České vysoké učení technické v Praze Fakulta elektrotechnická. Disertační práce

České vysoké učení technické v Praze Fakulta elektrotechnická

Disertační práce

Únor, 2012

Ing. Vratislav Fabián

České vysoké učení technické v Praze Fakulta elektrotechnická Katedra kybernetiky

NEINVAZIVNÍ MĚŘENÍ KREVNÍHO TLAKU ZALOŽENÉ NA OSCILOMETRICKÉM PRINCIPU Disertační práce

Ing. Vratislav Fabián

Praha, Únor, 2012

Doktorský studijní program: Elektrotechnika a informatika Studijní obor: Umělá inteligence a bikybernetika

Školitel: prof. RNDr. Olga Štěpánková, CSc.

Poděkování V následujících odstavcích bych rád vyjádřil své poděkování několika lidem, kteří mi pomohli při vzniku této práce, ať radou, pomocí při provádění a vyhodnocování experimentů nebo psychickou podporou a tolerancí. V první řadě patří mé díky a upřímná vděčnost prof. RNDr. Olze Štěpánkové, CSc., za její odborné připomínky k práci a podporu při postgraduálním studiu na všech úrovních. Dále bych rád poděkoval MUDr. Ing. Davidovi Macků, Ing. Janu Havlíkovi, Phd. a doc. Ing. Lence Lhotské, CSc. za cenné rady a pomoc se získáváním dat. Děkuji personálu Anesteziologicko-resuscitační oddělení Nemocnice na Homolce, Kardiochirurgické kliniky Nemocnice v Motole, Domovu pro seniory v Praze Malešicích a Domovu důchodců v Praze Ďáblicích za pomoc při organizaci měření. Velké díky také patří Bc. Janu Dvořákovi, Ing. Josefu Herynkovi, Bc. Imrichu Kohútovi, Bc. Lucii Kučerové, Ing. Alexandru Megelovi, Ing. Martinu Mudrochovi, Ing. Davidu Rabiňákovi, Ing. Gabriele Styborové a Ing. Danielu Špulákovi za pomoc při samotném sběru dat. Velký dík směřuje také k mým kolegům z Katedry kybernetiky a Katedry fyziky FEL, ČVUT v Praze, zejména Ing. Petru Slovákovi, CSc., Ing. Jaroslavu Jírovi, CSc, Ing. Ladislavu Siegrovi, CSc., MUDr. Ing. Vítězslavu Kříhovi, PhD, Ing. Marcele Fejtové a Ing. Martinu Janouchovi. Děkuji jim za veškerou podporu a spolupráci nezbytnou pro vznik této práce. V neposlední řadě bych chtěl poděkovat za vytrvalou podporu a toleranci své rodině a blízkým, zvláště pak manželce Rose Marii. Tato práce a výzkum byly také podpořeny výzkumným projektem: #MSM 6840770012 ”Transdisciplinární výzkum v oblasti biomedicínského inženýrství II.” Ministerstva školství, mládeže a tělovýchovy České republiky. Finanční podpora byla také poskytnuta Katedrou kybernetiky, Fakulty elektrotechnické, ČVUT v Praze.

v

vi

Abstrakt Měření krevního tlaku patří mezi rutinní a nejčastěji prováděné lékařské procedury. Přístrojová základna, se kterou se tato procedura provádí, doznala v posledních 20 letech značných změn. Místo klasických rtuťových přístrojů a fonendoskopu lze sledovat odklon k automatickým tlakoměrům založených na oscilometrickém principu měření. Tyto přístroje jsou také velmi populární při tzv. domácím monitorováním tlaku krve, protože nevyžadují složitou interakci ze strany uživatele. Spolu s tímto trendem však lze sledovat i přibývající počet porovnávacích studií mezi auskultační metodou, pokládanou stále odbornou veřejností za zlatý standard měření tlaku krve, a oscilometrickými monitory tlaku krve. V rámci této práce bylo takovéto porovnání provedeno, a to se zaměřením na seniory. Bylo změřeno 270 osob a provedeno 1023 měření. Dosažené výsledky ukazují odchylku mezi oběma metodami větší než ± 5mmHg u 30% měření pro systolický tlak a 33% měření pro diastolický tlak. Při podrobnějším rozboru lze vysledovat velké odchylky u osob, které mají nestandardní stav kardiovaskulárního systému. Např. u osob s atriálními fibrilacemi je již 56% měření mimo požadovanou toleranci. Z provedené rešerše odborné literatury vyplývá, že podobná situace nastává i u jiných chorob (ateroskleróza, hypertenze, cukrovka atd.) či změn (těhotenství, malé děti, senioři, kritický stav atd.) kardiovaskulárního systému. Z tohoto důvodu je velmi důležité určit, zda je oscilometrický přístroj pro daného jedince vhodný. V této práci je navržena metodika vyhodnocení hemodynamických veličin, které by měly pomoci s určením, zda je oscilometrická metoda pro měření vhodná. Tato metodika zahrnuje měření oscilometrických pulzací při postupném nafukování a postupném vyfukování (oboje rychlostí 3 mmHg/s), kdy je detekován střední arteriální tlak. Dále probíhá 10 vteřinové měření na suprasystolickém tlaku, při kterém je vyhodnocena rychlost šíření pulzní vlny a index zesílení z tvaru tlakových pulzací. Na základě těchto parametrů a rozdílů SAT při nafukování a vyfukování je poté vyhodnocena vhodnost oscilometrické metody pro provedené měření u dané osoby. Klíčová slova: tlak krve, měření tlaku krve, oscilometrická metoda, ateroskleróza, suprasystolický tlak, index zesílení, rychlost šíření pulzní vlny

vii

viii

Stručný obsah Poděkování Abstrakt Stručný obsah Obsah Seznam zkratek Seznam tabulek Seznam obrázků 1 Úvod 2 Cíle disertační práce 3 Fyziologické principy a metody měření 4 Rizika spojená se zvýšeným krevním tlakem 5 Rešerše odborné a patentové literatury 6 Metodika pro měření hemodynamických parametrů 7 Vyhodnocení, navrhovaná metodika měření a diskuze 8 Závěr a přínosy disertační práce Reference

ix

v vii ix xi xiii xv xvii 1 5 7 38 44 51 86 90 93

x

Obsah Poděkování ................................................................................................................................. v Abstrakt .................................................................................................................................... vii Stručný obsah ............................................................................................................................ ix Obsah ......................................................................................................................................... xi Seznam zkratek ....................................................................................................................... xiii Seznam tabulek ........................................................................................................................ xv Seznam obrázků ..................................................................................................................... xvii 1 Úvod ................................................................................................................................... 1 1.1 Členění disertační práce ............................................................................................. 2 1.2 Předchozí práce .......................................................................................................... 3 2 Cíle disertační práce ........................................................................................................... 5 3 Fyziologické principy a metody měření ............................................................................. 7 3.1 Kardiovaskulární systém ............................................................................................ 7 3.1.1 Srdce ................................................................................................................... 7 3.1.2 Fáze srdečního cyklu .......................................................................................... 8 3.1.3 Tlakové poměry v srdci a jeho okolí .................................................................. 9 3.1.4 Cévní systém ..................................................................................................... 10 3.1.5 Pulzní vlna ........................................................................................................ 12 3.2 Krevní tlak a pulz ..................................................................................................... 14 3.3 Definice hodnot krevního tlaku ................................................................................ 16 3.4 Metody měření krevního tlaku ................................................................................. 19 3.4.1 Neinvazivní měření ........................................................................................... 19 3.4.1.1 Nespojité metody měření ............................................................................. 19 3.4.1.1.1 Auskultační metoda ............................................................................ 19 3.4.1.1.2 Oscilometrická metoda ....................................................................... 21 3.4.1.1.3 Palpační metoda .................................................................................. 25 3.4.1.1.4 Infrazvuková metoda .......................................................................... 26 3.4.1.1.5 Ultrazvuková metoda .......................................................................... 26 3.4.1.1.6 Metoda impedanční reografie ............................................................. 27 3.4.1.1.7 Objemově-oscilometrická metoda ...................................................... 27 3.4.1.2 Spojité metody měření ................................................................................. 28 3.4.1.2.1 Metoda odtížené artérie ...................................................................... 28 3.4.1.2.2 Metoda arteriální tonometrie .............................................................. 29 3.4.1.2.3 Metoda snímání rychlosti pulzní vlny ................................................ 30 3.4.2 Invazivní metody měření .................................................................................. 30 3.4.2.1 Měření krevního tlaku katetrem vyplněným kapalinou ............................... 30 3.4.2.2 Měření katetrem s tlakovým senzorem na hrotu .......................................... 31 3.5 Další hemodynamické parametry ............................................................................. 32 3.5.1 Neinvazivní měření hemodynamických parametrů .......................................... 33 4 Rizika spojená se zvýšeným krevním tlakem .................................................................. 38 4.1 Rizika spojená s hemodynamickými parametry mimo optimální interval ............... 39 4.2 Požadavky na přesnost měření ................................................................................. 40 5 Rešerše odborné a patentové literatury ............................................................................ 44 5.1 Východiska rešerše ................................................................................................... 44 5.2 Výsledky rešerše ...................................................................................................... 44 xi

6

Metodika pro měření hemodynamických parametrů ....................................................... 51 6.1 Databáze oscilometrických pulzací .......................................................................... 51 6.1.1 Vyhodnocení hodnot krevního tlaku ................................................................ 52 6.2 Měření středního arteriálního tlaku .......................................................................... 57 6.2.1 Zpracování signálu tlaku................................................................................... 57 6.2.2 Měření SAT při nafukování a vyfukování ........................................................ 60 6.2.3 Vyhodnocení oscilační křivky .......................................................................... 61 6.3 Vyhodnocení dalších hemodynamických parametrů ............................................... 64 6.3.1 Inverzní filtr ...................................................................................................... 65 6.3.1.1 Analýza naměřených oscilometrických křivek ............................................ 65 6.3.1.2 Význam filtrů s lineární fázovou charakteristikou ....................................... 67 6.3.1.3 Návrh inverzního filtru kompenzujícího zkreslení signálové cesty oscilací 68 6.3.1.4 Srovnání oscilometrických křivek před a po kompenzaci ........................... 72 6.3.2 Metoda snímání diferenciálním tlakovým senzorem ........................................ 75 6.3.2.1 Motivace....................................................................................................... 75 6.3.2.2 Měřící systém pro měření suprasystolických oscilací tlaku......................... 75 6.3.2.2.1 Popis měřicí desky .............................................................................. 76 6.3.2.2.2 Tlakový senzor MPX5050D ............................................................... 77 6.3.2.2.3 Diferenciální tlakový senzor MP3V5004G ........................................ 79 6.3.2.2.4 Kalibrace ............................................................................................. 80 6.3.3 Vyhodnocení PWV a AI ................................................................................... 80 6.3.3.1 Filtrace ......................................................................................................... 80 6.3.3.2 Nalezení jednotlivých pulzů......................................................................... 82 6.3.3.3 Nalezení důležitých bodů ............................................................................. 83 6.3.3.4 Vypočtená data ............................................................................................. 85 7 Vyhodnocení, navrhovaná metodika měření a diskuze .................................................... 86 7.1 Vyhodnocení získaných dat ..................................................................................... 86 7.2 Navrhovaná metodika měření .................................................................................. 86 7.3 Navrhovaný měřicí systém pro měření .................................................................... 86 7.4 Diskuze ..................................................................................................................... 89 8 Závěr a přínosy disertační práce....................................................................................... 90 8.1 Souhrn dosažených cílů ............................................................................................ 90 8.2 Výhled do budoucna................................................................................................. 92 Reference .................................................................................................................................. 93

xii

Seznam zkratek AAMI AD AI ASI BHS DIN DPS DT DTFT EKG EN ESH EU FIR HW IF IIR OPV PC PCG PPG PPV PT PWV SAT SC SST ST SV TF TK TPR TT USB UZV WHO

(Association for the Advanced of Medical Instrumentation) analogově digitální (Augmentention Index) index zesílení (Artherial Stiffness Index) index tuhosti tepen (British Hypertension Society) Britská společnost pro hypertenzi (Deutsches Institut für Normung) Německý ústav pro průmyslovou normalizaci deska plošného spoje diastolický tlak (Discrete-Time Fourier Transform) diskrétní Fourierova transformace elektrokardiograf evropská norma (Eurepean Society of Hypertension) Evropská společnost pro hypertenzi Evropská unie (Finite Impulse Response) filtr s konečnou impulzní odezvou Hardware inverzní filtr (Infinite Impulse Response) filtr s nekonečnou impulzní odezvou odražená pulzní vlna (Personal Computer) osobní počítač (Phonocardiograph) fonokardiograf (Photopletysmograph) fotopletysmograf přímá pulzní vlna pulzní tlak (Pulse Wave Velocity) rychlost šíření pulzní vlny střední arteriální tlak srdeční cyklus suprasystolický tlak systolický tlak srdeční výdej tepová frekvence tlak krve (Total Peripheral Resistence) celkový periperní odpor transmurální tlak (Universal Serial Bus) ultrazvuk (World Health Organisation) Světová zdravotnická organizace

xiii

xiv

Seznam tabulek Tab. 3.1: Parametry hodnotící stav artérií resp. rigiditu jejich stěn ......................................... 34 Tab. 4.1: Kategorie krevního tlaku (zdroj WHO/ISH)............................................................. 38 Tab. 4.2: Referenční hodnoty PWV a AI (zdroj: [25]) ............................................................ 39 Tab. 4.3: Klasifikace automatických tlakoměrů dle BHS ........................................................ 40 Tab. 4.4: Velikosti manžet pro měření TK............................................................................... 42 Tab. 6.1: Rozložení měřené skupiny dle věku ......................................................................... 53 Tab. 6.2: Rozdíly mezi metodami pro systolické tlaky ............................................................ 54 Tab. 6.3: Rozdíly mezi metodami pro diastolické tlaky........................................................... 54 Tab. 6.4: Vyhodnocení dat PWV ............................................................................................. 85 Tab. 6.5: Vyhodnocení dat AI .................................................................................................. 85

xv

xvi

Seznam obrázků Obr. 1.1: Struktura příčin smrti podle věku ............................................................................... 1 Obr. 3.1: Dvojitá cirkulace krve (převzato z [13]) ..................................................................... 8 Obr. 3.2: Průběh tlaku v jednotlivých srdečních fázích (převzato z [14]) ................................. 9 Obr. 3.3: Hodnoty tlaků v srdci a odstupujících tepnách (převzato z [15]) ............................. 10 Obr. 3.4: Velikost a průběh tlaku v cévním řečišti (převzato z [14]) ....................................... 12 Obr. 3.5: Vznik a šíření pulzní vlny ......................................................................................... 13 Obr. 3.6: Vznik a šíření pulzní vlny – hlavní i odražené od bifurkace (převzato z [14])......... 14 Obr. 3.7: Ukázka průběhu tlakové křivky s vlivem odražené pulzní vlny [9] ......................... 14 Obr. 3.8: Tlaková křivka (převzato z [16]) .............................................................................. 15 Obr. 3.9: Průběh tlakové křivky s vyznačením měřených tlaků (převzato z [16]) .................. 17 Obr. 3.10: Ilustrace principu palpační a auskultační metody (převzato a upraveno z [2]) ...... 20 Obr. 3.11: Vznik turbulentního proudění (převzato z [18]) ..................................................... 21 Obr. 3.12: Průběh tlaku při oscilometrickém metodě měření .................................................. 22 Obr. 3.13: Blokové schéma měřidla tlaku využívající oscilometrickou metodu ..................... 22 Obr. 3.14: Obálka oscilometrických pulzací s naznačeným vyhodnocením ST a DT ............. 24 Obr. 3.15: Průběh Korotkovových ozev a oscilometrických pulzací ....................................... 25 Obr. 3.16: Měření tlaku pomocí palpace .................................................................................. 25 Obr. 3.17: Princip měření krevního tlaku pomocí Dopplerova efektu ..................................... 26 Obr. 3.18: Princip měření krevního tlaku pomocí impedanční reografie................................. 27 Obr. 3.19: Princip měření krevního tlaku metodou odtížené artérie (převzato z [20]) ............ 29 Obr. 3.20: Princip měření krevního tlaku metodou arteriální tonometrie ................................ 30 Obr. 3.21: Snímací tlaková komůrka katetru vyplněného kapalinou (převzato z [20]) ........... 31 Obr. 3.22: Invazivní tlakový TIP senzor (převzato z [15]) ...................................................... 31 Obr. 3.23: Tlakové pulzace zdravého jedince (nahoře) a pacienta s rigidními stěnami artérií (dole) ........................................................................................................................................ 33 Obr. 3.24: Srovnání křivek tlakových pulzací sejmutých z aorty a arterie brachialis (zdroj: [26]). ......................................................................................................................................... 35 Obr. 3.25: Superpozice pulzních vln ........................................................................................ 37 Obr. 3.26: Záznam měření tlaku v aortě (invazivně) a současně ............................................. 37 Obr. 4.1: Ověřovací značka ...................................................................................................... 40 Obr. 4.2: Vliv hydrostatického tlaku na měření TK ................................................................. 41 Obr. 6.1: Zjednodušené blokové schéma měřicího systému Oscilo pro snímání oscilometrických pulzací .......................................................................................................... 51 Obr. 6.2: Prototyp měřicího systému Oscilo ............................................................................ 52 Obr. 6.3: Rozdíly ST a DT mezi auskultační a oscilometrickou metodou ............................... 53 Obr. 6.4: Rozdíly PT (syst. tlak – diast. tlak) mezi auskultační a oscilometrickou metodou .. 54 Obr. 6.5: Gafické porovnání metod pro ST .............................................................................. 55 Obr. 6.6: Grafické porovnání metod pro DT ............................................................................ 55 Obr. 6.7: Grafické porovnání metod pro PT ............................................................................ 56 Obr. 6.8: Porovnání hodnot DT metod pro osoby s atriální fibrilací a celou skupinu měřených osob .......................................................................................................................................... 56 Obr. 6.9: Naměřená křivka tlaku se složkou odpovídající náfuku a výfuku ............................ 60 Obr. 6.10: Oscilační křivka společně s její horní, dolní a rozdílovou obálkou ........................ 61 Obr. 6.11: Detekce hodnot TK při postupném nafukování manžety ....................................... 61 Obr. 6.12: Detekce hodnot TK při postupném vyfukování manžety ....................................... 62 Obr. 6.13: Histogram četnosti hodnot ∆SAT ve vyhodnocované množině dat mladých jedinců [62] .................................................................................................................................................. 63 Obr. 6.14: Histogram četnosti hodnot ∆SAT ve vyhodnocované množině dat seniorů ................... 63 xvii

Obr. 6.15: Signálová cesta pro zpracování oscilometrických pulzací měřicího systému Oscilo .................................................................................................................................................. 64 Obr. 6.16: Amplitudovaná frekvenční charakteristika měřicího systému Oscilo .................... 65 Obr. 6.17: Fázová frekvenční charakteristika měřicího systému Oscilo.................................. 65 Obr. 6.18: Výstupy z měřicího systému Oscilo při měření krevního tlaku na zdravé osobě; nahoře výstup signálové cesty tlak, uprostřed výstup signálové cesty oscilace, dole zvětšený segment oscilací ....................................................................................................................... 66 Obr. 6.19: Zkreslené tlakové pulzace na výstupu tlakoměru firmy Freescale Semiconductor [5] ............................................................................................................................................. 67 Obr. 6.20: Lineární fázová charakteristika FIR filtru............................................................... 68 Obr. 6.21: Návrh kompenzačního inverzního filtru. Nahoře nekauzální impulzová odezva vypočtená zpětnou DTFT z ideální frekvenční charakteristiky inverzního filtru; uprostřed Hammingovo okno; dole výsledná impulzová odezva inverzního filtru po přenásobení Hammingovým oknem a posunutí o 100 vzorků. .................................................................... 70 Obr. 6.22: Detail amplitudové frekvenční charakteristiky navrženého inverzního filtru v oblasti nejvíce zkreslených kmitočtů ....................................................................................... 71 Obr. 6.23: Amplitudová frekvenční charakteristika filtru klouzavými průměry (délka filtru N = 81 vzorků, fvz, dec = 50 Hz) ..................................................................................................... 72 Obr. 6.24: Srovnání křivek tlakových pulzací před a po kompenzaci. Nahoře segment původní křivky (byly odfiltrovány frekvenční složky nad 20 Hz); uprostřed stejný segment po průchodu inverzním filtrem a odstranění ss složky; dole signal ze signálové cesty tlak po odstranění trendu (na hranici rozlišení AD převodníku měřicího systému Oscila) ................. 73 Obr. 6.25: Srovnání křivek tlakových pulsací. Nahoře segment ze signálové cesty oscilace po průchodu inverzním filtrem; dole signal ze signálové cesty tlak po odstranění trendu (na hranici rozlišení AD převodníku měřicího systému Oscila) .................................................... 74 Obr. 6.26: Schema zapojení měřicího systému pro snímání malých tlakových pulzací .......... 76 Obr. 6.27: Schema zapojení desky pro měření tlaků ................................................................ 77 Obr. 6.28: Převodní charakteristika tlakového senzoru MPX5050D (převzato z [22]) ........... 77 Obr. 6.29: Závislost teplotního koeficientu na teplotě (převzato z [22]) ................................. 78 Obr. 6.30: Závislost chyby tlaku na tlaku (převzato z [65])..................................................... 78 Obr. 6.31: Dolní propust 1. řádu pro filtraci šumu tlakového senzoru (převzato z [65])......... 79 Obr. 6.32: Převodní charakteristika tlakového senzoru MP3V5004G (převzato z [21]) ......... 80 Obr. 6.33: Amplitudové frekvenční spektrum tlakové křivky ................................................. 81 Obr. 6.34: Průběh signálů filtrovaných různými metodami ..................................................... 82 Obr. 6.35: Detekovaná minima a maxima................................................................................ 83 Obr. 6.36: Průběh tlaku ............................................................................................................ 84 Obr. 6.37: První derivace průběhu ........................................................................................... 84 Obr. 6.38: Druhá derivace průběhu .......................................................................................... 85 Obr. 7.1: Blokové schema přesného tonometru ....................................................................... 87 Obr. 7.2: Digitalizovaná tlaková křivka ................................................................................... 88

xviii

Úvod

1 Úvod Za posledních několik desítek let se střední délka života v České Republice prodloužila u žen na 78,7 let a u mužů na 72,1 let. V príštích 25 letech se očekává, že tento ukazatel dosáhne na 82,8 roků u žen a 76,6 roků u mužů. Je to způsobeno charakterem životního stylu, zvyšující se efektivností zdravotní péče a v neposlední řadě hygienickou a stravovací úrovní nynějšího života. Výsledkem toho je, že, ve spojení s dlouhodobě nízkou úrovní porodnosti, stále stoupá demografické stárnutí populace. Podle výsledků demografických prognóz z roku 1999 se očekávalo, že v následujících 10 letech se zvýší podíl osob ve věku nad 60 let z tehdejších 18% na 23% [1]. Podobná situaci je téměr v celém vyspělém světě. Při pohledu na přiložený graf struktury příčin smrti podle věku (viz Obr. 1.1), zjistíme, že se stoupajícím věkem člověka velmi rychle stoupá pravděpodobnost smrti na základě kardiovaskulárních nemocí. Ve věku od 65 let do 69 let je kardiovaskulární onemocnění ve 45% nejčastejší příčinou úmrtí. Přičemž nádorová onemocnění, na druhém místě, se v této věkové kategorii podílí na smrti 33%. Z těchto čísel vyplývá, že v následujících letech se čím dál větší část medicínských oborů bude muset zabývat zdravotními problémy, které jsou s tímto vyšším věkem a příslušnými zdravotními problémy spojeny.

Obr. 1.1: Struktura příčin smrti podle věku

Tlak krve (TK) je jedním z nejdůležitějších fyziologických parametrů lidského organismu. V moderní medicíně patří jeho měření k rutinním procedurám. Ve skutečnosti je měření krevního tlaku součástí většiny lékařských vyšetření. Historie měření TK je velmi dlouhá, nicméně nejvýznamnější rozvoj byl dosažen na konci 19. století a na začátku století 20. Tento prudký rozvoj byl možný díky rychlému technickému vývoji v této éře (např. Michelinův vynález pneumatiky umožnil vznik moderních okluzivních manžet s gumovou vzdušnicí).

1

Úvod

1.1 Členění disertační práce V průběhu vývoje vzniklo několik metod měření TK. Tyto metody jsou rozděleny do základních dvou kategorií, a to invazivní a neinvazivní metody měření TK. Jejich popis je uveden v kapitole 2. Některé z těchto metod jsou více rozšířené než ostatní. Některé jsou určeny pouze pro experimentální účely, další pro klinickou praxi a v neposlední řadě existují měřidla tlaku krve pro domácí použití. Tato práce se zaobírá otázkou přesnosti měření různých metod měření TK, zejména je kladen důraz na oscilometrickou metodu, která je spolu s auskultační metodou, světově nejvíce rozšířenou metodou měření TK. A právě diskutabilní přesnost oscilometrické metody je stále sporným bodem v odborné lékařské komunitě. Zejména pro osoby s nestandardním stavem kardiovaskulárního systému (malé děti, těhotenství, ateroskleréza, diabetes atd.) je přesnost měření pomocí oscilometrických měřidel často nedostatečná. I přes tyto námitky se s těmito automatickými přístroji nezřídka setkáváme i v klinické praxi. Tato práce navrhuje zdokonalení oscilometrické metody měření tlaku krve, jehož výhody pak demonstruje při měření skupiny subjektů, u nichž klasické metody obvykle nedávají uspokojivé výsledky. Toto zdokonalení vychází z důkladné analýzy několika již dlouho známých metod měření a naprosto nové metody měření při suprasystolickém tlaku, se kterou se experimentuje pouze na několika světových pracovištích. Spojení těchto spojitých a nespojitých metod, v kombinci s automatizovaným měřením, jehož správnost však může být kontrolována lékařem, by mohlo přinést zcela nové možnosti v měření krevního tlaku. Zároveň je však nutné uvést, že ani přesně změřená hodnota krevního tlaku ne zcela dostatečně popisuje celkový stav kardiovaskulárního systému. Proto se v poslední době objevila řada nových metod, jak samotné měření krevního tlaku doplnit o vhodné parametry, které by odrážely stav kardiovaskulárního systému úplněji. Samozřejmostí je snaha o co nejméně invazivní měření, která by vyšetřovanou osobu co nejméně zatěžovala a neovlivňovala tak měřené údaje. Z navržené metodiky také vyplývá možnost vyhodnocení těchto hemodynamických parametrů (rychlost šíření pulzní vlny, index zesílení, index arteriální tuhosti atd.), což jsou parametry, které silně vypovídají o celkovém stavu krevního řečiště a měly by být kontrolovány při každé preventivní prohlídce. Výhodou je, že tyto parametry jsou zjištěny v průhěbu samotné procedury měření krevního tlaku. V první části této práce je uvedeno stručné shrnutí fyziologických principů a metod měření krevního tlaku spolu s popisem jejich výhod a omezení. Dále jsou diskutovány další hemodynamické parametry, které doplňují samotné měření krevního tlaku a důležité informace o kardivaskulárním systému. V následující kapitole jsou probírána rizika spojená s kardiovaskulárními nemocemi a jsou zde stanoveny teoretické požadavky na přesnost měření krevního tlaku. V páté kapitole je poté uveden výtah z rešerše odborné a patentové literatury týkající se měření krevního tlaku a dalších hemodynamických parametrů kardiovaskulárního systému. V následující kapitole je popsána HW konstrukce měřicího systému Oscilo, použité 2

Úvod

algoritmy a metodika pro vyhodnocení a dále jsou uvedeny statistické výsledky z testování nově navržené metodiky a dalších experimentů.

