Ústav lékařské biofyziky ANALÝZA PERIFERNÍ PULZOVÉ VLNY V

Lékařská fakult a Univerzit y Palackého v
Olomouci
Ústav lékařské biofyziky
Aut oreferát k disert ační p ráci
ANALÝZA PERIFERNÍ PULZOVÉ VLNY
V MĚŘENÍ BOLEST I
Červen 2008
Autor: MUDr. Kamil Navrátil
Školitel: Prof. Ing. Jan Hálek, CS c.
Š kolící pracoviště:
Ústav lékařské biofyz iky LF UP
Klinika transplantační chirurgie IKEM
Vědní obor: Lékařská biofyz ika
Období z pracování disertační práce: 2002- 2008
Disertační práce byla vypracována v kombinovaném doktorském studiu na
Ústavu lékařské biofyziky Lékařské fakulty University Palackého v
Olomouci.
Vědní obor: Lékařská biofyzika
Období zpracování disertační práce: 2002 – 2008
Předkladatel: MUDr. Kamil Navrátil
Školitel: Prof. Ing. Jan Hálek, CSc.
Oponenti:
Prof. MUDr. RNDr. Jiří Beneš, CSc.
IV. Interní klinika VFN a 1. LF UK v Praze
MUDr. Karel Roztočil, CSc.
Klinika transplantační chirurgie IKEM Praha
předseda České angiologické společnosti
Autoreferát byl rozeslán dne:
Obhajoba disertační práce se koná dne:
(2)
Souhrn
V práci jsou předkládány výsledky analýzy záznamů periferní pulzové vlny
získané snímáním objemové pulzace arteria radialis v klidu a za bolestivého
prožitku.
K analýze byly pořízeny časové záznamy periferní pulzace u 50 pacientů
(průměrný věk 22,7 let) vystavených bolestivému prožitku při chirurgické
instrumentaci – skupina I (n=31, 62%), nebo prožívajících bolest v rámci
pooperačního stavu - skupina II (n=19, 38%). K subjektivnímu hodnocení bolesti
byla použita standardní 11stupňová numerická škála bolesti v rámci univerzálního
dotazníku bolesti (UPAT). Průměrná intenzita bolesti ve skupině I byla 3,89, ve
skupině II 4,51.
Křivky byly hodnoceny vizuální analýzou a analýzou časových parametrů pulzové
vlny. Při vizuální analýze byly porovnávány jednotlivé kmity záznamu pořízeného
za bolestivého prožitku s kmity příslušného klidového záznamu v disproporčním
zvětšení na 300x300 obrazovkových bodů. Na křivkách bolestivých záznamů byly
pozorovány změny sestupného ramene systolické části kmitu popsané jako „rozštěp“
systolického maxima, kde byla pozorována aberantní vlna v krátkém časovém úseku
za systolickým maximem. Tato vlna předcházela vlnu dikrotickou, která se v
souboru vyskytovala nekonstantně v 56% klidových záznamů. Vzhledem k
odchylnostem tvarů rozštěpových vln byly zavedeny pojmy „bikornuální rozštěp“ a
dále „unikornuální“ rozštěp levý a pravý. Na záznamech s izolovaným výskytem
aberací tvaru levého unikornuálního rozštěpu, kdy nebylo možno změřit parametry
rozštěpové vlny, byla aberace nazvána „oploštění“.
K popisu rozštěpové vlny byly zavedeny nové parametry časového průběhu
pulzové vlny - vrcholový čas rozštěpu TPS a relativní vrcholový čas rozštěpu
RTPS=TPS/TPT (kmitový čas). Průměrná dlouhodobá hodnota TPS v souboru byla
123,332 ± 24,330 ms, průměrná dlouhodobá hodnota RTPS 0,210 ± 0,045.
Spearmanova korelační analýza prokázala střední přímou závislost četnosti
aberantních kmitů na intenzitě bolesti (r = 0,574), zároveň byla prokázána střední
přímá závislost mezi četností rozštěpů a intenzitou bolesti (r = 0,536). Závislost
četnosti oploštění a nárůstu hodnoty parametru TPD na intenzitě bolesti prokázána
nebyla.
Klíčová slova: periferní pulzová vlna – arteria radialis – objemová pulzace –
měření bolesti – numerická škála
(3)
Peripheral Pulse Wave Analysis in Measurement of Pain - abstract
The autor present results of a peripheral pulse wave analysis obtained by
screening the volume pulse of the radial artery with respect to the perception of pain.
Time records of peripheral pulsation were used for the analysis in 50 patients
(with average age of 22.7 years) examined in rest and when feeling pain caused by
routine surgical procedures (group I, n=31, 62% of patients) or present in a post-op
period (group II, n=19, 38% of patients). An eleven-grade visual numeric scale – a
part of Universal Pain Assessment Tool (UPAT) – was used for subjective
assessment of pain. The average value of the intesity of pain was 3.89 in group I and
4.51 in group II.
The obtained curves were analysed visualy and severe time parameters were
analysed. The visual analysis was performed by comparision of each pulse beat of
the painfull curve with a pulse beat of rest curve. The beats were distended to 300 to
300 px to the same diameters. The changes in the time course of descending part of
systolic peak were observed. These changes were labeled as splits. An aberant wave
in a short, pre-dicrotic intercept of time axis was recorded. The dicrotic wave itself
was noted in 56% of rare waves. With respect of the split shape differentions,
specific names were created – the bicornual split, the left and right unicornual split.
In the records with left unicornual splits only, where no exact time parametrs were
measurable, these were named as equalisations.
