Разработка замкнутой системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 00.00.00, кандидат наук Жило Никита Максимович

• Жило Никита Максимович
• кандидат наук
• 2024

Оглавление диссертации кандидат наук Жило Никита Максимович

Введение

Глава 1. Управление балансом массообмена при перитонеальном диализе

1.1. Методы управления балансом массообмена

1.2. Методы оценки баланса массообмена при перитонеальном диализе

1.3. Математические модели массообмена при перитонеальном диализе

1.4. Определение базовых требований к системе управления балансом массообмена при перитонеальном диализе

1.5. Основные результаты и выводы

Глава 2. Техническая концепция замкнутой системы управления балансом массообмена

2.1 Существующие системы и методы управления балансом массообмена при перитонеальном диализе

2.2. Метод управления и структура замкнутой системы управления балансом массообмена

2.3. Система управления замкнутой системы управления балансом массообмена

2.4. Базовый алгоритм работы системы управления

2.5. Структура технической системы управления

2.6. Основные результаты и выводы

Глава 3. Техническая система управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе

3.1. Датчик обратной связи - измеритель концентрации осмотического агента

3.2. Исполнительное устройство - автоматизированная система введения осмотического агента

3.3. Исполнительное устройство - автоматизированная система перфузии диализирующего раствора

3.4. Регулятор и вспомогательные подсистемы

3.6. Специальное математическое обеспечение регулятора

3.7. Специальное алгоритмическое обеспечение системы управления

3.8. Изготовление технической системы управления

3.9. Основные результаты и выводы

Глава 4. Анализ эффективности системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе

4.1. Анализ точности модели массообмена при перитонеальном диализе

4.2. Анализ эффективности метода управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе

4.3. Анализ точности датчика обратной связи по концентрации осмотического агента

4.4. Разработка комплексного стенда для анализа эффективности системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе

4.5. Методики анализа эффективности системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе

4.6. Анализ технической системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе

4.7. Анализ полученных результатов

4.8. Основные результаты и выводы

Заключение

Список использованных сокращений

Список использованных терминов

Список литературы

Приложение

Приложение 1. Текст программы, выполняющей моделирование перитонеального транспорта с помощью мембранной модели переноса

Приложение 2. Текст программы, выполняющей расчёт параметров перитонеальной полости по результатам PET-теста

Приложение 3. Акты об использовании результатов работы

Введение

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Разработка замкнутой системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе»

Актуальность темы исследования

Управление балансом массообмена является одной из важных задач в области построения технических систем для перитонеального диализа (ПД). Процессы массообмена (рисунок 1) направлены на удаление накопленных в организме веществ из крови в диализирующий раствор посредством диффузии, а также на удаление излишков жидкости за счёт осмоса, обусловленного разностью концентраций осмотически активного вещества (как правило глюкозы, реже икодекстрина или аминокислот) по обе стороны мембраны [1].

Рисунок 1 - Массообменные процессы при перитонеальном диализе

Эффективность процедуры ПД обеспечивается поддержанием баланса массообмена путём управления процессами введения чистого и удаления отработанного раствора, что позволяет персонализировать процедуру и снизить потребление расходных материалов, а также повысить безопасность процедуры, так как частая замена раствора увеличивает риск инфицирования брюшной полости из-за возможности контакта разъемов, трубок и раствора с внешней средой.

На практике для проведения процедуры ПД широко применяются технические средства введения и слива раствора в/из брюшной полости, называемые системами автоматизированного ПД (АПД) [3,4]. В существующих системах продолжительное удаление продуктов метаболизма имеет техническое решение, заключающееся в регенерации отработанного раствора и повторном введении. При этом продолжительное удаление жидкости является затруднительным, так как из-за короткого времени

действия осмотического агента (вызванного всасыванием глюкозы в кровь) спустя несколько часов массоперенос жидкости останавливается [5]. В таком случае, для регулирования потока жидкости необходимо внешнее управление концентрацией осмотического агента в составе диализирующего раствора. Существующие подходы к решению данной проблемы предполагают или полную замену раствора каждые несколько часов (что сказывается на стоимости и безопасности процедуры [6]) или автоматическое дозирование концентрата глюкозы без обратной связи [7] (что приводит к недостаточному или избыточному удалению жидкости [8]). Таким образом, важной задачей является автоматизация процесса управления балансом массообмена.

Для разработки принципа управления балансом массообмена необходимо учесть способы работы, структуры и характеристики существующих систем автоматизированного перитонеального диализа. Для того, чтобы система функционировала с учётом особенностей, накладываемых индивидуальными особенностями организма, необходимо использовать математическую модель, описывающую массообмен между организмом и диализирующим раствором при перитонеальном диализе. Используя подобную модель, биотехническую систему можно охарактеризовать совокупностью физических закономерностей и характеристик, из которых выводятся соответствующие математические принципы регулирования. С использованием такой модели возможно разработать структуру и алгоритмы замкнутой системы управления и на их основе синтезировать техническую систему управления, позволяющую управлять балансом массообмена при перитонеальном диализе.

Элементом обратной связи для системы управления является датчик концентрации осмотического агента - глюкозы. Для измерения её концентрации можно обратиться к методам, используемым для измерения концентрации глюкозы в крови, например, оптической фотометрии. В качестве механизма забора проб раствора перитонеального диализа для анализа в датчике обратной связи можно обратиться к опыту прототипов носимых аппаратов АПД, которые циркулируют раствор из брюшной полости в систему и обратно.

В настоящей работе система управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе рассматривается как замкнутая система управления концентрацией осмотического агента, основанная на автоматическом регулировании скорости введения глюкозы по данным обратной связи от датчика глюкозы в комбинации с прогнозирующей моделью массообмена.

Настоящая работа посвящена разработке математического, алгоритмического и аппаратного обеспечения замкнутой системы управления балансом массообмена, которая позволит повысить продолжительность, эффективность и безопасность процедуры автоматизированного перитонеального диализа.

Объектом исследования являются замкнутые системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе.

Предметом исследования являются методы и алгоритмы управления, прогнозирования, моделирования и обработки информации в системах автоматизированного перитонеального диализа.

Цель диссертации: исследование и разработка замкнутой системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе.

В соответствии с целью диссертационной работы поставлены следующие задачи.

1. Формализация требований к замкнутой системе управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе.

2. Разработка метода управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе с использованием автоматического управления с обратной связью в комбинации с прогнозированием на основе математической модели массообмена.

3. Синтез замкнутой системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе на основе разработанного метода управления.

4. Разработка алгоритма функционирования замкнутой системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе.

5. Разработка специального математического, программного и аппаратного обеспечения, реализующего алгоритм функционирования замкнутой системы автоматического управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе.

6. Экспериментальная оценка эффективности разработанной замкнутой системы управления.

Научная новизна.

1. Разработан метод управления балансом массообмена, заключающийся в регулировании концентрации глюкозы в диализирующем растворе на основе комбинации обратной связи и прогнозирующей математической модели массообмена при очищении крови методом автоматизированного перитонеального диализа.

2. Разработано математическое и алгоритмическое обеспечение системы управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе, позволяющее учитывать индивидуальные характеристики пациента и персонализировать процедуру искусственного очищения крови.

3. Разработана замкнутая система управления балансом массообмена при очищении крови методом автоматизированного перитонеального диализа, позволяющая продлить процедуру автоматизированного перитонеального диализа, снизить использование расходных материалов, при этом не снижая эффективности очищения крови.

4. Разработанный метод управления балансом массообмена при проведении автоматизированного перитонеального диализа позволяет создать систему автоматизированного перитонеального диализа, обеспечивающую скорость удаления жидкости в диапазоне 1-5 мл/мин при концентрации глюкозы в диализирующем растворе 50-220 ммоль/л на протяжении не менее 4 ч.

Практическая значимость работы.

1. Предложенный метод управления балансом массообмена позволяет снизить потребление раствора для перитонеального диализа с 8-12 л до не более 2 л в сутки, при этом не снижая эффективности удаления из крови накопленных веществ и жидкости.

2. Предложенный метод управления балансом массообмена может быть использован при создании аппаратов автоматизированного перитонеального диализа с управлением балансом массообмена.

3. Разработанный датчик концентрации глюкозы позволяет осуществлять непрерывный бесконтактный мониторинг концентрации глюкозы в водных биологических растворах.

