанавливает трехмерную геометрию камеры сердца с анатомически совмещенной электрофизиологической информацией. Авторы сообщают, что новый метод картирования очень точен и воспроизводим. Способность объединения электрофизиологической и пространственной информации дает уникальный инструмент, как для научно-исследовательской, так и для клинической электрофизиологии. Преодолеваются основные недостатки общепринятого способа картирования - длительное рентгеновское облучение, низкое пространственное разрешение и невозможность точного управления в рабочей зоне. Сдерживающим моментом применения этой технологии являются требования по использованию катетеров специальной конструкции и операционных с защитными экранами от магнитных полей. Система позволяет одновременно делать реконструкцию только одной камеры и определять координаты одного электрода, что несколько ограничивает уровень визуальной интерпретации информации.

Авторы Fenici R., Pesóla К., и др. [67-69] предлагают более простое и менее требовательное решение. Суть предложенной технологии заключается в следующем. Авторы использовали многоканальную магнитокардиографию (МКГ) и многоканальное картирование поверхностных потенциалов (КПП) для трехмерной локализации конца немагнитного катетера без рентгеноскопии. Сигналы от электрического стимула в 10 мА, подаваемого на электроды катетера, записывались в магнитноэкранированной комнате по 67 магнитокардио-графическим каналам и 123 каналам поверхностных потенциалов. Локализация конца катетера вычислялась из измеренных МКГ и КПП данных, с учетом эквивалентного тока дипольного источника в искусственной модели торса. Общая 3-мерная ошибка локализации МКГ на ближнем уровне была 2 ± 1 мм. Соответствующая ошибка вычисления размеров из КПП была 4 ± 1 мм. На более глубоком уровне средние ошибки локализации МКГ и КПП были 7 ± 4 мм и 10 ± 2 мм, соответственно. Результаты показали, что МКГ и КПП локализация конца катетера точна и воспроизводима при хорошем соотношении сигнал-помеха. Авторы считают, что оба метода могут быть полезным клиническим средством для нерентгеноскопического 3-мерного формирования электроанатомического изображения в процессе электрофизиологического исследования с целью минимизации дозы облучения пациентом и операторами. Недостатком данных технологий является сложность привязки получаемых координат электрода к объекту исследования. А в случае использования МКГ требуется маг-, нитное экранирование операционных. Вообще говоря, эта технология базируется на начинающих широко распространяться многоканальных МКГ и КПП методах исследования электрической активности миокарда с помощью эквивалентного дипольного источника с целью получения 3-х мерных координат дополнительного пути проведения [70-73].

В работах диссертанта совместно с соавторами предлагается иной подход к решению проблемы нерентгеноскопической технологии оперативной трехмерной визуализации, изложенный в работах [2-8,74,75,138] и в 3-й главе данной работы.

В первую очередь была поставлена и решена задача трехмерного изображения структуры сокращающегося в реальном времени сердца. Решение поставленной задачи достигалось посредством математической трехмерной модели сердца, настраиваемой на конкретного пациента по данным ультразвукового исследования или рентгеноскопии и способной имитировать сокращения синхронно с сокращениями реального сердца. Такой подход позволил отказаться от применения суперкомпьютеров без потери качества оперативной визуализации. Работа по оптимизации и конструктивным уточнениям модели с детализацией клапанов, фиброзных колец и коронарных артерий была проведена специалистом по эхокардиографии В.Х.Ваизовым. Как показала практика, даже использование только модели в ходе операции резко повышает информационную восприимчивость кардиохирурга.

Определение пространственных координат электродов осуществлялась с помощью обработки сигналов индуцированных электрических полей низкого уровня с одновременным решением задачи последовательной модификации исходной модели в режиме реального времени. Информация о координатах электродов в области сердца генерировалась, как минимум, двумя ортогональными вращающимися электрическими полями при частоте, лежащей вне диапазона частот кардиосигнала.

Представленная технология визуализации внутрисердечной структуры и движения одновременно всех электродов-катетеров в полости сердца позволяет значительно упростить задачу кардиохирурга по манипуляции инструмента в объеме, фиксировать позиции точек аппликаций в пространстве и практически полностью исключить рентгеноскопический контроль, поскольку необходимые данные могут быть получены ультразвуковым сканером.

