Математическое и алгоритмическое обеспечение автоматизированной системы радиочастотной деструкции тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 05.13.06, кандидат технических наук Кирдяшкин, Дмитрий Александрович

• Кирдяшкин, Дмитрий Александрович
• кандидат технических наук
• 2003

Оглавление диссертации кандидат технических наук Кирдяшкин, Дмитрий Александрович

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.

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Математическое и алгоритмическое обеспечение автоматизированной системы радиочастотной деструкции»

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).

Заключение диссертации по теме «Автоматизация и управление технологическими процессами и производствами (по отраслям)», Кирдяшкин, Дмитрий Александрович

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.

Список литературы диссертационного исследования кандидат технических наук Кирдяшкин, Дмитрий Александрович, 2003 год

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: [phone]

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".