The splitted waves were measured on time axis of the curve. Two new time
parameters were estabilished – the time of peak split (TPS) and the ralative time of
peak split RTPS = TPS / TPT (TPT – Total Pulse Time). The long-lasting average
value of TPS was 123,332 ± 24,330 ms, the long-lasting value of RTPS was 0,210 ±
0,045.
The Spearman's correlation analysis shoved a middle-heavy dependency
between frequency of aberant waves and pain intensity (r = 0,574) and between
frequency of splits and pain intensity (r = 0,536). There was no dependency between
frequency of equalisations or time parameters changes.
Key words: peripheral pulse wave – radial artery – volume pulsation – pain
measurement – numerical pain scale
(4)
Úvod
Mezinárodní společnost pro studium bolesti definuje bolest jako
„nepříjemný smyslový a emoční prožitek (zážitek) spojený se skutečným
nebo potenciálním poškozením tkáně, nebo popisovaný výrazy pro takové
poškození“ [1]. V současnosti všeobecně přijímanou teorií se stal
multidimenzionální model bolesti vycházející z práce publikované
Melzackem a Caseym v roce 1968[2]. Dosavadní práce hodnotily bolest jen z
pohledu subjektivně vnímané intenzity, tedy senzorické složky.
Multidimenzionální model bolesti obsahuje následující komponenty:
•
senzorická – korespondující s klasickým popisem bolesti,
informující o její lokalizaci, intenzitě a trvání
•
afektivní – popisující emocionální odezvu jedince – odpor,
strach...
•
kognitivní – popisující interakci předchozích složek s vyššími
nervovými funkcemi, schopnosti srovnání, projekce.
Dostupné metody měření bolesti
K měření intenzity bolesti byla vyvinuta celá řada metod. Podle způsobu
měření je můžeme rozdělit na přímé a nepřímé. Za přímé metody měření
intenzity bolesti považujeme takové, kdy je bolestivý zážitek hodnocen buď
slovním vyjádřením pocitu nebo vztažen k reakční době na arteficiálně
vyvolaný bolestivý podnět. Takové postupy se zpravidla kombinují s
dynamickou zobrazovací metodou[3],[4]. Nepřímá měření intenzity bolesti
jsou založena na analýze výstupů vyšetřovacích metod, které primárně k
měření bolesti určeny nejsou, nicméně některé měřené veličiny vztah k
bolesti mají. Do této skupiny patří například analýza elektromyelogramu,
evokovaných potenciálů, nebo frekvenční analýza hlasu. Publikováno bylo i
pozorování změny kožní vodivosti v závislosti na intenzitě vnímání
bolesti[5]. Přímé metody měření bolesti často vyžadují použití technik
arteficiální indukce bolesti. V tomto případě je subjekt vystaven
bolestivému podnětu působením různých energií. Dostatečně
standardizovaný je v tomto směru např. „cold pressor test“[6], kdy
vyšetřovaný ponoří předloktí do chladné vody a následně je zaznamenávána
intenzita narůstající bolesti, tlaková algometrie (cuff-algometry)[7],
využívající působení tlaku a ischemie na končetinu, thermotest užívající
(5)
kontaktního nebo sálavého tepla[8], von-Freyova vlákna (Pin-prick test)[9] a
vibrační algometrie[8],[9] s mechanickou ladičkou o frekvenci 64 Hz. Některé
z těchto postupů již našly i své komerční využití a jsou rutinně používány
ve výzkumu i klinických aplikacích.
Pain Measurement Tools (PMI)
Přímé metody měření bolesti používají celou řadu testů, které obsahují
definované množiny termínů popisujících různé aspekty bolesti a dovolují
rovněž grafický nebo verbální záznam jejich intenzity[10]. V praxi používané
testy
jsou
buď
unidimenzionální
nebo
multidimenzionální.
Unidimenzionální stupnice bolesti jsou navrženy k měření intenzity,
závažnosti prožívané bolesti, hodnotí tedy pouze senzorickou složku
bolesti. Numerická škála – Numeric Rating Scale (NRS, NS) je úsečka
rozdělená na intervaly 0-10 resp. 0-100, kde 0 znamená žádnou bolest a 10,
Obrázek 1: Univerzální dotazník bolesti.
resp. 100 bolest maximální. Přestože je intenzita bolesti vyjadřována celým
číslem, nelze tuto stupnici považovat za ordinální.
K multidimenzionálním nástrojům patří zejména McGill Pain
Questionnaire, Brief Pain Inventory, resp. jeho redukovaná forma. V
klinické praxi často používaným nástrojem je Universal Pain Assessment
Tool, stojící na pomezí uni a multidimenzionálních nástrojů (obrázek 1).
(6)
Pulzová vlna
Pulzová vlna vzniká během srdeční revoluce, kdy dochází za systoly k
vypuzení krve z levé komory do velkého oběhu. Arteriální systém se s tímto
rychle vypuzeným objemem vyrovnává svou elasticitou, tedy schopností
krátkodobého zvětšení průřezu artérie. Jednotlivý pulz bezprostředně po
systole prochází celým arteriálním systémem velkou rychlostí,
neporovnatelně větší než je vlastní rychlost toku okysličené krve. Rychlost
šíření pulzové vlny (PWV) je měřitelná, pohybuje se v rozmezí od 4 m.s -1
do cca 14 m.s-1.. Vlastní rychlost proudící krve je podstatně nižší, udává se
kolem 50 cm.s-1. Vedle objemového pulzu lze ve sledovaném segmentu
arterie pozorovat také průtokový (rychlostní) a tlakový pulz.[11].
Obrázek 2: Amplitudy signálu průtoku, tlaku a průměru centrální arterie –
srovnání.