Оперативное лечение и диагностика нарушений ритма не представляется возможной без использования аппаратуры электрической стимуляции, кардио-версии и дефибрилляции. Аппаратура данного класса характеризуется широким спектром устройств: электрокардиостимуляторы имплантируемые, для временной и экстренной стимуляции, диагностические, чреспищеводные; кардиоверторы-дефибрилляторы имплантируемые, аппараты для трансторокальной де-фибрилляции-кардиоверсии, автоматические и с ручным управлением и т.д. В данной работе диссертантом рассматривается комплекс проблем, связанных с принципами построения универсальных диагностических электрокардиостимуляторов и имплантируемых кардиоверторов-дефибрилляторов.

Диагностическая электроимпульсная стимуляция сердца широко используется при проведении чреспищеводных (ЧП ЭФИ) и внутрисердечных (ВС ЭФИ) электрофизиологических исследованиях сердца. Однако относительно эффективности ЧП ЭФИ нет однозначного мнения, эти вопросы рассматриваются в работах диссертанта с соавторами и других исследователей [2,16,76,77]. Например, Рыжих А.Н., Кузменков Д.В., Станкевич В.И., Сулимов В.А. [16] выполнили анализ технических особенностей чреспищеводной электростимуляции сердца, определили перспективы ее применения в диагностических целях, выделили, как важнейшие, технические недостатки ЧП ЭФИ по сравнению с ВС ЭФИ: - "Во-первых, процедура ЧПЭС сопровождается значительным дискомфортом пациента. . дискомфорт возникает по нескольким причинам - из-за воздействия на богатую иннервацию зоны пищевода, электрического раздражения слизистой пищевода и электрического возбуждении мышц грудины.

Во-вторых, крайне затруднена регистрация чреспищеводной электрограммы сердца (ЧПЭГ) во время проведения ЧПЭС, что делает невозможным исследование вызванной электрической активности предсердий и желудочков. Искажения ЧПЭГ вызываются двумя факторами - артефактами стимулирующих импульсов и постимпульсной динамической поляризацией электродов.

В-третьих, невозможна регистрация электрической активности пучка Ги-са, что затрудняет дифференцирование механизмов и очагов тахиаритмий.

В-четвертых, возможность кардиосинхронизации предусмотрена только в некоторых чреспищеводных электростимуляторах. если гипотетически все эти недостатки удастся преодолеть, то информативность чреспищеводного исследования приблизится к диагностическим возможностям эндокардиального ЭФИ".

Исследованиям по снижению дискомфорта ЧПЭС посвящено ряд работ. Основные пути снижения дискомфорта связываются с выбором оптимальных -форм импульсов, конструкциями электродов и конфигурацией стимуляцион-ных систем. Так Дубровский И.А, Кузьменков Д.В., Петрий В.В., Маколкин В.И. [78] сообщают, что удовлетворительного снижения дискомфорта при ЧПЭС предсердий удалось добиться путем увеличения длительности импульсов стимуляции до 10 мс и более. Сходные результаты приводят Res J.C., Van Woersem R.J., Dekker E., Dunning A.J. [79] и Nishimura M., Katoh Т., Hanai S., Watanabe Y. [80] - от 8- до 20мс, причем авторы полагают, что возможно дальнейшее снижение дискомфорта процедуры ЧП ЭФИ.

Проблема же устранения очень сильных дискомфортных ощущений при ЧПЭС желудочков решается преимущественно использованием электродов специальных конструкций и их конфигурацией: McEneaney D.J. И др. [81-84], Heinke М., Volkmann Н. [85], Кузьменков Д.В. (электрод конструкции Московского инженерно-физического института).

Неискаженная и устойчивая регистрация ЧПЭГ затрудняется артефактами стимулирующих импульсов и постимпульсной динамической поляризацией, частотный спектр которой перекрывает спектр полезного сигнала. В работе А.Н.Рыжих [86] приведены результаты исследования различных способов подавления поляризации при ЧПЭС, рассмотрены причины низкой эффективности известных подходов. Решению этой проблемы так же уделяется внимание в работах диссертанта и других авторов [2,10,11,17,85].

