CC BY
45
УДК 543.422
А. М. Василевский, д-р техн. наук, профессор, Г. А. Коноплев, канд. техн. наук, доцент, О. С. Степанова, аспирант,
ФГБОУ ВПО «Санкт-Петербургский государственный электротехнический университет "ЛЭТИ" им. В. И. Ульянова (Ленина)» К. А. Вишневский, врач,
А. Ю. Земченков, канд. мед. наук, заведующий отделением диализа, СПбГБУЗ «Городская Мариинская больница» А. В. Комашня, канд. мед. наук, доцент,
ГБОУ ВПО «Санкт-Петербургский государственный медицинский университет им. акад. И. П. Павлова» А. Фрорип, канд. физ.-мат. наук, технический директор, LDIAMON AS, Тарту, Эстония
Биспектральная оптоэлектронная система мониторинга процесса гемодиализа
Ключевые слова: гемодиализ, мониторинг, ультрафиолетовая спектрофотометрия, хроническая почечная недостаточность.
Key words: hemodialysis, monitoring, ultraviolet spectrophotometry, chronic renal failure.
Рассмотрены базовые подходы к организации онлайн-мониторинга процесса гемодиализа, описан биспектралъный метод определения концентрации мочевой кислоты в оттекающем диализате. Приводятся основные характеристики и структурная схема аппаратно-программного комплекса для мониторинга концентрации мочевой кислоты в диализной магистрали аппарата «искусственная почка». Анализируются резулъ-таты клинических испытаний разработанной системы.
Введение
Гемодиализ (ГД) — высокотехнологичная процедура экстракорпорального очищения крови больных, страдающих хронической почечной недостаточностью (ХПН), от продуктов метаболизма с низкой молекулярной массой и излишков воды. Ее проводят с помощью аппаратов «Искусственная почка» (ИП). Работа аппаратов ИП основана на процессах диффузионного и конвекционного переноса низкомолекулярных соединений из циркулирующей крови пациента, протекающей через диализатор (специальное устройство, содержащее полупроницаемую мембрану), в диализирующий раствор (диализат). Процедура длится 3—5 ч и проводится 3 раза в неделю.
Эффективность процедуры ГД оценивается по количеству выведенных за сеанс уремических маркеров, к числу которых относятся мочевина, креа-тинин, мочевая кислота (МК), Р-2-микроглобулин
и ряд других компонентов. Современные методы оценки эффективности лечения связаны с ежемесячным забором проб крови до и после сеанса ГД для последующего лабораторного анализа и базируются на кинетической модели выведения мочевины. С середины 2000-х годов многие производители аппаратов ИП ведут интенсивные поиски методов мониторинга процесса ГД в режиме реального времени [1—3]. Большинство реализованных на практике методов мониторинга предназначены для контроля концентрации мочевины в оттекающем диализате (электрохимические датчики, кондукто-метрические системы, оптико-электронные системы) и требуют расходных материалов и/или сложной дорогостоящей аппаратуры. Наиболее полно контроль сеанса ГД проводится на основе анализа спектров поглощения диализата в ультрафиолетовой (УФ) области [5]. Метод позволяет рассчитать концентрацию нескольких компонентов в режиме реального времени, но для его использования нужна автоматизированная спектральная аппаратура, которая выделяет область длин волн 200—350 нм. В отечественной и зарубежной литературе регулярно появляются статьи и патенты, в которых в той или иной степени развивается этот метод [1—4]. Однако пока не наблюдается существенного упрощения и удешевления приборов контроля процесса ГД для внедрения в лечебную практику.
В последние годы одно из направлений технического прогресса в области наноэлектроники и оптоэлектроники связано с активным освоением средней УФ-области спектра. В США и Японии разработаны новые типы светодиодов, излучающих световые потоки, соответствующие узким
(10—12 нм) участкам УФ-спектра, эти светодиоды обладают высокой температурной стабильностью, малым энергопотреблением и сравнительно низкой стоимостью. В сочетании с солнечно-слепыми фотоприемниками УФ-светодиоды могут служить базой для создания миниатюрных сенсоров, в которых для оценки концентрации одного или нескольких компонентов используется набор селективных источников УФ-излучения. При этом автоматически исключается необходимость использовать дорогостоящую спектральную аппаратуру.