Rychlost šíření pulzové vlny je značně rozdílná v různých částech oběhové
soustavy a je významně ovlivněna různými faktory ovlivňujícími stav cévní
stěny. Pulzová vlna se dále na periferii a poté rovněž na uzavřené arteriální
chlopni odráží zpět, takže vytváří stojaté vlnění s maximy a minimy[12].
Tvar pulzové vlny
Je všeobecně přijato, že tvar pulzové vlny je tvořen superpozicí nejméně
dvou oddělených vln – iniciální, probíhající od srdce k periferním arteriím a
reflexní, probíhající právě opačně. Další odrazové vlny mohou nebo nemusí
být vyjádřeny v závislosti na elasticitě centrálních arterií a stavu arteriální
chlopně, která při svém uzávěru tvoří další odrazovou plochu[13],[14].
Iniciální vlna závisí na ejekční frakci levé komory a elasticitě arterií, resp.
(7)
rychlosti pulzové vlny, zatímco reflexní vlna závisí na elasticitě a
přítomnosti úseků řečiště schopných tvořit odraz (rezistentní arterioly,
aortální chlopeň, aterosklerotické pláty atd.).
U mladých jedinců, kde roztažnost arteriální stěny není porušena a
pulzová rychlost v centrálních arteriích je relativně nízká, dochází k
superpozici reflexní vlny v diastole. U starších jedinců, kde klesá elasticita
cév a pulzová rychlost se úměrně zvyšuje, dochází k časovému posunu
začátku reflexní vlny, která se potom superponuje mnohem dříve, často do
průběhu systoly. Tento jev je nejvíce patrný v záznamu centrální tlakové
pulzace, kde vytváří charakteristický vzestup systolického tlaku.
Obrázek 3: Tvar pulzové vlny v závislosti na věku.
V současnosti všeobecně přijímaná teorie reflexních vln byla historicky
poprvé zmíněna již v r. 1628 Williamem Harveym[15]. Od té doby byla
rozvíjena nepřebernou řadou výzkumných prací, nicméně jednoznačná
predikce, kdy k reflexi dojde a kdy ne, není možná ani dnes [16],[17]. Obecně
platí, že odraz šířící se vlny může vzniknout kdekoli na její dráze, kde se
nachází změna kontinuity systému. Mezi tyto body přirozeně patří cévní
větvení, úseky s odlišnou distenzibilitou cévní stěny a rezistentní
arterioly[18],[16],[13]. Odražená vlna se pohybuje stejnou rychlostí v opačném
směru jako vlna dopředná, se stejnou nebo opačnou fází podle toho, zda se
(8)
odrazový bod nachází na pevné překážce, znemožňující postup média nebo
naopak ústí do volného rezervoáru s uvažovaným nulovým tlakem média.
Tento jev popsali již Grashey (1881) a po něm Von Kries (1892). Zavedli
termín „negativní reflexe“ na uzavřeném konci, kde odražená vlna je
vzhledem k vlně prográdní v protifázi, tedy posunuta o 180° a „pozitivní
reflexe“ kde má odražená vlna fázi shodnou. Názorně viz obrázek . V
systému arteriálního řečiště si tyto extrémní případy můžeme představit
jako arteriální uzávěr, respektive krvácení z otevřeného konce arterie. V
obou případech jde jednoznačně o stavy patologické, v podmínkách
zdravého organismu jde vždy o přechodný stav mezi těmito dvěma extrémy,
což samo o sobě dokládá složitost reflexní teorie aplikované in vivo.
Matematické modelování reflexe je mimořádně složité vzhledem k počtu
faktorů, které se uplatňují in vivo. Předně je známo, že úseky arteriálního
řečiště se velmi významně liší svou elasticitou. Elasticitu, analogicky s
impedancí používanou v elektrických obvodech se střídavým proudem, lze
charakterizovat jako proměnný odpor v závislosti na frekvenci vlnění.
Mějme spojení arteriálních úseků o různé elasticitě. Prográdní vlna (A 1)
bude na takovém spojení částečně přenesena do dalšího úseku s jinou
elasticitou (A2) a částečně odražena zpět (A3). Amplituda pokračující i
reflexní vlny bude v souladu se zákonem zachování energie nižší než u
iniciální vlny. Vzhledem k rozdílné elasticitě úseků a tedy i rozdílnému
modulu elasticity při zachování hustoty média se bude pokračující vlna (A2)
šířit rozdílnou rychlostí. (Viz rovnice ). Vztah mezi prográdní, reflexní a
pokračující vlnou je charakterizován vztahem:
A1= A2  A3
Rovnice 1.
Koeficient reflexe
Koeficient reflexe je poměr mezi reflexní a prográdní vlnou (A3/A1),
poměr A2/A1 je nazýván koeficient transmise. Analogicky s šířením
světelných vln v prostředích s různou optickou lomivostí, reflexní
koeficient (RC) můžeme vyjádřit pomocí impedance rozhraní:
Rc = A3 / A1=
Z T − Z 0 
Z T  Z 0 
Rovnice 2.
(9)
kde Z0 je charakteristická impedance (index elasticity) počáteční části
úseku a ZT jeho konečné části. Výpočet charakteristické impedance daného
úseku arteriálního řečiště je matematicky extrémně náročný a jeho přesnost
je diskutabilní[16].
Uvažujeme-li kompletní uzávěr terminální části řetězce s nekonečnou
impedancí ( ZT = ∞ ), pak RC bude rovno 1,0, tedy prográdní vlna bude
odražena ze 100%. V opačném případě, kdy terminální konec je otevřen a
ZT = 0, pak Rc bude rovno -1,0, tj. reflexní vlna bude fázově posunuta o
180° (-100%).