Основные результаты работы использованы при выполнении ключевого комплексного научно-технического проекта «Разработка линейки персонализированных телемедицинских приборов» (Договор с Фондом поддержки проектов национальной технологической инициативы № 70-202100148 от 29 октября 2021 г.) Центра компетенций национальной технологической инициативы «Сенсорика»; в лекционных курсах по дисциплинам «Гемодиализные системы» и «Приборы и методы контроля состава крови» для студентов МИЭТ; при подготовке патентной заявки «Способ управления скоростью удаления жидкости при перитонеальном диализе» (заявка №2 2024113984 от 23.05.2024), созданной в рамках Передовой инженерной школы «Средства проектирования и производства электронной компонентной базы» при МИЭТ; при выполнении крупного научного проекта при финансовой поддержке Российской Федерации в лице Минобрнауки России по соглашению № 075-15-2024-555 от 25.04.2024г. «Микроэлектронные технологии формирования мультимасштабных имплантируемых нейроинтерфейсов живых-технических систем для управления передачей болевых сигналов в мозг»; при выполнении Государственного задания (Проект FSMR-2024-0003) «Биоинтегрированная электроника на основе углеродных нанотрубок и графена».

Методы исследования.

1. Анализ и систематизация данных о существующих подходах к оценке интенсивности процессов массообмена, построению систем автоматизированного перитонеального диализа и математических моделях массообмена при ПД.

2. Синтез технической системы автоматического управления с обратной связью.

3. Математическое и физическое моделирование биотехнических систем.

7

4. Системный анализ и экспериментальные исследования технических систем.

Положения, выносимые на защиту.

1. Задача управления балансом массообмена при автоматизированном перитонеальном диализе может быть решена за счёт управления концентрацией глюкозы в составе диализирующего раствора замкнутой системой на основе прогнозирующей модели массообмена в брюшной полости и датчика обратной связи, обеспечивающего непрерывный мониторинг концентрации глюкозы в диализирующем растворе.

2. Система управления на основе обратной связи по концентрации глюкозы в диализирующем растворе и прогнозирующей математической модели массообмена в брюшной полости позволяет поддерживать скорость удаления жидкости из организма и концентрацию глюкозы в диализирующем растворе с расходом 1-5 мл/ч с погрешностью не более 11 %, при этом не снижая эффективности удаления накопленных веществ из крови.

3. Применение специального математического обеспечения на основе прогнозирующего моделирования массообмена в составе аппарата автоматизированного перитонеального диализа позволяет увеличить эффективность и безопасность процедуры перитонеального диализа, а также обеспечить персонализацию процедуры под индивидуальные потребности пользователя.

4. Разработанный бесконтактный датчик обратной связи позволяет измерять концентрацию глюкозы в растворе для перитонеального диализа в диапазоне 40-220 ммоль/л со средней относительной погрешностью 15 % и может быть использован в составе аппаратов автоматизированного перитонеального диализа.

Степень достоверности и апробация результатов исследования:

Достоверность результатов работы подтверждена их верификацией в ходе экспериментальных исследований на стенде, имитирующем организм при проведении низкопоточной внепочечной детоксикации методом перитонеального диализа. Выносимые на защиту положения диссертации опубликованы в рецензируемых журналах, относящихся к списку ВАК, зарубежных рецензируемых изданиях и защищены свидетельствами Роспатента. Результаты проведённых в рамках диссертационной работы исследований обсуждались на всероссийских и международных конференциях по электронике, системам управления и биомедицине. Результаты работ приняты Российским фондом фундаментальных исследований, а также Минобрнауки России в качестве результатов выполненных фундаментальных и прикладных научных исследований и экспериментальных разработок. Основные результаты диссертационного исследования представлены в публикациях, докладах и выступлениях на следующих конференциях:

- IEEE East-West Design & Test Symposium EWDTS'2018 (Казань, 2018);

- 45th European Society for Artificial Organs Congress (Мадрид, Испания, 2018);

- Sechenov International Biomedical Summit 2018 (Москва, 2018);

- 13th Russian-German Conference on Biomedical Engineering RGC (Ахен, Германия, 2018);

- VI Всероссийская межвузовская научно-практическая конференция молодых учёных с международным участием (Тверь, 2019);

- 26-я Всероссийская межвузовская научно-техническая конференция студентов и аспирантов «Микроэлектроника и информатика - 2019» (Москва, 2019);

- 2019 Ural Symposium on Biomedical Engineering, Radioelectronics and Information Technology, USBEREIT 2019;

- 2019 IEEE Conference of Russian Young Researchers in Electrical and Electronic Engineering (Москва, 2019);

- III Международная научная конференция по проблемам управления в технических системах (CTS'2019) (Санкт-Петербург, 2019)

- 2020 IEEE Conference of Russian Young Researchers in Electrical and Electronic Engineering (Москва, 2020);

- 27-я Всероссийская межвузовская научно-техническая конференция студентов и аспирантов «Микроэлектроника и информатика - 2020» (Москва, 2020);

- 47th European Society for Artificial Organs Congress (Лондон, Великобритания, 2021)

- 28-я Всероссийская межвузовская научно-техническая конференция студентов и аспирантов «Микроэлектроника и информатика - 2021» (Москва, 2021);

- 2021 IEEE Conference of Russian Young Researchers in Electrical and Electronic Engineering (Москва, 2021);

- 2022 IEEE Conference of Russian Young Researchers in Electrical and Electronic Engineering (Москва, 2022).

- 30-я Всероссийская межвузовская научно-техническая конференция студентов и аспирантов «Микроэлектроника и информатика - 2023» (Москва, 2023);

- 10th International Conference on Microelectronics Circuits and Systems Micro2023 (Гаухати, Индия, 2023).

Публикации по теме исследования:

По теме диссертации опубликовано 24 работы в научных журналах и сборниках конференций, среди них 4 статьи в журналах из перечня ВАК и 9 работ в изданиях, входящих в международные базы цитирования Scopus, PubMed, Springer и Web of Science. Получено 4 свидетельства о государственной регистрации программы для ЭВМ и 1 заявка на регистрацию

изобретения. Основные результаты диссертационного исследования представлены в публикациях, докладах и выступлениях на 17 международных и всероссийских конференциях.

Результаты работы использовались при подготовке выпускной квалификационной работы Аболемовой Ю. Е. по направлению 12.03.04 «Биотехнические системы и технологии» на тему «Разработка системы неинвазивного измерения концентрации осмотического агента в носимом аппарате «искусственная почка».

Структура и объём работы:

Диссертация состоит из четырёх глав, заключения и списка литературы из 128 наименований. Объём диссертации составляет 162 страницы, включая 70 рисунков и 15 таблиц.

Глава 1. Управление балансом массообмена при перитонеальном диализе

Одной из наиболее распространённых причин нарушений баланса массообмена в организме является почечная недостаточность - заболевание, связанное с нарушением работы почек, при котором наблюдается ухудшение метаболической, фильтрационной и секреторной функции органов, сопровождающееся нарушением гомеостаза организма [9]. В случае отказа почек наступает терминальная почечная недостаточность. В период с 1990 по 2010 год число пациентов в мире, страдающих терминальной стадией почечной недостаточностью, превысило два миллиона человек, в то время как частота заболевания увеличилась с 44 человек на миллион (1990) до 93 человек на миллион (2010) [10-12] (рисунок 1.1).

Распространённость хронической почечной недостаточности, чел. / 100 000 чел.

14000 12000

10000

Рисунок 1.1 - Заболеваемость и распространённость терминальной стадии хронической почечной недостаточности в мире по данным Атласа 2013 г. базы данных США по заболеваниям почек (ШКОБ) [10]

1.1. Методы управления балансом массообмена

Для компенсации нарушений массообмена применяются различные методы заместительной почечной терапии (ЗПТ), среди которых наиболее распространёнными являются гемодиализ и перитонеальный диализ.

Гемодиализ (ГД) - метод экстракорпорального очищения организма, при котором кровь пациента очищается во внешнем массообменном устройстве -диализаторе[13] (рисунок 1.2).

Рисунок 1.2 - Схема гемодиализного аппарата со сливом отработанного диализирующего раствора [13]

Сущность метода заключается в однократном прохождении диализирующего раствора через диализатор, где осуществляется очищение крови пациента от метаболитов и избытка воды. Отработанный раствор затем подаётся на слив. Главным преимуществом данного метода является высокая эффективность элиминации метаболитов, а также высокая скорость выведения жидкости из организма (ультрафильтрации). Однако на одну процедуру гемодиализа затрачивается порядка 150 литров диализирующего раствора, для приготовления которого необходима стационарная система водоподготовки, концентрат и система пропорционального смешивания. Из вышеперечисленного вытекает главный недостаток данного метода - габариты гемодиализных аппаратов и необходимость осуществления процедуры в специализированных диализных центрах.