Применение мультиспектральных сенсоров для мониторинга процесса ГД осложнено тем, что диализат является поликомпонентной жидкой биологической средой, у которой спектральной поглощение на любой длине волны обусловлено присутствием нескольких компонентов. Это обстоятельство требует подробных исследований оптических характеристик диализной жидкости, полученной при проведении процедуры ГД нескольких пациентов, и отдельных компонентов, присутствующих в диализате, в УФ-области. Целью данной работы является исследование и разработка биспектраль-ного оптоэлектронного сенсора для мониторинга процесса ГД, проводящего анализ спектрального поглощения оттекающего диализата в двух квазимонохроматических участках УФ-области спектра в режиме реального времени.
В качестве маркера процесса ГД была выбрана МК, являющаяся одним из основных уремических токсинов с низкой молекулярной массой (М = 168 Да) и обладающая заметным спектральным поглощением в области 290—295 нм. МК накапливается в организме больных ХПН и удаляется в процессе гемодиализа, поэтому изменение ее концентрации в оттекающем диализате дает объективную информацию о ходе процедуры и эффективности детоксикации.
Спектральные исследования диализата проводились на базе информационно-измерительной системы «Спектр», разработанной в СПбГЭТУ «ЛЭТИ» [5]. При измерениях использовалась кварцевая кювета толщиной 5 мм, в качестве эталона выступала дистиллированная вода.
Биспектральный метод определения концентрации мочевой кислоты в оттекающем диализате
В течение продолжительного времени (более двух лет) проводились исследования спектральных характеристик поглощения диализата в выходной магистрали аппарата ИП с участием группы пациентов с терминальной стадией ХПН, получающих ГД. С этой целью во время сеансов ГД отбирались пробы отработанного диализата, которые в дальнейшем подвергались УФ-абсорбционному спектральному анализу. Было отмечено, что при сохранении обще-
го характера кривой поглощения диализата форма спектров проб каждого пациента имеет индивидуальные особенности, которые наблюдались на протяжении всего периода исследования. Изучение особенностей формы спектральных кривых поглощения проб диализата более чем 300 пациентов позволило предложить классификацию спектров по информативным признакам в области 260—290 нм (рис. 1): к группе А отнесены спектры поглощения, форма которых в данной области описывается функцией йк / йХ > 0, где к — спектральный коэффициент поглощения; X — длина волны, с максимумом в области 290 нм (~15 % от общего числа пациентов); к группе В — спектры, для которых характерна зависимость типа йк / йХ ~ 0 без явно выраженного максимума (~70 % от общего числа пациентов); к группе С — спектры, форма которых характеризуется монотонным уменьшением к в указанной области, причем йк / йХ < 0 (~15 % от общего числа пациентов).
Результаты экспериментальных исследований и моделирование формы УФ-спектров поглощения образцов диализата, классифицированных указанным способом, показали:
• в области 260—350 нм основной вклад в поглощение диализата вносят МК и псевдокомпонент МК, который представляет собой комбинацию нескольких идентифицированных (гиппуровая кислота, псевдоуридин, аденозин) и неидентифицированных компонентов, клиническая значимость которых к настоящему времени окончательно не определена;
• спектральное поглощение в области 285—295 нм в основном обусловлено МК;
• для оценки вклада в поглощение псевдокомпонента МК оптимальной является область 260—270 нм, где удельное поглощение МК минимально.
На основе результатов спектрального анализа проб гемодиализата и результатах математического моделирования предложен биспектральный метод определения концентрации МК [6]. В пределах рекомендованных спектральных областей (285—295 и 260—270 нм) выделяются два узких квазимонохроматических участка, на которых измеряется спектральное поглощение диализата. Для выделения этих спектральных участков могут быть использованы УФ-светодиоды.