Комплексное решение вышеперечисленных проблем, включая разработку усилителя биопотенциалов с эффективным подавлением постимпульсной поляризации, разработку электрода оригинальной конструкции с применением биполярной формы импульса, было осуществлено при проектировании универсального диагностического электрокардиостимулятора диссертантом [2,17]. Эффективность предложенных решений представлена в работах Оферкина А.И., Петша А.И., Федосовой H.H., Гущина И.В. и диссертанта [87-89]. Выявлены преимущества биполярных электрических импульсов. Наряду с этим, применение специального управляемого пищеводного электрода позволило дополнительно снизить порог стимуляции. Разработанный биоуправляемый аппарат электрической стимуляции сердца характеризуется простотой управления, оперативностью применения и по техническим возможностям превосходит аналогичные устройства как отечественных, так и зарубежных фирм. Многофункциональность аппарата позволяет проводить интракардиальную и чреспи-щеводную стимуляцию во всех режимах, необходимых для лечебных, диагностических и реанимационных процедур.

Некоторые пароксизмальные формы нарушения ритма, к которым относятся, прежде всего, мерцательная аритмия, желудочковые и суправентрику-лярные тахикардии, а также фибрилляция желудочков, несвоевременное прекращение которой приводит к внезапной смерти, также являются резистентными к медикаментозной терапии. Лечение перечисленных форм нарушения ритма в настоящее время осуществляется электроимпульсным способом, путем воздействия синхронизированным электрическим разрядом на пациента. Импульс электрического разряда может быть нанесен двумя способами: трансторакально (через грудную клетку пациента) или интракардиально - через введенные трансвенозно в полость сердца специальные электроды-катетеры. Причем во всех случаях, кроме фибрилляции желудочков, электрический импульс должен быть синхронизирован с сердечным ритмом.

В современной кардиологической практике используются два типа устройств электроимпульсного лечения пароксизмальных форм нарушения ритма сердца и фибрилляции желудочков. Это наружные дефибрилляторы для оказания экстренной медицинской помощи и имплантируемые кардиоверторы-дефибрилляторы (ИКД) с автоматическим анализом сердечной деятельности.

Кардиоверсия может использоваться при лечении нарушений ритма сердца, как временное мероприятие, во время проведения ЭФИ, операций на сердце, в реабилитационном периоде или постоянно, с использованием автоматического ИКД. Использование автоматического ИКД имеет ряд проблем, связанных с высоким порогом кардиоверсии (дефибрилляции), превышающим уровень болевой чувствительности и с ненадежными алгоритмами автоматического анализа и диагностики сердечной деятельности, что проявляется в высокой частоте ложных срабатываний.

Первый имплантируемый дефибриллятор был изготовлен Мш^вк! М. и др. [90] и был имплантирован в Балтиморе в 1980 году. Сейчас в мире уже выполнено около 200 ООО подобных операций. Пионерскими работами в этой области были работы коллектива (В.Ф.Агафонников, Ю.А.Астраханцев, В.В.Меньшиков, А.И.Оферкин, Ю.Ю.Вечерский, М.Г.Маслов, и др.) под руководством академика РАМН В.В.Пекарского при активном участии диссертанта [91-96]. Еще в 1980г. был предложен и защищен авторским свидетельством [97] эффективный импульс биполярной формы для имплантируемых устройств, который в настоящее время используется во всех имплантируемых приборах и эффективность его подтверждена многими исследованиями (например, работы [98,99]).

Диссертантом совместно с В.В.Пекарским, В.Ф.Агафонниковым, Ю.А.Астраханцевым и другими, были разработаны и изготовлены экспериментальные образцы имплантируемых ИКД с диагностическими функциями, которые использовались в клинических и в экспериментальных исследованиях в Томском НИИ кардиологии для изучения порогов кардиоверсии и дефибрилляции, определению порогов болевого восприятия [100-103] и других исследованиях. Предложены и защищены авторскими свидетельствами частотно-чувствительные алгоритмы дискриминации нарушений сердечной деятельности [104,105], которые также являются основой алгоритмов современных ИКД. В дальнейшем был разработан комплексный алгоритм, протестированный на прототипе имплантируемого устройства, учитывающий не только частотные характеристики, но и морфологические особенности электрограммы конкретного пациента (диссертант и П.С.Потапенков [106]). Такие алгоритмы, по мнению ведущих специалистов мира Шальдаха М., Ревишвили А., Меркели Б., Лукезе Ф., Тонга Т. [107] с одновременным двухкамерным анализом [108] смогут практически исключить случаи ложного нанесения разрядов и могут быть использованы в разработке нового поколения ИКД.

