Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Анализ существующих средств электроимпедансометрии опухолей 15
1.1 Физические основы электрического импеданса биологических тканей 15
1.2 Существующие решения 29
1.3 Факторы, сопутствующие хирургическим операциям и влияющие на измерение импеданса 35
1.4 SWOT-анализ существующих решений 36
1.5 Постановка задачи данного исследования 38
1.6 Заключение и выводы по первой главе 40
ГЛАВА 2. Электроимпедансометрия здоровых и патологических тканей в условиях влияния факторов 41
2.1 Теоретические предпосылки 41
2.2 Методики и средства измерения электрического импеданса при проведении экспериментальных исследований 44
2.3 Исследование частотных зависимостей импеданса тканей одного органа 49
2.4 Недостатки двухчастотных электроимпедансных методов и систем. 54
2.5 Заключение и выводы по второй главе 63
ГЛАВА 3. Методы неинвазивной электроимпедансометрии внутритканевой опухоли . 65
3.1 Методы определения импеданса ткани 65
3.1.1 Диагностические показатели патологии тканей 65
3.1.2 Методы и средства обеспечения точности измерения импеданса.. 68
3.1.3 Распознавание опухолевых тканей. Определение степени электрической неоднородности тканевых структур (степени злокачественности) 71
3.2 Методы обнаружения внутритканевой опухоли и определения ее границ 73
3.2.1 Альтернативные методы обнаружения внутритканевой опухоли и определения ее границ 73
3.2.2 Предлагаемые методы обнаружения внутритканевой опухоли и определения ее границ 76
3.3 Экспериментальное исследование методов 83
3.4. Повышение достоверности обнаружения внутритканевой опухоли, определения границ и степени ее злокачественности 93
3.5. Клиническая методика 95
3.6. Заключение и выводы по третьей главе 96
ГЛАВА 4. Онкохирургическая электроимпедансная система 98
4.1 Методы снижения влияния факторов на результаты измерений 98
4.2 Структура онкохирургической электроимпедансной системы 105
4.3 Программное обеспечение блока обработки и блока управления и визуализации системы 116
4.4 Заключение и выводы по четвертой главе 129
Заключение 132
Список литературы 135
Приложения 147
- Факторы, сопутствующие хирургическим операциям и влияющие на измерение импеданса
- Методики и средства измерения электрического импеданса при проведении экспериментальных исследований
- Альтернативные методы обнаружения внутритканевой опухоли и определения ее границ
- Программное обеспечение блока обработки и блока управления и визуализации системы
Введение к работе
Актуальность
В настоящее время онкологические заболевания наносят огромный экономический ущерб — в 2010 г. в России он может составить около 200 млрд. рублей за год.
При лечении онкозаболеваний наибольшее распространение вследствие своей большей эффективности имеет хирургический метод. Однако, несмотря на его постоянное совершенствование, некоторые определяющие результаты операций по удалению онкоопухолей практически не изменились в мире за последние 30 лет. Например, в среднем только 30 – 40 % радикально оперированных больных раком легких переживают контрольный 5-летний срок, вследствие того, что у большинства из них в течение 2 – 3 лет после операции происходит прогрессивное развитие опухолевого процесса с региональным метастазированием.
Аналогичная ситуация и в хирургическом лечении онкозаболеваний на других органах человека. Она усугубляется тем, что опухоли выявляются чаще всего на III-IV, реже на II клинических стадиях.
Главными причинами таких результатов лечения в современной онкохирургии являются: а) невозможность на основании результатов рентгеновской или ультразвуковой диагностики определить проекцию внутритканевой опухоли на поверхность части органа, открытой к хирургическому доступу, то есть проекцию ее границ, а также глубину локализации опухоли от этой поверхности; б) затрудненность выявления метастазированных лимфатических узлов. Это не позволяет хирургу проводить удаление пораженной ткани в полном объеме, в особенности, если либо сама опухоль в процессе проведения хирургической операции не определяется макроскопически, либо ее конфигурация или конфигурация области с гистологически измененной тканью являются сложными.
Современная технология подготовки образца ткани, полученного в результате биопсии, к проведению морфологического анализа исключает возможность его эффективного применения в рамках проведения хирургической операции. Сложность определения фактических геометрических размеров онкоопухоли и гистологически измененной ткани приводит к: 1) удалению участков здоровой ткани, что увеличивает сроки послеоперационной реабилитации и повышает риски последующей инвалидизации пациента; 2) невключению в область абляции участков измененной ткани и метастазированных лимфатических узлов, что происходит чаще и приводит к летальности в ближайшем периоде.