Jako hlavní zdroj odrazů jsou logicky považovány rezistenční arterioly.
Tomuto tvrzení napomáhá jednak výrazný pokles tlaku na krátkém úseku
rezistenčních arteriol a jednak prokázaná změna amplitudy reflexních vln
po podání vazoaktivních látek (nitroglycerin) – Hamilton (1944), Porjé
(1946), McDonald (1974), Milnor (1989) a O'Rourke (1982)[16]. Dnes ve
světle nových důkazů je tento pohled přehodnocován ve prospěch cév
většího průměru. Např. pro stehenní tepnu byl výpočtem zjištěn a následně
experimentálně ověřen reflexní koeficient 0,8[16],[17]. V současnosti je za
hlavní zdroj odrazů považována bifurkace aorty a pánevní úseky ilických
arterií.[19],[16],[15],[20],[17].
Parametry periferní pulzové vlny
Na časovém záznamu pulzové vlny periferní arterie (obrázek 4.) lze
vysledovat zpravidla dvě konstantně se vyskytující amplitudy - systolické a
diastolické maximum[21]. Parametry měřitelné na časovém průběhu pulzové
Obrázek 4: Tvar periferní pulzové vlny s výčtem měřitelných parametrů
(Korpas, Hálek 2003)
(10)
vlny jsou:
pulsový čas (TPT – Total Pulse Time) [ms] měřený od paty
systolického kmitu do paty systolického kmitu následujícího pulzu.
Jeho hodnota přímo závisí na srdeční frekvenci, sama o sobě má
velmi malou vypovídací hodnotu pro svou vysokou variabilitu,
která je de facto variabilitou srdeční frekvence.
● Vrcholový čas (CT – Crest Time) [ms] patří mezi nejstabilnější
parametry časového průběhu pulzové vlny, interindividuální
variabilita ani jiné vlivy nemají podstatný vliv na jeho hodnotu[17].
Pohybuje se zpravidla v rozmezí 80 – 100 ms[22],[17].
● Relativní vrcholový čas (RCT) jako poměr vrcholového času k
pulsovému času má vzhledem k vysoké variabilitě TPT vypovídací
hodnotu mnohem nižší.
● IWT (Inter-Wave Time) [ms] – meziraménková vzdálenost
Mezi parametry diastolické části pulzu patří
● vrcholový čas čas diastolické vlny TP2 [ms]
● relativní vrcholový čas diastolické vlny RTP2. Na rozdíl od
systolické části kmitu byla prokázána nižší variabilita relativního
času diastolické vlny, oproti vrcholovém času absolutnímu[22].
K parametrům vertikální osy záznamu pulzace patří
● systolická amplituda (A) [V, Pa]
● amplituda diastolické vlny (RDA) [V, Pa].
● radiální augmentační index Aixr [%] – hodnotitelný při
přítomnosti nekonstantní dikrotické vlny (viz diskuze, kapitola ).
Jednotkou parametrů odvozených od vertikální osy záznamu je měřená
veličina dle použité metody (napětí, tlak, průměr...).
Popsané parametry, zejména ty, které vychází z časové osy záznamu jsou
u daného jedince za standardních podmínek vysoce konstantní. Korpas
(2004)[22] uvádí průměrnou variabilitu parametrů odvozených z časového
průběhu do 6%. Nejstabilnějším parametrem je v tomto ohledu RDT s
variačním koeficientem 3,47%.
●
(11)
Metodika
Přístroj pro měření a analýzu pulzové vlny
K měření a záznamu periferní pulzové vlny byl použit patentovaný přístroj
vyvinutý na Ústavu lékařské biofyziky LF UP v Olomouci[23]. Přístroj byl
navržen k snímání objemové pulzace periferní arterie, způsob tohoto
snímání je podstatou vynálezu. Srdcem přístroje je vysoce citlivý
diferenciální tlakový snímač typu BHV 5355 (BHV Sensors Praha) s
lineárním rozsahem 200 Pa, který pracuje jako tlakově-napěťový převodník.
Tlakové kompartmenty snímače tvoří kladnou a zápornou větev. Na
kladnou větev snímače je prostřednictvím tekutého media (destilovaná
voda) přivedena vlastní přenesená pulzace periferní artérie prostřednictvím
vyšetřovací sondy. Zápornou větev tvoří vzduchová náplň, regulovatelná
balónkovým tonometrem.
Měřící sonda je kovový válec připojený plastovou hadičkou velmi malého
průměru (2 mm) délky 30 cm, opatřená vrchlíkem z elastické, velmi tenké
membrány z pryže. Výstupní napětí snímače je přivedeno do měřící karty
typu DAQ 6024E přenosného počítače PC.
Pro analýzu výstupních dat je použit software LabView® (National
Instruments Inc., USA), verze 5.2. Měřící program kontinuálně zobrazuje
na monitoru měřený signál pulzové vlny vzorkován frekvencí 500 Hz.
Vyšetření jsme prováděli u pacienta vleže na zádech v základní poloze,
tedy v supinaci obou předloktí po aklimatizaci, trvající 3 až 5 minut při
pokojové teplotě.
Etické aspekty studie
Pro účely studie byl vypracován podrobný formulář informovaného
souhlasu, který byl předložen k podpisu vyšetřovanému nebo zákonnému
zástupci. Celý postup byl projednán a schválen etickou komisí při FTNsP a
IKEM Praha.
Metodika měření jednoho pacienta.
