CZ306105B6

CZ306105B6 - Zařízení a metoda pro měření intrakraniálního tlaku

Info

Publication number: CZ306105B6
Application number: CZ2015-67A
Authority: CZ
Inventors: Vladimír Kolář; eba Petr Ĺ; Filip StudniÄŤka
Original assignee: Linet Spol. S.R.O.
Priority date: 2014-10-11
Filing date: 2014-10-11
Publication date: 2016-08-03
Also published as: EP3203966A1; EP3203965A1; PL3203965T3; CN106793953B; EP3203965B1; CZ201566A3; CZ2014696A3; WO2016055035A1; CZ201567A3; PL3203966T3; CZ306106B6; US20170258344A1; CN106793952A; US20170238827A1; CN106793952B; CN106793953A; EP3203966B1; WO2016055036A1; ES2951588T3; WO2016055034A1

Abstract

Zařízení pro neinvazivní monitorování intrakraniálního tlaku (1) zahrnuje měřicí podložku (2), procesorovou jednotku (3), přístroj pro měření elektrické srdeční aktivity (4), přístroj pro invazivní měření arteriálního krevního tlaku (5), zobrazovací zařízení (6) a síťový konektor (7). Měřicí podložka zahrnuje procesorovou jednotku (3) a senzory, alespoň jeden senzor snímající mechanické pohyby způsobené dynamikou krevního řečiště. Metody výpočtu ICP využívají Windkesselova modelu a vztahu mezi počátkem R-kmitu a časovým zpožděním mechanického zákmitu hlavy, který se vztahuje k odrazu pulzní vlny v hlavě.

Description

Zařízení a metoda pro měření intrakraniálního tlaku

Oblast techniky

Vynález se týká zařízení a metod pro neinvazivní měření intrakraniálního tlaku (ICP). Monitorovací zařízení je realizováno pomocí podložky s jedním či více piezoelektrickými elementy, dále pak volitelně pomocí přístroje k detekci R-kmitu v signálu EKG a invazivního měřicího zařízení pro stanovení arteriálního krevního tlaku (ABP).

Dosavadní stav techniky

Měření intrakraniálního tlaku (ICP) má velký význam u mnoha klinických a diagnostických metod. Monitoring ICP je zásadní zejména pro pacienty na neurologickém oddělení a pacienty po polytraumatech, např. po nehodě. Zvýšení ICP může naznačovat vážné, život ohrožující, poranění mozku a téměř vždy vyžaduje okamžitý chirurgický zákrok. Vysoký ICP může naznačovat např. přítomnost nádoru, edému, akutní selhání jater a jiné život ohrožující onemocnění. Stejně tak klesnutí ICP není fyziologicky příznivé, provází ho nevolnosti, migrény nebo poruchy zraku.

V současné době nejčastější a jediná přesná metoda měření ICP, je invazivní metoda, při níž se pacientovi zavádějí tlakové senzory přímo do mozkové tkáně, a proto musí lékař vyvrtat otvory do pacientovy lebky. Tato metoda je pro pacienta riziková z hlediska ohrožení zdraví i následné rekonvalescence a navíc přináší i riziko zanesení infekce.

Mezi dosud známé neinvazivní metody můžeme zařadit metody měření nitroočního tlaku, otoakustických emisí či tympanometrie, vizuálně stimulovaných evokovaných potenciálů či transkraniální dopplerovské měření toku krve. Bohužel tylo metody nezaručují dostatečnou přesnost a spolehlivost měření.

Neinvazivní metoda použitá pro měření ICP je popsána v přihlášce US 2013 289422, kde je popsáno zařízení pro měření ICP založené na vztahu tlaku uvnitř karotidy a průtoku/velikosti rychlosti toku krve v karotidě. Tok krve se snímá pomocí piezoelektrického senzoru, který je přidržován na karotidě. Odvození hodnoty ICP je poté založeno na tvaru pulzní vlny snímané pomocí piezosnímače.

Další přístup pro stanovení ICP je popsán v dokumentu US 6 761 695, který popisuje zařízení pro stanovení ICP, které se skládá z tlakového senzoru připevněného k hlavě měřeného subjektu. Výstup ze senzoru obsahuje složku ICP a složku krevního tlaku. Následně procesor odečte z výstupního signálu ze senzoru hodnotu krevního tlaku ve stejné fázi, čímž je spočten ICP.