В связи с этим необходима разработка таких методов и средств диагностики, которые были бы свободны от этих недостатков и обеспечивали необходимую диагностику во время хирургического вмешательства.
Цель диссертационной работы - разработка методов определения наличия, границ и степени злокачественности патологии ткани органов человека и создание на их основе многочастотной электроимпедансной системы, обеспечивающей автоматическое сопровождение различения здоровых и патологических тканей в ходе хирургического вмешательства.
Факторы, сопутствующие хирургическим операциям и влияющие на измерение импеданса
Системы для измерения электрического импеданса с использованием матричных (распределенных) электродов имеют в своем составе коммутатор, управляемый программой.
Основным недостатком двуполярного кольцевого электрода (1.6а) является небольшая глубина проникновения электрического поля в ткани и как следствие существенное ограничение предельно возможной глубины на которой возможно обнаружение опухоли. Такое же ограничение распространяется и на матричные электроды (рис. 1.66). К недостаткам традиционных томографических подходов (рис. 1.6в), относится невозможность, по причине равной площади используемых электродов, оценки глубины расположения структурной патологии ткани из-за отсутствия зависимости между ее максимальным диагностируемым диаметром и глубиной ее локализации, которую определяет конфигурация измерительного сектора. Недостатком известных сегодня матричных электродов (рис. 1.6г) является наличие ограничений на их использование в качестве активных измерительных электродов. В условиях хирургической операции, в особенности малоинвазивной (лапороскопической), отсутствует возможность стабильного использования таких электродов непосредственно на поверхности оперируемого органа для определения параметров локализованной в нем опухоли. Это является следствием анатомически определенной ограниченности доступа электродов к его областям, а также необходимости использования для определения границ опухоли электродной матрицы по площади большей, чем сама опухоль. Поэтому для решения задач локализации опухоли в процессе хирургической операции, целесообразным было бы использование в качестве измерительного электрода мобильного электрода, конструктивно идентичного электродам для электрохирургии, и многосекционного нейтрального электрода, диаметр которого несколько увеличен по сравнению с диаметром предполагаемой опухоли [15, 16, 62 ]. Это позволяло бы хирургу за счет измерительного сектора с динамически изменяющимся объемом, форма которого близка к конической, более точно определять границы патологии непосредственно в процессе выполнения хирургического вмешательства.
К сожалению, в пионерских работах в этой области [7, 62 ] не определены требования к измерительному сектору и нейтральному электроду, не разработаны методы и средства, обеспечивающие повышение точности измерения электрического импеданса при определении границ внутритканевой опухоли, и позволяющие оценивать глубину локализации опухоли и ее гистологические параметры, не описан метод и вещество для маркирования проекции границ опухоли на поверхности диагностируемого органа. Вместе с этим в указанных работах основательно проработана концепция создания импедансной хирургической системы, в которой реализован метод двухчастотной электроимпедансометрии тканей и показана возможность их различения на основе двухчастотного коэффициента поляризации (по Тарусову) с целью формирования эффективной мощности электрохирургического воздействия при их рассечении и коагуляции. Известные системы нейронавигации предназначены только для работы с неподвижными органами, что практически невозможно обеспечить при абдоминальной или торакальной хирургической операции.
Настоящая работа посвящена решению этих нерешенных задач и дальнейшему развитию принципов и способов построения электроимпедансных диагностических систем. Как определено задачами исследования, онкохирургическая электроимпедансная диагностическая система должна наилучшим образом совмещать в себе возможности по проведению диагностики опухоли и ее удалению методами рассечения и коагуляции здоровой ткани. В связи с этим рассмотрим используемые в хирургии способы воздействия на биологические ткани, обеспечивающие их рассечение и коагуляцию (табл. 1.3) [9 ].
При использовании плазменных хирургических аппаратов объем термического поражения ткани, подвергнутой воздействию этого вида аппаратов, колеблется в весьма широких пределах и может доходить до 1500 — 2000 мкм. К недостаткам таких аппаратов относят большую вероятность возникновения газовой эмболии, когда давление газа превышает давление в венозном русле.