Электроимпульсная стимуляция органов человека не ограничивается стимуляцией тканей сердца. Электроимпульсное воздействие широко используется при лечении различных органов и тканей тела с использованием различных методик и аппаратов. Общим и частным проблемам безопасности электростимуляторов посвящено несколько работ диссертанта с соавторами, ряд технических решений защищены патентами [ 109-111].

Из проведенного выше обзора видно, что качество и эффективность лечебного процесса в кардиохирургии нарушений ритма сердца определяется, прежде всего, наличием электрофизиологических систем, обеспечивающих повышенную устойчивость усилителей биопотенциалов к артефактам электротерапевтического оборудования, высокую скорость обработки многоканального потока данных в режиме реального времени, простоту и оперативность управления, наглядность представления информации, повышенную безопасность систем управления режимами радиочастотной абляции, возможность нерентгеноскопических способов отображения объемных внутренних структур сердца и положения в трехмерном пространстве полюсов электродов катетеров, использование улучшенных электроимпульсных методов для диагностики и лечения.

Исходя из вышеизложенного, где текстуально отмечена актуальность и практическая значимость работы, цель диссертационной работы можно сформулировать следующим образом: технология создания информационно-технологических 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 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 практически реализована 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.

Структура работы. Во введении представлены как основной комплекс задач, связанный с проектированием аппаратуры электрофизиологических систем, так и обзор современного состояния исследований по проблеме. Первая глава посвящена вопросам разработки информационно-технологической системы интервенционной электрофизиологии и эндоваскулярной хирургии сердца. Рассматриваются принципы построения многоканальных усилителей биопотенциалов с повышенной устойчивостью к артефактам электротерапевтического оборудования. Описаны высокоэффективные методы проектирования цифровых фильтров с использованием целочисленной арифметики для обработки многоканального потока данных в режиме реального времени. Представлен 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.

В третьей главе представляется настраиваемая на конкретного пациента математическая модель сердца для объемного представления внутрисердечных структур с функцией синхронизации и имитации сокращения в реальном времени. Описывается технология пространственной локализации координат полюсов электродов катетеров, введенных в сердце, с последующей привязкой к изображению объемной модели сердца с использованием многопроекционного оперативного рентгеноскопического изображения и нефлюороскопическим способом.

В четвертой главе представлены исследования формы импульса, типов электродов для повышения эффективности и снижения болевых ощущений при чреспищеводной электростимуляции сердца. Сообщаются результаты разработки усилителя биопотенциалов аппаратов чреспищеводной электростимуляции сердца с высокой скоростью восстановления после прохождения стимулирующего импульса. Представлен универсальный биоуправляемый электрокардиостимулятор для диагностики и лечения сердечных аритмий с возможностью чреспищеводной и эндокардиальной стимуляцией. Исследованы алгоритмы управления имплантируемого кардиовертора-дефибриллятора на прототипе, исследованы формы импульса с целью повышения эффективности дефибрил-лирующего разряда. Представлены клинические и экспериментальные результаты.

В заключении формулируются основные результаты работы.

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

Результаты исследований нашли применение в новых технических решениях, использованных при разработке комплекса приборов и на которые получены разрешения Минздрава РФ на серийное производство. По выполненным исследованиям разработаны компьютерные учебные программы для студентов соответствующих специальностей. Внедрение и полномасштабная апробация системы выполнены в ведущих кардиологических центрах городов Москвы, Санкт-Петербурга, Новосибирска, Тюмени, Омска, Томска, Новокузнецка и Тбилиси.

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, 1998

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

1 l.The third 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.

Заключение диссертации по теме «Автоматизация технологических процессов и производств (в том числе по отраслям)», Федотов, Николай Михайлович

Основные результаты работы:

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

• Предложен вариант 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 с 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 чреспищеводной 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 эндокардиальной стимуляцией. Исследованы алгоритмы управления имплантируемого кардиовертора-дефибриллятора на прототипе. На предложенные алгоритмы получены авторские свидетельства.

Исследованы формы импульса с целью повышения эффективности де-фибриллирующего разряда.

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

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Список литературы диссертационного исследования кандидат технических наук Федотов, Николай Михайлович, 2000 год

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

2. К Лебедев В.В., Елисеев В.А. Сокращение времени восстановления усилителя биоэлектрических потенциалов с RC цепью. Мед. Техника, 1983,№2,с.9-14.

