Биотехническая система оценки количества жидкости в организме и распределения ее по секторам в реальном времени

• Автор: Тестов, Артем Леонидович
• Шифр специальности: 05.11.17
• Научная степень: Кандидатская
• Год защиты: 2004
• Место защиты: Томск
• Количество страниц: 136 с. : ил.

ГЛАВА 1. ПРОБЛЕМЫ ОЦЕНКИ ВОДНО-СОЛЕВОГО БАЛАНСА ОРГАНИЗМА ЧЕЛОВЕКА

1.1 Водно-солевой баланс организма

1Л Л Роль воды в организме

1Л .2 Состав воды в организме и распределение ее по секторам

1Л. 3 Физиология системы крови

1 Л.4 Интерстициальное пространство

1Л .5 Внутриклеточная жидкость

1Л.6 Регуляция водно-солевого баланса

1.2 Методы оценки водного баланса организма

1.2 Л Методы разведения индикатора

1.2.2 Биоэлектрический импедансный анализ

ГЛАВА 2. МОДЕЛИРОВАНИЕ ВОДНОГО БАЛАНСА В ОРГАНИЗМЕ ЧЕЛОВЕКА
2.1 Теоретические предпосылки построения модели
2.1.1 Физиологическая модель водного пространства организма
2.1.2 Электрическая схема замещения тканей человека
2.1.3 Математические модели для биоимпедансметрии
2.1.4 Теоретические предпосылки выбора частот зондирующего тока
2.2 Математическое моделирование процессов водного баланса организма человека
2.2.1 Определение электропроводности крови
2.2.2 Определение показателя гематокрита
2.2.3 Описание математической модели мониторинга водного баланса организма

ГЛАВА 3. ТЕОРЕТИЧЕСКАЯ И ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНАЯ ОЦЕНКА МАТЕМАТИЧЕСКОЙ МОДЕЛИ МОНИТОРИНГА ВОДНОГО БАЛАНСА
ОРГАНИЗМА
3.1 Общие вопросы возникновения погрешностей проектируемой
биотехнической системы
3.2 Метрологические аспекты идентификации параметров модели
мониторинга водного баланса организма
3.3 Оценка достоверности модели
3.3.1 Исследование модели оценки динамики количества жидкости в
организме
3.3.2 Исследование модели оценки динамики количества жидкости в организме и распределения ее по секторам
3.4 Экспериментальные испытания биотехнической
системы
ГЛАВА 4. ТЕХНИЧЕСКАЯ РЕАЛИЗАЦИЯ БИОТЕХНИЧЕСКОЙ СИСТЕМЫ МОНИТОРИНГА ВОДНОГО БАЛАНСА В РЕАЛЬНОМ ВРЕМЕНИ
4.1 Определение требований к структуре проектируемой системы
4.2 Требования к безопасности проектируемой системы
4.3 Особенности построения биотехнической системы мониторинга водного баланса организма
4.4 Описание работы программного комплекса
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
ЛИТЕРАТУРА
ПРИЛОЖЕНИЯ

Актуальность работы. Доминирующей тенденцией развития современной клинической медицины является разработка объективных методов и соответствующих технических средств получения информации о состоянии здоровья человека. Появление в последние годы в клинической практике многочисленной аппаратуры мониторного контроля физиологических показателей открывает большие возможности в совершенствовании лечебнодиагностических методов медицины критических состояний. Именно в этой области медицины наиболее важным является непрерывный контроль и прогнозирование изменения состояния пациента на фоне проведения лечебных процедур [29]. Особое место в этом процессе занимает мониторинг водного баланса (МВБ) организма человека.
Вода имеет ведущее биологическое значение в метаболических процессах и транспорте веществ, при ее обязательном участии протекают физические и химические реакции, без которых жизнь организма невозможна. При различных патологиях (перитонит, панкреатит, болезни печени и почек, ожоги, онкологические заболевания, кровопотери и т. д.) происходят нарушения водного обмена. Чрезвычайно актуальной данная проблема является для отделений интенсивной терапии, где в основе различного вида водных нарушений лежит тяжелая сердечная недостаточность, патология печени и почек.
Такие ситуации возникают при хирургическом лечении в условиях искусственного кровообращения, которое сопровождается выраженными нарушениями водного обмена, например, тканевыми отеками. Достигнув определенного уровня, отеки вызывают органные повреждения, особенно сердца, легких и головного мозга. Необходимость контроля водного баланса возникает также и у больных почечной недостаточностью во время процедуры гемодиализа. Если во время гемодиализа удаляемая из крови жидкость не успевает пополняться за счет внеклеточной жидкости, объем крови уменьшается, и при уменьшении до определенного уровня у пациентов

полностью проводит ток, а затем корректируют коэффициенты моделей с помощью регрессионного анализа со значениями какого-либо контрольного метода. При этом такой выбор частот часто указывается как один из возможных источников погрешностей. Для двухчастотной биоимпедансметрии ранее использовались такие соотношения низкой и высокой частот: 1 кГц и ЮОкГц [119], 1-5 кГц и 50-100 кГц [100, 121], 1-5 кГц и 100-500 кГц [114], 20-40 кГц и 100-500 кГц [26].
Для нашего исследования в качестве низкой частоты было выбрано значение, равное 30 кГц потому, что выше 40 кГц возрастает количество тока, проходящего через мембраны клеток, а ниже 20 кГц увеличивается влияние сопротивления кожи [26]. Это также заметно из нашего эксперимента (рис. 2.7). Значение высокой частоты целесообразно выбирать из диапазона 100-1000 кГц, так как, начиная со 100 кГц, с ростом частоты сопротивление тела уменьшается не так сильно, как до 100 кГц, и, следовательно, внутриклеточную жидкость можно считать проводящим объемом в этом диапазоне частот.
Таким образом, в качестве частот зондирующего тока нами были выбраны отличающиеся на порядок значения 30 и 300 кГц, проходящие через объем ВКЖ и ОБО соответственно.
2.2. Математическое моделирование процессов водного баланса
организма человека
Опираясь на вышеизложенное, нами была взята за основу двухчастотная параллельная модель, которая может быть представлена в виде трех цилиндров, имеющих объемы крови, клеточной и интерстициальной жидкостей (рис. 2.2). В упомянутых выше моделях обычно учитывалось распределение жидкости только между КЖ и ВКЖ, хотя во многих случаях возникает острая необходимость знать динамику обмена между пространством ИЖ и КР, например, во время диализа, в условиях искусственного кровообращения и т.д. Поэтому, описание модели начнем с определения величины электропроводности крови.