В основу метода положен закон Бугера—Лам-берта—Бера для двухкомпонентной среды:
= еМКХ1 СМК + еККХ1 СШС'
\ = еша2 смк + %кх2 Сшс'
где кх1 и кх2 — коэффициенты поглощения при соответствующих длинах волн Х1 и Х2; &МКХ1, еМКХ2 — молярные спектральные коэффициенты поглощения МК на соответствующих длинах волн Х1 и Х2; е№КХ1, еЫКХ2 — молярные спектральные коэффициенты поглощения псевдокомпонента МК при длинах волн Х1 и Х2; Смк — концентрация МК; С^к —
Биотехнические системы
а)
1
2
4
б)
200 225 250 275 300 325 350 Я, ЕМ
в)
1
4
200
225
250
275
Я, ЕМ
300
325
350
коЕцеЕтрация псевдокомпоЕвЕта ЭДК. РешеЕие системы уравЕвЕий отЕосительЕо Смк позволяет определить коЕцеЕтрацию МК по зЕачеЕиям коэффици-еЕтов поглощеЕия при длиЕах воле Я^ и Я2:
Емкя,
ЬШах ^кя..
\°мк~
1_смк_ X.
ь>па2 %
Ема1 \2
- в
смкя2
ПредложеЕЕый метод был использоваЕ для расчета коЕцеЕтрации МК по спектрограммам диализата. В расчетах использовались различЕые комби-Еации длиЕ волЕ в пределах рекомеЕдоваЕЕых спек-тральЕых диапазоЕов. СопоставлеЕие получеЕЕых даЕЕых с результатами биохимических исследова-Еий 100 проб показало, что отЕосительЕая погреш-Еость определеЕия коЕцеЕтрации МК в диализате биспектральЕым методом Ее превышает 10 %.
Метод дает возможЕость реализовать оЕ-лайЕ моЕиториЕг процедуры ГД по МК с использоваЕием компактЕой и Еедорогой аппаратуры Еа базе УФ светодиодов.
/
1
/ / ! 3
/ / / 4
200 225 250 275 300 325 350 Я, Ем
Рис. 1
Спектральные кривые поглощения проб диализата для трех пациентов: а — группа А; б — группа В; в — группа С; 1 — в начале процедуры; 2 — спустя 1 ч от начала процедуры; 3 — спустя 2,5 ч от начала процедуры; 4 — в конце процедуры
Оптоэлектронная система мониторинга концентрации мочевой кислоты
РазработаЕЕая система представляет собой аппа-ратЕо-программЕый комплекс Еа осЕове компакт-Еого биспектральЕого оптоэлектроЕЕого сеЕсора с УФ-светодиодами и специализироваЕЕым про-граммЕым обеспечеЕием ИВМош^ог.
Биспектральный оптоэлектронный сенсор обеспечивает автоматизироваЕЕое измереЕие коэффи-циеЕтов пропускаЕия диализЕой жидкости в диа-лизЕой магистрали ИП в узких спектральЕых ие-тервалах вблизи длиЕ воле 262 и 287 ем. СеЕсор изготовлеЕ фирмой ЪВ1ЛМОМ ЛБ (Тарту, ЭстоЕия).
Прибор содержит оптический модуль (рис. 2), содержащий источЕики излучеЕия 1 — УФ-свето-диоды с максимумом спектра излучеЕия Еа длиЕах волЕ 287 и 262 ем; проточЕую кварцевую кювету 3, подключеЕЕую к диализЕой магистрали ИП 2, фотоприемЕик 4 для регистрации излучеЕия све-тодиодов, прошедшего через кювету с диализатом, модуль питаЕия источЕиков излучеЕия 9, модуль регистрации и обработки электрических сигЕалов 5 с усилителем и аЕалогово-цифровым преобразо-
4
3
2
1
0
6
5
4
3
2
1
0
) ^
4 } » 5 —- 6 7
Оптический модуль
Рис. 2 | Структурная схема двухволнового сенсора
вателем, а также модули управления и обработки данных 6 и обмена данными с компьютером 7, компьютер 8.
Излучение светодиодов 1 направляют на выделенную зону кварцевой проточной кюветы 3, подключенной к диализной магистрали ИП 2 и фокусируют прошедшее через кювету с диализной жидкостью излучение на фотоприемник 4. С помощью модуля регистрации 5 электрические сигналы с выхода фотоприемника усиливаются и преобразуются в цифровой код. Модуль управления и обработки данных 6 обеспечивает установку режима регистрации в модуле 5, управление работой источников излучения с помощью модуля питания источников 9, регистрацию сигналов фотоприемника, сохранение данных во внутреннем буфере, формирование и передачу данных в модуль обмена данными с компьютером 7.