Существует также возможность осуществлять процедуру гемодиализа в домашних условиях [14]. Для создания необходимых условий для проведения процедуры домашнего гемодиализа требуется система водоподготовки и оснащение пациента необходимыми расходными материалами (диализаторы, концентраты, магистрали и т.п.). Домашний гемодиализ позволяет пациенту осуществлять процедуру очищения крови в домашних условиях, однако он также требует больших затрат воды и концентрата.

В качестве альтернативы гемодиализу перитонеальный диализ (рисунок 1.3).

может применяться

Вливание Слив раствора

11

Раствор для диализа

Брюшина

Брюшная полость

Катетер

Чч 1 1 -А Л Рисунок 1.3 - Схема перитонеального диализа

Во время процедуры ПД раствор для перитонеального диализа (РПД) объёмом до 2 л подаётся в брюшную полость пациента, выполняющую роль массообменного пространства. Брюшная стенка богата кровеносными сосудами. За счёт диффузионного и осмотического массопереноса осуществляется переход метаболитов и воды из крови в диализирующий раствор. Отработанный диализирующий раствор затем сливают. Одна процедура длится 4-8 часов и за день может повторяется от 3 до 6 раз. ПД более физиологичен в сравнении с ГД, не требует систем водоподготовки и больших затрат диализирующего раствора, и поэтому может проводиться в домашних условиях. Однако перитонеальный диализ уступает гемодиализу в скорости удаления метаболитов жидкости. Также частая замена раствора увеличивает вероятность бактериального заражения брюшной полости пациента. Эффективность ПД зависит от физиологических свойств перитонеальной мембраны пациента, которые могут ухудшаться в долгосрочной перспективе из-за низкой биосовместимости РПД [15].

Растворы для перитонеального и гемодиализа используются для выведения метаболитов из крови пациента, но между ними есть разница: выведение лишней жидкости (ультрафильтрация) в гемодиализе осуществляется за счёт разницы давлений полости крови и в полости диализирующего раствора, создаваемому посредством разницы расходов насосов до и после диализатора, то время как в перитонеальном диализе это происходит за счёт осмотического агента, который «вытягивает» из организма жидкость и удерживает её в РПД. Чаще всего в качестве осмотического агента используется глюкоза, но она переходит из раствора в кровь в течение первых 4-6 часов.

Типичный состав раствора для ПД: подготовленная вода, натрий 135145 ммоль/л, калий 2 ммоль/л, кальций 1,75 ммоль/л, магний 0,5-1,0 ммоль/л, хлор 98,5-116,0 ммоль/л, глюкоза 1,5% (15 г/л) / 2,3% (22,73 г/л) / 4,25% (42,5 г/л), буферный раствор лактат (30-35 ммоль/л) для поддержания рН раствора в 5,0-6,0. Типичный набор для проведения одной процедуры перитонеального диализа гораздо меньше, чем комплект для гемодиализа. В него включается мешок с РПД с трубкой и зажимом для вливания раствора и

пустой мешок с трубкой и зажимом для слива отработанного раствора, внешний вид набора представлен на рисунке 1.4.

\ !

Рисунок 1.4 - Внешний вид набора для перитонеального диализа

Для повышения терапевтического эффекта и удобства пациента используют особый вид перитонеального диализа - автоматизированный ПД, суть которого заключается в применении аппаратных средств, позволяющих автоматизировать процесс замены раствора для ПД (обычно ночью, во время сна пациента), что позволяет продлить продолжительность детоксикации и удаления излишков жидкости из организма за счёт частых обменов жидкости в брюшной полости. Аппараты автоматизированного перитонеального диализа (АПД), называемые «циклерами» позволяют точно отмерять объёмы заливаемой и сливаемой жидкости, подогревать растворы, использовать индивидуальные циклограммы, регламентирующие скорость, объём и продолжительность выдержки раствора в брюшной полости. Современные аппараты также имеют телемедицинские функции - позволяют передавать лечащему врачу информацию о проведённых процедурах и принимать настройки для последующих через интернет, что дополнительно повышает качество лечения и удобство пользования подобными аппаратами. Типовая схема системы АПД представлена на рисунке 1.5. Пациент перед сном подключает к своему катетеру магистраль от аппарата и на панели управления включает аппарат и стартует процедуру. Свежий раствор подаётся в мешок подогрева, расположенный на подогреваемой платформе, которая также измеряет массу раствора в мешке. Подогрев необходим для комфортного введения раствора в брюшную полость, весы - для точного расчёта объёма вводимого раствора. После того, как жидкость прогреется до температуры тела, аппарат начинает заполнение брюшной полости пациента. При достижении запрограммированного времени выдержки заданный объем жидкости сливается, а затем заменяется свежим раствором. Такой цикл повторяется несколько раз за ночь, не доставляя неудобств пациенту.

Рисунок 1.5 - Схема автоматизированного перитонеального диализа

Несмотря на все преимущества АПД, этот метод не лишён ряда недостатков, основные из которых это необходимость хранения пациентом в доме значительных запасов растворов для ПД, а также отсутствие контроля и управления концентрацией осмотического агента, что может приводить к излишней глюкозной нагрузке на пациента и повышенному расходу диализирующего раствора

Наиболее современным типом систем автоматизированного диализа являются носимые аппараты автоматизированного диализа [16-23]. Основное назначение носимой аппаратуры искусственного очищения крови -устранение существующих недостатков ПД и ГД, улучшение качества жизни пациента и более качественная ЗПТ в целом [20,23,24]. В данных аппаратах достижение этих целей обусловлено снижением объёма используемого диализирующего раствора, а также уменьшением частоты замены раствора при перитонеальном диализе за счёт применения различных методов регенерации диализирующего раствора.

В таблице 1.1 приведены названия и краткое описание современных прототипов аппаратов автоматизированного перитонеального диализа.

Таблица 1.1. Сравнение носимых аппаратов автоматизированного

Название Управление балансом массообмена Основные технические характеристики Текущее состояние

[26] Нет 0,2 кг, 17x8x3 см, 10 часов работы от аккумуляторной батареи Прототип не получил дальнейшего развития

ЭО НАИП [27,28] Поддержание постоянной концентрации глюкозы 3,5 кг, рюкзак, удаление мочевины до 1,2 г/ч, креатинина - до 0,3 г/ч Прошёл доклинические испытания

Название Управление балансом массообмена Основные технические характеристики Текущее состояние

SORB [25] Вывод жидкости без контроля осмотического агента 2 кг, пояс Прототип не получил дальнейшего развития

AWAK [29] Введение глюкозы без обратной связи 1 кг, наплечная сумка или жилет, 16 ч работы от аккумулятора, смена расходных материалов - каждые 7 или 12 часов Проходит доклинические испытания

WAKD [30] Нет 3,2 кг, пояс, клиренс по мочевине до 30 мл/мин при постоянном использовании Проходит доклинические испытания

На примере ЭО НАИП приведём одну из типовых схем работы подобных систем [28] на рисунке 1.6 (датчик концентрации глюкозы не показан). В данной системе для корректировки концентрации осмотического агента применены шприцевые насосы для введения глюкозы и датчик концентрации глюкозы. В данной системе используется релейное управление, нацеленное на поддержание постоянной концентрации осмотического агента в растворе для перитонеального диализа, что не позволяет применять активное управление балансом массообмена. Кроме того, в данном аппарате не реализован расчёт скорости и объёма удаляемой из организма жидкости, а итоговый удалённый объём регистрируется визуально после окончания процедуры.

Текущее состояние развития аппаратуры для искусственного очищения крови позволяет рассчитывать на старт их клинического использования в ближайшие 2-5 лет. Анализ текущих мировых разработок в области построения носимых аппаратов искусственного очищения крови показал, что большая часть из них основана на методе перитонеального диализа с регенерацией диализирующего раствора. По итогам предклинических и клинических испытаний таких аппаратов показано, что они могут увеличить продолжительность процедуры искусственного очищения крови до 7-16 ч. При этом основной упор в этих разработках направлен на продолжительное удаление метаболитов, а вопросу продолжительного управляемого удаления излишков жидкости внимания практически не уделяется: в части разработок вопрос не решён, в другой части применяется только слив излишков жидкости без поддержания уровня концентрации осмотического агента. Единичные разработки применяют постоянное введение осмотического агента без какой-либо обратной связи по его концентрации. Это может приводить к двум противоположным вариантам нежелательных ситуаций:

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Жило Никита Максимович, 2024 год

Список использованных терминов

Автоматизированный перитонеальный диализ (АПД) - это тип перитонеального диализа, который выполняется с использованием диализного аппарата, который автоматизирует процессы заполнения и слива диализирующего раствора с минимальным вмешательством человека [120].