1.2 Předchozí práce Tato práce je založena také na těchto již publikovaných materiálech: Časopisy: FABIÁN, V., FEJTOVÁ, M., „Telemedical system for monitoring of blood pressure,“ v Advances in Electrical and Electronic Engineering. 2005, roč. 4, č. 4, s. 213-215, ISSN 13361376. FABIÁN, V., DOBIÁŠ, M., „Význam metrologie při měření krevního tlaku,“ v Lékař a technika. 2006, roč. 36, č. 1, s. 16-17. ISSN 0301-5491. Konference: HAVLÍK, J., FABIÁN, V., MACKŮ, D., LHOTSKÁ, L., DVOŘÁK, J. et al., „Measurement of hemodynamic parameters: design of methods and hardware,“ v ACM Digital Library: Proceedings of 4th International Symposium on Applied Sciences in Biomedical and Communication Technologies [CD-ROM]. New York: ACM, 2011, ISBN 978-1-4503-09134. ŠPULÁK, D., ČMEJLA, R., FABIÁN, V., „Parameters for Mean Blood Pressure Estimation Based on Electrocardiography and Photoplethysmography,“ v International Conference on Applied Electronics. Plzeň 2011, ISSN: 1803-7232 FABIÁN, V., JANOUCH, M., NOVÁKOVÁ, L., ŠTĚPÁNKOVÁ, O., „Comparative Study of Non Invasive Blood Pressure Measurement Methods, “ v Elderly People. v IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. Lyon 2007, ISBN 1-4244-0788-5. Patenty: FABIÁN, V., „Přesný krevní tonometr, “ Patentová přihláška. Úřad průmyslového vlastnictví, 2008-07-24. Funkční vzorky: DVOŘÁK, J., HAVLÍK, J.,FABIÁN, V., „Zařízení pro měření hemodynamických parametrů,“ [Funkční vzorek]. 2011. Diplomové práce: D. RABIŇÁK, „Oscilometrický tonometr s USB modulem,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2007. [2] J. HERYNEK, „Zpracování signálů oscilometrických pulzací,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2007. [3] M. SKOŘEPA, „Porovnání neinvazivních metod měření tlaku krve,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), 1.LF UK v Praze, Praha, 2007. [4]

3

Úvod

V. MAREK, „Ambulantní přístroj pro monitorování tlaku krve,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2008. [5] A. MEGELA, „Výpočet hemodynamických parametrů centrálního krevního řečiště z průběhu oscilometrických pulsací,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2008. [6] M. LOSKOT, „Přesná měřicí deska pro účely monitorování hemodynamických parametrů kardiovaskulárního systému,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2010. [7] G. STYBOROVÁ, „Porovnávací studie invazivních metod měření tlaku krve s neinvazivním přípravkem Pressure board,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2011. [8] L. CHALOUPKA, „Monitorování parametrů kardiovaskulárního systému z tvaru tlakových křivek,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2011. [9] M. VRBA, „Přístroj pro monitorování hemodynamických parametrů kardiovaskulárního systému,“ Diplomová práce (vedou Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2011. [10] M. MUDROCH, „Metodika monitorování hemodynamických parametrů,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2012. [11]

4

Cíle disertační práce

2 Cíle disertační práce Tato disertační práce je cílená na studium oscilometrické metody měření tlaku krve, a to zejména na její nedostatky a tvorbu nových algoritmů a metodik měření. Tento výzkum je velmi aktuální a je v souladu s projektem číslo P1721 "IEEE Standard for Objective Measurement of Systemic Artirial Blood Pressure in Humans", který je řešen podvýborem TC-25 společnosti IEEE I&M [12]. Hlavním cílem práce je komplexní analýza, návrh a vyhodnocení nové metodiky měření krevního tlaku, založené na automatické oscilometrické metodě. Tyto cíle lze rozdělit do následujících výzkumných cílů: 1. Rešerše odborné a patentové literatury. Rešerše bude zaměřena na komparativní studie oscilometrické a auskultační metody měření tlaku krve, prováděné u osob se změnami kardivaskulárního systému, které jsou způsobeny nemocí (hypertenze, ateroskleróza, diabetes atd.) nebo stavem (malé děti, senioři, těhotné ženy, kritický stav apod.). 2. Komparativní studie oscilometrické metody s auskultační metodou pro seniory a sběr dat pro další výzkum. Cílem této části je připravit měřicí systém pro sběr dat propojitelný s komerčně dostupným oscilometrickým monitorem tlaku a referenčním rtuťovým tlakoměrem. S tímto systémem pak provést experimentální měření na dostatečném počtů jedinců z vybrané skupiny uživatelů a porovnat tak oscilometrickou metodu s referenční auskultační metodou.Vybraná skupina probandů by měla obsahovat zejména osoby s nestandardním stavem kardiovaskulárního řečiště, což jsou v největší míře senioři. Další části tohoto bodu je provedení vyhodnocení této komparativní studie pomocí statistických metod. 3. Tvorba modelu, který zdůvodňuje neuspokojivé výsledky oscilometrických měření pro skupinu seniorů a návrh alternativního způsobu sběru a zpracování měřených dat suprasystolického tlaku. Ověření původní hypotézy o tom, že navržený postup výrazně snižuje vliv rigidity kardiovaskulárního systému na validitu výsledků měření krevního tlaku oscilometrickou metodou. 4. Tvorba měřicího systému pro měření oscilometrických pulzací na suprasystolickém tlaku. Jedná se o jeden z hlavních cílů této práce, a to vytvořit dostatečně přesný a citlivý systém pro snímání oscilometrických (tlakových) pulzací na suprasystolickém tlaku (tlak bezpečně vyšší než systolický tlak). Pulzace na tomto tlaku jsou velmi malé (v rozsahu několika mmHg) a je tedy nutné zvolit vhodnou techniku pro jejich měření. Precizní snímání na takto vysokém tlaku umožní vyhodnocení dalších hemodynamických veličin. Takovýto neinvazivní měřicí, který by umožnil současné snímání tlakových křivek na

5

Cíle disertační práce

suprasystolickém tlaku a vyhodnocení dodatečných hemodynamických veličin, by byl unikátní v celosvětovém měřítku. 5. Tvorba nové metodiky měření oscilometrickou metodou. Cílem této části je zužitkovat možnosti vytvořeného měřicího systému a vytvořit metodologii měření krevního tlaku, která přihlédne k dalším hemodynamickým parametrům krevního řečiště. Na základě jejich vyhodnocení poté bude určeno, zda je oscilometrická metoda pro daného jedince vhodná. Jedná se o přístup, který by mohl přinést nový náhled na konstrukci a metodiku měření oscilometrickými tlakoměry. 6. Vyhodnocení navržené metodiky. Vyhodnocení navržené metodiky je samozřejmou součástí a cílem této práce.

6

Rizika spojená se zvýšeným krevním tlakem

3 Fyziologické principy a metody měření 3.1 Kardiovaskulární systém Pro správnou funkci lidského organismu je nutný rychlý a efektivní přenos látek a informací mezi jednotlivými systémy, od buněčné úrovně až po úroveň orgánovou. Prostředkem k tomu je oběhový systém, který transportuje živiny, odpadní látky, ale zprostředkovává i výměnu plynů. Nosným médiem pro tento transport je krev. K tomu aby mohla plnit svoji funkci, musí být zajištěna její cirkulace. Ta je zajištěna kardiovaskulárním systémem s dvojitou cirkulací (viz Obr. 3.1) a skládá se ze srdce, čerpacího zařízení, a ze soustavy trubic, cévního systému. Kardiovaskulární systém v lidském organismu je rozdělen na systémový a plicní oběh. Tyto dva oběhy probíhají synchronně a díky tomu je krevní cirkulace efektivnější než jednoduchá, která je vyvinuta např. u ryb. Pumpou pro systémový oběh je levá komora, společně s levou síní (pomocným čerpadlem), pro plicní oběh zajišťuje pohon pravá komora společně s pravou síní. Pravá komora má tenčí stěnu než komora levá, jelikož pohání nízkotlaký plicní oběh.

3.1.1 Srdce Funkce srdce jako pumpy je založena na pravidelných kontrakcích (systolách) a relaxacích (diastolách) srdečních komor a síní. Jak již bylo uvedeno, hlavními částmi jsou komory, které potřebují být optimálně naplněny. O toto plnění se starají síně a chlopně oddělující komory od síní, a komory od velkých tepen. Systola síní předchází systolu komor, tím je zaručeno jejich dostatečné naplnění krví, a chlopně zabraňují zpětnému toku krve. Tím zvyšují účinnost kontrakce. Při kontrakci je krev vypuzována z komor do plicnice (pravá komora) a do aorty (levá komora). Do komor přitéká krev ze síní, do kterých se dostává z velkých žil, z horní a dolní duté žíly do pravé síně, a z plicních žil do levé síně (viz Obr. 3.1).

7


Obr. 3.1: Dvojitá cirkulace krve (převzato z [13])

3.1.2 Fáze srdečního cyklu Základními částmi srdečního cyklu jsou systola a diastola. Systola je fáze při stahu srdečního svalu, diastola je fáze jeho relaxace.

Izovolumická fáze Systola začíná kontrakcí komor. Tato kontrakce vyvolá nárůst nitrokomorového tlaku nad hodnotu tlaku v síních. To způsobí uzavření atrioventrikulárních (síňo-komorových) chlopní. V tomto okamžiku jsou stále uzavřeny poloměsíčité chlopně mezi levou komorou a aortou, a mezi pravou komorou a plicnicí. Srdeční svalovina se stahuje, ale v komoře uzavřený objem nemá kam odtékat. Dochází proto pouze k nárůstu tlaku. Tato fáze se označuje jako izovolumická kontrakce (stah při neměnícím se objemu) a trvá obvykle 60 ms (viz Obr. 3.2, část A).

Ejekční fáze V okamžiku kdy je tlak v komoře vyšší, než tlak v aortě (dále se budeme zabývat jen systémovým oběhem), otevřou se poloměsíčité chlopně a krev je vypuzována do aorty (viz Obr. 3.2, část B). Otevření poloměsíčitých chlopní se může projevit v tlakové křivce jako tzv. anakrotický zářez. Tlak v komorách je poměrně stálý, ale klesá objem krve uvnitř. Zhruba po 8


polovině této fáze začíná klesat i tlak. Ve chvíli, kdy je menší než tlak v aortě, dochází k uzavření poloměsíčitých chlopní, a fáze označovaná jako ejekční (vypuzovací) je ukončena. Na průběhu tlaku v aortě (tepně vystupující z levé komory) se objeví tzv. dikrotický zářez, který je způsoben transformací hydrodynamického tlaku proudící krve na hydrostatický tlak uvnitř aorty. Během této fáze, díky tahu za vazivový prstenec v průběhu systoly, dochází také ke zvětšení objemu siní a tím k urychlení jejich plnění. Nejvyšší tlak v komoře během erekční fáze bývá za fyziologických podmínek okolo 130 mmHg.

Izovolumická relaxace Diastolická fáze nastupuje ihned po skončení fáze ejekční. Všechny chlopně jsou uzavřeny, ke změnám objemu tedy docházet nemůže. Komory jsou relaxované a tak dochází k poklesu tlaku pod hodnotu tlaku v síních. To způsobí otevření atrioventikulárních chlopní. Tímto okamžikem končí fáze označovaná jako izovolumická relaxace (uvolňování při stejném objemu, viz Obr. 3.2, část C).

Plnící fáze Otevřenými atrio-ventrikulárními chlopněmi se začne plnit prostor komory, začíná tzv. plnící fáze (viz Obr. 3.2, část A). Tlak v komorách klesá až k nule (diastolický tlak levé komory), poté se mírně zvýší na tzv. konečný diastolický tlak levé komory (kolem 16 mmHg). Tlak se až do konce diastoly nemění, pouze se zvyšuje objem komor, zprvu rychle, díky předchozí systolou komor v síních nahromaděné krvi z kapacitních cév (žil), poté pomaleji (tzv. diastáza) a po systole komor opět rychleji. Systola komor také způsobí výše zmíněné zvýšení komorového tlaku na konečný diastolický tlak, jelikož se vzájemně mechanicky síně a komory ovlivňují. Plnící fáze trvá kolem 450 ms normální tepové frekvenci (zhruba 70 tepů/minutu), při zvýšené námaze se plnící fáze zkracuje nejvíce ze všech výše zmíněných fází.

3.1.3 Tlakové poměry v srdci a jeho okolí Tlak krve v průběhu srdečního cyklu je znázorněn na Obr. 3.2. Nepřerušovanou čarou je vyznačen průběh tlaku v levé komoře, přerušovanou tlak v aortě. Původ těchto průběhů tlaků je blíže popsán v kapitole 3.1.2.

Obr. 3.2: Průběh tlaku v jednotlivých srdečních fázích (převzato z [14])

9


Tlakové poměry v srdci a jeho blízkosti jsou dobře patrné na Obr. 3.3. Zkratka ST označuje systolický tlak, DT tlak diastolický. SAT je zkratka pro tlak střední, počítaný jako průměrný tlak za jeden srdeční cyklus.

Obr. 3.3: Hodnoty tlaků v srdci a odstupujících tepnách (převzato z [15])

3.1.4 Cévní systém Cévní systém neplní pouze funkci potrubí pro cirkulaci krve, ale je také důležitým regulačním mechanismem. Nejdůležitějším faktorem pro správnou funkci orgánů je dostatečný objem krve k nim dopravený, přesněji řečeno objemový průtok krve orgánem. Ten je definován jako: 3.1 kde Q je objemový průtok v l.min-1, V je objem krve v litrech, t je čas v minutách . Také lze spočítat ze vztahu: 3.2 kde SV je srdeční výdej (objemový průtok) v m3.s-1, SAT je střední arteriální tlak v Pa, TPR je periferní odpor kardiovaskulárního systému v Pa.m-3.s. Periferní odpor udává, jaký odpor kladou cévy průtoku krve. S jeho zvyšováním průtok klesá, při snižování roste. Pro jednu cévu lze spočítat ze vztahu (vychází z Hagen-Poiseuillova zákona, viz [14]):

3.3 10


kde R je odpor cévy v Pa.m-3.s, η je dynamická viskozita krve v Pa.s, l je délka cévy v metrech, π je Ludolfovo číslo, bezrozměrné, r je poloměr průsvitu cévy v metrech. Poloměr cévy, jelikož se ve vztazích objevuje jeho čtvrtá mocnina, je největším regulačním mechanismem změny velikosti průtoku krve do tkání. Pro zajištění funkcí cévního systému by nestačil jeden typ cév, proto lze cévy rozdělit z funkčního hlediska na několik skupin. Jedná se především o pružník, rezistenční cévy, venuly, prekapilární sfinktery (svěrače), kapiláry, arteriovenózní zkraty a kapacitní cévy. Na celkovém periferním odporu se projevuje odpor pružníku zhruba z 19%, rezistenčních cév z 47% (hlavní regulační vliv), kapiláry z 27% a kapacitní cévy jen ze 7%.

Pružník Takto se označují velké a středně velké cévy, které mají za úkol co nejkratší cestou a co nejrychleji dopravit krev dále do krevního řečiště. Jejich stěna je převážně tvořena elastickými prvky (kolem 50 %), kdežto svalových prvků, schopných měnit průsvit (lumen) cévy a tím i tlak uvnitř, je jen kolem 20 %. Tyto cévy mají velký vnější průměr (kolem 20 mm) a slabou stěnu (v poměru s vnějším průměrem). Díky jejich elastickým vlastnostem snižují nárazový přítok krve při systole na kontinuální proudění (hlavní funkce aorty, přesněji aortálního oblouku). Tyto cévy plní funkci „elastické kapacity“.

Rezistenční cévy Významně regulují přítok krve k orgánům, především díky vysokému podílu svalových prvků (kolem 40 %, elastických prvků zhruba 30 %). Mají malý průsvit a tlustou kontraktilní stěnu. Do této skupiny patří malé tepny, tepénky a venuly. Venuly se tolik nepodílejí na rozdělení krve k jednotlivým orgánům, ale udržováním různého tonusu (napětí stěny) určují kapilární tlak v kapilárách, který je důležitý pro výměnu tekutin (filtraci a resorpci) skrz stěnu kapilár.

Prekapilární sfinktery Jedná se o cévy mezi rezistenčními cévami a kapilárami. Změnou svého průměru určují počet otevřených kapilár a tím i plochu pro výměnu tekutin mezi intersticiem a kapilárami.

Kapiláry Stěna těchto cév je plochou pro výměnu tekutin a látek mezi krví a tkání. Nejsou kontraktibilní, jejich průsvit je řízen tonusem tepének a venul.

11


Arteriovenózní zkraty Tyto cévy umožňují tok krve z tepenné do žilní části tak, že krev neprotéká kapilárami. Tok v kapilárách se proto snižuje, ale průtok krve tkání je vyšší. Tyto zkraty se typicky se vyskytují např. v kůži.

Kapacitní cévy Jak napovídá název, tento druh cév slouží především k pojmutí velkého objemu krve, což může představovat až 75 % celkového objemu krve v řečišti. Obsahují málo svalových prvků, jejich stěna je slabá v poměru k jejich průměru. Jsou však vysoce elastické, takže jsou schopny reagovat na změny poměrů distribuce krve k jednotlivým orgánům a pojmout velký objem „neudané“ krve.

Tlakové poměry cévním řečišti Hodnoty tlaků a jejich průběh je znázorněn na Obr. 3.4 (plná čára – aktuální hodnoty tlaku, přerušovaná – střední tlak krve). Je zde vidět, jak zvětšující se objem cév (především vény a venuly) má za následek, pro výměnu látek a tekutin potřebné, snižování tlaku a rychlosti proudění krve v kapilárách. Tlak je v podstatě stálý, bez kolísání či prudkých změn, s hodnotou kolem 15 mmHg.

Obr. 3.4: Velikost a průběh tlaku v cévním řečišti (převzato z [14])

3.1.5 Pulzní vlna Systola srdce způsobuje také vznik tlakové a objemové pulzní vlny. Pohybuje se rychlostí zhruba v jednotkách metrů za vteřinu, kdežto pohyb krve je jen zhruba v desítkách centimetrů za vteřinu (viz [16]). Takto vysoká rychlost je způsobena především tím, že pulzní vlna se šíří stěnou cév, kdežto krev proudí uvnitř, větším průřezem a jiným prostředím. Rychlost pulzní vlny závisí na elasticitě cév a na poměru tloušťky stěny a průměru cévy. Platí, že čím větší je tento poměr, nebo je céva méně elastická, je rychlost propagace vyšší. Pulzní vlna vzniká tak, že při vypuzování krve z levé komory jsou stěny aorty a dalších tepen roztahovány kinetickou energií přitékající krve (viz Obr. 3.5). Tato energie je přeměněna na potenciální elastickou 12


energii stěny cévní. Tato energie se poté začne přeměňovat zpět na kinetickou energii tak, že smršťováním cévy se urychluje proud krve směrem od srdce. Zpětný tok není možný, jelikož tlak krve mezi místem pulzní vlny a srdcem je vyšší než tlak od pulzní vlny směrem k periferiím.

Obr. 3.5: Vznik a šíření pulzní vlny (zleva - srdce, chlopeň a tepna, shora dolů – časový vývoj, převzato z [14])

Vzniklá pulzní vlna ovšem nemusí vždy postupovat směrem od srdce. Při příchodu na rozhraní dochází k jejímu částečnému odrazu (viz Obr. 3.6). Velikost odražené vlny závisí na mnoha faktorech, jako jsou například velikost a průsvit cév před a za větvením, jejich vzdálenost od srdce, amplituda hlavní pulzní vlny, úhel větvení atd. Nejčastěji vzniká tento odraz na tzv. bifurkaci, rozdělením aorty na pánevní tepny, ale může vznikat i na jiných místech (odstup renální tepny, rozvětvení pánevní tepny na vnitřní a vnější kyčelní tepnu, v horní polovině např. rozdělení tepny hlavo-pažní na podklíčkovou tepnu a karotidu atd.). Vznikají i odražené vlny z odražených vln, např. při odrazu od aortální chlopně, předchozích dělení atd.

13


Obr. 3.6: Vznik a šíření pulzní vlny – hlavní i odražené od bifurkace (převzato z [14]Error! Reference source not found.)

Takto vzniklé odražené vlny potom způsobují nárůst krevního tlaku a deformaci křivky tlaku v krevním řečišti. Nejvíce se to projeví na velkých elastických tepnách. Ukázka možného průběhu viz Obr. 3.7.

Obr. 3.7: Ukázka průběhu tlakové křivky s vlivem odražené pulzní vlny [9]

3.2 Krevní tlak a pulz Tlakem krve (TK) se obecně rozumí tlak, kterým působí krev na stěny cév, což je důsledek čerpání krve srdcem [17]. TK je časově spojitá veličina, která se mění s každým srdečním tepem. Ejekce krve z levé srdeční komory má za následek vznik tlakové pulzní vlny a průtok krve arteriálním řečištěm. Tlaková vlna šířící se po stěnách tepen míří k periferním tepnám rychleji, než krev tekoucí uvnitř těchto tepen (viz předešlý odstavec). Morfologie tlakové křivky (viz Obr. 3.8) vypovídá o přenosu tlakové vlny a dále také o pulzním posouvání krve tepnami k periferiím.

14


Obr. 3.8: Tlaková křivka (převzato z [16])

Tlakové křivky v plicní tepně a v aortě si jsou tvarově podobné, nicméně maximum amplitudy systolického tlaku v aortě je asi pětkrát vyšší než v plicnici. Arteriální tlaková křivka „začíná“ s otevřením poloměsíčitých chlopní a s následným okamžitým vzestupem tlaku až k systolickému vrcholu. Sklon a rychlost nárůstu závisí na rychlosti vypuzení krve z levé komory. Nárust je velmi prudký v důsledku rychlého vypuzení značného množství krve do arteriálního řečište, a to hlavně u pacientů trpících hyperdynamickou cirkulací nebo sníženou hodnotou rezistence systémového rečiště (jako následek anémie, horečky, hyperthyreoidismu nebo lehké či středně závažné nedomykavosti poloměsíčité chlopně). Náběžná hrana tlakové křivky je více skloněná, s pomalejším nástupem, v případech lidí trpících kardiomyopatií, nebo hypovolemií, nebo tehdy, když vypuzení krve z komory brání nějaká obstrukce, např. stenóza aorty, ischemická choroba srdeční, nebo je nižší rychlost vypuzení krve – v důsledku nedostatečné kontrakce. Obvyklý tvar tlakové křivky lze popsat takto:

Fáze 1 První fáze, někdy označovaná jako inotropická komponenta, nastává v rané systole při otvírání aortální chlopně, kdy je krev velkou rychlostí (až 100 cm/s) vypuzována do aorty a roztahuje její stěnu. Část kinetické energie proudící krve je tak přeměněna na potenciální (elastickou) energii aortální stěny za současného vzniku tlakové vlny rychle postupující dolů tepenným rečištěm a šířící se po stěnách cév (viz Obr. 3.6) a určitého objemu krve pohybujícího se nižší rychlostí. Počáteční prudký nárůst tlaku označovaný jako anakrotický (z řeckého ana – nahoru a krotos – úder) pokračuje až k dosažení systolického vrcholu. Strmost nárůstu vypovídá o rychlosti akcelerace (vypuzení) krve do aorty, tedy přeneseně o charakteristikách levé srdecní komory, hlavně o její kontraktilitě.

15


Fáze 2 V této fázi pokračuje vypuzování krve z levé komory, a proto tlaková křivka výrazně neklesá. Elastické síly mají tendenci smršťovat roztaženou stěnu aorty zpět a krev obsažená v původním rozšíření je vypuzována ve směru nejmenšího odporu – od srdce, dochází ke zpětné přeměně energie. Tato perioda je tedy charakterizována posouváním krve dále do tepenného řečiště za současného roztahování její stěny. Tato část tlakové křivky je „úzká“ a s malou amplitudou u subjektů, kteří mají malou hodnotu tepového objemu. Anaktrotický zářez se nemusí vyskytovat a pravděpodobně reprezentuje změnu z inotropické komponenty do další fáze.

