1. Tryckmätning Per Ask Institutionen för medicinsk teknik Linköpings universitet Blodtryck eller andra tryck kan mätas med en direkt metod där en tryckmätningskateter eller mikrogivare förs in i blodbanan eller det organ där man önskar studera tryck. Alternativet är någon indirekt metod. Ett exempel på en indirekt metod är blodtrycksmätning där man mäter tryck i en manschett och där detta kan relateras till tryck i blodkärl. En annan indirekt metod är att använda ett kraftbalansförfarande. De direkta metoderna är blodiga (invasiva) medan indirekt mätning kan utföras oblodigt (icke-invasivt). 1.1 Indirekt tryckmätning Den vanligaste typen av blodtrycksmätning sker med hjälp av uppblåsbar blodtrycksmanschett som vanligen placeras runt armen. Ljud genererat från flödet genom manschetten detekteras auskultatoriskt med hjälp av stetoskop eller palpatoriskt med hjälp av handen (se Figur 1.1). Figur 1.1 Askultatorisk och palpatorisk blodtrycksmätning. Blodtrycksmanschetten skall vara så utformad att trycket i manschetten överförs till armen på sådant sätt att samma tryck uppträder som ett vävnadstryck i densamma (Figur 1.2). När trycket i blodtrycksmanschetten överstiger det systoliska artärtrycket ockluderas blodkärlet genom att detta faller samman (Figur 1.2a). Inget flöde uppträder då varför inte heller ljud eller tryckpulsationer genereras. När manschettrycket ligger mellan systoliskt och diastoliskt tryck kommer blodkärlet under en del av hjärtcykeln att vara öppet och under en annan del stängt (Figur 1.2b). I detta fall alstras karakteristiska ljud, Korotkoffljud, vars intensitet i relation till manschett- och blodtryck framgår av Figur 1.3. Vid ett manschettryck lägre än det diastoliska trycket kommer kärlet att vara öppet under hela hjärtcykeln vilket inte ger några påtagliga ljud eller tryckpulsationer. Ljud observerat med stetoskop eller palperade tryckpulser används för att bestämma den systoliska och diastoliska trycknivån. Mätförfarandet kan automatiseras genom att ersätta stetoskopet med en mikrofon och styra manschettrycket med en pump. 1
Figur 1.2 Blodtrycksmanschett vid olika tryck. Figur 1.3 Intensiteten hos Korotkoffljud vid olika manschettryck. 2
Genom att grinda ut den akustiska signalen enbart under viss tid i systole (t ex 300 ms) kan känsligheten för störningar från yttre ljud eller rörelse minskas (Figur 1.4). Trots detta förfaringssätt är det inte möjligt att mäta blodtryck under arbete med denna metod. Ett alternativt detektionsförfarande är att använda ultraljudsdoppler för detektion (se Figur 1.5). Det är också möjligt att registrera tryckpulsationerna i manschetten (Figur 1.6). Denna princip är vanligt förekommande hos kommersiell utrustning. Man bör observera vilka kriterier som används i en viss utrustning för att bestämma systoliskt och diastoliskt tryck. Systoliskt tryck bestäms direkt från det högsta manschettryck där pulsationer uppträder. Det diastoliska trycket kan dock t ex beräknas approximativt från medeltrycket, uppskattat från det tryck då manschetttryckspulsationerna är maximala, och från det systoliska trycket. Figur 1.4 Principen för automatisk blodtrycksmätning med hjälp av mikrofon samt mät- och styrelektronik. Under de senaste åren har man presenterat en icke-invasiv metod att mäta blodtryckets hela tidsförlopp i ett finger. Principen för metoden framgår av Figur 1.7. En tryckmanschett placeras runt ett finger. Trycket i en fingermanschetten varieras med hjälp av en shaker kopplad till ett membran. Blodvolymen i fingret kan uppskattas med hjälp av en fotopletysmograf där transmitterat ljus från en lysdiod till en fototransistor är ett mått på volymen blod. Figur 1.5 Automatisk blodtrycksmätning med ultraljudsdoppler. 3