Заместительная почечная терапия - способы замещения утраченных функций почек специализированными методами лечения или трансплантацией почки [121].

Осмотический агент - осмотически активное вещество, увеличивающее онкотическое давление раствора, что заставляет окружающие ткани отдавать воду в раствор [122].

Перитонеальный диализ (ПД) - метод лечения почечной недостаточности в основе которого лежит обмен веществами между кровью пациента и диализирующим раствором через мембрану в брюшной полости [123].

Раствор для перитонеального диализа (РПД) - гиперосмолярный раствор, вливаемый в брюшную полость в ходе перитонеального диализа.

Ультрафильтрация (УФ) - осмотическое удаление излишков жидкости при перитонеальном диализе, называемая так из-за схожести процессов трансмембранного осмотического переноса жидкости и ультрафильтрации [124].

Список литературы

1. Morelle J. et al. Mechanisms of Crystalloid versus Colloid Osmosis across the Peritoneal Membrane // Journal of the American Society of Nephrology. 2018. Vol. 29, № 7. P. 1875-1886.

2. Krediet R.T. Acquired Decline in Ultrafiltration in Peritoneal Dialysis: The Role of Glucose // Journal of the American Society of Nephrology. 2021. Vol. 32, № 10. P. 2408-2415.

3. Ng J.K.-C., Li P.K.-T. Fluid management and bioimpedance study in peritoneal dialysis // Curr Opin Nephrol Hypertens. 2019. Vol. 28, №2 1. P. 5864.

4. Akonur A. et al. Automated Peritoneal Dialysis Prescriptions for Enhancing Sodium and Fluid Removal: A Predictive Analysis of Optimized, Patient-Specific Dwell Times for the Day Period // Perit Dial Int. 2013. Vol. 33, № 6. P. 646-654.

5. Krediet R.T. Acquired Decline in Ultrafiltration in Peritoneal Dialysis: The Role of Glucose // Journal of the American Society of Nephrology. 2021. Vol. 32, № 10. P. 2408-2415.

6. Htay H. et al. Biocompatible dialysis fluids for peritoneal dialysis // Cochrane Database of Systematic Reviews. 2018. Vol. 2018, № 10.

7. Giuliani A. et al. Evolution of Automated Peritoneal Dialysis Machines. 2019. P. 9-16.

8. Teitelbaum I. Ultrafiltration Failure in Peritoneal Dialysis: A Pathophysiologic Approach // Blood Purif. 2015. Vol. 39, № 1-3. P. 70-73.

9. Levey A.S., Coresh J. Chronic kidney disease // The Lancet. 2012. Vol. 379, № 9811. P. 165-180.

10. Collins A.J. et al. US Renal Data System 2011 Annual Data Report // American Journal of Kidney Diseases. 2012. Vol. 59, № 1. P. A7.

11. Wagner M. et al. Prevalence of chronic kidney disease and its determinants in coronary heart disease patients in 24 European countries: Insights from the EUROASPIRE IV survey of the European Society of Cardiology // Eur J Prev Cardiol. 2017. Vol. 24, № 11. P. 1168-1180.

12. Caskey F., Steenkamp R., Ansell D. International comparison of UK registry data (Chapter 17) // Nephrology Dialysis Transplantation. 2007. Vol. 22, № Supplement 7. P. vii185-vii193.

13. Polaschegg H.-D. Hemodialysis machine technology: a global overview // Expert Rev Med Devices. 2010. Vol. 7, № 6. P. 793-810.

14

15

16

17

18

19

20

21

22

23

24

25

26

27

28

29

Chan C.T. et al. Overcoming Barriers for Uptake and Continued Use of Home Dialysis: An NKF-KDOQI Conference Report // American Journal of Kidney Diseases. 2020. Vol. 75, № 6. P. 926-934.

Dias D.B. et al. Urgent-start dialysis: Comparison of complications and outcomes between peritoneal dialysis and haemodialysis // Perit Dial Int. 2021. Vol. 41, № 2. P. 244-252.

Bazaev N.A., Putrya B.M., Zhilo N.M. Wearable artificial kidney // Sechenov International Biomedical Summit 2018. 2018. P. 2020.

Castro A.C. et al. Wearable artificial kidney and wearable ultrafiltration device vascular access—future directions // Clin Kidney J. 2019. Vol. 12, № 2. P. 300-307.

Himmelfarb J., Ratner B. Wearable artificial kidney: problems, progress and prospects // Nat Rev Nephrol. 2020. Vol. 16, № 10. P. 558-559.

Gura V. et al. Technical breakthroughs in the wearable artificial kidney (WAK) // Clinical Journal of the American Society of Nephrology. 2009. Vol. 4, № 9. P. 1441-1448.

Kim J.C. et al. A wearable artificial kidney: Technical requirements and potential solutions // Expert Rev Med Devices. 2011. Vol. 8, № 5. P. 567-579.

Ronco C., Fecondini L. The vicenza wearable artificial kidney for peritoneal dialysis (ViWAK PD) // Blood Purif. 2007. Vol. 25, № 4. P. 383-388.

Armignacco P. et al. Wearable Devices for Blood Purification: Principles, Miniaturization, and Technical Challenges // Semin Dial. 2015. Vol. 28, № 2. P. 125-130.

Ronco C., Davenport A., Gura V. The future of the artificial kidney: moving towards wearable and miniaturized devices. // Nefrologia. 2011.

Gura V. et al. A wearable artificial kidney for patients with end-stage renal disease // JCI Insight. 2016. Vol. 1, № 8. P. e86397.

Bazaev N.A. et al. Design Concepts for Wearable Artificial Kidney // Biomed Eng (NY). 2018. Vol. 51, № 6. P. 394-400.

Ronco C., Fecondini L. The Vicenza Wearable Artificial Kidney for Peritoneal Dialysis (ViWAK PD) // Blood Purif. 2007. Vol. 25, № 4. P. 383-388.

Bazaev N.A. et al. Experimental research of wearable artificial kidney // Vestnik Transplantologii i Iskusstvennykh Organov. 2017.

Н. Базаев. Исследования, разработка и создание автономной носимой аппаратуры для перитонеального диализа (диссертация на соискание ученой степени доктора технических наук). Москва: МИЭТ, 2020.

Htay H. et al. Preliminary safety study of the Automated Wearable Artificial Kidney (AWAK) in Peritoneal Dialysis patients // Perit Dial Int. 2022. Vol. 42, № 4. P. 394-402.

30

31

32

33

34

35

36

37

38

39

40

41

42

43

Markovic M. et al. Design of a blood pump for a wearable artificial kidney device // 2012 IEEE Energy Conversion Congress and Exposition (ECCE). IEEE, 2012. P. 3649-3654.

Waniewski J., Stachowska-Pietka J., Flessner M.F. Distributed modeling of osmotically driven fluid transport in peritoneal dialysis: theoretical and computational investigations // American Journal of Physiology-Heart and Circulatory Physiology. 2009. Vol. 296, № 6. P. H1960-H1968.

Flessner M.F. et al. In vivo determination of diffusive transport parameters in a superfused tissue // American Journal of Physiology-Renal Physiology. 2006. Vol. 291, № 5. P. F1096-F1103.

Stachowska-Pietka J. et al. Computer simulations of osmotic ultrafiltration and small-solute transport in peritoneal dialysis: a spatially distributed approach // American Journal of Physiology-Renal Physiology. 2012. Vol. 302, № 10. P. F1331-F1341.

Stachowska-Pietka J. et al. Distributed model of peritoneal fluid absorption. // Am J Physiol Heart Circ Physiol. 2006. Vol. 291, № 4. P. H1862-74.

Twardowski Z.J. et al. High volume, low frequency continuous ambulatory peritoneal dialysis // Kidney Int. 1983. Vol. 23, № 1. P. 64-70.

Imholz A.L.T. et al. Day-to-day variability of fluid and solute transport in upright and recumbent positions during CAPD // Nephrology Dialysis Transplantation. 1998. Vol. 13, № 1. P. 146-153.