3. Федотов H.M., Компенсация высокоамплитудных 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.

4. Гутников B.C. Интегральная электроника в измерительных устройствах. -2-е изд., перераб. и доп.-Л.:Энергоатомиздат. Ленинградское отделение, 1988.-304с.: ил.

5. Рыжих А.Н., Кузменков Д.В., Станкевич В.И., Сулимов В.А. Перспективы диагностической чреспищеводной стимуляции (Анализ технических аспектов). Progress in Biomedical Research (Supplement A) 1998; 3, вып. 2: 152-155.

6. Мишин А.Т., Логинов A.C. Инфранизкочастотные усилители бионапряжений с гальваническим разделением входа и выхода; Под ред. Р.И.Утямышева. М.: Энергоатомиздат, 1983. - 80 е., ил. - (Б-ка по автоматике; Вып. 637).

7. О.Большов В.М., Разумов Ю.А. Развязывающий однотрансформаторный усилитель биопотенциалов. Медицинская техника, 1982, №2, С. 24-28

8. Ott Г. Методы подавления шумов и помех в электронных системах. М.: Мир, 1979.-317с.

9. Управляющие вычислительные машины в АСУ ТП. / Под ред. Т.Харрисона, т.1, М.: Мир, 1979

10. Гальперин М.Б., Злобин Ю.П., Павленко В.А. Усилители постоянного тока. -М.: Энергия, 1978

11. Антонью А. Цифровые фильтры: анализ и проектирование: Пер. с англ. М.: Радио и связь, 1983.-320с.

12. Баскаков С.И. Радиотехнические цепи и сигналы: Учебник. М.: Высш. Школа., 1983.-536с.

13. Цифровые фильтры и устройства обработки сигналов на интегральных микросхемах: Справочное пособие/ Высоцкий Ф.Б., Алексеев В.И., Пачин В.Н. и др.; Под ред. Высоцкого Б.Ф. М.: Радио и связь, 1984. - 216 е., ил.

14. Фурно Г., Дас Д., Спренгер Г. и др. Микрокомпьютерные медицинские системы: Проектирование и применение. Пер. с англ. М.: Мир, 1983 - 544 е., ил.

15. Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ: Учеб. Пособие для вузов/ А.Л.Барановский, А.Н.Калиниченко, Л.А.Манило и др.; Под ред. А.Л.Барановского и А.П.Немирко. М.: Радио и связь, 1993.-248 е.: ил.

16. Прилуцкий Д.А. Электрокардиографическая система на основе сигма-дельта аналого-цифрового преобразования. Авт. дис. канд. техн. наук., Москва, 1998

17. С.В.Лебедева, В.В.Лебедев. Цифровой фильтр подавления сетевой помехи в электрокардиографе. Мед. Техника, 1995,№5,с.23-5.

18. Nath S., DiMarco J.P., Haines D.E. Basic aspects of radiofrequency catheter ablation. J Cardiovasc Electrophysiol 1994 C>ct;5(10):863-76

19. Haines D.E. The biophysics of radiofrequency catheter ablation in the heart: the importance of temperature monitoring. Pacing Clin Electrophysiol 1993 Mar; 16(3 Pt 2):586-91

20. Lavergne T., Sebag C., Ollitrault J., Chouari S., Copie X., Le Heuzey J.Y., Guize L. Radiofrequency ablation: physical bases and principles. Arch Mai Coeur Vaiss 1996 Feb;89 Spec No 1:57-63

21. Van Haesendonck C., Sinnaeve A., Willems R., Vandenbulcke F., Stroobandt R. Biophysical and electrical aspects of radiofrequency catheter ablation. Acta Cardiol 1995;50(2):105-15

22. Haines D.E., Watson D.D.: 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.

23. Wittkampf F.H., Hauer R.N., Robles de Medina E.O.: Control of radiofrequency lesion size by power regulation. Circulation 1989;80:962-968.

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

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

26. 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

27. Chang R.J., Stevenson W.G., Saxon L.A., et al: Increasing catheter ablation lesion size by simultaneous application of radiofrequency current to two adjacent sites. Am Heart J 1993;125:1276-1284.