Figur 1.6 Automatisk blodtrycksmätning via detektering av tryckpulsationer. Figur 1.7 Icke invasiv blodtrycksmätning i finger. Ljus utsänds av en lysdiod (LED) och mottages av en fototransistor (PT). Signalen från fototransistorn jämförs med ett referensvärde och driver via en effektförstärkare (PA) en shaker. Om trycket i fingermanschetten ökas kommer fotopletysmografisignalens DC-komponent att minska. Denna signal har emellertid också en pulserande komponent som antar ett maximum. När maximat inträffar antas blodkärlen i fingret vara obelastade, dvs ha mest marginal för att kunna utvidga sig. Fotopletysmografisignalen för maximal pulsation används som börvärde i ett återkopplat system som styr trycket i manschetten. Det återkopplade systemet kommer att hålla fotopletysmografisignalens DC-komponent konstant och därmed blodvolymen i fingret konstant. Genom att blodvolymen hålls konstant kommer trycket i manschetten att följa artärblodtrycket i fingret. Manschettrycket varieras varvid fotopletysmografisignalen för maximala pulsationer i densamma bestäms. Återkopplingen sluts varvid manschettrycket följer artärtrycket. Tonimetri är en indirekt metod att mäta intraokulärt tryck. Principen för Mackay- Margtonimetern visas i Figur 1.8. På en skiva finns en cirkulär kraftkännande del. Skivan närmas ögat och applanerar hornhinnan (cornean) varvid registrerad kraft ökar (1). Vid (2) består uppmätt kraft av summan av det intraokulära trycket och hornhinnans böjmotstånd. Avplanas hornhinnan ytterligare når hornhinnans krökning utanför den kraftkännande ytan varför böjmotståndet ej påverkar mätningen. Vid (3) registreras därför det "sanna" intraokulära trycket. Komprimeras ögonloben ökar dock trycket ytterligare (4). Ytspänningen i tårvätskan bidrar med en kraftkomponent som dock kan uppskattas från registreringen. 1.2 Direkt tryckmätning För direkt blodtrycksmätning används dels vätskefyllda katetrar anslutna till yttre tryckgivare dels kateterspetsgivare. Tidsförloppet skall kunna registreras noggrant vilket bl a kräver god linjaritet, låg nollpunktsdrift (temperaturdrift) och tillräcklig bandbredd hos mätsystemet. Vätskefyllda system 4
Principer för olika externa tryckgivare av trådtöjningstyp visas i Figur 1.9. Översta delen av figuren visar den ursprungliga typen där man använde motståndstråd. I mellersta figurdelen har trådtöjningsgivare limmats direkt på givarens metallmembran och i nedersta delen av figuren har man använt tunnfilmsteknik för att åstadkomma resistanselementen. a) b) c) Figur 1.8 Mackay-Marg-tonimetern. Trycket mäts genom att cornean applaneras med en skiva. Denna har en kraftkännande central del (streckad) och en kraftokänslig del mer perifert (vit). Kraften som funktion av tiden visas för sex olika fall av kontakt mellan skivan och cornean. Figur 1.9 Olika äldre typer av externa tryckgivare. a: givare med lindad motståndstråd, b: membran med limmade trådtöjningsgivare, c: töjningsgivare som har pålagts på membran med hjälp av tunnfilmsteknik. På moderna tryckgivare används nästan uteslutande halvledarteknik för att åstadkomma resistanselement (Figur 1.10). p- eller n-dopat kiselmaterial uppvisar piezoresistiva egenskaper, dvs de har en resistivitet som varierar mycket kraftigt med töjningen av materialet (se Figur 1.11). För p-material ökar och för n-material minskar resistiviteten med ökande töjning. En nackdel är att resistivitetsförändringen är kraftigt temperaturberoende. Eftersom p- material uppvisar den bästa linjariteten används normalt detta material. Principiellt finns det två sätt att använda det piezoresistiva materialet. I ena fallet används en bit av ett kiselmaterial som arrangeras som en i ena änden fast inspänd balk. Rörelsen från givarmembranen överförs till en böjning av balken vilket resulterar i resistansförändringar. I det andra fallet indiffunderas resistanser direkt i ett givarmembran av kisel. Genom att indiffundera resistanser som både ökar och minskar 5
sitt värde vid belastning av membranet och arrangera dessa på lämpligt sätt kan temperaturkompensering erhållas. Till tryckgivaren kopplas en kateter varvid en vätskeöverföringslänk bildas. Schematiskt kan ett sådant system beskrivas enligt Figur 1.12. Katetermanometersystemet kan beskrivas med distribuerade flödesresistanser, inertanser och complianceelement eller deras elektriska analoger: resistans, induktans och kapacitans. Förenklat kan man beskriva katetern med halva dess totala compliance placerade vid dess ändar samt en resistans och en inertans. Figur 1.10 Piezoresistivt material och olika arrangemang hos tryckgivare. a: hel bit p-dopat material, b: kanal med indiffunderat p-material, c: membran med indiffunderade piezoresistiva elektriska element, - och + indikerar att resistansen minskar respektive ökar med pålagt tryck; d: balk med piezoresistiva element. 6