Fáze 3 Pozdní systola je asociována s poklesem tlaku tak, jak krev postupně odtéká do distálnejších částí řečiště a díky vyrovnávání tlaku v aortě a uvnitř levé komory pomalu dochází k uzavírání aortální chlopně a nástupu diastoly. Ve vzestupné aortě proudí krev pouze v době trvání ejekční fáze a na začátku diastoly se dokonce na chvíli směr jejího toku obrací a uzavírá poloměsíčité chlopně. Toto uzavření a „zpětný tok“ na tlakové křivce reprezentuje tzv. dikrotický zářez, kdy krev v tepně „zakmitne“. Následuje odtok krve do kapilár. Na sestupné části tlakové křivky lze ještě zaznamenat drobné zářezy, které odpovídají superponovaným tlakovým vlnám odraženým od distálnejších částí řečiště, bifurkací apod. Jak tlaková křivka postupuje dále po aortě k periferiím, mohou nastat následující změny: Zpoždení - tlak zaznamenávaný soubežně v různých částech krevního řečiště se liší právě o toto zpoždění (není ve fázi). Časový průběh hodnoty krevního tlaku tedy závisí na místě jeho měření. Anakrotický a dikrotický zářez nemusejí být výrazné, případně se nemusí vyskytovat vůbec.

3.3 Definice hodnot krevního tlaku Na Obr. 3.9 je znázorněná křivka tlaku krve zdravého odpočívajícího jedince, měřená v aortě. Hodnoty krevního tlaku musí být takové, aby bylo zajištěno adekvátní zásobování všech částí těla krví. Obecně lze říci, že hodnoty středního tlaku SAT mezi 90mmHg a 100mmHg dostačují k tomu, aby všechny distální části v horní polovině těla vzpřímeného clověka, hlavně krk a hlava, byly adekvátně prokrveny. Nejvyšší hodnota TK v průběhu srdečního cyklu SC se nazývá systolický tlak krve ST. Nejnižší hodnota TK se nazývá diastolický tlak krve DT.

16


Obr. 3.9: Průběh tlakové křivky s vyznačením měřených tlaků (převzato z [16])

Střední arteriální tlak krve SAT je průměrný tlak v průběhu jednoho srdečního cyklu SC. Přesně může být SAT vyjádřen dle Obr. 3.9 následující rovnicí:

3.4 Při klidové srdeční fekvenci, kdy diastola trvá déle než systola, je možné SAT přibližně vyjádřit jako:

SAT ≅ DT +

1 (ST − DT ) [mmHg ; mmHg, mmHg, mmHg] 3

3.5

Při zvyšující se srdeční frekvenci (rostoucí záteži) se však postupně diastola zkracuje až na méně než polovinu (při 100 tepech/min a více, tzv. tachykardii) své původní hodnoty, doba trvání systoly se téměr nemění. Proto také, když stoupne srdeční frekvence nad kritickou hodnotu (kritická frekvence), začne váznout diastolické plnění komor a dalším zvýšením frekvence už minutový objem (viz dále) neroste. Střední arteriální tlak by se měl sledovat mj. z následujících důvodů: • je přibližně stejný ve všech místech arteriální části řečiště • je pouze zanedbatelně ovlivněný špatnou přenosovou charakteristikou měřicího zařízení Rozdíl mezi ST a DT je pulzový tlak krve PT.

3.6

17


TK se obvykle vyjadřuje v milimetrech rtuťového sloupce (mmHg). Další jednotkou, kterou je možno dle normy používat jsou kilopascaly (kPa). Vzájemný vztah mezi výškou rtuťového sloupce 1 mmHg a kPa je patrný z hydrostatické rovnice.

3.7

kde:

p je hydrostatický tlak v Pa h je výška sloupce rtuti 1 mmHg

ρ je hustota rtuti (13 595,1 kg.m-3 při 0 °C) g je gravitační zrychlení (9,80665 m.s-2) Po dosazení do hydrostatiscké rovnice dostáváme p ≅ 133,332 Pa, z toho tlak

1 mmHg ≅ 0,133 kPa . Hydrostatická rovnice vyjadřuje tlak ve stacionárních kapalinách, nicméně krev v kardiovaskulárním systému lidského těla není stacionární. Pohyb krve způsobuje další složku celkového tlaku krve, a tou je dynamický tlak vyjádřený jako:

3.8

kde:

p je dynamický tlak v Pa

ρ je hustota krve v kg.m-3 v je rychlost průtoku krve m.s-1 Hydrostatický a dynamický tlak lze spojit v zákonu zachování energie v proudící kapalině, tzv. Bernoulliho rovnici pro ideální kapaliny [15]:

3.9

Tato rovnice je velmi důležitá pro všechny metody měření tlaku krve říká, že krevní tlak měřený na různých místech vzpřímeně stojícího jedince není stejný. Nejvýznamnějším důsledkem Bernoulliho rovnice je závěr, že pro správné měření krevního tlaku je nezbytné provádět měření na úrovni srdce! Tento závěr je platný jak pro invazivní metody měření, tak i pro neinvaivní metody měření TK. 18


3.4 Metody měření krevního tlaku 3.4.1 Neinvazivní měření Neinvazivní metody měření lze rozdělit na hlavní dvě kategorie: nespojité metody a kontinuální metody. V následujících kapitolách zde budou podrobně diskutovány.

3.4.1.1 Nespojité metody měření Nespojité metody měření poskytují jako svůj výsledek jednotlivé hodnoty krevních tlaků (ST, DT, SAT a PT) získané za určitý časový úsek, který zahrnuje více než jeden srdeční cyklus SC. Všechny tyto metody jsou založeny na měření s okluzivní manžetou omotanou kolem některé končetiny či prstu vyšetřovaného subjektu. Mezi nespojité metody měření krevního tlaku patří: • Auskultační metoda • Oscilometrická metoda • Palpační metoda • Infrazvuková metoda • Ultrazvuková metoda • Metoda impedanční reografie • Objemově-oscilometrická metoda V následujících kapitolách jsou tyto metody diskutovány. Zvláštní pozornost je věnována oscilometrické metodě, která se v současné době začíná stále více prosazovat do klinické praxe, nicméně její přesnost je diskutabilní.

3.4.1.1.1 Auskultační metoda V roce 1905 publikoval ruský lékař S. N. Korotkov práci, ve které popsal slyšitelné zvuky, které lze detekovat při použití tlakovatelné okluzivní manžety na lidské paži. Tento objev položil základ tzv. auskultační metody, která je dnes stále nejrozšířenější metodou měření krevního tlaku v lékařských pracovištích. Existují dvě varianty této metody, a to manuální a automatická. Manuální auskultační metoda, jak je zobrazeno na Obr. 3.10, využívá sfygmomanotetr s nafukovací manžetou a fonendoskopem. Manžeta je ovinuta kolem paže popř. zápěstí či stehna a je natlakována přibližně o 30 mmHg nad systolický tlak, což je tlak při kterém vymizí v končetině za manžetou tep. Pomocí fonendoskopu umístěného na příslušné tepně (dle umístění manžety na brachiální tepně, radiální tepně atd.) jsou poté detekovány Korotkovovy zvuky při vypouštění manžety rychlostí 2 až 3 mmHg za vteřinu. Tato rychlost je velmi důležitá pro výslednou přesnost měření tlaku krve. Při rychlejším vypouštění manžety dochází k chybám měření (systolický tlak je podhodnocen a diastolický 19


nadhodnocen). Korotkovovy zvuky se dělí celkem na 5 fází. Manžetový tlak, při kterém jsou při vypouštění manžety detekovány první ozvy (fáze I) je pokládán za systolický tlak krve ST. V okamžiku, kdy Korotkovovy ozvy vymizí (fáze V), je manžetový tlak vyhodnocen jako diastolický tlak krve (DT). V některých případech lze slyšet ozvy fáze IV až do nulového manžetového tlaku. Tento případ se často objevuje u některých dětí a těhotných žen a je způsoben specifickým stavem kardiovaskulárního řečiště, kdy průtok v tepnách nemá laminární průběh. U těchto jedinců je diastolický tlak krve určen při nástupu fáze IV Korotkovových ozvů. Korotkovovy zvuky reprezentují slyšitelnou oblast arteriálních vibrací – Korotkovových vibrací. U automatických auskultačních měřidel TK tyto vibrace detekuje minimálně jeden mikrofon, který je umístěn na místě fonendoskopu. Systolický a diastolický tlak je vyhodnocován pomocí matematických kritérií na základě spektrálních změn energie vibrací nebo na základě změny tvaru či amplitudy vibračního signálu při zvyšování či snižování manžetového tlaku [14], [16], [17].

Obr. 3.10: Ilustrace principu palpační a auskultační metody (převzato a upraveno z [2])

Korotkovovy ozvy jsou zcela zásadní pro měření tlaku touto metodou. Existuje několik teorií vysvětlujících původ těchto ozev. Mezi tři nejpopulárnější patří teorie kavitací, teorie „arteriálních“ stěn a teorie turbulentního proudění. Přesný původ vzniku je možná kombinací těchto teorií. Toto je však pouze ve fázi ověřování. Kavitační teorie se opírá o vznik bublin plynů rozpuštěných v krvi při náhlém poklesu tlaku. V místě pod plně natlakovanou manžetou dojde k uzavření cév a v cévách zůstane pouze tenká vrstva krve. Při vypouštění vzduchu z manžety dojde při poklesu pod systolický tlak krve ST k rozpínání stlačené cévy a poklesu tlaku, který způsobí vznik bublinek plynu. Tyto 20


bublinky kolabují při setkání s krví přicházející od srdce a jejich kolaps je doprovázen zvukem. Teorie „arteriálních stěn“ se opírá o poznatek, že každá membrána vyvolává zvuk při přechodu ze stavu, kdy je zcela uvolněná, do stavu, ve kterém je napjatá. Nafouknutím manžety nad systolický tlak krve ST se membrána cévy stane uvolněnou a poddajnou (není v ní žádná krev působící proti stěně). Při odpouštění vzduchu z manžety se do cévy opět začíná dostávat krev, což způsobí napínání do té doby relaxované stěny. Tento přechod je doprovázen zvukem. Teorie turbulentního proudění vysvětluje Korotkovovy ozvy jako zvuk vyvolaný přechodem profilu proudění z laminárního na turbulentní. Při vypouštění je v místě pod manžetou menší průsvit cévy než v místě před manžetou, což spolu v souladu se zachováním shodného objemového průtoku vede na zvýšení rychlosti právě v místě s menším průřezem a vzniku turbulentního proudění distálně od manžety (viz Obr. 3.11) [18].

Obr. 3.11: Vznik turbulentního proudění (převzato z [18])

3.4.1.1.2 Oscilometrická metoda Oscilometrická metoda je založena na vyhodnocování oscilometrických pulzací (tlakové pulzace), které jsou generovány v tlakové manžetě při jejím tlakování či vypouštění. Jak je patrné z Obr. 3.12, dochází v průběhu vypouštění manžety k růstu amplitudy oscilometrických pulzací, poté je dosaženo její maximální hodnoty a dále amplituda pulzací postupně klesá. Bod maximální hodnoty amplitudy pulzací je obecně pokládán za střední arteriální tlak krve SAT [19]. Závažným problémem této metody se stále jeví nejasné kritérium pro vyhodnocení ST a DT. Tyto hodnoty jsou obvykle určovány aplikací matematického kritéria na obálku oscilometrických pulzací. Každý výrobce používá své vlastní utajované algoritmy, a proto nelze nestranně zajistit dostatečnou přesnost a opakovatelnost měření.

21


Obr. 3.12: Průběh tlaku při oscilometrickém metodě měření

Na Obr. 3.13 je znázorněno zjednodušené blokové schéma oscilometrického měřidla tlaku krve. Manžeta umístěná na paži vyšetřovaného jedince je spojená s tlakovým senzorem, elektronickým ventilem a pneumatickou pumpou. Celý měřicí cyklus je řízen mikroprocesorem, ve kterém také probíhají výpočty hodnot ST a DT. Tyto hodnoty jsou zobrazeny na displeji.

Obr. 3.13: Blokové schéma měřidla tlaku využívající oscilometrickou metodu

Periodicky se měnící tlak v tepně vyvolává její objemové pulzace (především změnu jejího průměru). Ty se přenášejí okolní tkání na povrch paže a manžetou do pneumatického systému přístroje. Ten je pružný a uzavřený, tudíž objemové pulzace vyvolávají pulzace tlakové v řádu 22


desetin torru (1 torr ≈ 1mmHg). Jev je pozorovatelný i u klasického rtuťového tonometru, zejména nachází-li se manžetový tlak v oblasti mezi ST a DT, sloupec rtuti mírně pulzuje v rytmu srdečního tepu. Vzhledem k pružnosti a stlačitelnosti přenosové soustavy působící na sloupec rtuti (tkán – manžeta – vzduch) a k poměrně značné hmotnosti rtuti jsou oscilace rtuťového sloupce buď tlumeny, nebo zesíleny (záleží na rezonančním kmitočtu soustavy) a fázově poněkud zpožděny za oscilacemi tepny. Amplituda oscilací tepenné stěny (změny v jejím objemu) je závislá na rozdílu tlaku uvnitř a vně tepny, tzv. transmurálním tlaku. Původcem intraarteriálního tlaku je krev, potažmo srdeční revoluce. Z vnějšku působí na tepnu tlak manžety. Z průběhu závislosti objem–tlak plyne, že tato dosahuje největší strmosti při nulovém transmurálním tlaku. Jinými slovy v okolí nulového transmurálního tlaku vyvolá jeho změna maximální změnu objemu. Aplikováno přímo na náš problém: pulzace tepny, které pozorujeme při pomalém nafukování či vyfukování manžety, jsou maximální, jestliže se tlak v manžetě rovná SAT [17]. Uvedený poznatek představuje jedinou fyzikálně či technicky odvoditelnou a zároveň využitelnou souvztažnost mezi oscilometrickými (objemovými) pulzacemi tepny a tlakem v manžetě. Ze zaznamenaného signálu nelze nijak přímo určit hodnoty systolického a diastolického tlaku, odvozují se empiricky z tlaku středního. Jak již bylo uvedeno, konkrétní algoritmy výrobci zařízení nezveřejňují, v zásadě se však jedná o dva způsoby [19] založené na: • koeficientech – na základě četných měření je předjímán určitý typický průběh pulzu krevního tlaku v pažní tepně. Z něj jsou pak empiricky odvozeny koeficienty, jimiž se násobí amplituda pulzací při SAT pro získání ST a DT (amplituda při SAT Amax). Nebo je pomocí koeficientu určen jen jeden z tlaků a z něj je dopočítán druhý na základě typického pulzového rozkmitu a tvaru pulzů. Například systolický tlak je určen jako tlak v manžetě větší než SAT, při kterém se amplituda oscilometrických pulzací rovná jejich hodnotě pro SAT vynásobené koeficientem pro systolický tlak (ks = As/Amax). Analogicky je diastolický tlak vypočten jako tlak v manžetě menší než SAT, který odpovídá amplitudě oscilometrických pulzací Amax vynásobené koeficientem charakterizujícím diastolický tlak (kd = Ad/Amax). Oba tyto koeficienty závisí na poddajnosti manžety, rychlosti jejího vyfukování atd. V literatuře, např. [20] lze nalézt následující rozsahy pro jejich hodnoty: 0, 4 < ks < 0, 75 a 0, 6 < kd < 0, 86. Existuje však řada patologických cirkulačních stavů, kdy je tlakový pulz v tepenném řečišti změněný (např. větší rozkmit u starších osob, menší rozkmit při srdeční nedostatečnosti). Pak jsou hodnoty tlaku určeny nepřesně, stejně jako při výskytu pohybových artefaktů v signálu, arytmií, nebo zvýšené tuhosti stěny artérie. • první derivaci (sklonu) – tlak manžety odpovídající bodu maximálního sklonu křivky lze považovat za diastolický tlak a naopak minimální sklon značí hodnotu systolického tlaku (tyto body odpovídají inflexním bodům křivky). Ekvivalentně lze hodnoty krevního tlaku získat z časové derivace obálky oscilometrických pulzací – 23


SAT pak koresponduje s průchodem derivace nulou, DT s jejím maximem a ST s minimem.

Obr. 3.14: Obálka oscilometrických pulzací s naznačeným vyhodnocením ST a DT

V obou případech pracujeme s normovanou obálkou signálu oscilometrických pulzací, viz Obr. 3.14. Na x-ové ose jsou vynášeny hodnoty odpovídající tlaku v manžetě, jako závislá veličina se nejčastěji volí kladná amplituda oscilometrických pulzací (lze ale užít i hodnot špička-špička osc. pulzací, nebo veličiny odpovídající ploše, integrálu, pod křivkou pulzací). Obr. 3.15 naznačuje základní rozdíl mezi auskultační a oscilometrickou metodou. Korotkovovy zvuky začínají být slyšitelné při ST a obvykle vymizí při DT, zatímco oscilometrické pulzace jsou patrné již nad ST a pokračují i pod DT.

24


Obr. 3.15: Průběh Korotkovových ozev a oscilometrických pulzací

3.4.1.1.3 Palpační metoda Palpační metodou lze vyhodnocovat systolický tlak krve ST. Tato metoda je oblíbená v asijských zemích, kde je spojená i s vyšetřením charakteristik pulzu. Příklad měření je uvedený na Obr. 3.16. Obsluha při této proceduře přiloží své prsty na radiální tepnu a při zvyšujícím resp. snižujícím se manžetovém tlaku snímají vymizení resp. objevení tepu. U automatických měřidel je tep detekován elektronickým čidlem [21].

Obr. 3.16: Měření tlaku pomocí palpace

25


3.4.1.1.4 Infrazvuková metoda Infrazvuková technika měřní se pokouší o vylepšení klasické auskultační metody detekcí nízkofrekvenčních Korotkovových vibrací pod frekvencí 50Hz včetně téměř neslyšitelných vibrací. Systolický tlak krve a diastolický tlak krve jsou určovány z analýzy změn ve spektrální energii nízkofrekvenčních Korotkovových vibrací ve frekvenčním rozsahu přibližně 5 až 35 Hz, což je oblast infrazvukových vibrací [19].

3.4.1.1.5 Ultrazvuková metoda Tato metoda je založena na Dopplerově jevu. Pro měření touto metodou se většinou používá speciální manžeta, do které je integrovaný ultrazvukový vysílač a přijímač. Manžeta je umisťována stejně jako u většiny metod měření TK proximálně nad loket horní končetiny a ultrazvukový aktuátor a senzor je směřován tak, aby snímal děje v brachiální artérii. Pomocí nich je měřený průtok krve a okamžiky zavírání a otevírání artérie pod manžetou. Jak je vidět z Obr. 3.17, okamžiky otevření a zavření artérie pod manžetou, které se propagují akustickými fenomény, jsou rovny okamžikům, kdy tlak v cévě stoupne potažmo klesne pod hodnotu tlaku v manžetě. Z toho vyplývá, že pokud budeme postupně zvyšovat tlak v manžetě, budou se i okamžiky těchto akustických ozvů čím dál více k sobě približovat až do okamžiku, kdy bude v manžetě ST a oba zvukové fenomény časově splynou. V případě, že bychom dále zvyšovali tlak v manžetě, nebude pod manžetou proudit žádná krev a akustické ozvy vymizí [15].

Obr. 3.17: Princip měření krevního tlaku pomocí Dopplerova efektu

26


3.4.1.1.6 Metoda impedanční reografie Velmi zřídka užívanou, nicméně velmi zajímavou, je metoda impedační reografie. Princip je uveden na Obr. 3.18. Pro stanovení hodnot systolického a diastolického tlaku je využíváno měření změn impedance mezi trojicí elektrod umístěných pod manžetou. Změny impedance jsou způsobeny regulací průtoku krve způsobené měnícím se tlakem v manžety. Po zvýšení manžetového tlaku nad systolický tlak přestane přes končetinu proudit krev, a tím ustanou i změny v impedanci. Při snižování tlaku se začnou projevovat změny impedance, a to nejprve v detekčním obvodu 2 a poté, kdy je průtok obnoven, i v detekčním obvodu 1. Určení hodnoty diastolického tlaku je u této metody poměrně obtížné. Pro zdravé jedince, kdy se při manžetovém tlaku pod hodnotou systolického tlaku ustaví v končetině normální krevní průtok, jsou impedanční rozdíly mezi detekčními obvody minimální a toto kritérium je možné použít pro vyhodnocení diastolického tlaku. U jedinců se změnami v kardiovaskulárním systému je však toto kritérium v podstatě nepoužitelné. Více o této metodě je možné najít např. v [22].

Obr. 3.18: Princip měření krevního tlaku pomocí impedanční reografie

3.4.1.1.7 Objemově-oscilometrická metoda Objemově oscilometrická metoda, nazývaná též oscilometricko-fotopletysmografickou metodou je shodná s oscilometrickou metodou s výjimkou toho, že při této metodě se využívají objemové změny krve v tepně místo objemových změn vzduchu v manžetě. Objevení se těchto objemových změn při vypouštění manžety je indikací, obdobně jako objevení se fáze I Korotkovovůch zvuků u auskulační metody, pro systolický tlak krve ST. SAT je určen jako manžetový tlak, při kterém je amplituda špička-špička objemových pulzací maximální. Kritérium pro vyhodnocení diastolického tlaku krve DT zatím nebylo pozitivně 27


ustanoveno. Současné komerční objemově-oscilometrické měřidla používají spolu s okluzivní manžetou také fotopletysmografický senzor umístěný na článku prstu. Tato metoda je stále v experimentální fázi [19], [23], [24].

3.4.1.2 Spojité metody měření Tyto metody dávají hodnoty krevního tlaku v kontinuálním režimu, tep za tepem. Všechny tyto metody mají na svém výstupu kromě hodnot ST, DT, SAT, PT a TF také tlakovou křivku, která je pro lékaře rovněž velmi důležitá a lze z ní usuzovat na celkový stav kardiovaskulárního řečiště. Mezi spojité metody měření tlaku, které jsou probírány v dalších kapitolách, patří: • Metoda odtížené artérie • Metoda arteriální tonometrie • Metoda snímání rychlosti pulzní vlny

3.4.1.2.1 Metoda odtížené artérie Metoda odtížené artérie zvaná také jako digitální fotopletysmografie byla vyvinuta českým fyziologem Janem Peňázem. Tato metoda je založena na teorii, že pokud je artérie udržována v odtíženém stavu (tj. nevznikají na ní žádné objemové pulzace), je externí tlak stejný jako arteriální krevní tlak. Artérie je odtížená pokud je transmurální tlak TT přes arteriální stěnu je roven nule a odtížená artérie se nemění ve velikosti či objemu. Podobně jako u objemověoscilometrické metody lze definovat střední arteriální tlak SAT, jako okamžik maximálních objemových pulzací v tepně a podle této hodnoty jsou poté určovány jednotlivé hodnoty na tlakové křivce. Přístroje využívající tuto metodu obvykle sestávají ze vzduchové či vodou napuštěné manžety umístěné na prostředním nebo posledním článku prstu na ruce (většinou ukazováček či prostředníček). Tato manžeta je opatřena fotoelektrických pletysmografem, který měří objemové změny v arteriálního krevního řečiště pod manžetou. V průběhu měření je nejprve určen střední arteriální tlak SAT spolu s odpovídajícím odtíženým objemem arteriálního krevního řečiště v daném prstu. Jak již bylo zmíněno, SAT lze definovat podobně jako u objemově-oscilometrické metody či oscilometrické metody. Manžetový tlak je poté regulován rychlým servomechanismem, tak aby neustále udržoval odtížený stav arteriálního řečiště. Tímto je dosaženo toho, že manžetový tlak je roven tlaku arteriálnímu [19], [20].

28


Obr. 3.19: Princip měření krevního tlaku metodou odtížené artérie (převzato z [20])

3.4.1.2.2 Metoda arteriální tonometrie Tato metoda vychází z následující skutečnosti: Pokud se povrchová tepna nachází blízko kosti a je částečně na tuto kost přitlačena pevným předmětem s plochou příložnou částí, pak síla která působí na tuto plochu je přibližně úměrná tlaku v tepně. Pokud provedeme před měřením kalibraci přístroje dle referenční metody, pak tato metoda umožňuje kontinuální měření tlaku krve tep po tepu. Současné komerčně dostupné přístroje využívající metodu arteriální tonometrie jsou opatřeny senzorem umístěným na zápěstí nad radiální artérií viz Obr. 3.20. Důležitá je dobrá fixace senzoru na zápěstí pro zajištění zachování přesnosti měření po delší časový úsek. Tonometr je tvořen polem piezorezistivních senzorů. Jako referenční se obvykle volí auskultační metoda [19].

29


Obr. 3.20: Princip měření krevního tlaku metodou arteriální tonometrie

3.4.1.2.3 Metoda snímání rychlosti pulzní vlny Tato metoda je založena na předpokladu, že rychlost pulzní vlny, která charakterizuje rychlost šíření tlakového pulzu po stěnách tepen, se zvyšuje s rostoucím tlakem krve. Pokud je měřidlo před začátkem měření zkalibrováno dle referenční metody viz kapitola 3.4.1.1.1, umožňuje opět kontinuální snímání krevního tlaku tep po tepu. Samotná rychlost pulzní vlny může být vypočtena z času průchodu pulzu mezi dvěma artériemi. Měření je možné provést pomocí snímaní křivky z elektrokardiografu EKG a tlakové manžety umístěné např. na zápěstí. Zatímco samotné měření rychlosti šíření pulzní vlny není technicky složitou záležitostí, tak souvislost mezi touto rychlosti a hodnotami krevního tlaku TK nebyly zatím uspokojivě zodpovězeny. Proto je stále tato metoda v experimentální fázi a v klinickém užívání se doposud výrazněni neprosadila.

3.4.2 Invazivní metody měření Invazivní měření znamená přímý vstup snímacího elementu do krevního řečiště vyšetřované osoby. Invazivní metody umožňují měření v centrálních i periferních částech kardiovaskulárního systému, nicméně zde hrozí vyšší rizika spojená se vstupem do krevního řečiště (např. infekce), proto se k nim obvykle přistupuje pouze u složitějších vyšetření, na jednotkách intenzivní péče popř. u operačních zákroků [21]. Dělí se na měření s katetrem úplně vyplněným kapalinou a měření se snímačem tlaku na hrotu katetru.