28. Jain M.K., Wolf P.D. Temperature-controlled and constant-power radio-frequency ablation: what affects lesion growth? IEEE Trans Biomed Eng 1999 Dec;46(12):1405-12

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

30. He D.S., Zimmer J.E., Hynynen K., Marcus F.I., Caruso A.C., Lampe L.F., Aguirre M.L. Application of ultrasound energy for intracardiac ablation of arrhythmias. Eur Heart J 1995 Jul; 16(7):961-6

31. Curtis A.B., Mansour M., Friedl S.E., Tomaru T., Barbeau G.R., Normann S.J., Abela G.S. Modification of atrioventricular conduction using a combined laser-electrode catheter. Pacing Clin Electrophysiol 1994 Mar; 17(3 Pt l):337-48

32. Tungjitkusolmun S., Woo E.J., Cao H., Tsai J.Z., Vorperian V.R., Webster J.G. Finite element analyses of uniform current density electrodes for radio-frequency cardiac ablation. IEEE Trans Biomed Eng 2000 Jan;47(l):32-40

33. Jain M.K., Tomassoni G., Riley R.E., Wolf P.D. Effect of skin electrode location on radiofrequency ablation lesions: an in vivo and a three-dimensional finite element study. J Cardiovasc Electrophysiol 1998 Dec;9( 12): 1325-35

34. Panescu D., Whayne J.G., Fleischman S.D., Mirotznik M.S, Swanson D.K., Webster J.G. Three-dimensional finite element analysis of current density and temperature distributions during radio-frequency ablation. IEEE Trans Biomed Eng 1995 Sep;42(9):879-90

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

36. Бондарчук С.С., Федотов Н.М., 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.

37. Worley S.J. Use of a real-time three-dimensional magnetic navigation system for radiofrequency ablation of accessory pathways. Pacing Clin Electrophysiol 1998 Aug;21(8): 1636-45

38. Gepstein L., Hayam G., Ben-Haim S.A. A novel method for nonfluoroscopic catheter-based electroanatomical mapping of the heart. In vitro and in vivo accuracy results. Circulation 1997 Mar 18;95(6):1611-22

39. Varanasi S., Dhala A., Blanck Z., Deshpande S., Akhtar M., Sra J. Electroanatomic mapping for radiofrequency ablation of cardiac arrhythmias. J Cardiovasc Electrophysiol 1999 Apr; 10(4):538-44

40. Gepstein L., Hayam G., Ben-Haim S.A. A novel method for nonfluoroscopic catheter-based electroanatomical mapping of the heart. In vitro and in vivo accuracy results. Circulation 1997 Mar 18;95(6): 1611-22

41. Shpun S., Gepstein L., Hayam G., Ben-Haim S.A. Guidance of radiofrequency endocardial ablation with real-time three-dimensional magnetic navigation system. Circulation 1997 Sep 16;96(6):2016-21

42. Gepstein L., Hayam G., Shpun S., Ben-Haim S.A. Hemodynamic evaluation of the heart with a nonfluoroscopic electromechanical mapping technique. Circulation 1997 Nov 18;96(10):3672-80

43. Hren R., Zhang X., Stroink G. Comparison between electrocardiographic and magnetocardiographic inverse solutions using the boundary element method. Med Biol Eng Comput 1996 Mar;34(2):l 10-4

44. Hren R., Stroink G., Horacek B.M. Accuracy of single-dipole inverse solution when localising ventricular pre-excitation sites: simulation study. Med Biol Eng Comput 1998 May;36(3):323-9

45. Tsunakawa H., Nishiyama G., Kusahana Y., Harumi K. Determination of the site of the accessory pathway in WPW syndrome by an electrocardiographic inverse solution. Jpn Heart J 1990 Nov;31(6):777-87

46. Дубровский И.А, Кузьменков Д.В., Петрий В.В., Маколкин В.И. Технические аспекты снижения дискомфорта процедуры чреспищеводной электростимуляции сердца. Кардиология.-1994.-№4.-С. 128-131.