Figur 1.11 Resistivitet för n- och p-typmaterial som funktion av töjningen. Figur 1.12 Vätskefylld kateter med tryckgivare samt dess elektriska ekvivalenter. Egentligen borde katetern beskrivas med distribuerade resistanser, inertanser och complianser som i figurdel b. Normalt räcker dock en förenklad beskrivning som i figurdel c. Tryckgivare kan förenklat representeras med en compliance. Givarens resistans och inertans kan försummas eftersom tvärsnittsytan är så stor (se ekvation 1.1 och 1.2). Flödesresistansen ges av 8η l R = (1.1) 4 π r 7
där η är viskositeten, l kateterlängden och r kateterns radie. Inertansen ges av ρl L = (1.2) 4 π r där ρ är katetervätskans densitet. Complianceelementet vid kateterns ingång påverkar ej dess överföringsfunktion. Totala compliance vid givarsidan ges därför av C C0 = + C (1.3) 2 Om p o är trycket vid givaren och p i trycket vid kateterns ingång kan vi ställa upp överföringsfunktionen som 1 p0() s sc0 = p () 1 i s sl + R + sc 0 (1.4) vilket är en andra ordningens överföringsfunktion. Allmänt kan överföringsfunktionen för ett andra ordningens system skrivas p () s ω p s s D s 2 0 0 = 2 2 i () + 2 ω0 + ω0 (1.5) Identifiering ger resonansfrekvensen f 0 1 1 r = = (1.6) 2π LC 2 πρ lc 0 0 Således är resonansfrekvensen direkt relaterad till kateterns radie och inverst relaterad till roten ur dess längd och compliance. Dämpningen erhålles som D R 2 C L 4η lc 0 0 = = (1.7) 3 πρ r varför dämpningen beror av roten ur kateterns längd och compliance men framför allt notabelt; inverst av radien i tredje potens. Stegsvar för andra ordningens system vid olika dämpningar visas i Figur 1.13. Vid en dämpning kring 0.7 erhålles optimalt stegsvar. 8
För att noggrant kunna återge trycksignalen ställs krav på mätsystemets resonansfrekvens och dämpning. Som en grov tumregel brukar man säga att trogen artärtrycksåtergivning kräver att ca 10 övertoner skall kunna återges. I själva verket är situationen mer komplex. Man kan dock som i Figur 1.14 ange ett område där kombinationen dämpning och resonansfrekvens ger trogen återgivning. Oftast är vätskefyllda tryckmätningssystem underkritiskt dämpade med dämpning mellan 0.1 och 0.3, dvs man har en resonanstopp i överföringsfunktionen och ett stegsvar med översvängar. Figur 1.15 visar några olika metoder för att förbättra frekvensegenskaperna. Genom att lägga ett flödesmotstånd i serie med katetern och givaren kan man erhålla seriedämpning vilket dock inte enbart ökar dämpningen utan också reducerar bandbredden. Vid parallelldämpning kopplas ett flödesmotstånd från givaren till atmosfären. Genom att ha ett justerbart motstånd kan frekvensgången trimmas in (se Figur 1.16). Andra sätt att erhålla dämpning är viskös dämpning vid givarmembranen eller att kompensera för överföringsfunktionen elektroniskt (se Figur 1.15). De senare metoderna används dock ej praktiskt eftersom överföringsfunktionen varierar med tiden på grund av att compliance ändras av varierande mängd mikroluftblåsor i katetervätskan. Figur 1.13 Stegsvar för andra ordningens system. Figur 1.14 Kombinationer av dämpning och resonansfrekvens som visat sig ge trogen tryckåtergivning. 9
Figur 1.15 Olika sätt att kompensera underkritiskt dämpade tryckmätningssystem. 1: seriedämpning, 2: parallelldämpning, 3: viskös dämpning, 4: elektronisk kompensering. En felkälla i samband med tryckmätning i en strömmande fluid är att uppmätt tryck kan bero på kateterhålets orientering i ett blodkärl (Figur 1.17). Vid ett kateterhål parallellt med flödet registreras korrekt tryck men med ett hål som pekar mot flödet erhålles ett tryck som är högre än det statiska trycket i fluiden. Storleken på denna tryckförhöjning p erhålles från Bernoullis ekvation som 1 2 2 p = ρv (1.8) Figur 1.16 Parallellkompensering med en kommersiellt tillgänglig anordning. Dämpningen justeras genom att ändra motståndet till en liten kammare med en innesluten luftblåsa. Vänstra figurdelen visar hur den inkopplas mellan tryckgivaren och en anordning som ger ett flöde genom katetern. Högra delen visar elektriska ekvivalenter. Kateterspetsgivare Kommersiellt tillgängliga kateterspetsgivare finns av halvledartyp och fiberoptisk typ. Givarna av halvledartyp består av ett kiselstycke där man etsat ett membran och i vilket resistanser har indiffunderats (Figur 1.18). På grund av membranets ringa massa erhålles mycket hög bandbredd för dessa system. Givare av denna typ kräver mycket god kapsling 10