Další možný přístup a zařízení pro monitorování JCP jsou popsány v US 2009 012 430. Jedná se primárně o zařízení určené k sledování krevního řečiště v mozku, kterým lze určit i ICP. Princip spočívá v injekci mikrobublin do pacientova krevního řečiště a následné vyhodnocování turbulentního proudění způsobeného těmito mikrobublinami. Tyto záchvěvy jsou zaznamenávány polem akcelerometrů připevněných k pacientově hlavě.

Další metodu pro určení hodnoty ICP popisuje US 2010 049 082, kde je popisován postup, ve kterém na základě množství vitálních parametrů (pCO₂, pO₂, tlak krve, rychlost toku krve...) lze statisticky vyhodnotit předpokládaný ICP. Tato metoda ovšem zahrnuje dvě fáze procesu, a to učící, kdy se sbírají data, a simulační, kdy se data přiřazují k potenciálním modelům ICP. Nevýhodou tohoto přístupu je poměrně nerelevantní výstupní hodnota, která nemusí vždy plně odpovídat skutečnosti.

- 1 CZ 306105 B6

Na rozdíl od výše uvedených přístupů je přístup uvedený v US 8 366 627 značně komplexnější a i více spolehlivý. Pro výpočet hodnoty ICP je zde použit tlakový senzor (tonometr či katétr) na snímání tlaku krve, model výpočtu obsahuje parametry odpor, poddajnost, krevní tlak a průtok krve.

Jsou známa i řešení v podobě senzoru, který je připevněn k hlavě pomocí čelenky, jako je tomu např. v US 2013 085 400, kde je popisován senzor, jehož výstupní signál je zpracováván a transformován pomocí matematických operací na frekvenční spektrum a jeho složky. Těmito operacemi jsou zejména Fourierova transformace, popř. rychlá Fourierova transformace či waveletová 10 transformace.

Dalším alternativním přístupem měření parametru mozku, nikoliv přímo ICP, ale parametrem obdobným, a to tlakem krve v temporální tepně, se zabývá dokument US 2011 213 254, který popisuje měřicí zařízení podobné sluchátkům, která nejsou v kontaktu s uchem, ale senzor je umístěn 15 přes temporální tepnu, kde snímá pulzace a odvozuje tlak krve v temporální tepně.

Podstata vynálezu

Uvedené problémy a nedostatky uvedených metod a přístupů pro výpočet intrakraniálního tlaku (ICP) řeší zařízení pro monitorování ICP zahrnující měřicí podložku obsahující alespoň jeden piezoelektrický senzor. Tato podložka je umístěna pod hlavou pacienta. Dalšími volitelnými součástmi tohoto zařízení jsou přístroj na měření srdečního rytmu a čidlo na invazivní měření arteriálního tlaku (ABP).

ť ..... Měřicí podložkou jsou detekovány mikropohyby a mechanické záchvěvy hlavy, které jsou způAr - sobeny hemodynamikou pacientova krevního oběhu, díky které dochází k odrazu pulzní vlny v is a krevním řečišti uvnitř hlavy. Dále je pomocí EKG přístroje detekován R-kmit. Další součástí zařízení je senzor na invazivní měření ABP. ICP je pak vypočítáváno ze vztahu využívajícího 30 časové zpoždění odražené pulzní vlny vzhledem k okamžiku detekovaného R-kmitu.

Jak bylo experimentálně zjištěno a ověřeno studií relativní změny ICP mohou být měřeny i bez ' nutnosti použití invazivního měření ABP a bez nutnosti detekce R-kmitu. Metoda je založena na detekci sekvence pulzních vln a jejích odrazů, vztahujícím se k jednotlivým pulzům, a jejich vzá35 jemném časovém zpoždění.