47. Res J.C., Van Woersem R.J., Dekker E., Dunning A.J. Transesophageal atrial pacingstimulation and discomfort thresholds: the role of electrode configuration and pulse width. Pacing Clin Electrophysiol 1991 Sep; 14(9): 1359-66

48. Nishimura M., Katoh Т., Hanai S., Watanabe Y. Optimal mode of transesophageal atrial pacing. Am J Cardiol 1986 Apr l;57(10):791-6

49. McEneaney D.J., Escalona O., Anderson J.A., Adgey A.A. A gastroesophageal electrode for electrophysiological studies. Pacing Clin Electrophysiol 1999 Mar;22(3):487-99

50. McEneaney D.J., Cochrane D.J., Anderson J.A., Adgey A.A. Ventricular pacing with a novel gastroesophageal electrode: a comparison with external pacing. Am Heart J 1997 Jun;133(6):674-80

51. МсЕпеапеу D.J., Cochrane D.J., Anderson J.A., Adgey A.A. A gastroesophageal electrode for atrial and ventricular pacing. Pacing Clin Electrophysiol 1997 Jul;20(7):1815-25

52. Cochrane D.J., McEneaney D.J., Dempsey G.J., Anderson J.M., Adgey A.A. An esophageal and gastric approach to ventricular pacing. Pacing Clin Electrophysiol 1995 Jan; 18(1 Pt l):28-33

53. Heinke M., Volkmann H. Balloon electrode catheter for transesophageal atrial pacing and transesophageal ECG recording. Pacing Clin Electrophysiol 1992 Nov; 15(11 Pt 2):1953-6

54. Mirowski М. et al. Patent US 128/419 D, №4.184.493

55. Астраханцев Ю.А., Агафонников В.Ф., Федотов Н.М., Меньшиков B.B. Исследование и разработка имплантируемого автономного дефибриллятора. Отчет о НИР, шифр Абориген-1'. № Госрегистрации Ф19406, Инв.№ Д-35357. ЦНИИ Электроники, Томск-Москва, 1984.-65С.

56. Маслов М.Г., Федотов Н.М., Вечерский Ю.Ю., Поротов A.B. Применение наружного низкоэнергетического автоматического дефибриллятора при операциях на сердце. Труды 5-й научной конференции изобретателей и рационализаторов. Томск, 1987. С.20-26.

57. Pekarsky V., Astrakhantsev Y., Fedotov N., Maslov M., Porotov A. Improvement, experimental and clinical study of Soviet external automatic cardioverter-defibrillators. PACE, 1989.-Vol.ll.№387.-P.186.

58. A.c. 1149979 (СССР) Пекарский B.B., Агафонииков В.Ф.и др. Устройство формирования дефибриллирующего импульса. Опубл. 1981, Бюл.№ 34.

59. Neuzner J., Pitschner H.F., Huth С., Schlepper M. Effect of biphasic waveform on endocardial defibrillation efficacy in humans. PACE, Vol. 17, February 1994: 207212

60. Walcott G.P., Walcott K.T., Knisley S.B., Zhou X., Ideker R.E. Mechanisms of defibrillation for monophasic and biphasic waveforms. PACE, 1994; 17: 478-498

61. Оферкин А.И., Петш A.M., Гущин И.В., Федотов H.M. Возможности и ограничения кардиоверсии мерцательной аритмии. Тезисы международного симпозиума по хирургическому лечению мерцательной аритмии. Сердечнососудистая хирургия №5, 1997.-С.58.

62. A.c. 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.

63. А.с. 1271530 (СССР). Астраханцев Ю.А., Федотов Н.М., Агафонников В.Ф. Блок управления имплантируемого дефибриллятора. Опубл. 1986, Бюл.№ 43.

64. Потапенков П.С., Федотов Н.М. 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.

65. Шальдах М., Ревишвили А., Меркели Б., Лукезе Ф., Тонг Т. Новые концепции и алгоритмы работы для двухкамерных имплантируемых кардио-верторов-дефибрилляторов. Progress in Biomedical Research, Том1, 1996.-C.46-53

66. Шальдах М., Тонг Т.,Ревишвили А., Меркели Б., Лукезе Ф. Концепция двухкамерного имплантируемого кардиовертора-дефибриллятора. Progress in Biomedical Research, Том1, №2, 1996.-C.103-110

67. Федотов Н.М., Глущук С.Ф., Лыкова Е.Т. Разработка имплантируемого электростимулятора костной ткани. Отчет о НИР шифр 'Манго1 (заключительный). НИИПП, Томск, 1994. -35С.

68. Патент №2103027 (Россия). Глущук С.Ф., Федотов Н.М., Бутенко В.А. Электростимулятор желудочно-кишечного тракта. Опубл. 1998, Бюл. №3.

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

70. 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. -С 183-184.