По сравнению с плазменным по объему термического поражения предпочтительнее лазерные хирургические аппараты. Однако, несмотря на достаточно большую распространенность в медицинской практике высокоэффективных лазерных технологий, до сих пор недостаточно развито метрологическое обеспечение средств регулирования и контроля процесса воздействия. В результате в процессе лечения производится, по-существу, неконтролируемое воздействие лазерного излучения на организм, что резко увеличивает время послеоперационной реабилитации пациентов.
Как видно из табл. 1.3, неплохие результаты по термическому воздействию дают ультразвуковые аппараты. Однако колебательная скорость, кавитация, акустическое перемешивание, переменное ультразвуковое давление, вызываемое в тканях при их применении, определяют явную зависимость при ультразвуковом воздействии выделяемого в тканях тепла и глубины хирургического воздействия от частоты ультразвуковых колебаний [56]. При увеличении амплитуды колебаний и времени воздействия ультразвука «озвученная» кровь начинает терять свои свойства (см. табл. 1.3). Наступает гемолиз, т.е. необратимый процесс разрушения частиц крови. Визуально хирургу оценить степень этого процесса в пределах раневой поверхности не представляется возможным. Кроме этого, зона повреждения тканей при воздействии ультразвуковыми колебаниями может расширяться до 2-5 раз за счет увеличения плотности распределения коллагеновых волокон [7]. К тому же при ультразвуковом воздействии отсутствует коагуляция, что может приводить к большим кровопотерям в процессе операции.
Методики и средства измерения электрического импеданса при проведении экспериментальных исследований
Экспериментальные исследования в работе, связанные с измерением электрического импеданса проводились с использованием электроимпедансметра Z-1000P (пр-во ООО «Элине», Россия) по двухэлектродной схеме. Технические характеристики измерительной системы приведены в таблице П2.1. в Приложении 2. К измерительной системе через экранированные кабели в качестве активного подключался электрод цилиндрической формы с диаметром основания 3 мм; в качестве пассивного электрода в экспериментах ex vivo: при определении типа опухоли -односекционного электрода, при обнаружении опухоли и определении ее границ - трехсекционного электрода, секции которых выполнены в виде металлических пластин. Расположение электродов в экспериментах было поперечным (рис. 2.1). Соотношение площадей электродов контактных к ткани равнялось от 625 до 10000.
Измерения in vivo осуществлялись в хирургической операционной. На подготовительном этапе односекционного нейтрального электрода устанавливался в область проекции оперируемого органа на поверхность тела, обращенную к операционному столу. Для обеспечения минимального импеданса контакта электрод-ткань, нейтральный электрод заворачивали в марлю обильно смоченную физраствором. При этом в каждом случае активный электрод устанавливался хирургом на поверхности области здоровой ткани и области прилегающей к ней ткани, содержащей внутритканевую опухоль, местоположение которых определялось по данным томограммы, визуально и тактильно. Перед каждой новой установкой активного электрода на ткань, при наличии разлитии биологических и технологических жидкостей на поверхность ткани в области его установки, осуществлялось устранение этих жидкостей с поверхности ткани в этой области.
Измерения осуществлялись в трех точках каждой области, расположенных на расстоянии не более 5-7 мм друг от друга. Активный электрод для групп измерений «здоровая ткань - опухолевая ткань - переходная ткань» устанавливался на одну и ту же поверхность с одинаковым нажимом.
После завершения полостной операции для тканей из областей измерения проводился гистологический анализ. После проведения этого анализа измеренным значениям модуля импеданса и его показателям присваивалось гистологическое и макроскопическое описание ткани, характеризующее степень ее патологической измененности.
Каждой серии измерений в экспериментах ex vivo предшествовал этап подготовки препарата - исследуемого образца ткани. В таких экспериментальных исследованиях, проведенных на тканях животных использовались препараты ткани печени, мышцы, легкого параллелипипедовидной формы.
Для моделирования опухоли в этом случае использовалось вещество на основе физиологического раствора с добавлением пищевого желатина по удельному импедансу близкое к опухолевой ткани (р=120 Ом-см (на частоте ЮкГц)), вводимое в ткань на произвольную глубину приблизительно в центр крайней трети препарата. Объем имплантируемого геля составлял не менее 1/100 и не более 1/18 объема образца. Глубина имплантации при этом составляла не менее 1/3 высоты образца от поверхности ткани, с которой проводилось измерение.