Měření bylo u každého pacienta prováděno v párech klidový stav –
bolestivý prožitek. Při každém úvodním vyšetření byly zaznamenány
(12)
antropometrické hodnoty – tělesná výška, váha, věk a pohlaví
vyšetřovaného, při každém měření potom aktuální krevní tlak a puls.
Vyšetřovány byly dvě skupiny pacientů. První skupinu tvořili pacienti,
kterým byl proveden bolestivý zákrok v rámci léčebné péče na ambulanci
nebo lůžkovém oddělení, druhou skupinu pacienti operovaní v celkové
anestezii na operačním sále.
K subjektivnímu hodnocení bolesti byla použita standardní 11 stupňová
numerická škála bolesti, která je součástí univerzálního dotazníku bolesti.
Vizuální analýza záznamů pulzových křivek
Při analýze souboru záznamů periferní pulzace v klidové a bolestivé fázi
byla použita vizuální analýza.
Každá křivka byla hodnocena po jednotlivých kmitech. Každý kmit byl
disproporčně zvětšen v obou osách tak, aby jeho kontury vyplnili čtverec o
hraně 100 nebo 300 px (obrazovkových bodů) při standardním rozlišení 72
ppi. Použitý zobrazovací software umožňoval sériové zvětšení několika po
sobě jdoucích kmitů při softwarové korekci zvlnění základního signálu
filtry 0,5 a 20 Hz. Z křivek klidového záznamu byl vybrán reprezentativní
úsek konzistentních kmitů s co největší amplitudou, který byl použit pro
vizuální srovnávání průběhu.
Křivky byly hodnoceny v párech klidová – bolestivá křivka každého
měření za jejich současného zobrazení na monitoru. Cílem bylo nalezení
periodicky se opakujících změn tvaru kmitů bolestivé křivky event. záznam
četnosti výskytu aberantních kmitů.
V případě, že změny kontury kmitů nebyly patrny při separátních
pohledech na křivky, byly jednotlivé kmity, disproporčně zvětšené,
umístěny do okna rastrového grafického editoru GNU Gimp [24],[25] pomocí
importu bitové mapy získané pořízením snímku prohlížeče. Tyto bitmapy
převedené na jednotlivé vrstvy kompozice grafického editoru byly zbaveny
pozadí extrakcí dle zvolené barvy a následně sesazeny do jednotného rastru.
Finální rozměr kmitu byl tedy určen parametry TPT(Total Pulse Time) na
ose X a A1 (amplituda systolického kmitu) na ose Y. Vlastní kmit
bolestivého záznamu byl pro názornost obarven odlišně od kmitu klidové
křivky.
(13)
Výsledky
Soubor vyšetřovaných – charakteristika.
Soubor vyšetřovaných tvoří skupina 50 pacientů, 35 mužů (70%) a 15 žen
(30%). Průměrný věk pacientů byl 22,76 ± 8,193 (12 – 38, medián 17) let.
Průměrná tělesná hmotnost vyšetřovaných byla 66,74 ± 14,999 (41 – 96,
medián 68) kg, průměrná tělesná výška 169,84 ± 8,029 (151 - 190, medián
170) cm.
Přednostně byli vyšetřováni celkově zdraví jedinci ve druhé a třetí věkové
dekádě s ohledem na nízký výskyt komorbidit. Pacienti s vážnou chorobou
kardiovaskulárního systému (chlopenní vady, vážné arytmie, pacienti s
těžkou ztrátou cirkulujícího objemu) byli ze studie apriori vyloučeni.
Rovněž pacienti, trpící chronickou bolestí byli ze studie vyloučení pro
přítomnost ostatních složek bolesti, zejména afektivní, pro kterou nebyla
použitá metodika vypracována.
Typ
Počet Prům. odst up od kontrolního
PPI
měření
1
7
př ed výkonem
1
4
př ed výkonem
2
2,5
př ed výkonem
Ablace nehtu
Exkochleace veruky
Exscize kožního névu
Extrakce cizího tělesa z
1
2
1 den
lůžka nehtu
Intram uskulární injekce
12
3,08
př ed výkonem
Incize kožního abcesu
1
7
3 dny
plastika nehtu
2
4,5
př ed výkonem
plastika nosního křídla
1
4
př ed výkonem
repozice fraktury/kloubu
4
3,5
2,75 dne
horní končetiny
subkutánní injekce
4
2,25
př ed výkonem
sutura rány
2
3
3,5 dne
Celkem
31
3 ,8 9
Tabulka 1: Spektrum ambulantně prováděných výkonů.
Ve studovaném souboru 50 pacientů jich bylo 31 (62%) ošetřeno
ambulantně a 19 (38%) za hospitalizace. U hospitalizovaných pacientů se
(14)
výkonu v celkové anestezii podrobilo 17 pacientů, u ambulantně ošetřených
to byli 2 pacienti. Lokální anestesie byla použita u 11 ambulantně
ošetřených.
Typ
extrakce osteosyntetického
m ateriálu
fraktura bérce
laparoskopická cholecystectom ie
laparoskopická apendektom ie /
explorace
odběr kožního štěpu
operace retence varlete
osteosyntéza / repozice na dolní
končetině
punkce kolene
Celkem
Počet
Prů m.
PPI
od st u p od
kon t roln íh o měřen í
1
3
př ed výkonem
1
3
8
4
5 dní
př ed výkonem
8
2,75
1
1
5
3
3
4,33
7 – 14 dní
1
19
6
4 ,5 1
př ed výkonem
př ed výkonem – 7 dní
př ed výkonem
př ed výkonem
Tabulka 2: Spektrum výkonů prováděných za hospitalizace
Kmitové aberace
Vizuální analýzou tvaru kmitů bolestivých křivek v porovnání s kmity
příslušných klidových křivek byly popsány charakteristické aberace tvaru
systolické části kmitu. Tyto aberace nebyly přítomny na křivkách klidových.