Heimburger O. et al. Lyphatic absorption in CAPD patients with loss of ultrafiltration capacity. // Blood Purif. Vol. 13, № 6. P. 327-339.

Flessner M.F. Osmotic barrier of the parietal peritoneum // American Journal of Physiology-Renal Physiology. 1994. Vol. 267, № 5. P. F861-F870.

Flessner M.F. The transport barrier in intraperitoneal therapy // American Journal of Physiology-Renal Physiology. 2005. Vol. 288, № 3. P. F433-F442.

Waniewski J. A Mathematical Model of Local Stimulation of Perfusion by Vasoactive Agent Diffusing from Tissue Surface // Cardiovascular Engineering. 2004. Vol. 4, № 1. P. 115-123.

Zakaria E.R. et al. Vasoactive Components of Dialysis Solution // Perit Dial Int. 2008. Vol. 28, № 3. P. 283-295.

Stachowska-Pietka J. et al. Changes in Free Water Fraction and Aquaporin Function With Dwell Time During Continuous Ambulatory Peritoneal Dialysis // Artif Organs. 2010. Vol. 34, № 12. P. 1138-1143.

Waniewski J. et al. Diffusive and Convective Solute Transport in Peritoneal Dialysis with Glucose as an Osmotic Agent // Artif Organs. 1995. Vol. 19, № 4. P. 295-306.

44

45

46

47

48

49

50

51

52

53

54

55

56

57

Waniewski J. et al. Diffusive mass transport coefficients are not constant during a single exchange in continuous ambulatory peritoneal dialysis. // ASAIO J. 1996. Vol. 42, № 5. P. M518-23.

Zakaria E.R., Lofthouse J., Flessner M.F. Effect of intraperitoneal pressures on tissue water of the abdominal muscle // American Journal of Physiology-Renal Physiology. 2000. Vol. 278, № 6. P. F875-F885.

Rosengren B.-I. et al. Acute peritoneal dialysis in rats results in a marked reduction of interstitial colloid osmotic pressure. // J Am Soc Nephrol. United States, 2004. Vol. 15, № 12. P. 3111-3116.

Wu J., Mack G.W. Effect of lymphatic outflow pressure on lymphatic albumin transport in humans // J Appl Physiol. American Physiological Society, 2001. Vol. 91, № 3. P. 1223-1228.

Margetts P.J., Churchill D.N. Acquired ultrafiltration dysfunction in peritoneal dialysis patients. // J Am Soc Nephrol. 2002. Vol. 13, № 11. P. 2787-2794.

Pannekeet M.M. et al. The standard peritoneal permeability analysis: A tool for the assessment of peritoneal permeability characteristics in CAPD patients // Kidney Int. 1995. Vol. 48, № 3. P. 866-875.

Waniewski J. Mathematical modeling of fluid and solute transport in hemodialysis and peritoneal dialysis // J Memb Sci. 2006. Vol. 274, № 1-2. P. 24-37.

Ni J. et al. Aquaporin-1 plays an essential role in water permeability and ultrafiltration during peritoneal dialysis // Kidney Int. 2006. Vol. 69, № 9. P. 1518-1525.

Devuyst O., Rippe B. Water transport across the peritoneal membrane // Kidney Int. 2014. Vol. 85, № 4. P. 750-758.

van Biesen W. et al. Evaluation of peritoneal membrane characteristics: clinical advice for prescription management by the ERBP working group. // Nephrol Dial Transplant. 2010. Vol. 25, № 7. P. 2052-2062.

La Milia V. Peritoneal transport testing. // J Nephrol. 2010. Vol. 23, № 6. P. 633-647.

Van Biesen W. et al. Evaluation of the peritoneal membrane function by three letter word acronyms: PET, PDC®, SPA, PD-Adequest, POL: What to do? // Contributions to Nephrology. 2006.

Bernardo A.P. et al. Two-in-one protocol: Simultaneous small-pore and ultrasmall-pore peritoneal transport quantification // Peritoneal Dialysis International. 2012.

Waniewski J. et al. Threefold peritoneal test of osmotic conductance, ultrafiltration efficiency, and fluid absorption // Peritoneal Dialysis International. 2013.

58

59

60

61

62

63

64

65

66

67

68

69

70

71

72

73

Galach M. et al. Sequential peritoneal equilibration test: A new method for assessment and modelling of peritoneal transport // Nephrology Dialysis Transplantation. 2013.

Vonesh E.F., Story K.O., O'Neill W.T. A multinational clinical validation study of PD ADEQUEST 2.0 // Peritoneal Dialysis International. 1999.

Haraldsson B. Assessing the peritoneal dialysis capacities of individual patients // Kidney Int. 1995.

La Milia V. et al. Mini-peritoneal equilibration test: A simple and fast method to assess free water and small solute transport across the peritoneal membrane // Kidney Int. 2005. Vol. 68, № 2. P. 840-846.

La Milia V. et al. Simultaneous measurement of peritoneal glucose and free water osmotic conductances // Kidney Int. 2007.

Waniewski J. et al. Methods for estimation of peritoneal dialysate volume and reabsorption rate using macromolecular markers // Peritoneal Dialysis International. 1994.

Krediet R.T. et al. Clinical significance and detection of individual differences and changes in transperitoneal transport // Blood Purification. 1994.

Lindholm B. et al. Peritoneal Ultrafiltration and Fluid Reabsorption During Peritoneal Dialysis // Nephrology Dialysis Transplantation. 1989.

Krediet R.T. et al. Simple assessment of the efficacy of peritoneal transport in continuous ambulatory peritoneal dialysis patients // Blood Purif. 1986.

Struijk D.G. et al. Use of the disappearance rate for the estimation of lymphatic absorption during CAPD // Blood Purif. 1992.

Ho-dac-Pannekeet M.M. et al. Analysis of ultrafiltration failure in peritoneal dialysis patients by means of standard peritoneal permeability analysis. // Perit Dial Int. Vol. 17, № 2. P. 144-150.

Krediet R.T., Lindholm B., Rippe B. Pathophysiology of peritoneal membrane failure. // Perit Dial Int. 2000. Vol. 20 Suppl 4. P. S22-42.

Smit W. et al. Analysis of the prevalence and causes of ultrafiltration failure during long-term peritoneal dialysis: a cross-sectional study. // Perit Dial Int. Vol. 24, № 6. P. 562-570.

Rippe B., Stelin G. Simulations of peritoneal solute transport during CAPD. Application of two-pore formalism // Kidney Int. 1989. Vol. 35, №2 5. P. 12341244.

Waniewski J. et al. Simple Models for Fluid Transport during Peritoneal Dialysis // Int J Artif Organs. 1996. Vol. 19, № 8. P. 455-466.

Waniewski J. et al. Fluid and Solute Transport in CAPD Patients before and after Permanent Loss of Ultrafiltration Capacity // Int J Artif Organs. 2005. Vol. 28, № 10. P. 976-984.

74

75

76

77

78

79

80

81

82

83

84

85

86

87

88

Stelin G., Rippe B. A phenomenological interpretation of the variation in dialysate volume with dwell time in CAPD // Kidney Int. 1990. Vol. 38, № 3. P. 465-472.

Waniewski J., Debowska M., Lindholm B. How Accurate is the Description of Transport Kinetics in Peritoneal Dialysis According to Different Versions of the Three-Pore Model? // Perit Dial Int. 2008. Vol. 28, № 1. P. 53-60.

Sobiecka D. et al. Peritoneal Fluid Transport in CAPD Patients with Different Transport Rates of Small Solutes // Perit Dial Int. 2004. Vol. 24, № 3. P. 240251.

Twardowski Z.J. Clinical Value of Standardized Equilibration Tests in CAPD Patients // Blood Purif. 1989. Vol. 7, № 2-3. P. 95-108.

Rippe B., Krediet R.T. Peritoneal physiology-transport of solutes // The Textbook of Peritoneal Dialysis. Dordrecht: Springer Netherlands, 1994. P. 69-113.

Lysaght M.J., Farrell P.C. Membrane phenomena and mass transfer kinetics in peritoneal dialysis // J Memb Sci. 1989. Vol. 44, № 1. P. 5-23.

Waniewski J. Mathematical modeling of fluid and solute transport in hemodialysis and peritoneal dialysis // J Memb Sci. 2006. Vol. 274, № 1-2. P. 24-37.

Waniewski J. et al. Simple Models for Fluid Transport during Peritoneal Dialysis // Int J Artif Organs. 1996. Vol. 19, № 8. P. 455-466.