В серии экспериментов по обнаружению опухоли и определению ее границ, измерение импеданса проводилось при расположении измерительного электрода на поверхности препарата для точек проекции предположительных здоровой ткани, центра «опухоли» и границы между ними на эту поверхность, с использованием пассивного электрода, состоящего из трех секций, центры которых располагались вдоль одной прямой линии, параллельной наибольшей по длине кромке препарата. При этом секции пассивного электрода подключались в цепь измерения отдельно друг от друга, a Z3;iop и Z01iyx измерялись на разных секциях и ZrpaH измерялся на одной секции с Zonyx. Точка проекции центра «опухоли» определялась по максимуму разности Z3;№p-Zonyx.
Для этой точки рассчитывались значения оценки глубины локализации опухоли. Точка границы определялась при выполнении условия завершения измерений импеданса производилось поперечное рассечение препарата по плоскостям: а) проходящей через точку на поверхности препарата, в которой выполнялось условие максимального различия импеданса (соответствующей проекции центра «опухоли»), и центр используемой секции пассивного электрода; б) проходящей через точку на поверхности препарата, в которой выполнялось условие максимального различия импеданса (соответствующей проекции центра или границы «опухоли») и перпендикулярной плоскости используемой секции пассивного электрода; в) проходящей через точку на поверхности препарата, в которой выполнялось условие минимального различия импеданса (соответствующей проекции границы), и центр используемой секции пассивного электрода. После рассечения по схеме (а) проводилось измерение расстояния от этой точки максимума до точки нижней границы «опухоли» honyx и от этой точки до точки центра используемой секции пассивного электрода (Итк). При этом точка соответствующей проекции центра «опухоли» и точка нижней границы «опухоли» находились на одной линии с точкой центра используемой секции пассивного электрода. После рассечения по схемам (б и в) определялось расстояние между точкой опухоли, принадлежащей к плоскости (в), ближайшей к плоскости (б) и точкой на плоскости (б), находящихся на одной линии, параллельной плоскости используемой секции пассивного электрода.
Альтернативные методы обнаружения внутритканевой опухоли и определения ее границ
Результатом раздельного вычисления значений импеданса опухолевой и здоровой ткани, вместе составляющих ткань, содержащую опухоль, являются возможности: а) оценки относительного цитологического индекса (3.4) и ОКСП (3.5) отдельно здоровой и опухолевой тканей, б) их дальнейшего сравнения для определения степени различий поляризационных свойств элементов тканевых слоев и клеток опухоли по сравнению со здоровой тканью. Последнее наряду с (3.21) и (3.22), характеризует степень измененности здоровой ткани, определяемую для различных уровней ее структурной организации.
На основе приведенных выше расчетов построена реализация двухэтапного метода неинвазивного определения наличия и границ опухоли и окружающей ее здоровой ткани одного органа. На первом этапе этой реализации проводится контрольное измерение электрического импеданса заведомо здоровых тканей органа Z3, подлежащего оперированию, а на втором -поиск опухолевой ткани в этом органе Z30, определение места ее расположения и границ.
В данном разделе рассмотрим результаты экспериментального исследования введенных ранее диагностических показателей и предложенных методов принятия диагностических решений, методики которого описаны в п.2.2.
В качестве первого эксперимента рассмотрим возможность использования относительных коэффициентов соседней поляризации (ОКСП) (3.5) для определения характера поляризации релаксирующих элементов ткани. Для этого было проведено 1500 многочастотных на частотах (10; 20; 50; 100; 200; 500 кГц) измерений значений электрического импеданса здоровых и опухолевых (с различной степенью злокачественности) тканей стенки желудка ex vivo, полученных от разных пациентов в результате хирургических вмешательств. При измерении слизистой и мышечной тканей желудка, а также новообразований, пассивный электрод располагался со стороны серозной ткани, а при измерении серозной ткани - со стороны слизистой ткани. Определение типов тканей в рамках исследований происходило при помощи гистологических методов.
Измерения проводились на частотах fr=10; ґг=20; ґз=50; f4=100; f5=200; f6=500 кГц. Согласно (3.1), были получены значения ОКСП на пяти парах соседних частот измерительного электрического поля. В соответствии с (3.6) был рассчитан клеточный (J3) индекс.
Поскольку ОКСП являются относительными величинами, то при сравнительном анализе правильнее представлять их в виде величины спада кривой импеданса на исследуемом частотном диапазоне в процентах.
В таблице 3.2 приведены значения ОКСП (уп) в формате У(р-р), представляющие собой выраженные в процентах величины спада значений импеданса, измеренных на текущей частоте f2, по отношению к значениям импеданса, измеренным на предыдущей частоте диапазона fb для различных типов здоровой и опухолевой тканей желудка, а также значения клеточного индекса в процентах.