Внутренняя программа микроконтроллера регистрирует рабочий (источники излучения включены) и темновой (источники излучения выключены) сигналы фотоприемника с интервалом 1 с. Значения соответствующих сигналов записываются во внутренние информационные регистры сенсора, откуда по внешней команде могут быть считаны и переданы на персональный компьютер через физический интерфейс USB.
Для управления биспектральным сенсором автоматизированной онлайн-регистрации спектральной информации, расчета концентрации МК и вывода результатов мониторинга сеанса ГД в удобной для медицинского персонала форме было разработано специализированное программное обеспечение HDMonitor. Программа написана на языке C++ в интегрированной среде разработки Microsoft Visual Studio 2008 с использованием библиотеки классов MFC.
Блок-схема алгоритма регистрации и обработки сигналов в ходе мониторинга ГД, который реализуется в программе HDMonitor, представлена на рис. 3. Непосредственно перед началом сеанса ГД, когда пациент еще не подключен к аппарату, в выходной магистрали протекает чистый диализат из системы подготовки диализата, не содержащий контролируемых в процессе мониторинга компо-
Начало
Л
Перевод сенсора в состояние ON (включение светодиодов)
1 г
Тестирование сенсора
1 г
Ввод данных пациента и параметров процедуры
1 г
Начало сеанса гемодиализа
1 Г
Измерение 100 % сигнала Io (по чистому диализату)
1
Г
Измерение рабочего сигнала I (по отработанному диализату)
1
Расчет спектрального пропускания диализата, T, %
1 г
Расчет концентрации мочевой кислоты, Смк, мкмоль/л
1 Г
Расчет объема выделения мочевой кислоты, ммоль
Сохранение результатов в файл
I
Перевод сенсора в состояние OFF (выключение светодиодов)
I
Конец
Л
J
Рис. 3 \ Блок-схема алгоритма регистрации и обработки сигналов в ходе мониторинга гемодиализа: 1о — опорный сигнал; t — время по ходу процедуры ГД; tнD — длительность процедуры
2
1
9
8
ЕеЕтов и являющийся эталоЕом для сравЕеЕия. При этом из соответствующих иЕформациоЕЕых регистров сеЕсора программой считываются и со-храЕяются в памяти опорЕые сигЕалы фотоприем-Еика /0Я1 и ^0Я2, пропорциоЕальЕые иЕтеЕсивЕости излучеЕия прошедшего через чистый диализат в каждом из двух спектральЕых каЕалов.
В ходе сеаЕса через задаЕЕые промежутки вре-меЕи по сигЕалу программЕого таймера считыва-ются сигЕалы /0Я1 и ^0Я2, пропорциоЕальЕые вели-чиЕе иЕтеЕсивЕости излучеЕия, прошедшего через оттекающий диализат, содержащий выводимые из оргаЕизма больЕого ЕизкомолекулярЕые субстаЕ-ции. МиЕимальЕый иЕтервал времеЕи между двумя измереЕиями составляет 1 с.
КоэффициеЕт спектральЕого пропускаЕия диализата Еа рабочих длиЕах волЕ вычисляется в соответствии с выражеЕиями:
К .
1 ).