Vonesh E.F. et al. Kinetic Modeling as a Prescription Aid in Peritoneal Dialysis // Blood Purif. 1991. Vol. 9, № 5-6. P. 246-270.

Waniewski J. Mathematical Models for Peritoneal Transport Characteristics // Perit Dial Int. 1999. Vol. 19, № 2_suppl. P. 193-201.

Waniewski J. et al. Paradoxes in Peritoneal Transport of Small Solutes // Perit Dial Int. 1996. Vol. 16, № 1_suppl. P. 63-70.

Waniewski J. A Mathematical Model of Local Stimulation of Perfusion by Vasoactive Agent Diffusing from Tissue Surface // Cardiovascular Engineering. 2004. Vol. 4, № 1. P. 115-123.

Waniewski J., Werynski A., Lindholm B. Effect of blood perfusion on diffusive transport in peritoneal dialysis // Kidney Int. 1999. Vol. 56, № 2. P. 707-713.

Haraldsson B. Assessing the peritoneal dialysis capacities of individual patients // Kidney Int. 1995. Vol. 47, № 4. P. 1187-1198.

Haraldsson B. Optimization of Peritoneal Dialysis Prescription Using Computer Models of Peritoneal Transport // Perit Dial Int. 2001. Vol. 21, № 3_suppl. P. 148-151.

89. Smit W. et al. Quantification of free water transport in peritoneal dialysis // Kidney Int. 2004. Vol. 66, № 2. P. 849-854.

90. La Milia V. et al. Mini-peritoneal equilibration test: A simple and fast method to assess free water and small solute transport across the peritoneal membrane // Kidney Int. 2005. Vol. 68, № 2. P. 840-846.

91. Waniewski J. et al. Effect of Alternative Osmotic Agents on Peritoneal Transport // Blood Purif. 1993. Vol. 11, № 4. P. 248-264.

92. Waniewski J. et al. Diffusive and Convective Solute Transport in Peritoneal Dialysis with Glucose as an Osmotic Agent // Artif Organs. 1995. Vol. 19, № 4. P. 295-306.

93. Wang T. et al. A quantitative analysis of sodium transport and removal during peritoneal dialysis // Kidney Int. 1997. Vol. 52, № 6. P. 1609-1616.

94. Flessner M.F., Dedrick R.L., Schultz J.S. A distributed model of peritoneal-plasma transport: theoretical considerations // American Journal of Physiology-Regulatory, Integrative and Comparative Physiology. American Physiological Society, 1984. Vol. 246, № 4. P. R597-R607.

95. Waniewski J. Physiological interpretation of solute transport parameters for peritoneal dialysis // Journal of Theoretical Medicine. Taylor & Francis, 2001. Vol. 3, № 3. P. 177-190.

96. Waniewski J. Distributed Modeling of Diffusive Solute Transport in Peritoneal Dialysis // Ann Biomed Eng. 2002. Vol. 30, № 9. P. 1181-1195.

97. Flessner M.F. Transport of protein in the abdominal wall during intraperitoneal therapy. I. Theoretical approach // American Journal of Physiology-Gastrointestinal and Liver Physiology. American Physiological Society, 2001. Vol. 281, № 2. P. G424-G437.

98. Waniewski J. et al. Free water transport and sieving coefficient for sodium in peritoneal dialysis. // Pol Merkur Lekarski. 2006. Vol. 21, № 122. P. 188-190; discussion 191.

99. Galach M. et al. Kinetic Analysis of Peritoneal Fluid and Solute Transport with Combination of Glucose and Icodextrin as Osmotic Agents // Perit Dial Int. 2009. Vol. 29, № 1. P. 72-80.

100. Vonesh E.F. et al. Modeling of Icodextrin in PD Adequest® 2.0 // Peritoneal Dialysis International. SAGE Publications Ltd STM, 2006. Vol. 26, № 4. P. 475-481.

101. Rippe B., Levin L. Computer simulations of ultrafiltration profiles for an icodextrin-based peritoneal fluid in CAPD // Kidney Int. 2000. Vol. 57, № 6. P. 2546-2556.

102. Waniewski J., Werynski A., Lindholm B. Effect of blood perfusion on diffusive transport in peritoneal dialysis // Kidney Int. 1999. Vol. 56, № 2. P. 707-713.

103. Seames E.L., Moncrief J.W., Popovich R.P. A distributed model of fluid and mass transfer in peritoneal dialysis // American Journal of Physiology-Regulatory, Integrative and Comparative Physiology. American Physiological Society, 1990. Vol. 258, № 4. P. R958-R972.

104. Flessner M. et al. Is the Peritoneum a Significant Transport Barrier in Peritoneal Dialysis? // Peritoneal Dialysis International. SAGE Publications Ltd STM, 2003. Vol. 23, № 6. P. 542-549.

105. Flessner M. Effective Lymphatic Absorption Rate is not a Useful or Accurate Term to use in the Physiology of Peritoneal Dialysis // Peritoneal Dialysis International. SAGE Publications Ltd STM, 2004. Vol. 24, № 4. P. 313-316.

106. Venturoli D., Rippe B. Is There a Price to Pay for the Simplicity of the Three-Pore Model? // Peritoneal Dialysis International. SAGE Publications Ltd STM, 2008. Vol. 28, № 1. P. 25-27.

107. Rippe B. Free water transport, small pore transport and the osmotic pressure gradient three-pore model of peritoneal transport // Nephrology Dialysis Transplantation. 2008. Vol. 23, № 7. P. 2147-2153.

108. Struijk D.G. et al. Fluid Kinetics in CAPD Patients during Dialysis with a Bicarbonate-Based Hypoosmolar Solution // Blood Purif. 1996.

109. Heimburger O. et al. A quantitative description of solute and fluid transport during peritoneal dialysis // Kidney Int. 1992. Vol. 41, № 5. P. 1320-1332.

110. Imholz A.L.T. et al. Effect of an increased intraperitoneal pressure on fluid and solute transport during CAPD // Kidney Int. 1993. Vol. 44, № 5. P. 1078-1085.

111. Rippe B., Venturoli D. Fluid loss from the peritoneal cavity by back-filtration through the small pores of the three-pore model // Kidney Int. 2008. Vol. 73, № 9. P. 985-986.

112. Sun Y. et al. Dialysis-associated hyperglycemia: manifestations and treatment // Int Urol Nephrol. 2020. Vol. 52, № 3. P. 505-517.

113. Liu S. et al. Electromagnetic-Acoustic Sensing for Biomedical Applications // Sensors. 2018. Vol. 18, № 10. P. 3203.

114. Namita T. et al. Evaluation of blood glucose concentration measurement using photoacoustic spectroscopy in near-infrared region / ed. Oraevsky A.A., Wang L. V. 2017. P. 100645A.

115. Jain P., Maddila R., Joshi A.M. A precise non-invasive blood glucose measurement system using NIR spectroscopy and Huber's regression model // Opt Quantum Electron. 2019. Vol. 51, № 2. P. 51.

116. Maruo K. et al. New methodology to obtain a calibration model for noninvasive near-infrared blood glucose monitoring. // Appl Spectrosc. 2006. Vol. 60, № 4. P. 441-449.

117. Tan C.L., Mohseni H. Emerging technologies for high performance infrared detectors // Nanophotonics. 2018. Vol. 7, № 1. P. 169-197.

118. Sun R. et al. GaN Power Integration for High Frequency and High Efficiency Power Applications: A Review // IEEE Access. 2020. Vol. 8. P. 15529-15542.

119. Twardowski Z.J., Khanna R., Nolph K.D. Osmotic Agents and Ultrafiltration in Peritoneal Dialysis // Nephron. 1986. Vol. 42, № 2. P. 93-101.

120. Bieber S.D. et al. Comparative Outcomes Between Continuous Ambulatory and Automated Peritoneal Dialysis: A Narrative Review // American Journal of Kidney Diseases. 2014. Vol. 63, № 6. P. 1027-1037.

121. Pannu N. et al. Renal Replacement Therapy in Patients With Acute Renal Failure // JAMA. 2008. Vol. 299, № 7. P. 793.

122. Cossey M. Applied pharmacology // Independent and Supplementary Prescribing. Cambridge University Press, 2010. P. 65-85.