Сравнение клеточных индексов тканей (таблица 3.2) показывает большую гетерогенность (разнородность) внутриклеточной среды для здоровых тканей и доброкачественных опухолей (наибольшая гетерогенность) по сравнению с этими показателями для злокачественных опухолей. Из этой таблицы видно, что введенный относительный коэффициент соседней поляризации и клеточный индекс пригодны для определения степени злокачественности опухолевой ткани. Наибольшее различие между значениями ОКСП здоровых и злокачественных опухолевых тканей происходит на частотах 200,...,500 кГц. Это указывает на значительное влияние электрических параметров клеток, составляющих ткань, на распознавание (дифференцирование) здоровых и патологических тканей. Как показывают проведенные исследования [11 , 12, 15, 16], высокая достоверность диагностики опухолевых тканей на основе интегрального коэффициента поляризации без рассечения органа возможна когда: 1) допустимо контактное измерение импеданса ткани опухоли; 2) известна частотная зависимость импеданса ткани внутритканевой опухоли; 3) анатомически, патологически измененная ткань значительно больше по объему окружающей ее здоровой ткани. Наиболее важными с клинической точки зрения являются второй и третий случаи. Метод неинвазивного определения импеданса ткани внутритканевой опухоли мы рассмотрели в предыдущем разделе.
Третий случай является характерным для лимфатических узлов. Результаты проведенных нами исследований (табл. 3.3) для лимфатических узлов желудка подтверждают возможность гарантированной диагностики лимфаденопатий в результате метастазов злокачественных опухолей. Как видно из представленных результатов, значения интегрального коэффициента поляризации импеданса здоровых лимфатических узлов желудка гарантированно отличаются от значений этого показателя для лимфатических узлов с метастазами. Наряду с этим наблюдается тенденция к уменьшению значений интегрального коэффициента поляризации при развитии некротических процессов злокачественных клеток в лимфатическом узле, вызванных дальнейшим развитием онкологического процесса. На основе полученных данных установлено, что лимфатический узел может быть признан метастазированным, если значения его коэффициента Kz отклоняются от значений этого показателя для здорового лимфатического узла более, чем на 10%. Для определения границ открытых и внутритканевых участков опухоли на основе сравнения значений интегрального коэффициента поляризации (3.3) и среднего по диапазону частот импеданса (3.2) для здоровой и опухолевой тканей, совместно с Новосибирским государственным медицинским университетом были проведены исследования этих параметров для здоровых и опухолевых тканей желудка и печени in vivo и ex vivo [10, 15, 16]. В результате экспериментов по измерению импеданса стенки желудка со стороны слизистой ткани, проведенных для открытых инвазирующих в окружающие ткани злокачественных опухолей, были получены значения среднего по диапазону частот импеданса и интегрального коэффициента поляризации, представленных в табл. 3.4. Измерения проводились на указанных выше частотах.
Программное обеспечение блока обработки и блока управления и визуализации системы
Блок подачи жидкости в охлаждающий контур активного хирургического электрода представляет собой компрессор, нагнетающий жидкость в полость активного электрода и работающий в рекурсивном режиме с обеспечением закрытого цикла перфузии жидкости. Резервуар с перфузируемой жидкостью снабжен элементом Пельтье.
Широтоимпульсный модулятор обеспечивает формирование сигнала управления генератором мощности на основе принципа ШИМ-кодирования параметров сигнала электрохирургического воздействия [7], формируемого блоком обработки на основе данных, передаваемых БУВом.
Активный хирургический электрод представляет собой металлический стержень из нержавеющего металла, один конец которого выполнен в форме, обеспечивающей эффективное вмешательство при различных хирургических технологиях. В область активного хирургического электрода, соприкасающуюся с тканью, встроен термодатчик для определения температуры ткани в процессе электрохирургического- воздействия. В электроде предусмотрен конвекционный канал для обеспечения протока жидкости, осуществляющей отвод тепла от части электрода, соприкасающейся с тканью и направляемой в него блоком подачи жидкости.
Модуль подачи вещества-маркера представляет собой дозатор, помещенный в элетроддержатель измерительного электрода, содержащий вещество-маркёр и снабженный электрически связанной с БУВом кнопкой подачи этого вещества на ткань. В качестве вещества-маркера может использоваться зеленый флуоресцирующий белок с флтах=498 нм на основе электропроводящего геля.