Jednalo se prakticky vždy o časový úsek sestupného ramene systolického
maxima, v diastolické části kmitu byla zaznamenána pouze jedna
charakteristická změna. Schéma rozdělení na systolickou a diastolickou část
viz obrázek 5.
Aberace sestupného ramene systolického maxima
Na všech fyziologických záznamech periferní pulzace ve zkoumaném
souboru bylo, v souladu s literaturou, popsáno konstantně se vyskytující
systolické maximum (systolický peak – P1), štíhlého tvaru s jasně
vyjádřenou konturou ostrého maxima. Při vizuální analýze patologických
křivek byl na těchto křivkách pravidelně pozorován další vrchol v krátkém
časovém intervalu za iniciálním vrcholem. Výsledný obraz byl nazván
„rozštěp“ - „split“. Toto sekundární maximum popisujeme PS (peak split).
(15)
Analogicky s ostatními parametry časového průběhu jsme zavedli parametr
TPS – vrcholový čas rozštěpu. Nejedná se o vlnu dikrotickou (PD), která v
časovém průběhu systolického kmitu přichází vždy později. Na 5
záznamech (10%) byl zachycen současný výskyt rozštěpové i dikrotické
vlny na alespoň jednom kmitu.
Obrázek 5.: Fyziologický kmit – rozdělení na
systolickou a diastolickou část. P1 – systolický peak
(maximum), P2 – diastolický peak (maximum).
Při podrobnější analýze rozštěpových vln byly dále patrné alterace
vzhledu. Pro původně popsaný rozštěp s jasně vyjádřenými maximy P1 a
PS byl zaveden pojem „bikornuální rozštěp“. V případě, že některé ze
systolických maxim bylo dominantní, byl takový rozštěp popsán jako
„unikornuální“, který lze dále rozlišit na „pravý“ kdy je dominantní druhé
maximum (PS) a unikornuální rozštěp „levý“, kdy dominantní je maximum
první (P1).
V případě, kdy na aberantním kmitu nebylo druhé ze systolických maxim
jednoznačně vyjádřeno, byla aberace popsána jako „oploštění“. Tento typ
aberace lze považovat za extrémní variantu levého unikornuálního
rozštěpu. Parametr TPS měřitelný není. Ojediněle se vyskytovala i aberace s
absencí prvního systolického maxima, pro tuto jsme nový termín
nezaváděli, protože parametr TPS zůstává měřitelný a zařadili jsme ji jako
unikornuální pravý rozštěp. (viz první kmit zprava na obrázku 6).
(16)
Obrázek 6.: Záznam periferní pulzace za bolestivého prožitku – mladý muž,
29 let, pooperační stav, PPI 7. Uprostřed zachycen unikornuální pravý
rozštěp, současně vlna dikrotická a diastolická. Vlevo rozštěp unikornuální
levý.
Vrcholový čas rozštěpu (TPS)
Výskyt výše popsané aberace si vyžádal zavedení nového parametru
časového průběhu kmitu. Analogicky s ostatními popsanými vlnami byl k
tomuto účelu zaveden parametr TPS (Time of Peak Split). Na časové ose
byl měřen jako čas od paty iniciálního systolického kmitu do vrcholového
bodu amplitudy rozštěpové vlny.
V naměřeném souboru se rozštěpová vlna vyskytla alespoň jednou na 35
křivkách bolestivých záznamů (70%). Ke statistické analýze parametru jsme
použili jeho hodnoty z křivek, kde bylo zaznamenáno alespoň 5
rozštěpových vln.
Průměrná dlouhodobá hodnota TPS v našem souboru byla 123,332 ±
24,330 (84,84 – 165,890) ms.
Relativní vrcholový čas rozštěpu (RTPS)
Parametr RTPS (Relative Time of Peak Split) je analogicky s ostatními
relativními parametry časové osy záznamu definován jako:
RTPS=TPS /TPT
Rovnice 3
kde TPT je kmitový čas (ms) a TPS (ms) vrcholový čas rozštěpu.
V souboru bolestivých křivek byl dlouhodobý průměr RTPS 0,21 ± 0,045
(0,151 – 0,316).
(17)
Aberace diastolické části kmitu
Diastolická část kmitu byla pro nízkou amplitudu zobrazovaných maxim
obtížně popsatelná. Jediné charakteristické maximum – diastolická vlna –
byla v našem souboru popsána na všech křivkách. Při vizuální analýze
srovnáním kmitů byl popsán nekonstantně patrný posun diastolického
kmitu směrem vpravo s měřitelným prodloužením hodnoty TP2. Tento
posun byl vyjádřen rozdílem naměřených hodnot ∆TP2 a následně
podroben statistické analýze.
Statistická analýza výskytu aberantních kmitů
Analyzované parametry
Statistické analýze byly podrobeny následující parametry:
● PPI – (Present Pain Index) – intenzita senzorické bolesti sdělená
pacientem v souvislosti se záznamem periferní pulzace za
bolestivého prožitku.
● Četnost aberantních kmitů celkem – podíl popsaných aberantních
kmitů bolestivého záznamu a celkem zachycených kmitů na
standardním 30 sekundovém záznamu periferní pulzace
● Četnost rozštěpů sestupného ramene systolického kmitu - podíl
popsaných rozštěpů na bolestivého záznamu a celkem
zachycených kmitů na standardním 30 sekundovém záznamu
periferní pulzace
● Četnost oploštění sestupného ramene systolického kmitu - podíl
popsaných oploštění na bolestivého záznamu a celkem
zachycených kmitů na standardním 30 sekundovém záznamu
periferní pulzace
● Rozdíl průměrných RDT (vrcholový čas diastolické vlny)
bolestivého a klidového záznamu.
