4. Доза диализа

Диализ не может заместить функцию почек полностью, сколь бы мощным он не был, поскольку диффузией и конвекцией не исчерпываются почечные функции. Тем не менее, существует, по-видимому, некоторый минимальный объем диализа (доза диализа) который требуется для оптимизации выживаемости и качества жизни пациентов.

Хотя удаление уремических токсинов – главная задача диализа, объем удаления(mass removal) какого-нибудь отдельного вещества не может служить удовлетворительной оценкой функции диализа, поскольку зависит, главным образом, от исходной концентрации, и в стабильном состоянии объем удаления растворенного вещества – просто мера скорости его генерации, которая (говоря в общем) не зависит от диализа.Концентрациятоксина (или его суррогата, представителя) в крови также не может служить мерой эффективности диализа, поскольку также зависима от скорости генерации. Лучшим примером может служить относительно низкий уровень мочевины у пациентов с тяжелой уремией и низким потреблением белка, когда низкий уровень мочевины свидетельствует о тяжелом состоянии и плохом прогнозе.Клиренсже не зависит от скорости генерации или концентрации растворенного вещества; более того, для оценки эффективности диализа избранное вещество необязательно должно обладать токсичностью. Идеальный маркер должен легко измеряться, накапливаться при ХПН и удаляться диализатором. Поскольку универсального представителя всех разнообразных уремических токсинов быть не может, мочевина, первой избранная в качестве маркера уремических токсинов, остается основой для расчета клиренсов и в настоящее время.

Итак, производительность диализатора оценивается его клиренсом – отношением скорости удаления вещества к его концентрации в крови. С увеличением кровотока и потока диализирующего раствора по диализатору клиренс его увеличивается, но – по мере их роста – во все снижающейся степени, выходя постепенно на плато. Для оценки максимального достижимого клиренса при неограниченном потоке крови и диализирующего раствора введено понятие коэффициента массопереноса K0A, который определяется как

K0A = (Q_b Q_d)/(Q_b – Q_d)  ln [(1–K_d/Q_b)/(1–K_d/Q_b)],

где Q_b- скорость кровотока (в мл/мин);Q_d- поток диализата (в мл/мин);K_d- клиренс мочевины диализатора.

K0Aпрямо пропорционален площади мембраны и обратно пропорционален средней длине пор мембраны, через которые происходит диффузия. ЗнаяK0Aдиализаторов можно сравнивать их между собой и рассчитывать ожидаемый клиренс при заданных скоростях кровотока и потока диализата:

(1)

Кроме обозначения пределов максимальной эффективности диализатора практический смысл использования K0A состоит в рациональном выборе скорости кровотока: диализаторы с малым K0A (300-500) дают незначительную прибавку клиренса при увеличении скорости кровотока выше 250 мл/мин; напротив применять диализаторы с очень высоким K0A (~1000) при скорости кровотока менее 400 мл/мин не имеет смысла: их потенциальная производительность остается неиспользованной.

Рисунок 2. Клиренсы диализаторов при различных КоА

Диализанс – более устойчивая, чем клиренс, характеристика производительности диализатора, поскольку в ней учитывается накопление вещества в диализате. Если для расчета клиренса скорость удаления относят к концентрации вещества в крови, то при расчете диализанса знаменателем служит градиент концентрации между кровью и диализатором. При однократном прохождении растворов клиренс и диализанс равны. Но если концентрации при определенных условиях успевают выравниваться, то клиренс снижается (уменьшается скорость удаления при снижении градиента концентраций), а диализанс остается на исходной величине (уменьшенная скорость удаления делится на уменьшенный градиент). Это актуально для веществ, присутствующих по обе стороны мембраны, например, для натрия, диализанс которого используется в on-lineустройствах оценки клиренса диализатора.

Клиренс диализатора можно рассчитать по непосредственным измерениям концентраций во входящей в диализатор и выходящей крови, разделив скорость удаления на входящую концентрацию:

Kd=Qb_w(C_вх– С_вых) / С_вх(2)

где Qb_w– поток воды крови через диализатор.