Люминесцентный осветитель представляет собой помещенный в электроддержатель активного электрода полупроводниковый источник видимого излучения с длиной волны А,=490-510 нм.
Программное обеспечение блока обработки разработано в среде MATLAB с последующей перекомпиляцией в код AHDL, состоит из трех логических модулей и предназначено для формирования алгоритма работы программно-логической интегральной схемы (ПЛИС), технические характеристики которой не уступают техническим характеристикам ПЛИС Cyclone II ЕР2С70х. Прикладное программное обеспечение блока управления и визуализации разработано в среде Delphi и функционирует на основе персонального компьютера с процессором типа Pentium IV, объемом ОЗУ 256 Mb, объемом видеопамяти 8 Mb, в операционной среде Windows ХР/Vista.
Программное обеспечение блока управления и визуализации состоит из четырех последовательно подключаемых модулей: установки типа органа и ткани, калибровки системы, маркирования границ опухоли и онкорезекции, и загружаемого отдельно пятого модуля формирования отчета, осуществляющих управление тремя логическими модулями блока обработки.
Алгоритмы работы ПЛИС (программное обеспечение логических модулей блока обработки), управляемые и индицируемые программным обеспечением блока управления и визуализации, направлены на выполнение функций этих блоков, описанных в п. 4.1. Они основаны на: а) разработанных в рамках данной работы методах определения границ, глубины локализации и степени злокачественности опухоли (в том числе метода определения степени электрической неоднородности тканевых структур); б) существующих принципах онкологии; в) современных клинических онкохирургических технологиях.
Внешнее управление алгоритмами осуществляется хирургом при помощи подключенных педалей и элементов управления, расположенных как виртуально на зрительном интерфейсе, так и на передней панели корпуса системы.
Рассмотрим эти алгоритмы подробно, основываясь на порядке подключения модулей программного обеспечения блока управления и визуализации системы, а так же логических модулей блока обработки в процессе проведения операции, который определен в соответствии с разработанной клинической методикой (п. 3.5).
Программный модуль установки типа органа и ткани, эскиз диалогового окна зрительного интерфейса которого представлен на рис. 4.6, осуществляет формирование индексов полей базы данных значений импеданса, определенных для различных типов тканей, и предает эти индексы в блок обработки и в три программных модуля калибровки системы, маркирования границ опухоли и онкорезекции.
Выбор наименований органов осуществляется хирургом нажатием одной из педалей двухпедального элемента блока управления и визуализации системы, выбор определенного наименования органа осуществляется нажатием другой педали этого двухпедального элемента. После выбора наименования органа, хирург, в соответствие с вышеописанной последовательностью, осуществляет выбор наименования преимущественно оперируемых тканей, входящих в состав этого органа. После выбора наименования ткани автоматически осуществляется формирование индексов базы данных значений импеданса, формирование сигнала запуска тактового генератора и переход к модулю калибровки системы.
Программное обеспечение модуля калибровки хирургической системы, эскиз диалогового окна зрительного интерфейса которого представлен на рис. 4.8 в соответствии с алгоритмом, изображенным на рис. 4.7 осуществляет визуализацию значений среднего по диапазону частот импеданса заведомо здоровой ткани оперируемого органа на основе последовательно поступающих с блока обработки значений этого показателя, найденного для трех, выбранных хирургом, точек, расположенных на поверхности органа.
Значение среднего по диапазону частот импеданса при измерении в каждой точке индицируется на красном/зеленом фоне, если значения импеданса не удовлетворяют/удовлетворяют условиям (4.8 и 4.9). При этом одновременно индицируется/не индицируется специальный одиночный звуковой сигнал. При осуществлении калибровки системы, переход от измерения электрического импеданса для одной точки ткани, нахождения по нему значений среднего по диапазону частот импеданса и соответствующей им индикации к выполнению этих операций для другой точки этой же ткани происходит путем нажатия педали БУВа; если выполняется условие измерения импеданса здоровой ткани в третьей точке, то при выполнении условий (4.8 и 4.9) при нажатии педали осуществляется передача в блок обработки и в тактовый генератор сигналов инициализации определения значений параметров опухолевой ткани и переход к модулю маркирования границ опухоли; при невыполнении условий (4.8 и 4.9) хотя бы для одной из трех точек на ткани, БУВ направляет команды, определяющие возможность повторного измерения импеданса ткани, начиная с первой точки.