K posouzení závislosti četnosti aberantních kmitů, četnosti rozštěpů,
oploštění a rozdílu průměrných RDT bolestivé a klidové křivky byla
vzhledem k přítomnosti odlehlých hodnot použita Spearmanova
neparametrická korelační analýza. Tato analýza je vhodná také vzhledem k
použité 11 stupňové numerické škále měření senzorické bolesti, kterou lze
ze statistického hlediska považovat za za škálu ordinální.
(18)
Korelační analýza prokázala střední přímou závislost mezi intenzitou
senzorické bolesti (PPI) a četností a aberantních kmitů (r=0,574, R 2=0,221)
Viz Graf 1. Závislost mezi PPI a četností rozštěpů sestupné části
systolického ramene kmitu s korelačním koeficientem r=0,536 (R2=0,193)
vyjadřuje rovněž střední přímou závislost sledovaných parametrů. Závislost
mezi PPI a četností oploštění prokázána nebyla. Závislost mezi hodnotou
rozdílu průměrných RDT bolestivé a nebolestivé křivky rovněž prokázána
nebyla. Příslušné koeficienty determinace nesvědčí o dobrém padnutí
statistického modelu.
10
y = 4,076x + 2,732
9
R2 = 0,221
8
7
PPI
6
5
4
PPI
3
2
1
0
-0,2
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
četnost aberantních kmitů
Graf 1: Bodový graf závislosti mezi PPI a četností
aberantních kmitů s regresní přímkou.
Diskuze
Výskyt dikrotické vlny
Této vlně byla při analýze pulzových křivek věnována zvýšená pozornost
zejména ve vztahu k aberantním vlnám sestupného ramene systolického
maxima.
V našem souboru klidových křivek byla dlouhodobá průměrná hodnota
(19)
TD (vrcholový čas dikrotické vlny 184,08±7,078 ms a RDT (relativní čas
dikrotické vlny) 0,265±0,0155. Většina publikovaných prací na téma
radiální pulzové vlny se zabývá spíše hodnotami amplitud systolických
maxim ve vztahu k určování augmentačního indexu. Údaje o časovém
průběhu byly publikovány jen v několika pracích. Brewer a spol [26]. udává
průměrnou hodnotu vrcholového času dikrotické vlny (TPd) 134,1±17,6 ms
v souboru 106 vyšetření, O'Rourke udává průměrnou hodnotu 0,224 ms[17].
Korpas (2004) publikoval relativní hodnotu TPd k celkovému pulzovému
času (TPD)[22] 0,44±0,06. Ve své kategorii ojedinělá práce Kohary a spol
(2005)[27] studující soubor 632 měření časové hodnoty dikrotické vlny
nezmiňuje.
V rozporu s dostupnou literaturou, nebyla v našem souboru dikrotická vlna
popsána na všech záznamech, ale jen v 56% všech záznamů byla
pozorována aspoň na jednom kmitu. Korelační analýzou nebyla prokázána
závislost výskytu dikrotické vlny na věku, váze nebo výšce vyšetřovaného.
Metodika měření kmitových aberací – intervaly kmitového
komplexu.
Kmitové aberace, popsané v souvislosti s měřením bolesti, byly popsány
na sestupném rameni systolické partie kmitu. Vzhledem k tomu, že v tomto
úseku se nekonstantně vyskytuje i vlna dikrotická, vyvstává praktický
problém s lokalizací této vlny s ohledem na možný výskyt rozštěpu
hlavního systolického maxima, které se, dle našeho zjištění, může
vyskytovat v souvislosti s bolestí.
V souboru hodnocených patologických křivek byl na 29 z nich popsán
výskyt kmitů, na kterých se současně vyskytuje rozštěpová i dikrotická
vlna. Existencí takových kmitů se nabízí možnost popsat podrobněji cílový
úsek časového záznamu, kde se studované aberace nacházejí.
Nejkonstantnějším maximem kmitu je diastolická vlna P2. Iniciální
systolický kmit P1 je rovněž konstantní na klidových záznamech, na
záznamech patologických nemusí být ale přesně měřitelný v případě
výskytu aberace popsané jako unikornuální pravý rozštěp. Vzhledem k
tomu, že na jedné křivce nebyl nikdy pozorován izolovaný výskyt pouze
této aberace, můžeme zjistit průměrné hodnoty intervalu na ostatních
kmitech křivky a pomocí této hodnoty za hodnotitelného maxima
diastolické vlny interval sestavit. Námi popisované aberace a centrum
zájmu tedy činí dobře definovaný interval |P1 P2|. Užití tohoto intervalu je
(20)
rovněž výhodné z toho důvodu, že by odpadla nutnost definování paty
systolického kmitu, která nemusí být vždy na záznamu přesvědčivě
vykreslena a měření parametrů odvozených z časové osy od tohoto bodu
může být zdrojem chyb[11],[17].
Obrázek 7.: Graf distribuce výskytu maxima rozštěpové vlny v
intervalu P1-P2.
Obrázek 8.: Graf distribuce výskytu maxima dikrotické vlny v
intervalu P1-P2.
V intervalu |P1 P2| lze očekávat výskyt rozštěpové a dikrotické vlny. Vlna
rozštěpová na časovém záznamu předchází vlnu dikrotickou. Analýzou
intervalů bylo zjištěno, že hranicí výskytu rozštěpové a dikrotické vlny jsou
3/10 intervalu |P1 P2|. (Viz obr. 7, 8).