t =
t =
( — )
где 1т — темЕовой сигЕал фотоприемЕика. Коэф-фициеЕт поглощеЕия рассчитывается по формуле
Рис. 4 | Вид окна HD session monitoring
k = — ln Àl d
f 100%
; К =1 in
Л2 d
f 1000%
где d — эффективЕая толщиЕа кюветы. В соответствии с разработаЕЕой методикой по величиЕе кя1
Рис. 5 | Вид основного окна программы
Биотехнические системы
Ivan о v 091110 1350. csv - Microsoft Excel
Разметка страницы
Формулы
Данные
Рецензирование
Вид
В ^
Вставить
- J
Буфер обм... 5
- А А'
Ж К Ч -II FN А-I
Шрифт
Выравнивание
Общий
% ООО
•Щ Условное форматирование ж ^Форматировать как таблицу т Стили ячеек т Стили
д40 Вставить т Удалить т Щ Формат т Ячейки
Сортиров! и фильтр _Реда кти р
D1
г
A В С D E F G H 1 J К L M
1 PatientID ivanov
2 Machine Dialogue 5000
3 Dialyzer F6
4
5 Blood flow rate 200 ml/min
6 Dialyzate flow rate 500 ml/triir
7
S HD session date 09 November 2010
9 Session started at 13:50
10
11 Time 11,% T2,% Uric acid
12 250 ran 2S5 nm C, mmol/l Eliminated, mmol
13 0:00:00 100 100 0 0
14 0:00:04 100.3 100.1 0 0
15 0:00:09 100.4 100.2 0 0
16 0:00:14 100.4 100.2 0 0
17 0:00:19 100.4 100.2 0 0
IS 0:00:24 100.2 100.2 0 0
19 0:00:29 100.4 100.3 0 0
20 0:00:34 100.4 100.2 0 0
Рис. 6 Файл отчета
и кх2 вычисляется концентрация МК Смк и объем ее выведения ^мк с момента начала сеанса:
V
i \ C—1 + C мк (tn) = L-~-FnT>
i=1
2
где tn — текущий момент времени; n — количество измерений с начала сеанса до момента времени tn; i — номер измерения; Ct — концентрация МК для i-го измерения; Ffl — поток диализата; T — интервал между измерениями.
Работа программы. В случае успешного прохождения процедуры самотестирования сенсора запуска программы на экран выводится вспомогательное окно HD session monitoring, куда нужно ввести параметры процедуры (тип ИП, тип диализатора, продолжительность процедуры, кровоток и поток диализата), данные больного и интервал времени между измерениями (рис. 4). После этого основное окно программы переходит в режим отображения результатов мониторинга (рис. 5). В верхней части окна расположены экранные кнопки для управления работой сенсора и поля для вывода текстовой информации. В нижней части окна показаны результаты мониторинга в виде графика и таблицы.
мониторинг запускается после нажатия экранной кнопки Start session в момент времени, когда в магистрали протекает чистый диализат. При этом автоматически будет измерен и сохранен сигнал
100 %-го пропускания для каждого канала. Через заданные интервалы времени программа считывает сигналы фотоприемника, рассчитывает коэффициенты пропускания диализата на рабочих длинах волн, концентрацию МК и объем ее выведения с начала сеанса. Данные отображаются на экране в виде таблицы и графика. В выпадающем списке Diagram mode можно выбрать отображаемый параметр — коэффициенты пропускания диализата на рабочих длинах волн, концентрацию МК или объем выведенной МК. Файл отчета в тестовом формате *.csv сохраняется в рабочей папке программы, его можно просмотреть в MS Excel (рис. 6).
Результаты клинических испытаний системы мониторинга гемодиализа
Клинические испытания системы проводились в отделении гемодиализа Мариинской больницы Санкт-Петербурга. Исследования проведены для 23 сеансов ГД у 9 пациентов, спектры поглощения проб диализата которых отнесены к разным типам предложенной классификации.
Динамика спектрального пропускания диализата одного из пациентов в двух узких спектральных интервалах, полученная с помощью биспектрального сенсора в ходе мониторинга сеанса ГД, приведена на рис. 7. Временная зависимость концентрации МК
в оттекающем диализате, рассчитаЕЕая по даЕЕым биспектральЕого сеЕсора, и результаты биохимического аЕализа Еескольких проб диализата, взятых по ходу сеаЕса, представлеЕы Еа рис. 8, времеЕЕая зависимость объема выведеЕия МК из оргаЕизма больЕого во время сеаЕса ГД — Еа рис. 9.
Для статистического аЕализа результатов опре-делеЕия коЕцеЕтрации МК в пробах диализата примеЕялся метод БлаЕда—АльтмаЕа [7], позволяющий сравЕивать две аЕалитические методики.
На рис. 10 представлена диаграмма разброса результатов измерения концентрации МК в пробах диализата разных типов биспектральным сенсором Сс и биохимическим анализатором Beckman Coulter AU680 Сб; сплошной линией показана линия регрессии, пунктирными — границы доверительного интервала, определяемые как удвоенное значение среднеквадратической погрешности.
