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