3.4.2.1 Měření krevního tlaku katetrem vyplněným kapalinou Tato metoda je nejrozšířenější invazivní metodou v klinické praxi při operačních zákrocích. Tlakový senzor je umístěn vně pacienta a tlakový přenos k němu je zajištěn katetrem s hadičkou vyplněnou kapalinou – fyziologickým roztokem. Průměr hadičky je několik 30


mikrometrů.

Velmi

důležitým

faktorem

pro

výslednou

přesnost

jsou

přenosové

charakteristiky této kapalinou naplněné trubičky. Charakterisky jako je tuhost stěn, koeficient tření mají zásadní význam pro správná měření. Tlakový přenos je zakončen membránou. V závislosti na pohybu fyziologického roztoku se membrána pohybuje. Tento pohyb je pomocí tenzometrum převáděn na elektrický signál, který koresponduje s odpovídajícím tlakem krve TK.

Obr. 3.21: Snímací tlaková komůrka katetru vyplněného kapalinou (převzato z [20])

3.4.2.2 Měření katetrem s tlakovým senzorem na hrotu Nejpřesnější metodou měření krevního tlaku je měření pomocí tzv. TIP katetru viz Obr. 3.22. Tento katetr má na svém hrotu umístěn senzor tlaku a je zaveden do krevního řečiště přímo na místo, kde je potřeba krevní tlak měřit. Na hrotu katetru je umístěna membrána pod níž je přímo senzor tlaku. Odpadají tak nepřesnosti vzniklé z přenosu tlaku popsané v minulé kapitole. Všechny součásti katetru musí být z biokompatibilních a antitrombózních materiálů. Tato metoda je považována za referenční metodu měření tlaku krve TK! Nicméně cena takového katetru je mnohem vyšší než u kapalinou vyplněného katetru. Proto TIP senzory nejsou příliš rozšířené v klinické praxi a jsou spíše určené pro experimentální užití.

Obr. 3.22: Invazivní tlakový TIP senzor (převzato z [15])

31


3.5 Další hemodynamické parametry Vedle krevního tlaku můžeme měřit i tzv. hemodynamické parametry zejména index zesílení pulzní vlny (AI, z angl. augmentation index), rychlost šíření pulzní vlny (PWV, z angl. pulse wave velocity), index arteriální tuhosti (ASI, z angl. artherial stiffness indes) atd.. Po srdečním stahu se přímá pulzní vlna (PPV) šíří aortou dále od srdce a tlak v systému narůstá až na určitou hodnotu (MaxPPV). Po určitém časovém intervalu je na křivce tlakových pulzací pozorovatelné další lokální maximum (MaxOPV), které je způsobeno odraženou pulzní vlnou (OPV). Odrazy vznikají na nespojitostech především v místech, kde se aorta dělí. Pokud jsou stěny tepen pacienta pružné, nepropaguje se přenos energie pulzní vlny takovou rychlostí, aby odražená vlna navyšovala amplitudu přímé vlny. Maximum křivky pak odpovídá maximu přímé pulzní vlny. Pokud jsou ovšem stěny artérií nepoddajné (rigidní), je amplituda odražené vlny vyšší, navíc se odražená vlna vrací dříve, dochází tedy k superpozici obou vln v okamžiku, kdy je amplituda přímé vlny ještě dostatečně vysoká a maximum tlakové křivky pak leží až za maximem přímé pulzní vlny. Obě situace jsou znázorněny na Obr. 3.23.

32


Obr. 3.23: Tlakové pulzace zdravého jedince (nahoře) a pacienta s rigidními stěnami artérií (dole)

3.5.1 Neinvazivní měření hemodynamických parametrů Na předchozím obrázku (viz Obr. 3.23) je patrný velký rozdíl ve tvaru tlakových pulzací sejmutých z arteria brachialis dvou osob. Křivky ukazují velký rozdíl v pružnosti či poddajnosti tepen (v anglicky psané literatuře se tento pojem označuje jako arterial stiffness). V kapitole 4.1 budou popsány zdravotní důsledky tohoto stavu. Nyní uveďme přehled parametrů, které přinášejí informaci o stavu stěn artérií. V dalších částech práce se budeme podrobněji zabývat určením prvních dvou hemodynamických parametrů, tedy indexem zesílení pulzní vlny AI a rychlostí šíření pulzní vlny PWV.

33

Rizika spojená se zvýšeným krevním tlakem Tab. 3.1: Parametry hodnotící stav artérií resp. rigiditu jejich stěn

Parametr

Definice, popis, jednotky

Metody měření

Modul pružnosti

změna tlaku potřebná k roztažení průměru tepny o 100% MRI, UZV + tlak oproti klidovému stavu

(∆P ⋅ D ) / ∆D [mmHg]

Youngův modul

Roztažnost tepny

Poddajnost tepny

jednotkový modul pružnosti

MRI, UZV + tlak

(∆P ⋅ D ) /(∆D.h) [mmHg/cm]

relativní změna průměru ku změně tlaku ∆D / (∆P ⋅ D ) [mmHg-1] změna průměru tepny vztažená ke změně tlaku

MRI, UZV + tlak

MRI, UZV + tlak

∆D / ∆P [cm/mmHg] Rychlost šíření spočtená z časového rozdílu průchodu tlakové vlny z křivky tlakových pulzní vlny dvěma misty o známé vzdálenosti pulzací, MRI, UZV

PWV =

∆s [cm/s] ∆t

Index zesílení rozdíl amplitude odražené a prime pulzní vlny jako z křivky tlakových pulzní vlny AI procento pulzního tlaku pulzací

AI = Index tuhosti

∆P MaxOPV − MaxPPV = [-] PT max(max PPV ; max OPV ) − min PV

logaritmus podílu systolického a diastolického tlaku MRI, UZV + tlak dělený relativní změnou průměru β =

ln (ST / DT ) (DS − D D ) / D D

[-] Kapacitní poddajnost

poměr změny objemu ku změně tlaku exponenciální fáze diastolického poklesu tlaku

během z křivky tlakových pulzací

∆V / ∆P [cm3/mmHg] Oscilační poddajnost

poměr objemové změny ku změně tlaku během poklesu z křivky tlakových tlaku v artérii pulzací

∆V / ∆P [cm3/mmHg] Cévní impedance

impedance charakteristická (předpokládá nulové Invazivní současné odrazy), vstupní (impedance cévy distálně od katetru, měření P a Q na ovlivněná odrazy), koncová (odpovídá rezistenci jednom místě periferních cév) a podélná (prostý poměr tlakového gradientu a průtoku)

∆P / Q [(mmHg.s)/cm3] Ejekční čas

Doba vypuzení, čas potřebný k vytlačení krve z levé z křivky tlakových komory [s] pulzací

P...tlak, D...průměr, V...objem, Q...průtok, h...tloušťka stěny, l...vzdálenost, t...čas, v...rychlost, s...systolický, d...diastolický, PT...pulzní tlak, PPV...přímá pulzní vlna, OPV...odražená pulzní vlna (viz Obr. 3.23) , MRI...magnetická rezonance

34


Z Tab. 3.1 je zřejmé, že k určení stavu tepen jsou často potřeba zobrazovací techniky, což zejména v případě magnetické rezonance znemožňuje masové využití. Další možností je snímání a zpracování tlakových pulzací tepen, většinou arteria brachialis nebo radialis. K tomuto se většinou využívá tzv. arteriální tonometrie, kdy je tepna jemně stlačena tonometrem proti kosti a tlakový senzor pak snímá pulzace tlaku viz kapitola 3.4.1.2.2. Tato metoda je relativně přesná, i když jisté nepřesnosti do měření zanáší stlačení tepny proti kosti. V praxi se ale ukazuje, že pro určení diagnózy jsou mnohem významnější hodnoty tlaku a hemodynamických parametrů určené přímo v aortě. Proto největší nevýhoda aplanační tonometrie spočívá v tom, že jsou tlakové pulzace snímány na periferii. Obr. 3.24 srovnává křivky sejmuté invazivně přímo z aorty a křivky sejmuté z arteria brachialis. Křivky měřené na aortě a na periferii jsou na první pohled rozdílné. Existují zobecněné filtry (v literatuře označované jako generalized transfer functions, [25]), které periferní tlakové pulzace upraví tak, že více odpovídají průběhu pulzací v aortě. Tyto filtry jsou ovšem obecné a neberou v potaz konkrétního pacienta, resp. stav jeho krevního řečiště, a proto z principu věci nemusí být výsledný signál přesný.

Obr. 3.24: Srovnání křivek tlakových pulzací sejmutých z aorty a arterie brachialis (zdroj: [26]).

35


V poslední době se objevila myšlenka měření hemodynamických parametrů při tzv. suprasystolickém tlaku [27]. Suprasystolický tlak SST je tlak větší než systolický, při němž je tepna (arteria brachialis) již zcela uzavřena a neprotéká jí krev. Pokud situaci idealizujeme, jsou krev i tkáň ideální, nestlačitelnou kapalinou, kterou se tlakové pulzace přímo z oblasti srdce a aorty přenášejí na manžetu a tlakový senzor. Po srdečním stahu je senzorem zachycena přímá pulzní vlna PPV, která se šíří aortou dále po těle. Pokud uvážíme, že odražená pulzní vlna OPV se utvoří hlavně v oblasti dělení aorty v dolní části trupu, následně směřuje zpět k srdci a tlakový pulz je pak opět přenesen nestlačitelnou kapalinou na senzor, pak z křivky tlakových pulzací můžeme určit nejen AI (vztah v Tab. 3.1), ale i rychlost šíření pulzní vlny podle vztahu:

PWV =

∆s 2⋅d = ∆t t MaxOPV − t MaxPPV

3.10

kde ve jmenovateli je časový rozdíl mezi lokálními maximy křivky (MaxPPV a MaxOPV) a v čitateli je dvojnásobek vzdálenosti mezi místem, kde z aorty vychází arteria brachialis, a místem označovaným jako pánevní symphysis (Symphysis ossium pubis), tedy vzdálenost, kterou PPV a OPV urazí za daný časový interval Δt. Na Obr. 3.25 je ilustrována superpozice pulzních vln.

AI =

∆P MaxOPV − MaxPPV = PT max(max PPV ; max OPV ) − min PV

3.11

Tímto se otevírá možnost k jednoduchému měření tlaku i hemodynamických parametrů. Elektronický tlakoměr nejprve změří tlak oscilometrickou metodou, poté nafoukne manžetu na suprasystolický tlak (systolický tlak zvýšený o 20 až 40 mmHg) a ze sejmutých tlakových pulzací určí AI a PWV. Je ovšem třeba invazivním měřením ověřit, do jaké míry jsou zaznamenané křivky skutečně shodné s křivkami tlakových pulzací v aortě, neboť při výše popsaných úvahách se dopouštíme značné idealizace problematiky. Základním signálem, ze kterého je možné požadované údaje zjistit, je pulzní tlaková křivka popsaná již v kapitole 3.1.5, snímaná opět pomocí nafukovatelné manžety obepínající horní paži. Tento signál je nicméně třeba získat za jiných podmínek, než tomu bylo ve shora popisované metodě pro výpočet TK. Ukazuje se, [27], že tlaková křivka získaná na a. brachialis tehdy, je-li príslušná paže stlačena manžetou nafouknutou na tlak vyšší než ST (konkrétne ST +30mm Hg, tzv. suprasystolický tlak ) zkoumaného subjektu, se velmi blíží tlakové křivce z karotidy, ale také

36


průběhu arteriální tlakové křivky získané invazivním způsobem pomocí katetru, viz Obr. 3.26. Při tomto měření musí být použita dostatečná vzorkovací frekvence A/D převodníku při převodu analogového signálu pulzací na číslicovou reprezentaci, aby byly zachovány všechny potřebné detaily na pulzní křivce (vzorkovací frekvence o hodnotě 200 Hz použitá pri výše popsaném měření tlaku oscilometrickou metodou je dostatečná). Podobnou korelaci vykazují také signály měřené na hodnotě diastolického tlaku.

Obr. 3.25: Superpozice pulzních vln

Obr. 3.26: Záznam měření tlaku v aortě (invazivně) a současně neinvazivně na arteria brachialis při suprasystolickém tlaku (převzato z [27])

Důležité je docílit silným stlačením úplného uzavření tepny a tím pádem nulového průtoku krve skrze ni. Pulzní tlaková křivka se však cévní stěnou šíří až k místu stlačení i nadále, kde je zaznamenána manžetou, resp. tlakovým senzorem umístěným v manžetě. Získaný signál pak není ovlivněn složkami pocházejícími od proudící krve. 37


4 Rizika spojená se zvýšeným krevním tlakem Je alarmující skutečností, že odhadem 50% populace v západním světě trpí vysokým tlakem čili hypertenzí nebo jsou ve stadiu prehypertenze. Podle tabulek European Society of Hypertension je optimální tlak menší (v obou hodnotách) než 120/80 mmHg, přičemž hodnoty tlaku mezi touto hranicí a tlakem 139/89 mmHg jsou považovány za prehypertenzi. Hodnoty vyšší jsou pak považovány za různé stupně hypertenze. Uveďme nyní klasifikaci, se kterou se ztotožňuje ESH (Evropská společnost pro hypertenzi, z angl. European Society of Hypertension, [28], [29]), WHO (Světová zdravotnická organizace, z angl. World Health Organisation) i např. BHS (Britská společnost pro hypertenzi, [30]).

Tab. 4.1: Kategorie krevního tlaku (zdroj WHO/ISH)

Kategorie

systolický TK [mmHg]

diastolický TK [mmHg]

Optimální BP

< 120

< 80

Normální BP

< 130

< 85

Prehypertenze

130 – 139

85 – 89

Mírná

140 – 159

90 – 99

Hraniční

140 – 149

90 – 94

Středně závažná

160 – 179

100 – 109

Závažná

≥ 180

≥ 110

Izolovaná systolická

≥ 140

< 90

Hraniční systolická

140 – 149

< 90

Hypertenze

Mezi nejčastější komplikace způsobené vysokým krevním tlakem patří: •

hypertrofie levé komory

•

kardiovaskulární problémy

•

mozkové příhody

•

poškození ledvin

•

poškození oční sítnice

Větší riziko vysokého krevního tlaku hrozí především starším lidem, kuřákům, lidem s nedostatkem pohybu či lidem trpícím cukrovkou, osobám, které se často potýkají se stresem nebo trpí nadprodukcí adrenalinu či např. těm, u nichž krevní tlak neklesá v průběhu noci. (pozn.: optimální krevní tlak ve spánku je o 10 až 20 mmHg nižší než klidový tlak během dne). Je rovněž třeba si uvědomit, že v okamžiku, kdy je pacientu diagnostikována

38


hypertenze, došlo již v jeho organismu k mnoha poškozením. Je proto důležité hypertenzi předcházet, a to zejména zdravým životním stylem.

4.1 Rizika spojená s hemodynamickými parametry mimo optimální interval Na Obr. 3.23 jsou zobrazeny křivky tlakových pulzací. Pro výpočet AI platí vztah uvedený v Tab. 3.1. Je zřejmé, že u lidí s pružnými stěnami artérií je AI záporný, optimálně AI < –0,3, neboť MaxOPV je relativně malé oproti MaxPPV. Naopak u osob s rigidními tepnami či u osob již postižených aterosklerózou se AI pohybuje kolem 0 či AI > 0. Optimální hodnota rychlosti pulzní vlny v aortě je přibližně 5 – 7 m / s. Hodnota PWV > 13 m/s se pak považuje za jeden z nejvýznamnějších prediktorů smrti v důsledku kardiovaskulárního selhání [26]. Přesná klasifikace je uvedena v Tab. 3.1. Tab. 4.2: Referenční hodnoty PWV a AI (zdroj: [25])

Parametr

PWV [m/s]

AI [-]

Optimální

do 7

do -0,3

Normální

7 až 9,7

-0,3 až -0,1

Zvýšený

9,8 až 12

-0,1 až 0,1

Abnormální

12 a více

0,1 a více

Vysoká hodnota PWV a kladný AI mají i přímý, neblahý vliv na stav a činnost srdce. U zdravých lidí s pružnými artériemi se odražená pulzní vlna OPV vrací během diastoly, zvyšuje diastolický tlak a podporuje prokrvení srdce během jeho plnění. Naopak u osob s vyššími hodnotami hemodynamických parametrů se OPV vrací ještě během systoly, zvyšuje proto tlak systolický a snižuje tlak diastolický, čímž se zhoršuje prokrvení srdečního svalu. Z výše popsaného je také rovněž patrná souvislost mezi vysokým krevním tlakem, tzv. pulzním tlakem PT = ST – DT a hodnotami PWV a AI. Obecně lze říci, že vysoká rychlost šíření pulzní vlny a index zesílení pulzní vlny ukazují na zvýšenou periferní rezistenci krevního řečiště, dysfunkci endotelu ve stěnách artérií a případně aterosklerózu, a jsou proto význačnými prediktory kardiovaskulárních potíží. Právě růst tuhosti tepen je snadno detekovatelným prediktorem aterosklerózy a jeho nejsnáze měřitelnou měrou je PWV, která s rostoucí tuhostí cév (ukládáním lipidů, nekrotizací, kalcifikací) roste. Naopak AI poskytuje informace o rezistenci malých arterií. V případě špatné funkce endotelové výstelky cév klesá produkce oxidu dusnatého v endotelu, v důsledku čehož se zvyšuje jejich tomus. Následný růst rezistence zvyšuje velikost odražené vlny, což má za následek přetížení a možnou hypertrofii či selhání srdce [31].

39


4.2 Požadavky na přesnost měření Přesnost měření krevního tlaku je ovlivněna řadou faktorů. Některé tyto faktory jsou shodné pro všechny metody měření krevního, jiné pouze pro několik metod a další jsou zcela specifické pro jednotlivé metody. V následujícím souhrnu budou uvedeny nejdůležitější aspekty ovlivňující přesnost měření pro různé metody. • přesný přístroj – jedním ze základních předpokladů správně provedeného měření je dostatečná přesnost přístroje. Každý tonometr používaný ve zdravotnictví by měl být konstruován dle aktuálně platných norem (např. v EU jsou to normy řady EN 1060 a EN 60601). Dovolená přesnost je těmito normami obecně stanovena na ±3mmHg. Nicméně samotná dobrá konstrukce a výroba je pouze jedním z předpokladů k správnému měření s přístrojem. Pro zaručení dlouhodobé stabilitily je nutné dále o přístroj pečovat a pravidelně kontrolovat jeho metrologické a technické vlastnosti. V České republice existuje zákonná povinost, u tonometrů používaných v lékařské péči, provádět pravidelné metrologické ověření přístroje jednou za dva roky. Tonometr je poté označen značkou metrologického střediska, které ověření provedlo, viz Obr. 4.1.

Obr. 4.1: Ověřovací značka

U automatických neinvazivních přístrojů pro nespojité měření TK je vhodné, aby byly tyto přístroje validovány dle některého z klinických protokolů (BHS, AAMI, DIN apod.), a to zejména pokud jsou používány v klinické praxi, popř. jej používá pacient pro domácí měření tlaku krve na doporučení lékaře. V Evropě je nejvíce rošířen protokol British Hypertension Society (BHS), dle kterého jsou přístroj klasifikovány do některé z kategorií uvedených v Tab. 4.3: Klasifikace automatických tlakoměrů dle BHS. Tab. 4.3: Klasifikace automatických tlakoměrů dle BHS

Kategorie měření

Rozdíl mezi referenčním a testovaným měřidlem ≤ 5mmHg

≤ 10mmHg

≤ 15mmHg

A

80

90

95

B

65

85

95

C

45

75

90

D

horší než C

horší než C

horší než C

40


Jako referenční se využívá auskutační metoda, což vnáší do validaci další aditivní chybu, protože auskultační metodu nelze považovat za zcela přesnou a má své vlastní limitace [32]. Klinické testování dle uvedých protokolů neklade dostatečný důraz na porovnání měřených hodnot u osob s nestandardním stavem kardiovaskulárního systému (není např. stanoveno, že by se klinického porovnání měly účastnit děti, těhotné ženy, diabetici atd.). Z výše uvedeného bohužel vyplývá, že ani validovaný přístroj s sebou nepřináší kýženou jistotu, že hodnoty naměřené takovýmto přístrojem nejsou falešně zkreslené. U oscilometrických monitorů by bylo vhodné provádět tzv. dynamické tlakové zkoušky simulátorem oscilometrických pulzací. Zde se však dle naráží na problém s mnoha výrobci, z nichž každý má svůj vlastní HW a také algoritmus vyhodnocující hodnoty TK. Navíc tyto algoritmy výrobci nezveřejňují, považují je za firemní tajemství, a proto jakákoliv snaha o unifikaci klinických zkoušek tlakovými simulátory zatím selhává a ani výhledově zatím žádnou změnu nelze očekávat. • měření v úrovni srdce – nutnou podmínkou přesného měření u všech metod, vycházející z fyzikálních zákonů, je měření na úrovni srdce. V případě, kdy je měření prováděno pod úrovní srdce, dochází k nesprávnému nadhodnocení hodnot TK. Při měření nad úrovní srdce jsou hodnoty naměřeného tlaku naopak nižší než skutečné, viz Obr. 4.2. Pokud není možné měření provést v úrovni srdce, je nutné provést korekci naměřených výsledků, a to o 1 mmHg na cca 1,3 cm.

Obr. 4.2: Vliv hydrostatického tlaku na měření TK

• správná velikost manžety – velikost manžety je často velmi podceňovaným faktorem způsobující nepřesné měření neinvazivními metodami. Manžeta má být tak velká, aby šířka gumové vzdušnice odpovídala 40% obvodu paže, a délka by měla odpovídat 80% obvodu paže u dospělého a 100% obvodu u dětí. Použijeme-li 41


nedostatečně širokou manžetu na objemnou paži, pak naměřené hodnoty TK jsou falešně vyšší. Naopak při použití široké manžety na hubenou paži jsou naměřené hodnoty falešně nižší. V Tab. 4.4 jsou uvedeny rozměry gumové vzdušnice pro různý obvod paže dle American Heart Association (AHA). Tab. 4.4: Velikosti manžet pro měření TK

Šířka gumové

Délka gumové

Obvod paže

vzdušnice [cm]

vzdušnice [cm]

[cm]

Novorozenecká

3

6

<6

Kojenecká

5

15

6 - 15

Dětská

8

21

16 – 21

Malá dospělá

10

24

22 - 26

Dospělá

13

30

27 – 34

Velká dospělá

16

38

35 – 44

Stehenní dospělá

20

42

45 - 52

Manžeta

• správná technika měření – každá metoda měření musí být vykonávána správně také po technické části. Nejvíce jsou v tomto ohledu citlivé manuální metody měření TK, zejména auskultační metoda. Pro správné vyhodnocení tlaku touto metodou je naprosto zásadní dobrý sluch obsluhy přístroje, a to zejména v oblasti nižších frekvencí (od 30Hz do 500Hz). Dále je velmi důležitá rychlost vypouštění manžety při určování systolického a diastolického tlaku. Tato rychlost by měla být maximálně 3mmHg za vteřinu. Při rychlejším upouštění dochází k podhodnocení systolického tlaku a nadhodnocení talku diastolického. Správná technika měření auskultační metodou je popsána např. v [32]. Některé další podmínky platí obecně pro všechny metody měření, např. minimální pohybová aktivita pacienta v průběhu měření, určení správné končetiny, na které má být měření prováděno atd. Pacient by v průběhu měřicí procedury také neměl mluvit, aby nedocházelo ke zvyšování jeho TK. Nicméně, ani při splnění všech doporučení nemusí naměřené hodnoty souhlasit se skutečnými hodnotami TK, nebo nemusí odrážet skutečný tlak za normálních podmínek. Toto se týká tzv. hypertenze bílého pláště, kdy jsou hodnoty TK zvýšené z důvodu nervozity v lékařském prostředí. Tento faktor lze do jisté míry potlačit opakovanými měřeními popř. měřením v domácích podmínkách. V těchto případech přichází v současnosti nejčastěji na řadu automatický oscilometrický přístroj, se kterým pacient doma provádí a zaznamenává naměřené hodnoty TK, dle pokynů lékaře. V tomto případě se však mohou projevit limitace oscilometrické metody, a to zejména u pacientů s nestandardním stavem krevního řečiště. 42


Je nutné mít na paměti, že každá metoda má své limitace, i když splníme všechny předepsané podmínky! Vždy je potřeba přihlédnout k aktuálnímu zdravotnímu stavu pacienta!

43

Rešerše odborné a patentové literatury

5 Rešerše odborné a patentové literatury 5.1 Východiska rešerše Existuje velké množství odborné literatury týkající se metod měření krevního tlaku. Proto byla rešerše zaměřena na oscilometrickou metodu, a to zejména na porovnávací studie s auskultační metodou měření krevního tlaku. Pozornost byla zaměřena na specifické skupiny probandů (senioři, malé děti, těhotné ženy, diabetici, obézní lidé, lidé s atriálními fibrilacemi, lidé s hypertenzí). Rešerše byla provedena přes zdroje NTK, webové stránky scholar.google.com a patentové databáze přístupné přes webové stránky Úřadu průmyslového vlastnictví (www.upv.cz).