На диаграмме Бланда—Альтмана (рис. 11) ось ординат отображает разницу между значениями
100 90 80 70 60 1 50
ч
40 30 20 10
1
1
1 itsasaH
\
0
50
100
200
t, мин
300
400
500
50
100
200
t, мин
300
400
500
0
Рис. 7
Спектральное пропускание диализата в двух узких спектральных интервалах [центральные длины волн 262 (2) и 287(1) нм] в ходе мониторинга одного из сеансов гемодиализа
Рис. 9
Изменение общего количества мочевой кислоты, выведенной из организма пациента М, в ходе сеанса ГД 10 февраля 2011 года (показания сенсора)
Рис. 8
Временная зависимость концентрации мочевой кислоты в оттекающем диализате, рассчитанная по данным биспектрального сенсора, и результаты биохимического анализа нескольких проб, взятых по ходу сеанса у пациента М. 10 февраля 2011 года:
результаты
- — показания сенсора; I
биохимического анализа
Рис. 10
Диаграмма разброса результатов определения концентрации мочевой кислоты в диализате биспектральным сенсором Сс и биохимическим анализатором Beckman Coulter AU680 Сб: ■ — тип А; О — тип В; Д — тип С
14
Биотехнические системы
20 15 10
.ч 5
>4
4
5 0
и й
if -5
ю О
I -10
о" -15 -20 -25
■ о Mean+2SD
« ■ ■
л ■ с? i® о од
...Iff | !____ Mean
Д Д TP О .. . ■
Д ■ О ■ Mean-ZSD
■
-- - - Q
50 100 150 200
(Сс (i) — C6(t))/2, мкмоль/л
250
Рис. 11
Диаграмма Вланда—Альтмана: ■ — тип А; • — тип В; Д — тип С
200 180 160 140 /л120 моль100
к
м 80
С
60 40 20
1
i / нагрузки (15 мин)
\/ конец физической
Hit нагрузки (60 мин) V/
2 2
Рис. 13
50 100 150 200 250 t, мин
300
Временные зависимости концентрации мочевой кислоты в оттекающем диализате больного Н. для двух сеансов гемодиализа: с физической нагрузкой (1) и без физической нагрузки (2)
0
0
концентрации МК в i-й пробе Cc(i) — Cg(i), полученными биспектральным и биохимическим методами, по оси абсцисс отмечены средние значения концентрации МК для двух методов [Сс(ь) + Сб(0]/2; пунктиром обозначены линия среднего значения концентрации МК (Mean = —3,6 мкмоль/л) и границы интервала двух стандартных отклонений от среднего (Mean + 2SD = 9,4 мкмоль/л; Mean — 2SD = = — 16,5 мкмоль/л, где SD — стандартное отклонение).
Коэффициент корреляции полученных данных составил 0,987, среднее значение абсолютной погрешности определения концентрации МК — 3,6 мкмоль/л, среднеквадратическая погрешность — 6,5 мкмоль/л.
Таким образом, результаты клинических испытаний доказали, что характеристики погрешности определения концентрации МК биспектральным сенсором не хуже аналогичных показателей, полученных с помощью биохимического анализатора
Рис. 12
Исследования влияния интрадиализной физической нагрузки на эффективность процесса детоксика-ции
Beckman Coulter AU680, и разработанная опто-электронная система может быть рекомендована для организации мониторинга процесса ГД.
Разработанная система была использована врачами отделения ГД Мариинской больницы в ходе клинического исследования влияния интрадиа-лизной физической работы на велоэргометре на эффективность элиминации уремических токсинов (рис. 12). Получены достаточно обнадеживающие результаты, указывающие на то, что концентрация (рис. 13) и объем выведения МК возрастают при наличии физической нагрузки [8].
Заключение
Биспектральный оптоэлектронный сенсор полностью автоматизирован, безопасен в работе, не требует расходных материалов, легко перестраивается на другие спектральные линии и может быть использован для мониторинга технологических процессов при производстве разнообразных жидких сред, например лекарственных препаратов в фармакологии, безалкогольных напитков в пищевой промышленности, химической промышленности и других областях.
Литература
Daugirdas J. T., Tattersall J. E. Automated monitoring
of hemodialysis adequacy by dialysis machines: potential benefits to patients and cost savings // Kidney Int. 2010. Vol. 78. P. 833—835.