123. Andreoli M.C.C., Totoli C. Peritoneal Dialysis // Rev Assoc Med Bras. 2020. Vol. 66, № suppl 1. P. s37-s44.

124. Kedem O. Physics and chemistry of membranes // Nature. 1981. Vol. 291, № 5813. P. 366-366.

Приложение

Приложение 1. Текст программы, выполняющей моделирование перитонеального транспорта с помощью мембранной модели переноса

clc

clear all close all

global ttt

%% const

R=8.31; % gas const, J/mol/K Tem=310; % temp, K

К=0.082*10Л-6/60/133; % memb permeability, m3/s/Pa

%К=0.082*10л-1/60/133;

Ql=0.3*10A-6/60; % limph flow, m3/s

sg=0.0427; % glucose staverman coefficient, -

dpr=5559.3; % Pa

Mg=0.18; % glucose molar mass, kg/mol

c0=140; % threshold gluc, mol/m3 cc=1000; % syringe glucose level, kg/m3 GluTime=300; % single measurement time, s GE=10; % glucose abs error, mmol/L

Tim = 60*60*4; % sim time, s

%% initial values

V0 0=1.050*10A-3; % Perit solution volume, m3 cgd0=125; % glucose level, mol/m3 mg0=cgd0*Mg*V00; % glucose mass, kg y0 = [V00 mg0 cgd0];

V=[]; mg=[]; cd=[]; T=[]; GLU=[] ; VB=[]; X=[]; VX=V00; vbol=0;

for c1=1:Tim/GluTime; clc

disp(round(GluTime*100*c1/Tim)) % timing, %

tspan=GluTime*(c1-1):GluTime*c1; % single

measurement range, s

[t,G] = ode45(@odeP2, tspan, y0); % ODE solver glu=mean(G(1:end-1,3))+GE/10*(randn+randn+randn+randn+randn); %

glucometer indications, mol/m3

GLU=[GLU glu]; % full array Glucometer, mol/m3 V=[V; G(1:end-1,1)]; % full array Volume, m3 mg=[mg; G(1:end-1,2)]; % full array Glucose mass, kg

cd=[cd; G(1:end-1,3)]; % full array Glucose level, mol/m3

T=[T; t(1:end-1)]; % full array Time, s

VX=VX+vbol; % initial theoretic volume, m3 Q=K*(R*Tem*sg*c0-dpr)-Ql; % theoretic flow, m3 X=[X; VX+Q*t(1:end-1)]; % theoretic volume, m3

V0=G(end,1);

o. o. o.

%%%

Qd=5*10A-6/60;

c0=(Qd+Ql+K*dpr)/(K*R*Tem*sg);

mgbol=(c0-glu)*heaviside(c0-glu)*X(end)*Mg; % bolus glucose mass, kg

o a a %%%

vbol=mgbol/cc; % bolus volume, m3

V0=V0+vbol; % new Volume, m3 mg0=G(end,2)+mgbol; % new Glucose mass, kg cgd0=mg0/V0/Mg; % new Glucose level, mol/m3 y0 = [V0 mg0 cgd0]; % new initial values array for ODE

VB=[VB vbol]; % full array Bolus volumes, m3

end

% plot(ttt) figure

subplot(3,1,1)

plot(T/60,(V*1000)-1)

subplot(3,1,2)

plot(T/60,mg*1000)

subplot(3,1,3)

plot(T/60,cd)

%plot(T/60,V*1000/T)

figure

plot((0:length(GLU)-1)/12,GLU) function dZ = odeP2(t,Z) global ttt

o a %%

dZ=zeros(3,1);

V=Z(1); % liquid volume in peritoneum, m3 mg=Z(2); % glucose mass in peritoneum, kg cgd=Z(3); % glucose concentration in peritoneum, mol/m3

%% Const

R=8.31; % gas const, J/mol/K

147

T=310; % temp, K

K=0.082*10A-6/60/133; % memb permeability, m3/s/Pa Ql=0.3*10A-6/60; % limph flow, m3/s

sg=0.0427; % glucose staverman coefficient, -cob=160; % other conc blood, mol/m3 cod=132; % other conc dial, mol/m3 cgb=6.5; % gluc conc blood, mol/m3 S=0.7; % seiving coeff, -

kg=(5.5*(10A-6))/60; % glucose mass transfer coeff, m3/s Mg=0.18; % glucose molar mass, kg/mol cc=1000; % glucose infusion conc, kg/m3; %% Eq

ph=9*133; % hydrostatic pressure, Pa pp=22*133; % oncotic pressure, Pa

po=0.01*(cob-cod)*R*T; % other subst pressure, Pa dpr=R*T*sg*cgb+pp+po+ph; % total osmotic pressure w/out gluc, Pa

Q=K*(R*T*sg*cgd-dpr); % flow blood-to-perit, m3/s cm=cgb-(1/(Q*S/kg)-1/(exp(Q*S/kg)-1))*(cgb-cgd); %

effective transmembrane glucose concentration, mol/m3

dmg=kg*(cgb-cgd)*Mg+Q*S*cm*Mg; % dm/dt dV=Q-Ql; % dV/dt

dcgd=(dmg-Mg*cgd*dV)/(V*Mg); % dcg/dt

g. a

%%

dZ(1)=dV;

dZ(2)=dmg;

dZ(3)=dcgd;

% ttt=[ttt R*T*sg*cgd];

end

Приложение 2. Текст программы, выполняющей расчёт параметров перитонеальной полости по результатам PET-теста

clc; clear; close all; clear all; %Ввод данных

СЬд!и0=4;%Концентрация глюкозы в крови (ммоль/л или моль/м3)

mtp=80; %Масса тела пациента (кг) H=18 0; %Рост пациента (см)

Sa=sqrt(H*mtp/3 60 0),•%Площадь перитонеальной мембраны (м2)

d=1028*10л(-6),•%Толш;ина перитонеальной мембраны (м) а^^.^^Отностиельная погрешность коэффициентов АБтах=10л(-9);%Верхний стартовый предел АБт1п=10Л(-11);%Нижний стартовый предел

Арттах=10Л(-11);%Максимальный коэффициент

ультрафильтрации перитонеальной мембраны

(м3/(м2*с*Па))

Артт1п=10Л(-14);%Минимальный коэффициент

ультрафильтрации перитонеальной мембраны

(м3/(м2*с*Па)) Т=240; %Время диализа (мин)

Ур0=2*10Л(-3);%0бъем перитонеального раствора (м3) Ср=0.7; %Длина окружности перитонеальной полости (м) pb=13300; %Гидростатическое давление крови (Па) Cpfglu0=127.7; %Начальная концентрация глюкозы в РПД

(ммоль/л или моль/м3) %Коэффициенты диффузии перитонеальной мембраны (м2/с) Dpcrmax=ADmax,•%по креатинину (максимальный) Dpcrmin=ADmin,•%по креатинину (минимальный) Dpumax=ADmax,•%по мочевине (максимальный) Dpumin=ADmin,•%по мочевине(минимальный) Dpglumax=ADmax,•%по глюкозе (максимальный) Dpglumin=ADmin,•%по глюкозе(минимальный)

%Начальные концентрации метаболитов (ммоль/л или

моль/м3) Cbcr0=1; %креатинина Cbu0=4 0; %мочевины

ropf=1000; %Плотность диализата (кг/м3)

dt=10,• %Интервал дискретизации (с) t=0:dt/60:T; %Вектор времени

К=8.3144 621; %Универсальная газовая постоянная д=9.8; %Ускорение свободного падения (м/с2) V(1)=0.57*mtp*10л(-3),• %Начальный объем жидкости (м3) г=0р/(2*р1); %Радиус перитонеальной полости (м) h0=Vp0/(pi*rл2),• %Начальный столб диализата (м) Tt=310.5,•%Температура тела пациента (К)

PETgluexp=[1, 0.63, 0.48, 0.31]; %РЕТ-тест по глюкозе

РЕТиехр=[0, 0.56, 0.73, 0.89]; %РЕТ-тест по мочевине РЕТсгехр=[0, 0.4, 0.54, 0.71]; %РЕТ-тест по креатинину Vuf=0.644*10л(-3),• %Объём ультрафильтрата (м3) dPETglu=[0, 0.11, 0.103, 0.066]; %Погрешность РЕТ-теста по глюкозе

dPETu=[0, 0.088, 0.078, 0.043]; %Погрешность РЕТ-теста по мочевине

dPETcг=[0, 0.085, 0.105, 0.086]; %Погрешность РЕТ-теста

по креатинину dVuf=223*10Л(-6),• %Погрешность ультрафильтрации (м3) Техр=[0, 1, 2, 4]; %Вектор времени Cuexp(1)=0; Ссгехр(1)=0; Cgluexp(1)=Cpfglu0;