Заметим, что ту же формулу можно рассматривать как произведение входящего потока воды крови на долю экстракции вещества (C_вх– С_вых) / С_вх. Если при медленном потоке происходит почти полное выведение вещества в диализат (как в продолжительных методах заместительной почечной терапии), клиренс диализатора приближается к скорости потока крови. В зависимости от распределения вещества по секторам крови клиренсы цельной крови, плазмы или воды крови для отдельных веществ могут сильно разниться; например, фосфаты не проникают в эритроциты, и клиренс цельной крови для них будет существенно ниже, чем для мочевины, тогда как клиренс плазмы для фосфатов и мочевины в современных высокопроницаемых диализаторах сопоставим.

Подобный расчет относится лишь к клиренсу в данный момент времени. В ходе диализа клиренс неизбежно снижается из-за снижения градиента концентраций и возможного частичного тромбирования волокон диализатора, а также колеблется вместе с эффективной скоростью крово(плазма)тока, эпизодами гипотонии с централизацией кровообращения и другими факторами. Эффективность сеанса гемодиализа в целом (суммарный клиренс) обычно измеряется по снижению концентрации растворенного вещества в крови за время диализа. В упрощенном случае, когда скорость генерации растворенного вещества за время сеанса диализа принимается равной нулю, а объем его распределения не меняется (G=0,dV=0), скорость удаления (dC) пропорциональна снижающейся концентрации, и отношениеdC/Cво времени (t) не меняется:

(dC/C)/dt = –k = –K/V, (3)

где k– константа скорости (фракционное удаление), которая прямо зависит от клиренса диализатора (K) и обратно – от объема распределения растворенного вещества в теле пациента. В линейной системе координат концентрация-время

Интегрируя вышеприведенное выражение по времени, получаем:

С=С₀e^–Kt/V.(4)

илиKt/V= –ln(С/C₀) (5)

Последняя формула – фундаментальное выражение, позволяющее измерять суммарный клиренс при меняющейся в ходе диализа концентрации. Однако формула эта необоснованно упрощена, поскольку не учитывает ультрафильтрацию в ходе диализа (которая может добавлять к диффузионному клиренсу 10-30% за счет конвекции) и генерацию мочевины в течение сеанса диализа.

Однопуловая модель кинетики мочевины, включающая эти факторы, выглядит следующим образом. Мочевина с концентрацией (С) равномерно распределена по объему V_urea, равному общему объему воды тела. Мочевина поступает в этот сектор только из печени, где образуется в результате катаболизма аминокислот (G). Ее удаление происходит непрерывно за счет (остаточного) почечного клиренса (Kr) и прерывистого диализного клиренса, которые составляют суммарный клиренс (K).

Тогда эквивалентом формулы (3) становится:

dCV_urea/dt=G–KC(6)

Интегрирование этого равенства дает детально разработанную, но несравненно более сложную версию формулы (4):

, (7)

где В – скорость изменения объема распределения мочевины (отрицательная во время диализа – ультрафильтрация, и положительная вне диализа – набор веса).

Это уравнение, строго говоря, нельзя привести к простой формуле, подобной (5), но, используя итерацию (повторные пересчеты), можно рассчитать объем распределения мочевины и скорость генерации, а по ним – обеспеченную дозу диализа – однопуловый Kt/V_urea(spKt/V_urea). Такой способ расчета назван моделированием мочевины.

Хотя кинетическое моделирование мочевины реализовано в ряде компьютерных программ и имеет некоторые преимущества (возможности расчета скорости генерации мочевины и, соответственно, потребления белка, расчета реального клиренса диализатора для сопоставления его с табличным и поиска причин расхождения), широкого распространения оно не получило. Вместо него были разработаны значительное количество эмпирических аппроксимаций с теми же переменными для расчета spKt/V_urea, наиболее общепризнанной из которых явилась формула Дж. Догирдаса, предложенная в 1993 году:

spKt/V_urea = –ln(R – 0,008t) + (4 – 3,5R)  UF/BW, (8)

где R– отношение концентраций мочевины после и до диализа (С/С₀),UF– объем ультрафильтрации за сеанс (л),BW– вес тела (кг),t– длительность сеанса (час). В сравнении с формулой (5) значениеKt/Vувеличилось за счет учета ультрафильтрации (вклад конвективного транспорта) и уменьшения объема распределения.