71. Шальдах М. Электрокардиотерапия. Технические аспекты электрокардиостимуляции: Пер с англ. С.-Петербург: Изд. Северо-Запад, 1992. - 255 е., ил.

72. Schaldach. М.: Cardiovascular laser application. Progress in Biomedical Research. Collection of Reprints 1989-1995. Vol.1, PP.28-43.

73. Ландау Л. Д„ Лифшиц Е. М. Теоретическая физика: в 10-ти т. Т.VIII. Электродинамика сплошных сред. М.: Наука, 1982. 624с.

74. Тамм И.Е. Основы теории электричества. М.: Наука, 1989. 504с.

75. Яненко H.H. Метод дробных шагов решения многомерных задач математической физики. Новосибирск: Наука, Сибирское отделение, 1967. 197с.

76. Гришин A.M., Берцун В.Н., Зинченко В.И. Итерационно-интерполяционный метод и его приложения. Томск: ТГУ, 1981. - 160с.

77. Уравнения математической физики. Годунов С.К. Изд. 2-е, исправл. и до-полн. М.: Наука, Главная редакция физико-математической литературы, 1979. 392 с.

78. Численное моделирование процессов тепло и массообмена. Пасконов В.М., Полежаев В.И., Чудов JI.A. - М.: Наука, Главная редакция физико-математической литературы, 1984. - 288 с.

79. Техническая кибернетика. Под ред. В.В.Солодовникова. Кн.1-3, М.: Машиностроение, 1967-1969.

80. Бессекерский Б.А., Попов Е.П. Теория систем автоматического регулирования. М.: Наука, 1972.

81. Понтрягин Л.С., Болтянский В.Г., Гимкрелидзе Р.В., Мищенко К.Ф. Математическая теория оптимальных процессов. М.: Физматгиз, 1961.

82. Артоболевский И.И., Кобринский А.Е. Роботы. М.: Машиностроение, 1970.

83. Красовский A.A. Аналитическое конструирование. М.: Машиностроение, 1969.

84. Теория систем с переменной структурой. Под ред. С.В.Емельянова. М.: Наука, 1972.

85. Белман Р., Колба Р. Динамическое программирование и современная теория управления. М.: Наука, 1969.

86. Солодовников В.В., Матвеев П.С. Расчет оптимальных систем автоматического управления при наличии помех. М.: Машиностроение, 1973.

87. Основы автоматического управления. Под ред. Пугачева, М.: Наука, 1968.

88. Электрокардиостимулятор диагностический ЭКСД-OIJI. Паспорт 9441-00142371130-96 ПС

89. Оппенгейм A.B., Шафер Р.В. Цифровая обработка сигналов: Пер. С англ./Под ред. С.Я.Шаца.-М.: Связь, 1979.-416с., ил.

90. Haines D.E., Watson D.D.: 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.

91. Дульнев Г.Н., Тарновский H.H. Тепловые режимы электронной аппаратуры. М. Энергия, 1971. С.248, ил.

92. Давидов П.Д. Анализ и расчет тепловых режимов полупроводниковых приборов. М., Энергия, 1967. С. 144, ил.

93. Хермен Г. Восстановление изображений по проекциям: Пер. с англ. -М.Мир, 1990.-414

94. Иванов В.П., Батраков A.C. Трехмерная компьютерная графика. Под ред. Полищука Г.М., Москва 1995, с.223,

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

96. РОССИЙСКАЯ АКАДЕМИЯ МЕДИЦИНСКИХ НАУК СИБИРСКОЕ ОТДЕЛЕНИЕ

97. УТВЕРЖДАЮ» Директт^Бщенского Кардиологического Центра1. АКТ О ВНЕДРЕНИИрезультатов диссертационной работы Федотова Николая Михайловича

98. Главней врач клиники Тюменского Кардиологического филиала НИИ (кардиологии ТНЦ СО РАМН),1. Шурин М.С.ецова В А. и Шурина М.С. заверяю екретарь Тюменского КЦ, ^оел. Асеева С. И.1. УТВЕРЖДАЮ

99. Директор НИИ кардиологии | ТНЦ СО РАМН^адемик Р.С.Карпов2000г.1. АКТо внедрении результатов диссертационной работы Федотова Николая Михайловича

100. Зам. директора по НИР, ш.-кор. РАМН, профессор2т.н.с. отдела сердечнососудистой хирургии, к.м.н.1. А.И.Оферкин