5.2 Výsledky rešerše Zde je výčet významných publikací týkající se porovnávacích studií oscilometrické metody spolu se shrnutím závěrů, ke kterým autoři dospěli. Z výsledků je patrné, že oscilometrická metoda není zcela vhodná zejména pro výše zmíněné skupiny populace. Lze ji doporučit k běžnému monitorování TK dospělým jedincům, u kterých nebyla diagnostikována žádná choroba kardiovaskulárního systému. Pro klinické používání je však nutná velká obezřetnost a je potřeba vždy přihlédnout ke zdravotnímu stavu pacienta. Název: Tuhost arterií jako základní mechanismus nesouhlasu mezi oscilometrickým přístrojem a klasickým tlakoměrem [33] Autoři: Nicole M. van Popele; Willem Jan W. Bos; Nicole A. M. de Beer; Deirdre A. M. van der Kuip; A. Hofman; Diederick E. Grobbee; Jacqueline C. M. Witteman Publikováno: Hypertension, 2000 Abstrakt: Oscilometrické měření krevního tlaku má tendenci k nadhodnocování systolického krevního tlaku podhodnocování diastolického krevního tlaku v porovnání s klasickým tlakoměrem. Nedávné studie indikují, že nesrovnalosti ve výkonu mezi těmito zařízeními se mohou lišit u zdravých a diabetických jedinců. Tuhost arterií u diabetiků může být základním faktorem vysvětlujícím tyto rozdíly. Studovali jsme rozdíly mezi oscilometrickým monitorem krevního tlaku Dinamap a random-zero tlakoměrem ve vztahu k tuhosti arterií u 1808 zdravých starších subjektů. Rozdíly systolického a diastolického krevního tlaku mezi monitorem Dinamap a random-zero tlakoměrem byly vztaženy k tuhosti arterií, měřené pomocí rychlosti pulsní vlny mezi karotidou a brachiální arterií. Zvýšená tuhost arterií byla přidružená k vyššímu systolickému a diastolickému tlaku měřenému pomocí přístroje Dinamap ve srovnání s random-zero tlakoměrem, nezávisle na věku, pohlaví a průměrné 44


střední hodnotě krevního tlaku obou zařízení. Koeficient β (95% Cl) byl 0,25 (0 až 0,5) mmHg/(m/s) pro rozdíl systolického krevního tlaku a 0,35 (0,2 až 0,5) mmHg/(m/s) pro rozdíly diastolického krevního tlaku. Výsledek naznačuje, že oscilometrický přístroj Dinamap ve srovnání s random-zero tlakoměrem nadhodnocuje hodnoty systolického a diastolického krevního tlaku u subjektů s tužšími arteriemi. Název: Přesnost oscilometrického měření krevního tlaku v závislosti na vztahu mezi velikostí manžety a obvodu paže u kriticky nemocných pacientů [34] Autoři: Bur, Andreas MD; Hirschl, Michael M. MD; Herkner, Harald MD; Oschatz, Elisabeth MD; Kofler, Julia MD; Woisetschläger, Christian MD; Laggner, Anton N. MD Publikováno: Critical Care Medicine: únor 2000 Cíl: Stanovení přesnosti oscilometrického měření tlaku v závislosti na vztahu mezi velikostí manžety a obvodu paže u kriticky nemocných pacientů. Závěr: Oscilometrické měření tlaku výrazně podhodnocuje arteriální tlak a vykazuje vysoký počet naměřených hodnot mimo klinicky akceptovatelný rozsah. Vztah mezi velikostí manžety a průměru paže podstatně přispívá k nepřesnosti oscilometrického měření. Z toho důvodu oscilometrické měření nedosahuje dostatečné přesnosti u kriticky nemocných pacientů.

Název:Špatná shoda mezi manuální auskultační a automatickou oscilometrickou metodou měření krevního tlaku u normotenzních těhotných žen Autoři: F. Pomini, M. Scavo, S. Ferrazzani, S. De Carolis, A. Caruso, S. Mancuso Publikováno: Journal of Maternal-Fetal and Neonatal Medicine: 2001 Cíl: Posoudit shodu mezi hodnotami měřenými ručně, auskultační metodou, a hodnotami získanými automatickým oscilometrickým zařízením u normotenzních těhotných pacientek. Závěr: Přestože bylo vykazované podhodnocení pouze o 10 mmHg, může toto mít velkou důležitost ve zpoždění správné diagnózy preeklampsie. Posouzení shody přístroje Dinamap 1846 sx/p u hypertenzních těhotných pacientek může být také stanoveno. Případné budoucí studie mohou být užitečné pro stanovení efektivity automatických zařízení při detekci hypertenzních chorob v průběhu těhotenství.

Název:Srovnání auskultačních a oscilometrických měření tlaku [35] Autoři: Myung K. Park, MD; Shirley W. Menard, RN, PhD; Cheng Yuan, PhD 45


Publikováno: Arch Pediatr Adolesc Med, 2001 Cíl:Prozkoumat rozdíly měřených hodnot krevního tlaku mezi měřením auskultačně a oscilometricky. Závěr: Výsledky vylučují výměnu hodnot mezi těmito dvěma metodami. Opatrnost je na místě při diagnóze hypertenze v případě použití automatického přístroje.

Název: Faktory ovlivňující přesnost oscilometrického měření krevního tlaku u kriticky nemocných pacientů [36] Autoři: Bur, Andreas MD; Herkner, Harald MD; Vlcek, Marianne MD; Woisetschläger, Christian MD; Derhaschnig, Ulla MD; Delle Karth, Georg MD; Laggner, Anton N. MD; Hirschl, Michael M. MD Publikováno: Critical Care Medicine: březen 2003 Cíl: Porovnání oscilometrického měření krevního tlaku se dvěma rozdílnými zařízeními (M3000A používajícím nový algoritmus a M1008A používajícím zavedený algoritmus, obě Hewlett Packard) a stanovení stávajícího doporučení zohledňující vztah mezi velikostí manžety a obvodu paže u kriticky nemocných pacientů. Závěr: Nový algoritmus snižuje celkové zkreslení oscilometrické metody, ale stále vykazuje značný nesoulad mezi oběma metodami měření krevního tlaku, primárně díky neshodě mezi obvodem paže a velikostí manžety. Samotné vylepšení algoritmu nedokáže zajistit dostatečné přesné oscilometrického měření tlaku. Přehodnocení doporučení zohledňující vztah mezi obvodem paže a velikostí manžety jsou naléhavě vyžadována, pokud se má oscilometrické měření stát rozumnou alternativou vůči intraarteriálnímu měření krevního tlaku u kriticky nemocných pacientů.

Název: Jsou automatická měření krevního tlaku přesná u traumatických pacientů? [37] Autoři: Davis, James W. MD, FACS; Davis, Ivan C. MS; Bennink, Lynn D. BSN; Bilello, John F. MD, FACS; Kaups, Krista L. MD, FACS; Parks, Steven N. MD, FACS Publikováno: Journal of Trauma-Injury Infection & Critical Care, listopad 2003 Závěr: Přesnost zařízení pro automatické měření tlaku nebyla prokázána u traumatických pacientů. Naše hypotéza je taková, že automatická měření tlaku jsou méně přesná než ruční stanovení krevního tlaku (auskultační metodou) u traumatických pacientů. 46


Název: Ověření tří oscilometrických tlakoměrů vůči auskultačnímu měření za použití rtuťového sphygmomanometru u dětí Autoři: Wong, Sik-Nin; Tz Sung, Rita Yn; Leung, Lettie Chuk-Kwan Publikováno: Blood Pressure Monitoring, říjen 2006 Cíl: Ověřit Welch-Allyn Vital Sign Monitor, Dinamap Procare-120 a Datascope Accutorr Plus vůči auskultačnímu měření za použití rtuťového tlakoměru u dětí ve věku 5-15 let podle směrnice Internation Protocol of european Society of Hypertension . Závěr: Provedli jsme nezávislé ověření validace tří oscilometrických přístrojů u dětí. Datascope Accutorr Plus ověřením prošel, zatímco Welch-Allyn Vital Sign Monitor a Dinamap Procare-120 nesplnily požadavky IP-ESH. Název: Srovnání neinvazivního oscilometrického a intraarteriálního měření krevního tlaku při hyperakutní mozkové příhodě [38] Autoři: Manios E, Vemmos K, Tsivgoulis G, et al. Publikováno: Blood Press Monit, červen 2007 Cíl: Tato studie má za cíl porovnat hodnoty automatického oscilometrického měření při současném přímém intraarteriálním měření krevního tlaku při hyperakutní mozkové příhodě s cílem zjistit přesnost oscilometrického měření. Závěr: Neinvazivní automatická oscilometrická měření krevního tlaku podhodnocuje přímý systolický krevní tlak a nadhodnocuje přímý diastolický krevní tlak při akutní mozkové příhodě. Velikost rozdílu mezi intraarteriálním a oscilometrickým systolickým krevním tlakem je ještě výraznější u pacientů s kriticky zvýšenou úrovní systolického krevního tlaku.

Název: Oscilometrické měření krevního tlaku: Rozdíly mezi měřeným a vypočteným arteriálním tlakem [39] Autoři: H. D. Kiers, J. M. Hofstra, J. F. M. Wetzels Publikováno: The Netherlands Journal of Medicine, prosinec 2008 Abstrakt: Střední arteriální tlak (SAT) je často používán jako index celkového krevního tlaku. V posledních letech stoupá využívání automatických oscilometrických zařízení. Tato zařízení přímo měří a zobrazují SAT, nicméně SAT je často počítán ze systolického krevního 47


tlaku (SBP) a diastolického krevního tlaku (DBP). V této studii jsme analyzovali měřené a vypočtené hodnoty SAT získané dvěma různými oscilometrickými přístroji na měření krevního tlaku ve dvou různých pacientských kohortách. První kohorta obsahovala 242 zdravých subjektů (muži 40,5%, 50±13 let). Měření TK byla provedena přístrojem Welch Allyn 5300P. Nalezli jsme malý, ale důležitý rozdíl mezi měřeným a vypočteným SAT (SATm-c: -1,8 mmHg, rozsah -5,7 to 12,9 mmHg, p<0,001). SATm-c vykazoval značnou, I když slabou korelaci s ST a DT. Druhá kohorta obsahovala 134 pacientů s glomerulárními chorobami (muži 63%, 50±14 let). Měření TK bylo provedeno přístrojem Dinamap 487210. V této skupině jsme také pozorovali malý rozdíl mezi měřenou a vypočtenou hodnotou SAT (+1,7 mmHg, rozsah -15,3 až 28,2 mmHg, p<0,001). SATm-c koreloval s věkem, oběma indikátory tlaku a tepovou frekvencí. Celková analýza ukázala, že věk, ST, DT a typ zařízení jsou nezávisle vázány na SATm-c. Je zde významný rozdíl mezi měřeným a vypočteným SAT. Rozdíl je v průměru malý, nicméně tento SATm-c může být velký u jednotlivých pacientů. Navíc jsou zdokumentovány rozdíly mezi jednotlivými přístroji. Naše data naznačují, že vypočtené a měřené hodnoty SAT nemohou být používány zaměnitelně. Název: Automatické měření krevního tlaku: Tvar oscilometrické křivky potenciálně přispívá k rozporům mezi oscilometrickým a auskultačním měřením [40] Autoři: Amoore JN, Lemesre Y, Murray IC, Mieke S, King ST, Smith FE, Murray A Publikováno: Journal of Hypertension, 2008 Cíl: Prozkoumat rozdíly mezi oscilometrickým a auskultačním měřením. Závěr: Zvyšováním porozumění vlastnostem a limitům oscilometrické metody a vlivům tvaru oscilometrické křivky a jejím vlivům na měření tlaku, by mělo vést k vylepšení NIBP zařízení.

Název: Výkon oscilometrických tlakoměrů u dětí s nedostatečnými zdroji [41] Autoři: Miranda J. J., Stanojevic S., Bernabe-Ortiz A., Gilman R. H., Smeeth L. Publikováno: European Journal of Cardivascular Prevention and Rehabilitation: Official Journal of the European Society of Cardiology, Working Groups on Epidemiology & Prevention and Cardiac Rehabilitation and Exercise Physiology, 2008 Cíl: Porovnat oscilometrické tlakoměry se rtuťovým sphygmomanometrem u dětí. Závěr: Použitelnost automatických tlakoměrů u dětí je omezené a nemůže být doporučeno.

48


Název: Přesnost oscilometrických zařízení u dětí a dospělých [42] Autoři: Arnaud Chiolero, Gilles Paradis, Marie Lambert Publikováno: Blood Pressure Journal, srpen 2010 Abstrakt: Klinické validace oscilometrických tlakoměrů jsou téměř exklusivně prováděny u dospělých. Protože oscilometrická zařízení jsou používána u dětí, je kritické posouzení jejich přesnosti také u této populace. Srovnali jsme hodnoty získané automatickým oscilometrickým zařízením (Dinamap XL, model CR9340) s hodnotami získanými auskultační metodou za použití rtuťového tlakoměru u dětí a dospělých. Krevní tlak byl měřen u 30 dětí (15 chlapců a 15 dívek; 9,5±1,0 let věku) a jejich rodičů (25 matek a 15 otců; 41,0±5,0 let věku). U dětí byla střední diference (±ST) u hodnot systolického krevního tlaku (∆TK: oscilometrickyauskultačně) +0,6±4,7 mmHg (rozsah: -10 až +11); střední diastolický ∆TK byl 21,3±7,5 mmHg (rozsah: -18 až +19) a snižoval s rostoucím diastolickým TK. U dospělých byl střední systolický ∆TK +0,4±5,2 mmHg (rozsah: -12 až +15) a střední diastolický ∆TK -5,2±6,0 mmHg (rozsah: -25 až +8), (p<0,001). Přestože oscilometrické zařízení nebylo dostatečně přesné pro jeho doporučení, naše studie také ukazuje, že přesnost měření tlaku oscilometrickým zařízením se může lišit u dětí a dospělých. Klinická přesnost oscilometrických zařízení by měla být testována na specifických populacích, kterým bude krevní tlak zařízením měřen. Název: Srovnání mezi oscilometrickým a invazivním měřením krevního tlaku u kriticky nemocných předčasných novorozenců [43] Autoři: Sahin Takci, Sule Yigit, Ayse Korkmaz, Murat Yurdakök Publikováno: Acta Paediatrica, září 2011 Cíl: Techniky měření krevního tlaku u novorozenců obvykle zahrnují neinvazivní měření pomocí manžety (oscilometricky) nebo invazivní měření přes arteriální katetr. Cílem této studie bylo určit spolehlivost neinvazivní oscilometrické metody u kriticky nemocných předčasných novorozenců, kdy byly výsledky srovnány s invazivní technikou. Závěr: Tato studie ukazuje dobrou shodu mezi oscilometrickým a invazivním měřením u kriticky nemocných předčasných novorozenců a dále srovnatelné hodnoty SAT u obou metod. Nicméně úspěšnost oscilometrické metody klesá u novorozenců s krevním tlakem s nižšími hodnotami TK.

49


Název: Přímé srovnání tlaku získaného z brachiální arterie oscilometrickou metodou a centrálního tlaku použitím invasivní metody [44] Autoři: Sang-Ho Park, Seung-Jin Lee, Jae Yun Kim, Min Jeong Kim, Ji Yeon Lee, A-Ra Cho,

Hyeok-Gyu Lee, Se-Whan Lee, Won-Yong Shin, Dong-Kyu Jin Publikováno: Soonchunhyang Medical Science, prosinec 2011 Cíl: Byla zdůrazněna důležitost stanovení centrálního krevního tlaku pro rozvrstvení kardiovaskulárních rizik. Cíl této studie je určení, zda brachiální krevní tlak získaný oscilometrickou metodou přesně odráží centrální krevní tlak. Závěr: Výsledky indikují, že centrální systolický tlak může být přímo stanoven z brachiálního systolického tlaku při použití neinvazivní oscilometrickou metodou a pozorované zkreslení se zdá v mezích praktického použití. Nicméně používání brachiálního diastolického tlaku a měření pulsního tlaku měřeného neinvazivní oscilometrickou metodou je pochybné v klinické praxi kvůli svému velkému zkreslení.

Podobnou problematikou se zabývají také publikace [45], [46], [47], [48], [49], [50], [51], [52], [53], [54], [55], [56], [57], [58], [59]. Součástí provedeného průzkumu byla také důkladná patentová rešerše, která byla zaměřena na nalezení podobných technických řešení. Lze konstatovat, že podobný měřicí systém, který by umožňoval současné snímání tlakových pulzací jednou tlakovou manžetou a vyhodnocení hemodynamických parametrů (PWV, AI, ASI), založených na snímání diferenciálním tlakovým senzorem a přenosem dat do PC není v současné době dostupný.

50

Metodika pro měření hemodynamických parametrů

6 Metodika pro měření hemodynamických parametrů 6.1 Databáze oscilometrických pulzací Pro účely vyhodnocení hemodynamických parametrů kardiovaskulárního systému byl proveden sběr dat v několika domovech důchodců a nemocnicích. Pro zaznamenávání oscilometrických pulzací byl vyvinut speciální měřicí systém Oscilo, který se skládá z pažní manžety, senzoru tlaku, dvou regulačních ventilů, baterií a řídící elektroniky. Tento měřicí systém byl ovládán z PC pomocí SW vybavení. Spojení s PC je provedeno přes USB port. Zjednodušené blokové schéma měřicího systému je uvedeno na Obr. 6.1. Mikroprocesor kontroluje pneumatické a elektronické prvky. Manžetový tlak je poté převeden na elektrický signál v tlakovém senzoru (piezorezistivní můstek).

Obr. 6.1: Zjednodušené blokové schéma měřicího systému Oscilo pro snímání oscilometrických pulzací

Analogový signál je dále zesílen operačním zesilovačem TLV2422 a tento zesílený signál je rozdělen do dvou separátních kanálů. Kanál 1 je signál manžetového tlaku (0 - 300 mmHg) a kanál 2 reprezentuje zesílený a filtrovaný signál oscilometrických pulzací. Tyto dva signály jsou digitalizovány 12 bitovým analogově digitálním převodníkem, který je součásti mikrokontroléru Aduc814. Vzorkovací frekvence je 200 Hz. Vypouštění manžety je řízeno regulačními ventily. Mikrokontrolér komunikuje s PC přes FTDI USB čip. Obr. 6.2 ukazuje prototyp přístroje. Napájení je realizováno čtyřmi bateriemi typu AA. Měřicí systém je možné rovněž připojit na osciloskop pomocí analogových výstupů. Uživatel také může nastavovat zlomové frekvence použitých filtrů. Přesnost tohoto měřicího systému byla metrologicky ověřena v Autorizovaném metrologickém středisku K127 Medicton Group s.r.o. Standardní rozšířená nejistota kalibrace v měřicím rozsahu 0 až 300 mmHg je ±0.5 mmHg.

51


Koncept databáze oscilometrických pulzací je velmi důležitý z hlediska testování kvality různých vyhodnocovacích algoritmů oscilometrických monitorů tlaku krve [60], [61]. Jako referenční metodu jsme použili klasickou auskultační metodu. U každého pacienta tak bylo do databáze uloženo kromě dat oscilometrických pulzací a manžetového tlaku také datum a čas měření, věk, pohlaví, výška, váha, diagnóza, madikamenty užívané jednotlivcem a hodnoty tlaku získané auskultační a oscilometrickou metodou.

Obr. 6.2: Prototyp měřicího systému Oscilo

Měřicí systém pro ukládání oscilometrických pulzací je připojen pomocí T-kusů a hadiček ke rtuťovému sfygmomanometru a automatickému oscilometrickému měřidlu tlaku krve. Auskultační hodnoty byly měřeny proškoleným zdravotním personálem. Nafukování manžety je řízeno mikroprocesorem komerčního měřidla tlaku krve Omron M4-I. Při této konfigurace jsme tedy mohli přímo porovnat oscilometrickou a auskultační metodu. Navíc známe přesný tvar oscilometrických pulzací. I když se jedná pouze o prototyp, splňuje měřicí systém Oscilo veškeré podmínky kladené na tuto třídu zdravotnických prostředků dle zákona č. 123/2000 Sb. o zdravotnických prostředcích, v platném znění, a dle dalších legislativních předpisů a technických norem. Jeho přesnost vysoce překračuje požadavky norem řady ČSN EN 1060, kladené na měřidla tlaku krve.

6.1.1 Vyhodnocení hodnot krevního tlaku V současné době obsahuje databáze 1023 záznamů oscilometrických pulzací od 270 osob. Tab. 6.1 popisuje rozložení věku měřené skupiny.

52

Metodika pro měření hemodynamických parametrů Tab. 6.1: Rozložení měřené skupiny dle věku

Věk

Počet osob [%]

60 – 65 66 – 70 71 – 75 76 – 80 81 – 85 86 – 90 >90

11 5 7 16 24 19 18

Porovnali jsme hodnoty tlaku naměřené rtuťovým sfygmomanometrem a komerčním automatickým oscilometrickým měřidlem Omron M4-I. Obr. 6.3 a Obr. 6.4 zobrazují distribuci odchylek mezi těmito dvěma metodami pro systolický, diastolický a pulzový tlak. Například, obě metody dávají stejné výsledky pro 112 měření pro systolický tlak a 91 v případě diastolického tlaku.

Obr. 6.3: Rozdíly ST a DT mezi auskultační a oscilometrickou metodou

53


Obr. 6.4: Rozdíly PT (syst. tlak – diast. tlak) mezi auskultační a oscilometrickou metodou

Tab. 6.2 a Tab. 6.3 shrnují důležitá pozorování: rozdíl mezi výsledky oscilometrické metody a referenční metody je větší než ±5 mmHg v 30% měření pro systolický tlak a v 33% měření pro diastolický tlak. Tento fakt byl silnou motivací pro další podrobné studování databáze. Tab. 6.2: Rozdíly mezi metodami pro systolické tlaky

Interval rozdílů [mmHg]

Počet měření [%]

0–5 6 – 10 > 10 Chyba měření

70,14 16,81 5,31 7,74

Tab. 6.3: Rozdíly mezi metodami pro diastolické tlaky

Interval rozdílů [mmHg]

Počet měření [%]

0–5 6 – 10

67,04 15,04

> 10 Chyba měření

10,29 7,63

Obr. 6.5 a Obr. 6.6 a Obr. 6.7 graficky porovnávají hodnoty krevního tlaku. Signifikantní rozdíly mezi metodami jsou patrné zejména pro diastolický tlak.

54


220

oscill. systolic [mmHg]

200

180 y = 0,9649x + 5,221

160

140

120

100

80 80

100

120

140

160

180

200

220

auscult. systolic [mmHg]

Obr. 6.5: Gafické porovnání metod pro ST

140

oscill. diastolic [mmHg]

120

y = 0,9466x + 4,837

100

80

60

40

20 20

40

60

80

100

120

auscult. diastolic [mmHg]

Obr. 6.6: Grafické porovnání metod pro DT

55

140


oscill. systolic - oscill.distolic [mmHg]

140

120

100

80

y = 0,8363x + 11,055

60

40

20

0 0

20

40

60

80

100

120

140

auscult. systolic - auscult. diastolic [mmHg]

Obr. 6.7: Grafické porovnání metod pro PT

44%

72%

|difference|>5 |difference|<=5

28%

56%

Obr. 6.8: Porovnání hodnot DT metod pro osoby s atriální fibrilací a celou skupinu měřených osob

Naměřená data indikují, že rozdíly mezi výsledky získané oběma metodami jsou silně ovlivněny stavem kardiovaskulárního řečiště, např. výskytem atriální fibrilace v průběhu měření. Tento stav se objevil u 36 jedinců a na Obr. 6.8 je vidět, že tato skupina vykazuje rozdílnou přesnost v porovnání se skupinou všech zbylých jedinců. Zatímco u osob, které netrpí atriálními fibrilacemi, se obě metody liší o více než ±5 mmHg ve 28% měření DT, pro 56


osoby s atriální fibrilací je to 56% měření! Tyto závěry potvrzují i další práce [49]. Je zřejmé, že přesnost měření krevního tlaku oscilometrických monitorů tlaku krve je diskutabilní.

6.2 Měření středního arteriálního tlaku Jak bylo uvedeno v kapitole 3.4.1.1.2, oscilometrická metoda je závislá především na správné detekci středního arteriálního tlaku. Tato hodnota ovlivňuje zcela zásadně přesnost hodnot ST a DT i za použití nejmodernějších empirických algoritmů pro jejich určení. Tyto algoritmy totiž vychází právě z naměřené hodnoty SAT. Je však velmi pravděpodobné, že hodnotu SAT může ovlivnit samotná měřicí metoda. Obvykle totiž dochází k měření krevního tlaku až při postupném vyfukování manžety.

6.2.1 Zpracování signálu tlaku

Výpočet hodnoty tlaku Pro výpočet hodnoty tlaku z hodnoty napětí je použito výsledných hodnot z kalibrace tlakového senzoru. Z této hodnoty byl získán vztah pro přepočet hodnoty změřeného napětí na hodnotu tlaku. Tento vztah byl interpretován do detekčního algoritmu.

Získání oscilační složky tlaku Pro analýzu oscilační složky signálu tlaku, která má rozkmit okolo 1 mmHg, je potřeba odfiltrovat složku signálu tlaku, která odpovídá nafukování a vyfukování manžety a která mé hodnoty tlaku od 0 do 200 mmHg. Tato složka tlaku se mění velice pomalu, a proto je možné ji odstranit ze signálu tlaku pomocí filtru. První možností je filtrovat signál filtrem typu horní propust s hodnotou mezní frekvence pod 1 Hz. Druhou možností je filtrovat signál dolní propustí se stejnou mezní frekvencí, jako tomu bylo v předchozí možnosti. Takto vyhlazená křivka je poté odečítána od změřeného signálu tlaku, čímž nám zůstává pouze složka tlaku, která odpovídá zmíněným oscilacím s rozkmitem 1 mmHg. V této práci byla použita filtrace dolní propustí. Důvodem k tomu bylo, že tento signál filtrovaný dolní propustí, představuje hodnotu tlaku v manžetě bez oscilační složky. A je možné jej dál použít při stanovení tlaku v manžetě během měření. Za mezní frekvenci byla zvolena hodnota 0,5 Hz, která je dostatečně nízká, aby nezasahovala do užitečného pásma oscilometrických pulzací a zároveň dostatečně velká, aby v co největší míře pokryla složku tlaku, odpovídající náfuku a výfuku manžety. Pro filtraci je použit filtr typu Butterworth s mezní frekvencí již zmíněných 0,5 Hz. Tento filtr je však IIR (Infinite Impulse Response) filtr, který se vyznačuje nelineární fázovou charakteristikou. Proto je pro filtraci použito funkce filtfilt, která daný signál filtruje tam a zpět, čímž dochází ke zpětné kompenzaci nelinearity fázové frekvenční charakteristiky daného filtru. 57


Filtrace oscilační křivky Prvním krokem při zpracování získané oscilační křivky tlaku, je jeho filtrace. Ze spektrální charakteristiky jedné periody oscilačního pulzu je patrné, že většina energie je obsažena ve spektru do 10 Hz (viz Obr. 6.33). Z tohoto důvodu je oscilační křivka filtrována dolní propustí typu Butterworth s mezní frekvencí právě na 10 Hz. Pro samotnou filtraci je použito funkce filtfilt. Tímto způsobem odstraníme neoscilující složku signálu, která v některých případech má nezanedbatelně velkou amplitudu. Dále jsou odstraněny 2 počátečních sekundy signálu. Tato část signálu obsahuje často rušení s velkou amplitudou, které je způsobeno mechanickými oscilacemi od napouštění rukávu pomocí elektrické pumpy. Tyto oscilace by poté způsobily problémy při vytváření obálky oscilační křivky.