Cpfu=zeгos(size ^)); Cpfcг=zeгos(size(t)); Cpfglu=zeгos (size (t)); Vp=zeгos (size(t)); Cuexp=PETuexp; Ccгexp=PETcгexp; Cgluexp=PETgluexp; dCu=dPETu; dCcr=dPETcr; dCglu=dPETglu; : = 0;

while ~(((abs(Cpfu(361)-(Cuexp(2)-dCu(2)))<dCu(2)*acc & abs(Cpfu(721)-Cuexp(3))<dCu(3) & abs(Cpfu(1441)-Cuexp(4))<dCu(4) & abs(Cpfu(361)-Cuexp(2))<dCu(2))...

| (abs(Cpfu(361)-Cuexp(2))<dCu(2) &

abs(Cpfu(721)-(Cuexp(3)& abs(Cpfu(1441)-Cuexp(4))<dCu(4) & abs(Cpfu(721)-Cuexp(3))<dCu(3))...

| (abs(Cpfu(361)-Cuexp(2))<dCu(2) &

abs(Cpfu(721)-Cuexp(3))<dCu(3) & abs(Cpfu(1441)-(Cuexp(4)-dCu(4)))<dCu(4)*acc & abs(Cpfu(1441)-Cuexp(4))<dCu(4)))...

&((abs(Cpfcг(361) - (Ccrexp(2) -dCcг(2)))<dCcг(2)*acc & abs(Cpfcг(721)-

Ccгexp(3))<dCcг(3) & abs(Cpfcг(1441)-

Ccгexp(4))<dCcг(4) & abs(Cpfcr(3 61)-

Ccгexp(2))<dCcг(2))...

| (abs(Cpfcr(361)-Ccrexp(2))<dCcr(2) &

abs(Cpfcг(721) - (Ccгexp(3) &

abs(Cpfcг(1441)-Ccгexp(4))<dCcг(4) & abs(Cpfcг(721)-Ccrexp(3))<dCcr(3))...

| (abs(Cpfcг(361)-Ccгexp(2))<dCcг(2) &

abs(Cpfcг(721)-Ccгexp(3))<dCcг(3) & abs(Cpfcг(1441)-(Ccгexp(4)-dCcг(4)))<dCcг(4)*acc & abs(Cpfcг(1441)-Ccrexp(4))<dCcr(4)))...

&((abs(Cpfglu(361)-(Cgluexp(2)-dCglu(2)))<dCglu(2)*acc & abs(Cpfglu(721)-

Cgluexp(3))<dCglu(3) & abs(Cpfglu(1441)-

Cgluexp(4))<dCglu(4) & abs(Cpfglu(3 61)-

Cgluexp(2))<dCglu(2))...

I (abs(Cpfglu(361)-Cgluexp(2))<dCglu(2) &

abs(Cpfglu(721)-(Cgluexp(3)-dCglu(3)))<dCglu(3)*acc & abs(Cpfglu(1441)-Cgluexp(4))<dCglu(4) &

abs(Cpfglu(721)-Cgluexp(3))<dCglu(3))...

I (abs(Cpfglu(361)-Cgluexp(2))<dCglu(2) &

abs(Cpfglu(721)-Cgluexp(3))<dCglu(3) &

abs(Cpfglu(1441)-(Cgluexp(4)-dCglu(4)))<dCglu(4)*acc & abs(Cpfglu(1441)-Cgluexp(4))<dCglu(4)))...

& (abs(Vp(1441)-Vp(1)-Vuf+dVuf)<dVuf*acc & Vp(1441) -Vp(1)>Vuf-dVuf))

Vp(1)=Vp0;

V(1)=0.57*mtp*10A(-3);

Cbu(1)=Cbu0;

Cbcr(1)=Cbcr0;

Cpfu(1)=0;

Cpfcr(1)=0;

Nbu(1)=Cbu0*V(1);

Nbcr(1)=Cbcr0*V(1);

Cbglu(1)=Cbglu0;

Nbglu(1)=Cbglu(1)*V(1);

Cpfglu(1)=Cpfglu0;

Npfu(1)=0;

Npfcr(1)=0;

Npfglu(1)=Cpfglu(1)*Vp(1);

h(1)=h0;

Dpu=(Dpumax+Dpumin)/2;

Dpcr=(Dpcrmax+Dpcrmin)/2;

Dpglu=(Dpglumax+Dpglumin)/2;

Apm=(Apmmax+Apmmin)/2;

for i=1:(length(t)-1)

Nbu(i+1)=Nbu(i)-Dpu*(Cbu(i)-Cpfu(i))/d*Sa*dt;

Npfu(i+1)=Npfu(i)+Dpu*(Cbu(i)-Cpfu(i))/d*Sa*dt;

Nbcr(i+1)=Nbcr(i)-Dpcr*(Cbcr(i)-Cpfcr(i))/d*Sa*dt;

Nbglu(i+1)=Nbglu(i)+Dpglu*(Cpfglu(i)-Cbglu(i))/d*Sa*dt;

Npfcr(i+1)=Npfcr(i)+Dpcr*(Cbcr(i)-Cpfcr(i))/d*Sa*dt;

Npfglu(i+1)=Npfglu(i)-Dpglu*(Cpfglu(i)-Cbglu(i))/d*Sa*dt;

Vp(i+1)=Vp(i)+Apm*Sa*R*Tt*(Cpfglu(i)-Cbglu(i))*dt+Apm*2*pi*r*(pb*h(i)-ropf*g*h(i)A2/2)*dt;

V(i+1)=V(i)-Apm*Sa*R*Tt*(Cpfglu(i)-Cbglu(i))*dt-Apm*2*pi*r*(pb*h(i)-ropf*g*h(i)A2/2)*dt;

h(i + 1)=Vp(i + 1)/(pi*rA2);

Cbu(i + 1)=Nbu(i)/V(1);

Cpfu(i + 1)=Npfu(i)/Vp(1);

Cbcr(i + 1)=Nbcr(i)/V(1);

Cpfcr(i + 1)=Npfcr(i)/Vp(1);

Cbglu(i + 1)=Nbglu(i)/V(1); Cpfglu(i+1)=Npfglu(i)/Vp(1);

end

Cuexp(1)=0;

Ccrexp(1)=0;

Cgluexp(1)=Cpfglu0;

for i=2:length(Texp)

Cuexp(i)=PETuexp(i)*Cbu(Texp(i)*60);

Ccrexp(i)=PETcrexp(i)*Cbcr(Texp(i)*60);

Cgluexp(i)=PETgluexp(i)*Cpfglu(1);

dCu(i)=dPETu(i)*Cbu(Texp(i)*60);

dCcr(i)=dPETcr(i)*Cbcr(Texp(i)*60);

dCglu(i)=dPETglu(i)*Cpfglu(1);

end

if Cpfu(361)-(Cuexp(2)-dCu(2))>0 & Cpfu(721)-(Cuexp(3)-dCu(3))>0 & Cpfu(1441)-(Cuexp(4)-dCu(4))>0 Dpumax=Dpu;

else

Dpumin=Dpu;

end

if Cpfcr(361)-(Ccrexp(2)-dCcr(2))>0 & Cpfcr(721)-(Ccrexp(3)-dCcr(3))>0 & Cpfcr(1441)-(Ccrexp(4)-dCcr(4))>0

Dpcrmax=Dpcr;

else

Dpcrmin=Dpcr;

end

if Cpfglu(361)-(Cgluexp(2)-dCglu(2))>0 & Cpfglu(721)-(Cgluexp(3)-dCglu(3))>0 & Cpfglu(1441)-(Cgluexp(4)-dCglu(4))>0

Dpglumin=Dpglu;

else

Dpglumax=Dpglu;

end

if Vp(1441)-Vp(1)>Vuf-dVuf Apmmax=Apm;

else

Apmmin=Apm;

end j=j+1; end

Dpuminans=Dpu; Dpcrminans=Dpcr; Dpgluminans=Dpglu; Apmminans=Apm;

figure(1); hold on;

plot(t/60,Cpfu, 'k--');

errorbar(Texp, Cuexp, dCu, dCu, 'r*'); grid on;

xlabel('Время, ч');

ylabel('Концентрация в ПР (ммоль/л)'); title ('Динамика мочевины'); axis([0, 4.5, 0, Cbu0+5]);

figure(2); hold on;