Závěr
Analýza pulzové vlny zřejmě může přispět k objektivizaci bolesti. Podle
(21)
našich výsledků se zdá, že bolest způsobuje výskyt specifických aberací
kmitu periferní pulzace. Dosažené výsledky však zatím rozhodně
přesvědčivé nejsou. V další práci bude zejména třeba standardizovat
metodiku indukce bolesti zřejmě použitím některého již používaného
postupu jako například „Cold Pressor Task“[6] a získat mnohem větší soubor
měření.
Literatura
1: H. Merskey, N. Bogduk, IASP Pain Terminology [on-line] , 1994,
[cited: 2007-03-27, URL: http://www.iasppain.org/AM/Template.cfm?
Section=General_Resource_Links&Template=/CM/HTMLDisplay.cf
m&ContentID=3058#Pain
2: Melzack R, Casey KL., The Skin Senses, Carles C Thomas, 1968,
423-43,
3: Yarnitsky D, Ochoa JL., Abstract Studies of heat pain sensation
in man: perception thresholds, rate of stimulus rise and reaction
time, 1990 Jan.,40(1): 85-91
4: Pertovaara A, Morrow TJ, Casey KL., Cutaneous pain and
detection thresholds to short CO2 laser pulses in
humans:evidence on afferent mechanisms and the influence of
varying stimulusconditions, 1988 Sep,34(3): 261-9
5: Lebowski T., Bromilow J., Paech MJ., Storm H., Hacking R.,
Schug SA., Monitoring of skin conductance to assess
postoperative pain intensity, 2006,97(6): 862-865
6: Von Baeyer CL, Piira T, Chambers CT, Trapanotto M, Zeltzer
LK., Guidelines for the cold pressor task as an experimental pain
stimulus for use with children., 2005 Apr.,6(4): 218-27
7: Polianskis R, Graven-Nielsen T, Arendt-Nielsen L., Computercontrolled pneumatic pressure algometry--a new technique for
quantitative sensory testing, 2001,5(3): 267-77
8: Murakawa K, Moriyama K, Yanamoto F, Nakano S, Fukunaga T,
Arimura Y., Measurement of clinical pain intensity: quantitative
sensory testing, 2006 Sep,55(9): 1080-6
9: Rolke R, Magerl W, Campbell KA, Schalber C, Caspari S,
Birklein F, Treede RD., Quantitative sensory testing: a
comprehensive protocol for clinical trials, 2006 Jan.,10(1): 77-88
10: Jacques S Lee, Pain measurement: Understanding existing
(22)
tools and their application in the emergency department,
2001,13: 279-87
11: O'Rourke M, Safar M., Arterial Stiffness and Pulse Wave
Velocity Clinical Applications, France: Éditions scientifiques et
médicales Elsevier SAS, Paris, 1999, , ISBN 2-84299-148-6
12: Korpas D., Hálek J., Přístroj pro měření a analýzu pulzové
vlny, 2003,34(5-6): 163-170
13: O'Rourke MF, Kelly R, Avolio A., The arterial pulse, Lea &
Febiger, Philadelphia - London, 1992, ,
14: Safar M., Arteries in clinical hypertension., Lippincott - Raven,
New York, 1992, 21-30,
15: Harwey W., De Motu cordis, 1628,:
16: Nichols WW, O'Rourke MF., McDonald's Blood Flow in Arteries Teoretical, experimental and clinical principles, Arnold, 1998,
563, ISBN 0-340-64614-4
17: O'Rourke MF, Pauca A, Xiong-Jing J., Pulse wave analysis,
2001,51: 507-522
18: Westerhof N, Van den Bos G.C, Laxminarayan S., The arterial
system, Berlin: Springer, 1999, 48-62,
19: Latham R.D, Westerhof N, Sipkema P., Regional wave travel
and reflections along the human aorta: a study with six
simultaneous micromonometric pressures., ,72: 1257-69
20: Westerhof N, Van den Bos G.C, Laxminarayan S., The arterial
system, Berlin: Springer, , 48-62,
21: Oliva I., Roztočil K., Pulsová vlna v diagnostice ischemické
choroby dolních končetin, Praha: Avicenum, 1982, ,
22: Korpas D., Hemodynamické parametry a jejich variabilita,
2004,35(3): 63-66
23: Univerzita Palackého, Olomouc, CZ, Způsob neinvazivního
měření průběhu pulzové vlny krve a zařízení k provádění tohoto
způsobu, Původce vynálezu: Hálek Jan Prof. Ing., CSc., Korpas
David Ing., Int. Cl.: A 61 B 5/02. Česká Republika, Patentový spis
295119, ,: 30.3.2005
24: The GIMP - GNU Image Manipulation Program [on-line] , 2008,
[cited: 2008-2-1, URL: http://www.gimp.org
25: Steiner J., GIMP - ilustrovaný průvodce, Praha: Neokortex,
2006, 220 p, ISBN 80-86330-04-4
26: Brewer LC, Chai HS, Bailey KR, Kullo IJ., Measures of arterial
stiffness and wave reflection are asociated with walking distance
(23)
in patients with peripheral arterial disease, 2007,191: 384-390
27: Kohara K, Yasuharu T, Oshiumi A, Yoshiori M. et al, Radial
Augmentation Index: A Useful and Easily Obtainable Parameter
for Vascular Aging, 2005,18: 11S-14S
(24)
Analýza perif erní pulzové vlny v
měření bolesti
Autoreferát disertační práce
MUDr. Kamil Navrátil
2008
(25)