Hledání SAT z oscilační křivky a) Detektor špiček Pomocí detektoru špiček jsou hledány lokální extrémy jednotlivých oscilačních period. Tento detektor má jako vstupní data signál tlaku a proměnnou "delta", za níž je na počátku výpočtu zvolena hodnota 0,1. Tato proměnná určuje citlivost s jakou se lokální extrémy hledají. Na začátku běhu této funkce jsou nastaveny do proměnných uchovávajících poslední lokální maxima a minima nulové hodnoty, a do pracovních proměnných pro uchování průběžné nejvyšší hodnoty a nejnižší hodnoty jsou nastaveny mínus nekonečno respektive plus nekonečno. Dále definuje nastavením proměnné "lookformax"do "1", že činnost detektoru začne hledání lokálního maxima. Poté se začne postupně procházet signál tlaku a v případě, že se narazí na hodnotu, která je vyšší než posledně zapamatovaná, uloží jí místo ní a spolu s ní i její pozicí, v které se v datovém souboru nachází. Tentýž proces nastane v případě nalezení hodnoty, která je menší než posledně zapamatovaná. V případě, že v režimu hledání maxima je nalezena hodnota tlaku, která je menší než rozdíl mezi průběžným maximem a deltou, je hodnota průběžného maxima spolu s její pozicí uložena jako lokální maximum. Hodnota signálu na kterém prohledávání skončilo, je uložena jako průběžné minimum a proměnná "lookformax"je nastavena do hodnoty "0", čímž je řečeno, že má nyní být hledáno lokální minimum. Po nalezení nového lokálního extrému se vypočítá nová hodnota proměnné delta jako polovina z rozdílu mezi posledním lokálním maximem a minimem. Poté se znovu zahájí procházení tlakového signálu a hledání lokálního minima obdobnou metodou, jakou se provádělo hledání maxima. Ve chvíli, kdy se nalezne toto lokální minimum, je opět nastavena hodnota proměnné "lookformax" do hodnoty "1", vypočítá se nová hodnota proměnné delta a je zahájeno opět hledání lokálního maxima. Tímto způsobem se postupuje až do chvíle, kdy je prohledán celý signál 58


tlaku. V takovýto okamžik se ve výstupní proměnné nacházejí lokální maxima a minima společně s jejími polohami v signálu tlaku. b) Výpočet obálky oscilačního signálu Ze získaných lokálních maxim a minim se pomocí interpolace vypočítá horní a dolní obálky oscilační křivky. Empirickou metodou byla pro interpolaci vybrána Hermitova kubická po částech interpolovaná metoda. Pomocí této metody sice není docíleno maximálně hladké interpolační křivky, ale neprojeví se v takové míře jednorázové odchylky velikosti amplitudy oscilace, které jsou v drtivé většině způsobeny rušícími artefakty (např. pohyb paže). Problém s interpolací nastávají v situacích, kdy detektor špiček nalezne lokální extrémy pouze v krátkém úseku oscilačního signálu. Tato situace nastává v případech, kdy je signál ve svém průběhu rušen artefaktem o velké amplitudě (např. pohyb měřené osoby). V takovou chvíli není detektor špiček schopen detekovat následní extrémy oscilační křivky, které mají amplitudu někdy až pětkrát menší než je amplituda rušení. V takových případech pak interpolace v čase konverguje k ±∞. Tento problém je zde vyřešen tak, že v situacích kdy se poslední hodnota maxima či minima nalézá ve větší vzdálenosti od konce než je 600 vzorků (1,2 s), jsou do pole s lokálními maximy či minimy doplněny nulové hodnoty od posledního nalezeného extrému až do konce tlakového signálu s odstupem 600 vzorků. Pro vyhlazení obálek je také možné použít proklad polynomem (osvědčil se polynom 16. řádu). Pro účely hledání středního arterialního tlaku z oscilační křivky, je potřeba horní a dolní obálkovou křivku sloučit v jednu. Nejjednodušším a zároveň nejvhodnějším způsobem je odečíst dolní obálkovou křivku, která se pohybuje v záporných hodnotách tlaku, od horní obálkové křivky. Tím dostaneme jednu křivku, v které se sčítají absolutní hodnoty obou obálek amplitud oscilací. Jak je patrné z Obr. 6.10, kde jsou vidět obálky oscilační křivky, velmi často je i amplituda rozdílové obálky velmi zvlněná. V takových případech je velmi náročné určovat přesnou polohu jejího maxima. Proto je rozdílová obálka ještě filtrována posuvným oknem o šířce 1200 vzorků, což při vzorkovací frekvenci fs 500 Hz odpovídá 2,4 s. Za předpokladu, že uvažujeme frekvenci srdečních pulzů okolo 70 tepů za minutu, bude toto posuvné okno průměrovat signál z přibližně dvou celistvých tepů, čímž docílíme poměrně hladké křivky. c) Nalezení SAT Získanou oscilační křivku si dále rozdělíme na dvě části. Okamžikem, podle kterého se tato křivka rozdělí, je zvolen okamžik, kdy je v pažní manžetě nejvyšší tlak. Část křivky, která je před tímto okamžikem, se považuje za oscilační signál při nafukování manžety a část po tomto dělícím okamžiku, za část oscilačního signálu při vyfukování manžety. 59


Obr. 6.10 zobrazuje závislost velikosti filtrované rozdílové obálky oscilací na tlaku v manžetě při jejím náfuku a následovném výfuku. V těchto dvou částech jsou nalezeny maximální hodnoty. Tlak, který je v tento okamžik naměřen v manžetě, je pak považován za střední arteriální tlak.

6.2.2 Měření SAT při nafukování a vyfukování Na Obr. 6.9 je vidět postup experimentu, kdy bylo prováděno snímání SAT (maximálních oscilometrických pulzací) při postupném nafukování a vyfukování (stejnou rychlostí cca 3 mmHg/s).

Obr. 6.9: Naměřená křivka tlaku se složkou odpovídající náfuku a výfuku

Z Obr. 6.10 je zřejmé, že při tlakování manžety mají oscilometrické pulzace větší amplitudu než při vyfukování. Tato skutečnost je dána viskoelastickými vlastnostmi cévní stěny a tkání, zejména pružností artérií. V měřené skupině se tento fenomén vyskytoval u 48% všech měření a je zřejmé, že může nepříznivě ovlivnit detekci SAT u osob s rigidními tepnami, kdy se obálka oscilometrických pulzací stává velmi plochou. Hodnota maximálních oscilometrických pulzací je poté obtížně detekovatelná. Nad to je však zajímavé sledovat, jak se detekovaná hodnota SAT liší u osob starších 60 let. I při standardním průběhu oscilometrických pulzací, dochází k odchylkám SAT při nafukování a vyfukování. Tyto rozdíly mohou být samozřejmě způsobeny tím, že krevní tlak se v průběhu času mění (mezi

60


SAT při nafukování a SAT při vyfukování uběhne cca 15 vteřin), nicméně je velmi nepravděpodobné, že by tyto změny byly větší než jednotky mmHg.

Obr. 6.10: Oscilační křivka společně s její horní, dolní a rozdílovou obálkou

6.2.3 Vyhodnocení oscilační křivky Na Obr. 6.11 a Obr. 6.12 lze vidět detekované hodnoty SAT, ST a DT. Na horních grafem

p [m m H g ]

těchto obrázků je modrým křížkem vyznačen DT, červeným křížkem SAT a zeleným křížkem ST. Metoda hledání SAT pracuje dle postupu uvedeného v kapitole 6.2.1.

140 120 100 80 60 40 1000

2000

3000

4000

5000 6000 t [vzorky]

7000

8000

9000

10000 11000

1000

2000

3000

4000

5000 6000 t [vzorky]

7000

8000

9000

10000 11000

p [m m H g]

2 0 -2

Obr. 6.11: Detekce hodnot TK při postupném nafukování manžety

61

p [mmHg]


150 100 50 2000

4000

6000

8000 t [vzorky]

10000

12000

14000

2000

4000

6000

8000 t [vzorky]

10000

12000

14000

p [mmHg]

2 0 -2

Obr. 6.12: Detekce hodnot TK při postupném vyfukování manžety

Ve změřeném vzorku mladých zdravých osob bylo 7 žen a 12 mužů. Věkový rozsah měřených osob je 22 až 24 let, aritmetický průměr těchto hodnot je 23,1 let a medián 23 let. U osob v seniorském věku se podařilo naměřit 14 žen a 7 mužů. Věkový rozsah měřených osob je 75 až 97 let, aritmetický průměr těchto hodnot je 83,2 let a medián 85 let. U každého jedince v této skupině proběhla 3 až 4 měření, mezi kterými byla 5 minutová přestávka. Průběhy, ve kterých se projevila atriální fibrilace byly ze zpracovávaného souboru odstraněny. Na Obr. 6.13 je vidět histogram četnosti jednotlivých ∆SAT u mladých osob. Zelenou barvou jsou vyznačeny četnosti hodnot rozdílu ∆SAT, které spadají do tolerančního pásma 5mmHg, a červenou barvou jsou pak vyznačeny četnosti hodnot ∆SAT, která jsou mimo toto toleranční pásmo, které v sobě zahrnuje možnou chybu detekčního algoritmu a změnu SAT v průběhu měření. Když spočítáme počet měření v tolerančním pásmu a mimo toto toleranční pásmo, zjistíme, že do tolerančního pásma spadá 17 měření z 19 a mimo toleranční pásmo pouze 2 měření. Když si tyto hodnoty vyjádříme percentuálně, vyjde nám, že do tolerančního pásma spadá téměř 90 % a mimo 10 % měření. U seniorů jsou výsledky výrazně horší (viz Obr. 6.14). Z 67 měření spadá do tolerančního pásma 37 měření a mimo něj 30 měření. Percentuálně je tedy 55% měření v tolerančním pásmu a mimo 45%.

62


Obr. 6.13: Histogram četnosti hodnot ∆SAT ve vyhodnocované množině dat mladých jedinců [62]

Obr. 6.14: Histogram četnosti hodnot ∆SAT ve vyhodnocované množině dat seniorů

63


Vyšší hodnoty ∆SAT , které jsou již mimo toleranční pásmo, jsou způsobeny tím, že daný oscilační signál má dosti často (48% měření ve skupině seniorů) při vyfukování menší a hlavně plošší obalovou křivku, u které se velmi obtížně určuje okamžik maximální hodnoty, a tím pádem i hodnota SAT. Samotnou detekci navíc zhoršují pohyby způsobené dýcháním měřené osoby či nepravidelnosti srdečního rytmu (arytmie se velmi často vyskytují právě u starších osob). Plochost obálky je tedy velmi důležitým parametrem pro výslednou přesnost naměřených resp. vypočtených dat. Jelikož plochost obálky je ovlivněna stavem kardiovaskulárního řečiště, je možné odvozovat, že výsledné hodnoty budou ovlivněny právě změnami některých hemodynamických vlastností cév. Pro validitu oscilometrické metody měření krevního by tedy bylo vhodné sledovat ty hemodynamické parametry, které dané změny odráží a které lze měřit neinvazivně, za pomoci tlakové manžety. Z hlediska tuhosti tepen se jedná zejména o rychlost šíření pulzní vlny (PWV), index zesílení (AI) a index tuhosti artérií (ASI). Všechny tyto parametry lze vyhodnotit v průběhu samotného měření krevního tlaku, je však nutné navrhnout vhodnou metodiku jejich snímání (viz kapitola 6.3).

6.3 Vyhodnocení dalších hemodynamických parametrů Využití naměřených oscilometrických pulzací pro vyhodnocení dalších hemodynamických parametrů krevního řečiště je pomocí měřicího systému Oscilo velmi problematické. Schéma signálové cesty pro zpracování oscilometrických pulzací měřicího systému je na Obr. 6.15. Použité filtry měřicího systému totiž ovlivňují amplitudovou (viz Obr. 6.16) i fázovou (viz Obr. 6.17) frekvenční charakteristiku naměřených oscilometrických pulzací. Pro korekci signálu do fyziologického tvaru by bylo nutné použít inverzní filtr (IF), který by kompenzoval přenosové charakteristiky použitých filtrů.

Obr. 6.15: Signálová cesta pro zpracování oscilometrických pulzací měřicího systému Oscilo

64


Obr. 6.16: Amplitudovaná frekvenční charakteristika měřicího systému Oscilo

Obr. 6.17: Fázová frekvenční charakteristika měřicího systému Oscilo

6.3.1 Inverzní filtr

6.3.1.1 Analýza naměřených oscilometrických křivek Z měřicího systému Oscilo získáváme signál oscilací po průchodu horní propustí, jejíž frekvenční charakteristika je znázorněna na výše uvedých obrázcích. Tento signál zbavíme stejnosměrné složky, která k němu byla přičtena, aby mohlo být použito nesymetrické napájení a rovněž jej necháme projít číslicovým FIR filtrem s lineární fází, se zlomovou frekvencí 20 Hz. Výsledné oscilace vidíme na Obr. 6.18. Pokud vezmeme v potaz, že měření bylo provedeno na muži ve věku 24 let, s optimálním krevním tlakem (opakovaná měření provedena manuální auskultační metodou, klasifikace krevního tlaku podle ESH) a bez jakéhokoliv lékařského záznamu týkajícího se kardiovaskulárních potíží, pak by se křivky tlakových pulzací měly podobat těm z Obr. 3.24 vlevo. Je na první pohled zřejmé, že tomu tak není. Příčinou je právě filtrace horní propustí s operačním zesilovačem, která

65


a) potlačuje nižší frekvenční složky užitečného signálu, tj. složky v pásmu 0.1 – 10 Hz (viz Obr. 6.16),

b) zkresluje signál, neboť její fázová charakteristika je nelineární (viz Obr. 6.17).

Obr. 6.18: Výstupy z měřicího systému Oscilo při měření krevního tlaku na zdravé osobě; nahoře výstup signálové cesty tlak, uprostřed výstup signálové cesty oscilace, dole zvětšený segment oscilací

Podobný průběh oscilací (viz Obr. 6.19) můžeme pozorovat i u zapojení firmy Freescale Semiconductor. Nejedná se o komerční tlakoměr, pouze o návrh zapojení s tlakovým senzorem MPXV5050GP od téže firmy. Při takto zásadním zkreslení tvaru křivek jsou ovšem dopočítané hodnoty některých hemodynamických parametrů (PWV, AI, ale i TK) zatížené velkou chybou. Vezmeme-li v úvahu skutečnost, že měření krevního tlaku neinvazivně a navíc oscilometrickou metodou je samo o sobe zatíženo určitou chybou, je použití kompenzujícího číslicového inverzního filtru (IF) v podobných zapojeních naprosto klíčové. Způsob zapojení s horní propustí potlačující stejnosměrnou složku resp. trend signálu je relativně jednoduchý a ve své podstatě intuitivní. Pokud je provedena kompenzace zkreslení, pak na tomto postupu není nic špatného. Vyvstává ovšem otázka, jakým způsobem jsou 66


navrženy komerčně dostupné tlakoměry, zejména ty levnější a jsou-li hodnoty krevního tlaku počítány z nezkresleného signálu.

Obr. 6.19: Zkreslené tlakové pulzace na výstupu tlakoměru firmy Freescale Semiconductor [5]

6.3.1.2 Význam filtrů s lineární fázovou charakteristikou Při zpracování biologických signálů jsou potřeba filtry s tzv. lineární fázovou charakteristikou [63]. To znamená, že jednotlivé frekvenční složky užitečného signálu nejsou po průchodu filtrem vzájemně fázově posunuty, a signál na výstupu proto není fázově zkreslen. Musí platit, že tzv. skupinové zpoždění v užitečném pásmu je konstantní, tedy

τ = −dφ / dω = konst.

6.1

kde ϕ značí fázi a ω kmitočet. Na Obr. 6.20 je znázorněna část lineární fázové charakteristiky FIR filtru řádu 50 vytvořeném v programu Matlab. Na první pohled se sice kvůli způsobu, jakým je vykreslena, lineární nezdá, ale uvědomíme-li si, že zpoždění o -π odpovídá zpoždění o π, je vše zřejmé.

67


Obr. 6.20: Lineární fázová charakteristika FIR filtru

Mezi nejčastěji používané filtry s lineární fází patří klouzavé průměry a též tzv. FIR filtry, tedy filtry s konečnou impulzovou odezvou. FIR filtry mají ovšem lineární fázi pouze tehdy, jsou-li koeficienty jejich impulzové odezvy symetrické.

6.3.1.3 Návrh inverzního filtru kompenzujícího zkreslení signálové cesty oscilací Cílem této podkapitoly je návrh číslicového inverzního filtru typu FIR. Pro návrh FIR filtrů se obecně používají následující postupy: - metoda oken - metoda frekvenčního vzorkování - optimalizovaný návrh se stejnoměrným zvlněním, využívající Remezův algoritmus V této práci byla použita metoda oken. Jde o postup, kdy se ideální resp. požadovaná frekvenční charakteristika převede z frekvenční oblasti pomocí inverzní Fourierovy transformace diskrétního signálu DTFT do oblasti časové. Tím je nalezena ideální impulzová odezva filtru h[n], někdy též označovaná jako kernel filtru. V dalším kroku impulzovou odezvu omezíme na takový počet vzorků N, který dostatečně přesně aproximuje frekvenční požadavky a následně koeficienty impulzové odezvy přenásobíme vhodným oknem. Jelikož 68


ideální impulzová odezva je nekauzální (h[n] ≠ 0 pro ∀n < 0), musí se provést posuv impulzové odezvy tak, aby její první vzorek měl index 0. Pokud je N liché, bude impulzová odezva posunuta o (N – 1) / 2 vzorků směrem ke kladným indexům. V našem konkrétním případě vyjdeme při tvorbě IF z frekvenční charakteristiky měřicího systému Oscilo. IF by měl splňovat 2 základní podmínky: - kompenzace útlumu signálové cesty oscilace - kompenzace fázového zkreslení Pro zesílení resp. útlum filtru (v dB) na daném kmitočtu platí

6.2 kde Uin je velikost vstupní veličiny (např. napětí), Uout je velikost výstupní veličiny. Z amplitudové frekvenční charakteristiky zobrazené na Obr. 6.16 vybereme vzorky s odstupem 1 Hz v pásmu 0 až 100 Hz (fvz / 2), zjistíme poměr Uout / Uin a inverzní poměr použijeme pro konstrukci amplitudové charakteristiky IF. Navíc k IF přidáme ještě filtr typu dolní propust s mezní frekvencí 20 Hz. Obdobně postupujeme při tvorbě inverzí fázové charakteristiky IF, kdy v pásmu 0 až 100 Hz vybereme rovněž vzorky s odstupem 1 Hz s tím, že platí φIF = −φOscilo. Frekvenční charakteristika IF je v dalším kroku převedena pomocí DTFT do časové oblasti, výsledná impulzová odezva o N = 201 vzorků (Obr. 6.21 nahoře) je vynásobena Hammingovým oknem (Obr. 6.21 uprostřed) a posunuta o M = (N − 1) / 2 = 100 vzorků (Obr. 6.21 dole). Na Obr. 6.22 je znázorněna nejdůležitější část výsledné amplitudové charakteristiky IF. Je z ní zřejmá kompenzace útlumu signálové cesty oscilace měřicího systému Oscilo zesílením na frekvencích 0 až 10 Hz. Po konvoluci signálu oscilací s impulzovou odezvou IF získáváme křivku tlakových pulzací, která je mnohem podobnější skutečnosti. Je ale zapotřebí si uvědomit, že došlo k zesílení jak užitečných složek signálu, tak i složky stejnosměrné, kterou je následně třeba potlačit. Musíme opět dbát na to, aby nedošlo ke zkreslení užitečného signálu, tedy budeme nuceni použít opět filtr s lineární fázovou charakteristikou. FIR filtr se zlomovou frekvencí v řádech desetin Hz a dostatečně úzkým přechodovým pásmem při vzorkovací frekvenci 200 Hz by měl příliš mnoho koeficientů. Použijeme tedy filtraci klouzavými průměry.

69


Obr. 6.21: Návrh kompenzačního inverzního filtru. Nahoře nekauzální impulzová odezva vypočtená zpětnou DTFT z ideální frekvenční charakteristiky inverzního filtru; uprostřed Hammingovo okno; dole výsledná impulzová odezva inverzního filtru po přenásobení Hammingovým oknem a posunutí o 100 vzorků.

70


Obr. 6.22: Detail amplitudové frekvenční charakteristiky navrženého inverzního filtru v oblasti nejvíce zkreslených kmitočtů

K odfiltrování stejnosměrné složky použijeme následující postup. Jelikož nyní signál oscilací obsahuje frekvenční složky o maximálním kmitočtu 20 Hz, budeme signál decimovat 4, tedy snížená vzorkovací frekvence má nyní hodnotu

6.3 což vyhovuje vzorkovacímu teorému. Pokud bychom signál přefiltrovali filtrem typu dolní propust s nižší mezní frekvencí fm , bylo by samozřejmě možné zvýšit decimační koeficient. Po decimaci provedeme filtraci klouzavými průměry o N koeficientech, čímž získáme stejnosměrnou složku signálu. Protože fvz, dec = 50 Hz a tepová frekvence se velmi často pohybuje okolo 1,25 Hz, má jedna perioda tlakových pulzací přibližně délku 40 vzorků. Proto délku filtru volíme jako k násobek 40. Pro N = 2 · 40 + 1, bude šířka hlavního laloku amplitudové frekvenční charakteristiky filtru 50 / 81 = 0.618 Hz (viz Obr. 6.23). Následně dominantní frekvenční složky v signálu tlakových oscilací, ležící na násobcích fekvence 1,25 Hz, budou silně potlačeny, což se pro účely získání izolinie hodí. Rozdíl mezi maximy hlavního a vedlejšího laloku je ovšem maximálně 12 dB. Pro získání většího odstupu mezi propustným a nepropustným pásmem je tedy třeba provést filtraci klouzavými průměry opakovaně, v našem případě 3x až 4x. Výslednou stejnosměrnou složku popř. trend interpolujeme tak, abychom získali signál o původní vzorkovací frekvenci, který následně odečteme od signálu oscilací. 71


Filtrace klouzavými průměry je vhodná nejen pro odstranění stejnosměrné složky ze signálu oscilací, ale i pro odstranění oscilací ze signálové cesty tlak. V tom případě je výsledkem číslicového zpracováni samotný interpolovaný trend. Klouzavé průměry mají tu výhodu, že při filtraci není potřeba konvoluce a lze provádět výpočet následujícího vzorku z předešlých, čímž se snižuje výpočetní náročnost a množství prováděných operací. Pokud pro výstupní vzorky y[n] a y[n + 1] platí

y[n] = ( x[n - M] + x[n - M + 1] + ... + x[n + M - 1] + x[n + M] ) / (2 . M + 1)

6.4

y[n + 1] = ( x[n - M + 1] + x[n - M + 2] + ... + x[n + M] + x[n + M + 1] ) / (2 . M + 1)

6.5

pak vzorek y[n + 1] může být vypočítán podle vztahu

y[n + 1] = y[n] + ( x[n + M + 1] − x[n − M] ) / (2 . M + 1)

6.6

Obr. 6.23: Amplitudová frekvenční charakteristika filtru klouzavými průměry (délka filtru N = 81 vzorků, fvz, dec = 50 Hz)

6.3.1.4 Srovnání oscilometrických křivek před a po kompenzaci Po vytvoření IF kompenzujícího zkreslení signálové cesty oscilace a odstranění stejnosměrné složky můžeme na Obr. 6.24 srovnat křivky tlakových pulzací před a po kompenzaci.

72


Obr. 6.24: Srovnání křivek tlakových pulzací před a po kompenzaci. Nahoře segment původní křivky (byly odfiltrovány frekvenční složky nad 20 Hz); uprostřed stejný segment po průchodu inverzním filtrem a odstranění ss složky; dole signal ze signálové cesty tlak po odstranění trendu (na hranici rozlišení AD převodníku měřicího systému Oscila)

Je zřejmé, že došlo k velkému zlepšení. Signál na Obr. 6.24 uprostřed je principiálně shodný se signálem z Obr. 3.24 vlevo. Pozorujeme ale stále rozdíl ve tvaru křivky mezi Obr. 6.24 uprostřed a dole. Na signálu tlaku (signálová cesta tlak) je rovněž superponován signál oscilací. Pokud odfiltrujeme složku tlaku, získáme signál oscilací, který ale není příliš kvalitní, neboť se evidentně pohybujeme na hranici rozlišení převodníku. Odlišný tvar 73


kompenzované křivky je patrně důsledkem toho, že průběh frekvenční charakteristiky, získané simulací v programu Multisim, není zcela identický se skutečnou frekvenční charakteristikou horní propusti v signálové cestě oscilace. Změnou strmosti se podařilo nalézt frekvenční charakteristiku zmíněné horní propusti, která je zřejmě více podobná té skutečné. Výsledky z ní vycházejícího kompenzačního IF jsou znázorněny na Obr. 6.25. Přefiltrován byl stejný segment signálu jako na Obr. 6.24. Metoda inverzního filtru přináší možnost využít číslicové zpracování signálu, který může být kvantován pouze 12 bitovým AD převodníkem, takže zde nejsou kladeny tak vysoké požadavky na kvalitu návrhu a provedení desky plošného spoje. Na druhou stranu, i přes kvalitní číslicové zpracování, je vždy nutné počítat, že signál získaný inverzním filtrem není přesnou kopií tlakových pulzací a je do určité míry zkreslen. Tomuto jevu se lze vyhnout metodou snímání pulzací pomocí diferenciálního senzoru, viz níže.