Fridolin I., Lauri K., Jerotskaja J. et al. Nutrition estimation of dialysis patients by on-line monitoring and kinetic modeling // Estonian Journal of Engineering. 2008. Vol. 14, N 2. P. 177—188.
Umimoto K., Tatsumi Y., Jokei K. Attempt to detect uremic substances in spent dialysate by optical measurement //
3.
Nephrol. Dial. Transplant. 2007. Vol. 22, Suppl. 6. P. vi127.
4. Patent W0 2012/022304 A1. Germany. A61M1/16. Apparatus for extracorporeal blood treatment / J. Meibaum, S. Moll, 7. A. Castellarnau et al. DE2011/001606, filing date: 17.08.2011; publ. date: 23.02.2012.
5. Василевский A. M., Коноплев Г. А. Поликомпонентный 8. мониторинг процесса гемодиализа методом УФ-спектро-метрии // Биотехносфера. 2009. № 1. C. 18—25.
6. Василевский A. M., Коноплев Г. А., Лопатенко О. С. и др. Исследование биспектрального метода мониторинга моче-
вой кислоты в процессе гемодиализной процедуры // Изв. СПбГЭТУ «ЛЭТИ». 2012. № 10. C. 97-104. Bland J. M. Statistical methods for assessing agreement between two methods of clinical measurement // Lancet. 1986. N 8. P. 307-310.
Vasilevsky A., Lopatenko O., Komashnya A. et al. On-line monitoring of uric acid concentration in spent dialysate during hemodialysis accompanied by graduated physical exercises with the bispectral optical sensor // Nephrol. Dial. Transplant. 2012. Vol. 27, Suppl. 2. P. 211-212.
УДК 681.2(61) : 617.3(58-77)
Л. М. Смирнова, д-р техн. наук, ведущий научный сотрудник,
ФГБУ «Санкт-Петербургский научно-практический центр медико-социальной экспертизы, протезирования и реабилитации инвалидов им. Г. А. Альбрехта Министерства труда и социальной защиты Российской Федерации» И. В. Хлызова, аспирант,
ФГБОУ ВПО «Санкт-Петербургский государственный электротехнический университет "ЛЭТИ" им. В. И. Ульянова (Ленина)»
Система и метод исследования компенсаторных реакций на дисбаланс нагрузок в биотехнической системе
Ключевые слова: дисбаланс нагрузок, компенсаторная реакция, опорно-двигательная система, опорно-двигательный аппарат, протезирование нижних конечностей.
Key words: load bearing disbalance, compensatory reaction, support-locomotion system, support-motor apparatus, lower limb prothetics.
Рассматриваются система и метод оценки компенсаторных реакций, возникающих при дисбалансе весовой нагрузки у пациентов со структурными изменениями и функциональными нарушениями опорно-двигательной системы. Обсуждаются результаты их применения при обследовании пациентов с протезами нижних конечностей. Представлены результаты факторного анализа базы данных этих обследований.
Большой спектр заболеваний, которые лечит врач-ортопед, сопровождается дисбалансом нагрузок в опорно-двигательном аппарате (ОДА) и, как следствие, в опорном контуре стоп. Такой дисбаланс вызывает компенсаторные реакции со стороны опорно-двигательной системы. Признавая положительную роль этих реакций в повышении устойчивости позы, стоит выяснить, как они сказываются
на состоянии больного и каким образом их можно оценить в процессе реабилитации пациентов.
Можно ожидать, что в ортостатической позе стоя такими компенсаторными реакциями будут:
• изменение положения стоп в опоре для увеличения площади опорного контура;
• повышение контроля за сохранением равновесия за счет увеличения напряженности систем постуральной регуляции;
• изменение конфигурации биокинематической цепи (БКЦ) для перераспределения масс в ОДА.
Очевидно, что оценка лишь некоторых из этих возможных вариантов компенсации не позволяет объективно оценить качество ортостатической позы: необходимо комплексное исследование с регистрацией всей биомедицинской информации для количественной оценки каждого из этих вариантов, а также для контроля дисбаланса нагрузки в опорном контуре стоп.
Наблюдение за таким вариантом компенсации, как изменение положения стоп в опоре, не представ-