för att skyddas mot mekanisk påverkan och från den aggressiva kemiska miljö som t ex blod utgör. Material som ger detta skydd är t ex rostfritt stål och glas. Principen för en fiberoptisk givare med ändmembran visas i Figur 1.19 och Figur 1.20. Från ett antal sändande fibrer skickas ljus mot ett membran. Mängden ljus som reflekteras tillbaka beror av membranets böjning. I Figur 1.20 visas hur mängden ljus minskar som överförs från en sändande fiber till en mottagande när membranet närmar sig fiberändarna. Ett exempel på givarutformning visas i Figur 1.21. Figur 1.17 Tryck uppmätt med kateter riktad mot strömningen respektive 90 o vinkel mot densamma. Figur 1.18 Kateterspetsgivare av halvledartyp. I en annan variant av fiberoptisk tryckgivare skickas ljus genom en optisk fiber arrangerad som en balk och där balken böjs av olika mycket beroende på det tryck som läggs på denna (Figur 1.22). Mängden ljus som reflekteras tillbaka i fibern varierar med läget på fiberänden i förhållande till en speglande kiselyta vid fiberändens ena kant. Givarkonstruktionen har den stora fördelen att den kan göras mycket liten. Figur 1.19 Principen för en fiberoptisk tryckgivare. Figur 1.20 Effekten av ändrat avstånd mellan fiberändar och tryckkännande membran. Färre strålvägar från den sändande fibern 1 till den mottagande fibern 2 finns när avståndet till membranet reduceras. 11
Figur 1.21 Exempel på utformning av fiberoptisk givare. Figur 1.22 En tryckgivare av fiberoptisk typ som mäter tryck från sidan. Givaren har extremt små dimensioner. Figur 1.23 visar en kateterspetsgivare baserad på en konduktivitetsprincip. I givaren finns en instängd luftvolym genom att när givaren fylls med koksaltlösning sker detta via en kapillär kring vilken en luftficka bildas. Luften komprimeras när ett tryck läggs på givaren vilket gör att en vätskemenisk i givaren förskjuts i relation till pålagt tryck. I den kammare som bildas inne i givaren är elektroder placerade längs kammarens väggar. Den elektriska impedansen mellan dessa elektroder kan då relateras till pålagt tryck. Figur 1.23 Mikrogivare baserad på en konduktivitetsprincip. Tryckmätning med pipett Vid tryckmätning i kapillärer och andra små kärl är det oftast inte möjligt att använda sig av katetrar, nålar eller kateterspetsgivare. För tryckmätningar i samband med forskningsfrågeställningar har en speciell nollbalansteknik med mikropipetter utvecklats. 12
En glaspipett med mycket fin spets (någon µm) förs in i kärlet (Figur 1.24). Pipetten är fylld med en koncentrerad kaliumkloridlösning. Med pipetten placerad i vätska/blod kommer den elektriska impedansen hos pipetten att mycket starkt bero på om pipettens själva spets är fylld med vätskan eller kaliumklorid. Med den föreslagna tekniken kan övergången mellan dessa två vätskor förskjutas genom att ett tryck påläggs pipetten antingen från mätobjektet eller från en bälg. Genom att mäta pipettens elektriska impedans och hålla denna konstant med hjälp av ett servosystem kommer trycket från bälgen att följa tryckvariationerna i det kärl där man önskar mäta trycket. Figur 1.24 Mikrotryckmätning med pipett och nollbalansteknik. Den elektriska impedansen hos pipetten är kopplad som del av en brygga. När impedansen ändras ändras obalansspänningen hos den växelspänningsmatade bryggan. Amplituden hos obalansspänningen erhålles med hjälp av en fasdetektor och får generera ett tryck i en bälg. Trycket kopplas till mikropipetten. Det återkopplade systemet håller pipettens impedans konstant varvid trycket i bälgen kommer att följa trycket i mätobjektet. 13