Obr. 6.25: Srovnání křivek tlakových pulsací. Nahoře segment ze signálové cesty oscilace po průchodu inverzním filtrem; dole signal ze signálové cesty tlak po odstranění trendu (na hranici rozlišení AD převodníku měřicího systému Oscila)

74


6.3.2 Metoda snímání diferenciálním tlakovým senzorem

6.3.2.1 Motivace Jak již bylo zmíněno v předešlé kapitole, pro precizní snímání tlakových pulzací, je možné kromě metody inverzní filtrace použít také diferenciální tlakový senzor. V rámci této práce vznikla deska plošných spojů (DPS) pro měření tlaků tímto senzorem. Důvod, který vedl k jejímu vytvoření, byla potřeba jednoduché DPS, pomocí které by bylo možné měřit tlak v manžetě v rozsahu 0 až 200 mmHg a zároveň mechanické oscilace i při suprasystolickém tlaku, které mají rozkmit špička-špička nižší než 1 mmHg (tj. 133,32 Pa) [7]. Pro o něčem vypovídající záznam tlakové křivky, je nutné kvantovat signál s krokem nižším než 1 % maximálního rozkmitu. Z toho vyplývá, že hraniční hodnotou pro kvantování signálu je 1,33 Pa. Z katalogového listu senzoru MPX5050 od společnosti Freescale semiconductors, který byl použit v DPS v této práci vyplývá, že v rozmezí tlaků, které jsou pro účely této práce relevantní ( 0 mmHg až 250 mmHg tj. 33,33 kPa) je sensitivita (V/P) konstantní a rovna 90 mV/kPa. Když tuto senzitivitu (V/P) vynásobíme maximálním přípustným kvantovacím krokem ∆p dostaneme napětí 11,97 µV, což je hodnota odpovídající citlivosti tlakového senzoru MPX5050D.

U = V/P . ∆p = 0, 00009.1, 33 = 0, 00001197[V] = 11, 97 [µV]

6.7

Velikost kvantovacího kroku u diferenciálního senzoru s rozsahem 0 až 29,4 mmHg tj. 3,92 kPa je 0,814 mV (senzitiva 612 mV/kPa) a z tohoto důvodu je tedy vyšší hodnota odstupu mezi signálem a šumem.

6.3.2.2 Měřící systém pro měření suprasystolických oscilací tlaku V rámci práce byl navržen k této měřící desce i měřící systém, který umožňuje měřit touto deskou suprasystolický tlak s maximálním využitím citlivosti diferenciálního tlakového senzoru. Tento měřící systém je zobrazen na Obr. 6.26. Obsahuje dva tlakové senzory. Senzorem MPX5050D je měřen absolutní tlak v manžetě. Diferenciální senzor tlaku MP3V5004G je pak jedním vstupem připojen do místa pneumatického systému, který je spojen přímo s měřící manžetou. Druhý vstup tohoto systému je pak připojen do místa pneumatického systému, které je odděleno od měřící manžety jednosměrným ventilem. Na první vstup diferenciálního senzoru je přiveden tlak v manžetě, která obsahuje i tlakové oscilace. Na druhý vstup senzoru, který je oddělený jednosměrným ventilem, je přiveden pouze tlak v manžetě bez oscilací. Tímto způsobem vzniká na vstupech senzoru požadovaná diference, která je senzorem snímána. Jedná se tedy o mechanický filty typu horní propust.

75


Obr. 6.26: Schema zapojení měřicího systému pro snímání malých tlakových pulzací

Takto navržený systém umožní měřit TK a k tomu ještě snímat precizně oscilometrické pulzace při suprasystolickém tlaku. Při vyhodnocení TK oscilometrickou metodou je tedy možné přihlédnout k jiným hemodynamickým parametrům krevního řečiště.

6.3.2.2.1 Popis měřicí desky Jak již bylo řečeno, měřicí deska obsahuje dva tlakové senzory. Senzor MPX5050D pro měření tlaku v manžetě a diferenciální senzor MP3V5004G, pomocí něhož je možné dosáhnout kvalitní rozlišovací schopnosti při měření pulzací na suprasystolickém tlaku. Prvně jmenovaný senzor je napájen ze zdroje stejnosměrného napájení 5 V, druhý 3 V. Z těchto důvodu obvod obsahuje jeden stabilizátor napětí na 5 V(KA7805) a druhý stabilizátor pro napětí 3 V (TS1082). Oba tyto stabilizátory převádí napájecí napětí 9 V z baterie na potřebné napájecí napětí pro tlakové senzory. Pro potlačení šumu a stabilitu výstupního napětí, jsou na výstupy stabilizátorů umístěny kondenzátory s hodnotami dle doporučení výrobce. Napájení z baterie bylo pro tento obvod zvoleno z důvodu predcházení rušení 50 Hz ze sítě elektrického rozvodného systému. Návrh desky plošných spojů je proveden v prostředí OrCAD 10 [64]. Schéma zapojení je uvedeno na Obr. 6.27.

76


Obr. 6.27: Schema zapojení desky pro měření tlaků

6.3.2.2.2 Tlakový senzor MPX5050D Senzor MPX5050D od společnosti Freescale Semiconductor je piezorezistivní senzor tlaku s teplotní kompenzací v teplotním rozsahu (-40 až +125) °C (viz Obr. 6.28). Jeho měřicí rozsah tlaku je (0 až 50) kPa, což odpovídá rozsahu (0 až 375) mmHg. Díky tomu s dostatečnou rezervou pokryje rozsah potřebný pro měření tlaku v manžetě (0 až 250) mmHg. U out = U CC ⋅ (k ⋅ p + 0,04) ± ERR

6.8

ERR = ERRP ⋅ T fact ⋅ k ⋅ U CC

6.9

Výstupní napětí senzoru je dáno vztahem 6.8. Kde Ucc je napájecí napětí, které se je 5 V. Pro správnou funkci senzoru je tolerováno napájecí napětí v rozmezí 4,75 až 5,25 V.

Obr. 6.28: Převodní charakteristika tlakového senzoru MPX5050D (převzato z [22])

77


Dále se v tomto vztahu vyskytuje prevodní konstanta (k) [Pa-1], která pro senzor MPX5050D má hodnotu 0,018, tlak měřený senzorem (p) [kPa] a chyba (ERR) [V], která je vyjádřena vztahem 6.9. Ta je dána chybou tlaku (ERRp) [kPa], převodní konstantou (k) [Pa-1], teplotním faktorem (Tfact) [-] a napájecím napětím Ucc [V]. Výstupní napětí se pak pohybuje od 0,2 V do 4,7 V s chybou senzoru (ERR) ±2,5% z maximálního výstupního napětí, což odpovídá ±0,120325 V. Offset napětí pri nulovém tlaku je 0,04x napájecí napětí Ucc, což při předpokládaném stabilizovaném napájecím napapětí 5 V je již zmínených 0,2 V. Teplotní koeficient senzoru pro rozmezí teplot, v kterých se provozuje tento senzor v této aplikaci, je dle Obr. 6.29 konstantní a je roven jedné.

Obr. 6.29: Závislost teplotního koeficientu na teplotě (převzato z [22])

Stejně tomu je i u chyby tlaku, která je, jak je vidět na Obr. 6.30, v celém měřícím rozsahu konstantní a rovna ±1,25 kPa. Tato chyba je poté odstranena kalibrací senzoru. Na piezorezistivním můstku tlakového senzoru vzniká šum, který je nutné filtrovat dříve než je výstupní signál senzoru zesilován a preváděn A/D převodníkem do digitální formy. Frekvence tohoto šumu se pohybují v pásmu 500 Hz až 1 kHz. Dle doporučení výrobce [65], je výstup senzoru filtrován dolní propustí prvního řádu , která má mezní frekvenci 643,05 Hz (viz. Obr. 6.31).

Obr. 6.30: Závislost chyby tlaku na tlaku (převzato z [65])

78


Dalším doporučením od výrobce je zapojit mezi filtr na výstupu senzoru a A/D převodník operační zesilovač zapojený jako napěťový sledovač. Toto zapojení je vyžadováno predevším při použití A/D převodníku s malou vstupní impedancí. Pro potlačení kolísání napájecího napětí je nápájení senzoru spojeno se zemí paralelní kombinací dvou blokovacích kondenzátorů.

Obr. 6.31: Dolní propust 1. řádu pro filtraci šumu tlakového senzoru (převzato z [65])

6.3.2.2.3 Diferenciální tlakový senzor MP3V5004G Diferenciální senzor tlaku MP3V5004G, je stejně jako senzor MPX5050D založen na piezoelektrickém jevu a je vyráběn společností Freescale Semiconductor. Jak už bylo řečeno, jeho měřicí rozsah tlaku je (0 až 3,92) kPa, což se rovná (0 až 29,4) mmHg. Pracovní rozsah teplot, při kterých je zaručena lineární závislost výstupního napětí Uout na tlaku dle Obr. 6.32, je (10 až 60)°C. Výstupní napětí senzoru je pak dáno obdobným vztahem jako tomu bylo u senzoru MPX5050 6.10. S tím rozdílem, že napájecí napětí senzoru Ucc má předpokládanou hodnotu 3 V, pričemž je pro funkci senzoru tolerováno napětí v rozmezí (2,7 až 3,3) V. Převodní konstanta (k) [Pa-1] má pro senzor MP3V5004G hodnotu 0,2, a výsledné napětí je zatíženo nejistotou 2,5% z rozs (UFFS). Toto rozpětí je určeno jako algebraický rozdíl mezi výstupním napětím v určeném tlaku a výstupním napětí na jmenovitém minimálním tlaku. U out = U CC ⋅ (k ⋅ p + 0,2) ± U FFS

6.10

Z tohoto vztahu vyplývá, že při nulovém diferenciálním tlaku bude výstupní napětí senzoru 0,6 V a při maximálním povoleném tlaku se bude blížit 3 V. Signálový výstup senzoru je pro odstranění šumu opatřen dolní propustí, která je realizována shodnými součástkami jako je tomu u senzoru MPX5050D.

79


Obr. 6.32: Převodní charakteristika tlakového senzoru MP3V5004G (převzato z [21])

6.3.2.2.4 Kalibrace Jak již bylo zmíněno, výstupní napětí tlakového senzoru MPX5050D je závislé na přesné hodnotě napájecího napětí. Stabilizátor KA7805 zaručuje, podle své dokumentace, hodnotu výstupního napětí v mezích (4,75 až 5,25) V. Proto je pro účely této práce potřeba provést kalibraci tohoto tlakového senzoru. Pro kalibraci tlakového senzoru byl použit pracovní etalon tlaku GE Druck DPI 104 (S/N:3384801) společnosti Medicton Group s.r.o. Tento přístroj má rozsah (0 až 70) kPa (750 mmHg), se standadrní rozšířenou nejistotou ±0,0075 mmHg. Kalibrace byla provedena v šesti bodech (0, 50, 100, 150, 200 a 250 mmHg). Při nastavení dané hodnoty tlaku byla vždy odečtena odpovídající kvantovaná hodnota napětí na výstupu z A/D převodníku. Z naměřených hodnot byl určen napětový offset pro nulový tlak a směrnice, která odpovídá citlivosti. Tato směrnice byla určena jako střední hodnota lineárního proložení kalibračních bodů.

6.3.3 Vyhodnocení PWV a AI Vyhodnocení těchto parametrů se provádí ze signálu snímaného diferenciálním senzorem tlaku na suprasystolickém tlaku.

6.3.3.1 Filtrace Vybraný segment tlakových pulzací na suprasystolickém tlaku je filtrován. Z amplitudového frekvenčního spektra (viz Obr. 6.33) je zřejmé, že frekvence nad 10 Hz mají amplitudu menší než 1% z maximální amplitudy.

80


Obr. 6.33: Amplitudové frekvenční spektrum tlakové křivky

Pro filtraci lze použít horno-propustný filtr typu Butterworth (implementovaný v prostředí Matlab pomocí funkce) druhého řádu (pokles zisku o 40 dB/dekádu) s mezní frekvencí 10 Hz, který je ovšem IIR (Infinite Impulse Response, s nekonečně dlouhou impulzní odezvou). Vlastností těchto filtrů je nelineární fázová charakteristika (viz např. [63]). Proto je při filtraci pomocí tohoto filtru použita funkce filtfilt, namísto funkce filter, která tento nedostatek odstraňuje filtrací signálu tam a zpět, čímž dojde ke kompenzaci nelinearity fázové frekvenční charakteristiky. Další možností je odstranění nežádoucích složek ze spektra (snížením amplitudy určitých frekvencí na nulu) a použití inverzní Fourierovy transformace k vytvoření signálu v časové oblasti. Odstraněna je stejnosměrná složka, tj. jsou nulové amplitudy v úseku 0 Hz až 0,5 Hz, ale i frekvence vyšší než 10 Hz. Filtrované průběhy vzniklé různými postupy filtrace jsou na Obr. 6.34. Jako nejlepší se jeví filtrace pomocí inverzní Fourierovy transformace.

81


Obr. 6.34: Průběh signálů filtrovaných různými metodami

6.3.3.2 Nalezení jednotlivých pulzů Dalším krokem je nalezení jednotlivých pulzů, které se (téměř) periodicky opakují s frekvencí rovnou převrácené hodnotě tepové frekvence. Počátky a konce pulzů odpovídají nejbližším lokálním minimům v segmentu. Segment je filtrován (pomocí funkce filtfilt) pásmovou propustí druhého řádu typu Butterworth, s dolní frekvencí 1 Hz a horní frekvencí 5 Hz. Na tomto signálu jsou poté nalezeny hodnoty větší než polovina maximální amplitudy, hodnoty menší jsou nahrazeny nulami. Poté jsou nalezena maxima v úsecích oddělenými nulami (v podstatě hledání lokálních maxim) a následně jsou nalezena minima mezi jednotlivými maximy. Průběh a nalezené body jsou znázorněny na Obr. 6.35. Při znalosti pozic počátků pulzů lze pak jednoduše vybírat jednotlivé pulzy.

82


Obr. 6.35: Detekovaná minima a maxima

6.3.3.3 Nalezení důležitých bodů Na vybraném pulzu, nebo na skupině více pulzů (při možnosti průměrování vypočtených parametrů) jsou nalezeny významné body. Jedná se především o počátek pulzní vlny (odpovídá počátku pulzu, již nalezeno), poloha a hodnota maxima pulzní vlny, polohu maxima odražené pulzní vlny, dikrotický zářez a konec tlakové vlny (odpovídá počátku následujícího pulzu). Anakrotický zářez není na arteria brachialis zřetelný, ale v případě nutnosti je možné jeho detekci realizovat pomocí vyhledání rychlé změny první derivace na počátku pulzu v oblasti, kde se amplituda tlaku blíží maximální hodnotě. Nalezení jednotlivých bodů je provedeno pomocí analýzy průběhu a jeho první a druhé derivace. Na průběhu jsou patrné lokální extrémy a inflexní body, s jejichž pomocí lze spolehlivě určit výše zmíněné důležité body. Pro snazší nalezení je použito funkce sign (signum, pro (f(x)<0) =-1, (f(x)>0)=+1, (f(x)=0)=0) aplikovanou na první a druhou derivaci. Maximum přímé vlny je charakterizováno jako první lokální maximum v průběhu tlakového pulzu. Dikrotický zářez je nalezen jako první lokální minimum před třetím inflexním bodem (druhá derivace rovna nule). 83


Při hledání odražené Pulzní vlny mohou nastat tři případy. Poloha odražené pulzní vlny se projeví jako lokální maximum, poté je tento bod hledán v první derivaci, viz Obr. 6.36, Obr. 6.37 a Obr. 6.38. Dalším případem je, že odražená pulzní vlna je viditelná, ale nechová se jako lokální extrém, tedy první derivace v místě není rovna nule. Posledním případem je málo viditelná vlna, která je však patrná v průběhu první derivace, která je nalezena jako změna křivosti (lokální extrém v průběhu druhé derivace). Z nalezených výše uvedených bodů jsou následně vypočteny hodnoty, např. AI, pro PWV je spočten čas mezi přímou a odraženou vlnou. Z takto detekovaných bodů lze dle kapitoly 4.1 dopočítat hodnoty PWV a AI.

Obr. 6.36: Průběh tlaku

Obr. 6.37: První derivace průběhu

84


Obr. 6.38: Druhá derivace průběhu

6.3.3.4 Vypočtená data U obou skupin měřených subjektů bylo provedeno vyhodnocení PWV a AI. V následujících tabulkách jsou uvedeny vypočtené hodnoty s rozdělením dle kritérií uvedených Tab. 4.2.

Tab. 6.4: Vyhodnocení dat PWV

PWV [m/s]

Studenti [počet osob]

Senioři [počet osob]

Optimální

do 7

9

0

Normální

7 až 9,7

9

6

Zvýšený

9,8 až 12

1

13

Abnormální

12 a více

0

2

Parametr

Tab. 6.5: Vyhodnocení dat AI

AI [-]

Studenti [počet osob]

Senioři [počet osob]

Optimální

do -0,3

17

4

Normální

-0,3 až -0,1

1

7

Zvýšený

-0,1 až 0,1

1

6

Abnormální

0,1 a více

0

4

Parametr

Je možné sledovat jasné diference mezi oběma skupinami. Tyto výsledky korespondují s výsledky měření ∆SAT dle kapitoly 6.2.3. U seniorů jsou hodnoty ∆SAT výrazně vyšší než u skupiny studentů. 85

Vyhodnocení, navrhovaná metodika měření a diskuze

7 Vyhodnocení, navrhovaná metodika měření a diskuze 7.1 Vyhodnocení získaných dat Ze získaných dat, naměřených u klientů domovů důchodců, vyplývají významné odchylky mezi referenční a oscilometrickou metodou měření krevního tlaku (viz kapitola 6.1.1). U této skupiny seniorů pak lze sledovat výrazné rozdíly mezi hodnotou SAT naměřenou při nafukování a následně vyfukováním manžety (viz kapitola 6.2.3). V neposlední řadě jsou u skupiny seniorů zvýšené hodnoty PWV a AI (viz kapitola 6.3.3.4). Z těchto údajů lze tedy usuzovat, že u osob, které spadají do kategorií "zvýšený" nebo "abnormální" dle Tab. 4.2, ať už u PWV nebo AI, vykazuje oscilometrická metoda značné odchylky v porovnání s referenční auskultační metodou.

7.2 Navrhovaná metodika měření Z výše uvedených závěrů vyplývá navrhovaná metodika měření krevního tlaku pomocí oscilometrické metody: 1. měření oscilometrických pulzací probíhá při postupném nafukování rychlostí 3 mmHg/s o v průběhu měření je detekován SAT a jsou vypočteny hodnoty ST a DT 2. manžeta je napuštěna na SST (suprasystolický tlak), tj. cca 30 mmHg nad ST 3. po dobu 10 vteřin probíhá snímání tlakových pulzací 4. ze zprůměrovaných tlakových pulzací (min. 5 pulzů) je vyhodnocen PWV a AI 5. pokud je hodnota PWV v intervalu (9,8 až 12) m/s nebo AI v intervalu (-0,1 až 0,1) je měření vyhodnoceno jako rizikové 6. pokud je hodnota PWV > 9,7 m/s nebo AI > -0,1 je měření vyhodnoceno jako rizikové a je doporučeno měření auskultační metodou

7.3 Navrhovaný měřicí systém pro měření Na Obr. 7.1 je zobrazeno blokové schéma přístroje podle přihlášky vynálezu. V realizovaném uspořádání byl přesný tonometr podle vynálezu realizován pomocí řídícího 8bitového mikroprocesoru (7) s 24-bitovým analogově digitálním převodníkem (9). Výpočet diastolického tlaku je proveden ve výpočetní jednotce (8) mikroprocesoru (7) podle algoritmu uloženém v programové paměti mikroprocesoru (10). Naměřená data jsou ukládána v datové paměti (11) mikroprocesoru (7) a jsou přenášena do PC (14) a zároveň zobrazována na displeji (15). Celek, včetně tlakového senzoru (3), tlakovací pumpy (5), vypouštěcího ventilu (4) a elektronických obvodů byl napájen z baterií. V provedení podle vynálezu jsou 86


odstraněny nevýhody stávajících měřidel tlaku krve, zejména v určování krevního tlaku u patologických jevů.

Obr. 7.1: Blokové schema přesného tonometru

Podstata navrhovaného tonometru spočívá v tom, že je opatřen tlakovou pumpou spojenou s manžetou přístroje, tlakovým senzorem a vypouštěcím ventilem. Manžeta je omotána okolo paže vyšetřované osoby. Hodnota okamžitého tlaku je senzorem tlaku převáděna na elektrický signál. Tento signál je poté filtrován pomocí sady pasívních RC článků pro odfiltrování vysokofrekvenčních rušení a veden do mikroprocesoru, s 24-bitovým analogově digitálním převodníkem, k dalšímu zpracování. Vzorkovací frekvence signálu je minimálně 500 Hz. Řídicí algoritmus v mikroprocesoru, dle signálu z tlakového senzoru a fotopletysmografického čidla, dále kontroluje průběh tlakování manžety a v neposlední řadě určuje sepnutí a rozepnutí vypouštěcího ventilu. Z mikroprosoru je dále ovládán displej a data mohou být rovněž přenášena do PC.

87


Obr. 7.2: Digitalizovaná tlaková křivka

V první části měření začne krevní tonometr tlakovat pažní manžetu, a to rychlostí kontrolovanou zpětnovazebním řízením z procesoru. Po zachycení prvních významných oscilometrických pulzací je maximální přírůstek tlaku 3 mmHg za vteřinu. V průběhu tohoto tlakování jsou snímány oscilometrické pulzace a v okamžiku jejich maximální amplitudy je určen střední arteriální tlak. Tlakování manžety dále pokračuje cca 30 mmHg nad hodnotu systolického tlaku. Po dobu 10 vteřin se opět zaznamenávají oscilometrické pulzace (minimálně 5 pulzů) znázorněné na displeji a ukládány do paměti mikroprocesoru. Jak známo, tento signál je tvarově shodný s měřením pomocí invazivního senzoru tlaku krve. Poté je sepnut vypouštěcí ventil a měření končí. Z tvaru signálu nad systolickým tlakem, jeho maximální hodnoty (systolický tlak) a plochou pod křivkou za časovou periodu (střední arteriální tlak), je vypočítána minimální hodnota krevního tlaku, tj. diastolický tlak dle vztahu:

DT = a ⋅ min[ AD(n)] + b kde:

DT AD n a, b

je diastolický krevní tlak [mmHg] je průběh tlakové křivky na výstupu z A/D převodníku [digit] je číslo vzorku tlakové křivky [-] jsou tlakové koeficienty vypočtené ze soustavy rovnic: 88

7.1


SAT = a ⋅

1 N

N

∑ AD(n) + b n =1

7.2

ST = a ⋅ max[ AD(n)] + b kde:

SAT ST

je střední arteriální tlak krve, detekovaný z tlakových pulzací [mmHg] je vypočítaný systolický krevní tlak [mmHg]

N

je počet vzorků tlakové křivky za jeden srdeční cyklus a je dáno:

N = SC ⋅ f vz

kde:

SC

je doba trvání jednoho srdečního cyklu [s]

fVZ

je vzorkovací frekvence talkového signálu [Hz]

7.3

Systolický tlak lze určit z oscilometrických pulzací poměrovým nebo jiným kritériem. Z tvaru signálu jsou určeny další hemodynamické parametry krevního řečiště vyšetřovaného jedince (rychlost šíření pulzní vlny - PWV, index zesílení - AI atd.). Měření může probíhat i klasickým tonometrem a dle dodatečně naměřených hemodynamických parametrů při suprasystolickém tlaku, lze určit věrohodnost naměřených dat. Zařízení podle přihlášky vynálezu je přesné, přenosné a je použitelné i u jedinců s kardiovaskulárními chorobami či změnami stavu kardiovaskulárního systému. Obsluha zařízení je jednoduchá a po krátkém zaučení zvládnutelná samotným pacientem či další osobou.

7.4 Diskuze Tlakový senzor z Obr. 7.1 a 24 bitový A/D převodník může být nahrazen diferenciálním senzorem tlaku dle kapitoly 6.3.2. Poté stačí použít 12 bitový A/D převodník. Pro vyhodnocení tlaku (ST a DT) lze využít klasické metody dle kapitoly 3.4.1.1.2. Navržená metodika měření byla vyzkoušena pouze na malém počtu jedinců a je třeba provést další testování.

89

Závěr a přínosy disertační práce

8 Závěr a přínosy disertační práce Měření krevního tlaku pomocí automatické oscilometrické metody je v současné době nejrozšířenějším způsobem monitorování na světě. Tato metoda stále více proniká do klinické praxe, a proto je potřeba dostatečně prozkoumat její validitu. Dle dostupných odborných publikací je tato metoda vhodná pro osoby, které nemají výrazné změny v hemodynamickém stavu krevního řečiště. Nicméně u osob, u kterých tyto změny můžeme pozorovat (hypertenze, ateroskleróza, diabetes, kritický stav, atriální fibrilace a jiné arytmie, malé děti, senioři, těhotenství atd.) nelze obecně říci, že by oscilometrická metoda byla pro měření krevního tlaku vhodná. V předkládané práci jsou vidět značné rozdíly mezi hodnotami naměřenými auskultační metodou oproti oscilometrické. Z porovnávací studie vyplývá, že u 30% resp. 33% osob, ze zkoumaných seniorů, je odchylka mezi oběma metodami větší než 5mmHg pro systolický resp. diastolický tlak. Při podrobnějším zkoumání je možné sledovat změnu v středním arteriálním tlaku při nafukování a vyfukování, a to právě u osob v seniorském věku. U mladých jedinců k této změně nedochází. Tento závěr je možné interpretovat tak, že u osob s rigidnějšími tepnami je oscilometrická metoda méně vhodná, což potvrzují i naměřená data dalších hemodynamických veličin, které odrážejí právě stav tepenného řečiště (rychlost šíření pulzní vlny - PWV, index zesílení - AI). V průběhu samotného měření, nebo po něm, je tedy nutné vyhodnotit právě tyto doplňkové hemodynamické parametry krevního řečiště. Pokud jsou tyto parametry v normálním rozmezí, lze oscilometrickou metodu považovat ve většině případů za validní. V případě, kdy tomu tak není, je nutné přistoupit k jiné metodě měření krevního tlaku a dosažené výsledky porovnat. V rámce této práce byla navržena metodika měření, která již v průběhu samotného nafukování manžety zjišťuje hodnoty PWV a AI. Na základě těchto parametrů, je pak možné odhadnout vhodnost oscilometrické metody u daného jedince.

8.1 Souhrn dosažených cílů V rámci předkládané disertační práce byly dosaženy následující cíle: 1. Byl navržen a realizován speciální měřicí systém Oscilo pro snímání oscilometrických pulzací Oscilo viz kapitola 6.1. Tento měřicí systém zajišťuje současné snímání oscilometrických pulzací a manžetového tlaku. Umožňuje propojení jak s automatickými oscilometrickými tonometry, tak se rtuťovými přístroji a je tak vhodný pro komparační studie mezi těmito metodami měření tlaku krve. Měřicí systém je připojitelný do počítače pomocí USB a skrze uživatelský SW je velmi snadná jeho obsluha a stahování dat. 2. Byla vybudována rozsáhlá databáze oscilometrických pulzací (snímáno pomocí měřicího systému Oscilo, tonometru Omron M4-I a rtuťového tlakoměru W.A.Baum 90


Baumanometer), která vznikla ve spolupráci s několika domovy pro seniory a nemocnicemi. Databáze obsahuje kromě oscilometrických pulzací, také chorobopisy měřených probandů (samozřejmě při zachování anonymity a ochrany osobních údajů). Bylo změřeno 270 osob a provedeno 1023 měření. 3. Byla provedena profesionální porovnávací studie mezi oscilometrickou a referenční auskultační metodou měření tlaku krve, ze které vyplývá nutnost důkladného prověření oscilometrické metody, zejména u seniorů. Dosažené výsledky ukazují odchylku mezi oběma metodami větší než ± 5mmHg u 30% měření pro systolický tlak a 33% měření pro diastolický tlak. Při podrobnějším rozboru lze vysledovat velké odchylky u osob, které mají nestandardní stav kardiovaskulárního systému. Např. u osob s atriálními fibrilacemi je již 56% měření mimo požadovanou toleranci. Kompletní výsledky jsou uvedeny v kapitole 6.1.1. 4. Byl navržen a proveden experiment pro sledování rozdílů hodnot SAT při nafukování a následném vyfukování manžety konstantní rychlostí 3 mmHg/s. Z výsledků dle kapitoly 6.2.3 lze sledovat velké rozdíly SAT zejména u seniorů - z 67 měření spadá do tolerančního pásma ±5 mmHg celkem 37 měření a mimo něj 30 měření. Percentuálně je tedy 55% měření v tolerančním pásmu a mimo 45%. 5. Byl proveden návrh kompenzačního filtru pro výpočet hemodynamických veličin z tlakového senzoru. Z měřicího přípravku byl navržen a realizován kompenzační inverzní filtr, za účelem zísnání přesného tvaru tlakových pulzací na suprasystolickém tlaku. Tento filtr byl implementován, aby kompemzoval fázové a amplitudové změny signálu na výstupu z měřicího systému Oscilo. Návrh filtru je popsán v kapitole 6.3.1. 6. I přes kvalitní číslicové zpracování však signál získaný po průchodu inverzním filtrem není přesnou kopií tlakových pulzací a je do určité míry zkreslen. Proto byl navržen a realizován systém pro přesné snímání tlakových pulzací na suprasystolickém tlaku (viz kapitola 6.3.2.2). Tento měřicí systém umožňuje snímat tlakové pulzace pomocí diferenciálního tlakového senzoru. Tento měřicí systém je určen pro snímání velmi malých tlakových pulzací (řádově desetiny až jednotky mmHg), a to s využitím 12 bitového A/D převodníku. Jedná se o unikátní technologii, která umožňuje velmi přesné měření tlakových pulzací - tvarově a amplitudově nezkreslených. 7. Pomocí měřicího systému dle bodu 5 bylo provedeno vyhodnocení následujících hemodynamických parametrů krevního řečiště: a. PWV – rychlost šíření pulzní vlny b. AI – index zesílení 91


Z výsledků je patrné, že u skupiny seniorů inklinují hodnoty PWV i AI do kategorií "zvýšené" až "abnormální" hodnoty. Kompletní výsledky jsou uvedeny v kapitole 6.3.3.4. 8. Výše uvedené poznatky byly vyhodnoceny (viz kapitola 7.1) a byla podána patentová přihláška na metodiku měření krevního tlaku, která vychází z oscilometrické metody a z výše uvedených poznatků (viz kapitola 7.2).

8.2 Výhled do budoucna Navrhovanou metodiku je potřeba dále důkladně prověřovat. V současné době již pokračují verifikace navržené metodiky v rámci projektu SGS11/153/OHK3/3T/13 - Stanovení hemodynamických parametrů a primární screening aterosklerózy. V rámci tohoto projektu pokračují měření v domovech pro seniory. Jsou již naplánována důkladnější měření, kde kromě záznamu tlakových pulzací budou zaznamenávány signály EKG, PPG, PCG a UZV. Takto získaná data umožní získání referenčních hodnot, přesnější stanovení hemodynamických parametrů, a na základě těchto dat poté dále korigovat navrženou metodiku měření. Samozřejmostí je neustále zdokonolování systému pro snímání tlakových pulzací i dalších měřených parametrů. Zejména by bylo vhodné zapracovat na vylepšení algoritmu pro určování hodnot krevního tlaku dle kapitoly 7.2. I v této oblasti již byly podniknuty kroky k dosažení vytyčených cílů, ať již formou zadaných diplomových či disertačních prací, až po spolupráci s klinickými pracovišti a komerčními firmami, které se zabývají vývojem přístrojů pro monitorování hemodynamických veličin.

92

Reference

Reference [1] D. HROMADOVÁ, Kardiovaskulární onemocnění, 1. editor, Brno: Neptun, 2004. [2] D. RABIŇÁK, „Oscilometrický tonometr s USB modulem,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2007. [3] J. HERYNEK, „Zpracování signálů oscilometrických pulzací,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2007. [4] M. SKOŘEPA, „Porovnání neinvazivních metod měření tlaku krve,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), 1.LF UK v Praze, Praha, 2007. [5] V. MAREK, „Ambulantní přístroj pro monitorování tlaku krve,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2008. [6] A. MEGELA, „Výpočet hemodynamických parametrů centrálního krevního řečiště z průběhu oscilometrických pulsací,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2008. [7] M. LOSKOT, „Přesná měřicí deska pro účely monitorování hemodynamických parametrů kardiovaskulárního systému,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2010. [8] G. STYBOROVÁ, „Porovnávací studie invazivních metod měření tlaku krve s neinvazivním přípravkem Pressure board,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2011. [9] L. CHALOUPKA, „Monitorování parametrů kardiovaskulárního systému z tvaru tlakových křivek,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2011. [10] M. VRBA, „Přístroj pro monitorování hemodynamických parametrů kardiovaskulárního systému,“ Diplomová práce (vedou Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2011. [11] M. MUDROCH, „Metodika monitorování hemodynamických parametrů,“ Diplomová práce (vedoucí Ing. Vratislav Fabián), FEL ČVUT v Praze, Praha, 2012. [12] „IEEE Standard for Objective Measurement of Systemic Arterial Blood Pressure in Humans,“ IEEE, P1721. [13] „Krevní oběh,“ 2011. [Online]. Available: http://vyuka.zsjarose.cz. [14] S. TROJAN, Lekařska fyziologie, Praha: Grada Publishing, 2003. [15] J. G. WEBSTER, Medical Instrumentation, Aplication and design, New York, USA: Wiley, 2010. [16] O. D. GLORIA, Hemodynamic Monitoring: Invasive and noninvasive Clinical Applications, Philadelphia, USA: Saunders, 2002. [17] J. G. WEBSTER, „Blood pressure measurement,“ v Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation, New York, USA, J. Wiley and Sons, 1990, pp. 467-482. [18] T. CUNNINGHAM, „Korotkoff sounds,“ STUDENT BMJ USA, č. 11, pp. 234-235, 2003. [19] K. G. NG, „Blood Pressure Measurement,“ Medical Electronics, č. 2, pp. 61-65, 1999. [20] J. ROZMAN, Elektronické přístroje v lékařství, Praha: Academia, 2006. [21] M. SOUČEK a T. KÁRA, Klinická patofyziologie hypertenze, Praha: Grada Publishing, 2002. [22] M. PENHAKER, Lékařské diagnostické přístroje – učební texty, Ostrava: VŠB TU Ostrava, 2004. [23] O. TOCHIKUBO, Y. KAWANO, E. MIYAJIMA a M. ISHII, „A new photo-oscillometric method employing the delta-algorithm for accurate blood pressure measurement,“ Journal of 93

Reference

Hypertension, č. 15(2), pp. 147-156, 1997. [24] G. M. N. MIRSKY a A. V. SAHAKIAN, „Blood Pressure and Pulse Oximetry,“ v Practical Signal and Image Processing in Clinical Cardiology, 2010, pp. 145-156. [25] I. B. WILKINSON a J. R. COCKROFT, „Estimation of central aortic pressure: shedding new light or clouding the issue?,“ Clinical Science, č. 106, pp. 433-437, 2004. [26] J. J. OLIVER a D. J. WEBB, „Noninvasive Assessment of Arterial Stiffness and Risk of Atherosclerotic Events,“ Artheriosclerosis, Thrombosis and Vascular Biology, č. 23, pp. 554566, 2003. [27] M. ILLYÉS, „TensioMedTM ArterioGraph (brožura),“ TensioMed Ltd., Budapešť. [28] „European Society of Hypertension–European Society of Cardiology guidelines for the management of arterial hypertension,“ Journal of Hypertension, č. 21, pp. 1011-1053, 2003. [29] „European Society of Hypertension recommendations for conventional, ambulatory and home blood pressure measurement,“ Journal of Hypertension, č. 21, pp. 821-848, 2003. [30] „Guidelines for management of hypertension: report of the fourth working party of the British Hypertension Society, 2004 - BHS IV.,“ Journal of Human Hypertension, č. 18, pp. 139-185, 2004. [31] G. DRZEWIECKI a J. D. BRONZINO, „Noninvasive assessment of arterial blood pressure and mechanics,“ v The Biomedical Engineering Handbook, New York, USA, Boca Raton, 1995, pp. 1196-1211. [32] G. BEEVERS, G. LIP a E. O’BRIEN, „Blood pressure measurement, Part II – Conventional sphygmomanometry: technique of auscultatory blood pressure measurement,“ BMJ, č. 322, pp. 1043 - 1047, 2001. [33] N. M. VAN POPELE, W. J. W. BOS, N. A. M. DE BEER, D. A. M. VAN DER KUIP, A. HOFMAN, D. E. GROBBEE a J. C. M. WITTEMAN, „Arterial Stiffness as Underlying Mechanism of Disagreement Between an Oscillometric Blood Pressure Monitor and a Sphygmomanometer,“ Hypertension, č. 36, pp. 484-488, 2000. [34] A. BUR, M. HIRSCHL, H. HERKNER, E. OSCHATZ, J. KOFLER, C. WOISETSCHLAGER a A. LAGGNER, „Accuracy of oscillometric blood pressure measurement according to the relation between cuff size and upper-arm circumference in critically ill patients,“ Critical Care Medicine, č. 28(2), pp. 371-376, 2000. [35] K. P. MYUNG, W. M. SHIRLEY a Y. CHENG, „Comparison of Auscultatory and Oscillometric Blood Pressures,“ Arch Pediatr Adolesc Med., č. 155, pp. 50-53, 2001. [36] A. BUR, H. HERKNER, M. VLCEK, C. WOISETSCHLAGER, U. DERHASCHING, K. DELLE a A. LAGGNER, „Factors influencing the accuracy of oscillometric blood pressure measurement in critically ill patients,“ Critical Care Medicine, č. 31(3), pp. 793-799, 2003. [37] J. W. DAVIS, I. C. DAVIS, L. D. BENNINK, J. F. BILELLO, K. L. KAUPS a S. N. PARKS, „Are Automated Blood Pressure Measurements Accurate in Trauma Patients?,“ Journal of Trauma-Injury Infection & Critical Care, sv. 55, č. 5, pp. 860-863, 2003. [38] E. MANIOS, K. VEMMOS a G. TSIVGOULIS, „Comparison of noninvasive oscillometric and intra-arterial blood pressure measurements in hyperacute stroke,“ Blood Pressure Monitoring, sv. 12, č. 3, pp. 149-156, 2007. [39] H. D. KIERS, J. M. HOFSTRA a J. F. M. WETZELS, „Oscillometric blood pressure measurements: differences between measured and calculated mean arterial pressure,“ The Netherlands Journal of Medicine. [40] J. N. AMOORE, Y. LEMERSE, I. C. MURRAY, S. MIEKE, S. T. KING, F. E. SMITH a A. MURRAY, „Automatic blood pressure measurement: the oscillometric waveform shape is a potential contributor to differences between oscillometric and auscultatory pressure 94

Reference

measurements,“ Journal of Hypertension, sv. 26, č. 1, pp. 35-43, 2008. [41] J. J. MIRANDA, S. STANOJEVIC, A. BERNABE-ORTIZ, R. H. GILMAN a L. SMEETH, „Performance of oscillometric blood pressure devices in children in resource-poor settings,“ European Journal of Cardiovascular Prevention and Rehabilitation : Official Journal of the European Society of Cardiology, Working Groups on Epidemiology & Prevention and Cardiac Rehabilitation and Exercise Physiology, sv. 15, č. 3, pp. 362-364, 2008. [42] A. CHIOLERO, G. PARADIS a M. LAMBERT, „Accuracy of oscillometric devices in children and adults,“ Blood Pressure, č. 19, pp. 254-259, 2010. [43] S. TAKCI, S. YIGIT, A. KORKMAZ a M. YURDAKOK, „Comparison between oscillometric and invasive blood pressure measurements in critically ill premature infants,“ Acta Paediatrica, sv. 101, č. 2, pp. 132-135, 2012. [44] P. SANG-HO, L. SEUNG-JIN, K. M. J. K. JAE YUN, L. A.-R. C. JI YEON, L. HYEOKGYU, L. SE-WHAN, S. WON-YONG a J. DONG-KYU, „Direct Comparison between Brachial Pressure Obtained by Oscillometric Method and Central Pressure Using Invasive Method,“ Soonchunhyang Medical Science, sv. 17, č. 2, pp. 65-71, 2011. [45] P. LITTLE, J. BARNETT, L. BARNSLEY, L. MAEJORAM, A. FITZGERALD – BARRON a D. MANT, „Comparison of acceptability and preferences for different methods of measuring blood pressure in primary care,“ BMJ, č. 325, pp. 258-259, 2002. [46] P. LITTLE, J. BARNETT, L. BARNSLEY, L. MAEJORAM, A. FITZGERALD – BARRON a D. MANT, „Comparison of agreement between different measures of blood pressure in primary care and daytime ambulatory blood pressure,“ BMJ, č. 325, p. 254, 2002. [47] F. A. MCALISTER a S. E. STRAUS, „Evidence based treatment of hypertension Measurement of blood pressure: an evidence based review,“ BMJ, č. 322, pp. 908 - 911, 2001. [48] A. NORDMANN, B. FRACH, T. WALKER, B. MARTINA a E. BATTAGAY, „Reliability of patients measuring blood pressure at home: prospective observational study,“ BMJ, č. 319, p. 1172, 1999. [49] M. KIKUYA, K. CHONAN, Y. IMAI, E. GOTO a M. ISHII, „Accuracy and reliability of wrist-cuff devices for self-measurement of blood pressure,“ Journal of Hypertension, č. 20, pp. 629-638, 2002. [50] S. ALTUNKAN, S. YILDIZ a S. AZER, „Wrist blood pressure-measuring devices: a comparative study of accuracy with a standard auscultatory method using a mercury manometer,“ Blood Pressure Monitoring, č. 7(5), pp. 281-284, 2002. [51] M. GUPTA, A. H. SHENNAN, A. HALLINGAN, D. J. TAYLOR a M. SWIE, „Accuracy of oscillometric blood pressure monitoring in pregnancy and pre-eclampsia,“ An International Journal of Obstetrics & Gynaecology, č. 104, p. 350, 1997. [52] P. ROGERS, V. BURKE, P. DTROUD a I. PUDDEY, „Comparison of oscillometric blood pressure measurements at the wrist with an upper-arm auscultatory mercury sphygmomanometer,“ Clinical and Experimental Pharmacology and Physiology, č. 26, pp. 477-485, 1999. [53] M. SEMRET, M. ZIDEHSARAI a R. AGARWAL, „Accuracy of oscillometric blood pressure monitoring with concurrent auscultatory blood pressure in hemodialysis patients,“ Blood Pressure Monitoring, č. 10(5), pp. 249-255, 2005. [54] P. NATARAJAN, A. H. SHENNAN, J. PENNY, H. A. W, M. DE SWIET a J. ANTHONY, „Comparison of auscultatory and oscillometric automated blood pressure monitors in the setting of preeclampsia,“ American Journal of Obstetrics & Gynecology, sv. 181, č. 5, pp. 1203-1210, 1999. [55] F. REGO, S. F. MELLO, C. R. SILVA, D. W. VITURU, E. BAZONI a L. N. GORDAN, 95

Reference

„Accuracy of the oscillometric method to measure blood pressure in children,“ J Pediatr, sv. 75, č. 2, pp. 91-96, 1999. [56] L. BUTANI a B. Z. MORGENSTERN, „Are pitfalls of oscillometric blood pressure measurements preventable in children?,“ Pediatric nephrology, sv. 18, č. 4, pp. 313-318. [57] A. ELVAN-TASPNAR, L. UITERKAMP, J. M. SIKKEMA, M. BOTS, H. KOOMANS, H. BRUINSE a A. FRANX, „Validation and use of the FinometerTM for blood pressure measurement in normal, hypertensive and pre-eclamptic pregnancy,“ Journal of Hypertension, sv. 21, č. 11, pp. 2053-2060, 2003. [58] I. DANNEVIG, H. C. DALE, K. LIESTøL a R. LINDEMANN, „Blood pressure in the neonate: Three non-invasive oscillometric pressure monitors compared with invasively measured blood pressure,“ Acta Paediatrica, sv. 94, č. 2, pp. 191-196, 2005. [59] M. K. PARK, S. W. MENARD a C. YUAN, „Comparison of auscultatory and oscillometric blood pressures,“ Arch Pediatr Adolesc Med., sv. 155, č. 1, pp. 50-53, 2001. [60] J. JÍLEK a M. ŠTORK, „Oscilometrické monitory krevního tlaku: metody měření, validace a concept database oscilometrických tlakových vln,“ Lékař a technika, č. 35, pp. 160-164, 2004. [61] J. JÍLEK, „Electronic Sphygmomanometers: The Problems ans Some Suggestion,“ Biomedical Instrumentation & Technology, č. 37, pp. 231-233, 2003. [62] M. URSINO a C. CRISTALLI, „Mathematical analysis of the oscillometric technique for indirectblood pressure evaluation,“ v Proceedings of the 16th Annual International Conference of the IEEE, 1994. [63] V. DAVÍDEK a P. SOVKA, Číslicové zpracování signálů a implementace, Praha: Vydavatelství ČVUT, 2002. [64] V. ZÁHLAVA, OrCAD 10., Praha: Grada Publishing, 2004. [65] „Technický list senzoru MPX5050,“ Freescale semiconductor, Březen 2011. [Online]. Available: http://www.freescale.com/files/sensors/doc/data_sheet/MPX5050.pdf. [66] B. WILLIAMS, N. R. POULTER, B. J. MORRIS, M. DAVIS, G. T. MCINNES, J. F. POTTER, P. S. SEVER a S. THOM MCG, „British Hypertension Society guidelines for hypertension management 2004 (BHS-IV): summary,“ BMJ, č. 328, pp. 634-640, 2004. [67] J. JÍLEK a M. ŠTORK, „Systém pro neinvazivní vyšetření krevního tlaku a hemodynamiky,“ Lékař a technika, č. 3, pp. 33-38, 2004. [68] B. LITTENBERG, „A practice guidelines revisited: screening for hypertension,“ An Intern Med, č. 122, pp. 937-939, 1995. [69] H. M. REIMS, S. E. KJELDSEN a G. MANCIA, „Home blood pressure monitoring,“ Journal of Hypertension, č. 23, p. 1437 – 1439, 2005. [70] E. O’BRIEN, B. WAEBER, G. PARATI, J. STAESSEN a M. G. MYERS, „Blood pressure measuring devices: recommendations of the European Society of Hypertension,“ BMJ, č. 322, pp. 531-536, 2001. [71] G. BEEVERS, G. LIP a E. O’BRIEN, „Blood pressure measurement, Part I – Sphygmomanometry: factors common to all techniques,“ BMJ, č. 322, pp. 981 - 985, 2001. [72] E. O’BRIEN, G. BEEVERS a G. LIP, „Blood pressure measurement, Part III – Automated sphygmomanometry: ambulantory blood pressure measurement,“ BMJ, č. 322, p. 1110 – 1114, 2001. [73] E. O’BRIEN, G. BEEVERS a G. LIP, „Blood pressure measurement, Part IV – Automated sphygmomanometry: self blood pressure measurement,“ BMJ, č. 322, p. 1167 – 1170, 2001. [74] T. PICKERING, „How should we take blood pressure in clinical practise?,“ BMJ USA, č. 2, pp. 541-542, 2002. 96

Reference

[75] A. BERGER, „Oscillatory blood pressure monitoring devices,“ BMJ, č. 323, p. 919, 2001. [76] J. Y. LEE, J. K. KIM a G. YOON, „A digital envelope detection filter for blood pressure measurement,“ v 23rd Annual EMBS International Conference, Istanbul, Turkey, 2001. [77] V. JAZBINSEK, J. LUZNIK a Z. TRONTELJ, „Non-invasive blood pressure measurements: Separation of the arterial pressure oscillometric waveforms from the deflation using digital filtering,“ v The 3rd European Medical and Biological Engineering Conference EMBEC'05, Praha, 2005. [78] B. WILK, „Oscillometric measurement of arterial blood pressure: Estimation and analysis of the envelope of oscillations,“ v The 3rd European Medical and Biological Engineering Conference EMBEC’05, Praha, 2005. [79] G. A. VAN MONTFRANS, „Oscillometric blood pressure measurement: progress and problems,“ Blood Pressure Monitoring, č. 6(6), pp. 287-290, 2001. [80] A. N. STANDARD, „Manual, electronic, or automated sphygmomanometers,“ ANSI/AAMI, 2002. [81] S. W. SMITH, The Scientist and Engineer’s Guide to Digital Signal Processing, San Diego: California Technical Publishing, 1999. [82] C. S. CHUA a S. M. HIN, „Digital blood pressure meter (AN1571),“ Freescale Semiconductor, Inc., 1997. [83] B. M. J. YASMIN, „Similarities and differences between augmentation index and pulse wave velocity in the assessment of arterial stiffness,“ Q J Med, č. 92, pp. 595-600, 1999. [84] T. WEBER, J. AUER, M. F. O’ROURKE, E. KVAS, E. LASSNIG, R. BERENT a B. EBER, „Arterial Stiffness, Wave Reflections, and the Risk of Coronary Artery Disease,“ Circulation, č. 109, pp. 184-189, 2004. [85] F. CAMACHO, A. AVOLIO a N. H. LOWELLl, „Estimation of pressure pulse amplification between aorta and brachial artery using stepwise multiple regression models,“ Physiological Measurement, č. 25, pp. 879-889, 2004. [86] M. KARAMANOGLU, M. F. O'ROURKE, P. A. AVOLIO a R. P. KELLY, „An analysis of the relationship between central aortic and peripheral upper limb pressure waves in man,“ European Heart Journal, č. 14, pp. 160-167, 1993. [87] V. ZÁHLAVA, Navrh a konstrukce desek plošnych spojů, Praha: Česká technika vydavatelství ČVUT, 2005. [88] M. SABAN a A. SANTIC, „Two methods for determination of diastolic and systolic pressures in fingers,“ v IEEE 17th Annual Conference, 1995. [89] „Recommendations for Blood Pressure Measurement in Humans and Experimental Animals, Part 1: Blood Pressure Measurement in Humans,“ American Heart Association, 2004. [90] A. BUR, M. M. HIRSCHL, H. HERKNER, E. OSCHATZ, J. KOFLER, C. WOISETSCHLAGER a A. N. LAGGNER, „Accuracy of oscillometric blood pressure measurement according to the relation between cuff size and upper-arm circumference in critically ill patients,“ Critical Care Medicine, sv. 28, č. 2, pp. 371-376, 2000. [91] G. A. VAN MONTFRANS, „Oscillometric blood pressure measurement: progress and problems,“ Blood Pressure Monitoring, sv. 6, č. 6, pp. 287-290, 2001. [92] J. GALLEGO, D. LEMOS, G. A. MENESES a A. M. HERNANDEZ, „Development of a Wearable Vital Signs Monitor for Healthcare,“ v 32nd Annual International Conference of the IEEE EMBS, Buenos Aires, Argentina, 2010. [93] E. BALESTRIERI a S. RAPUANO, „Instruments and Methods for Calibration of Oscillometric Blood Pressure Measurement Devices,“ IEEE TRANSACTIONS ON 97

Reference

INSTRUMENTATION AND MEASUREMENT, sv. 59, č. 9, pp. 2391-2404, 2010. [94] M. A. ESTUDILLO-VALDERRAMA a J. REINA-TOSINA, „Ambient Assisted Living: A Methodological Approach,“ v 32nd Annual International Conference of the IEEE EMBS, Buenos Aires, Argentina, 2010. [95] A. DIND, A. SHORT, J. EKHOLM a A. HOLDGATE, „The inaccuracy of automatic devices taking postural measurements in the emergency department,“ International Journal of Nursing Practice, sv. 17, č. 5, pp. 525-533, 2011.

98

České vysoké učení technické v Praze Fakulta elektrotechnická. Disertační práce

Recommend Documents