Objasnění výkresů

Na obr. la, 1b a 1c je schematicky znázorněno zařízení a jeho součásti. Na obr. 2 je zobrazena snímací podložka pro měření ICP. Obr. 3 znázorňuje schematicky cévní systém. Obr. 4 zobrazuje měření pomocí vynálezu v porovnání s invazivně měřeným ICP. Obr. 5 znázorňuje datovou matici EKG signálu se synchronizovanými R-kmity. Obr. 6 zobrazuje datovou matici signálu z měřicí podložky. Obr. 7 ukazuje časovou shodu maxima ICP s jedním z maxim pohybu hlavy. Obr. 8 znázorňuje datovou matici EKG signálu se zvýrazněnými mechanickými projevy.

Příklady uskutečnění vynálezu

Zařízení pro neinvazivní monitorování intrakraniálního tlaku 1 (ICP) zahrnuje měřicí podložku 2, procesorovou jednotku 3, přístroj pro měření elektrické srdeční aktivity 4 (EKG), přístroj pro invazivní měření arteriálního krevního tlaku 5 (ABP), zobrazovací zařízení 6 a síťový konektor 7.

Měřicí podložka 2 zahrnuje alespoň jeden piezoelektrický senzor 8 a je umístěna ve výhodném 55 provedení pod hlavou pacienta v opoře hlavy, jak je uvedeno v obr. la. S výhodou je použit

-2CZ 306105 B6 piezoelektrický senzor s třetí vodivou kapacitní elektrodou popsaný v patentové přihlášce PV 2013-781, který poskytuje další informace o pacientovi. Opora hlavy může být doplněna o nástavec 9, který je přizpůsoben tvarování tak, aby udržoval pacientovu hlavu v jedné poloze a aby nedovoloval samovolné polohování pacientovy hlavy do stran. Měřicí podložka 2 je s výhodou kryta materiálem, který zajišťuje větší komfort při manipulaci a zároveň je lepší hygienická vlastnost.

Alternativně může být měřicí podložka 2 umístěna pod matrací 10 umístěné na nemocničním lůžku 11 pod hlavou pacienta, jak je patrné z obr. 1b. Ve výhodném provedení jsou zapojeny tři senzory 8 v měřicí podložce 2, jak je patrné z obr. 2, nicméně pro potřeby monitorování dlouhodobých trendů zdravotního stavu je jeden senzor 8 v měřicí podložce 2 plně dostačující, jelikož průběhy signálů pocházející se tří senzorů 8 jsou podobné. Mechanické projevy dynamiky krevního řečiště mohou být v alternativních provedeních detekovány, např. piezorezístivním senzorem, akcelerometrem, popř. dynamika krevního řečiště může být sledována opticky nebo jiným vhodným způsobem.

Měřicí zařízení 1 dále zahrnuje přístroj pro monitorování elektrické srdeční aktivity 4 (EKG), čidlo pro invazivní měření arteriální krevního tlaku 5 (ABP). S výhodou tyto funkce může plnit standardní pacientský monitor 12 s výstupem dat. Výstupní signál je s výhodou analogový, nicméně užití digitálního výstupu je možné. V případě použití analogových výstupních signálů je nutné použití A/D převodníků 13. Běžný odborník znalý zpracování analogových signálů je schopen navrhnout několik možných zapojení A/D převodníku 13, aby byla procesorová jednotka 3 schopna správně vyhodnotit signály a spočítat ICP. Rovněž běžný odborník znalý zpracování biosignálů je schopen použít i jiná vhodná zařízení pro monitorování elektrické srdeční aktivity jako je např. vektorkardiograf (VKG). Alternativně lze použít i balistokardiografický signál.

V alternativním provedení je možné měřit ABP i neinvazivně, nicméně je zde předpoklad monitorování pacientů pod stálým dohledem na jednotkách JIP a ARO, kde je ABP běžně měřen invazivní metodou, proto je tento vynález popisován na příkladu invazivního čidla 5 pro měření ABP.

Procesorová jednotka 3 je s výhodou umístěna uvnitř měřicí podložky 2, jak je patrné z obr. 2a. V alternativním provedení (na obr. 2b) může být její umístění mimo měřicí podložku 2, jako samostatný modul se svou vlastní zobrazovací jednotkou 6, rovněž i EKG 4 a přístroj na invazivní měření ABP 5 mohou být samostatně. Všechny měřené signály jsou pak vedeny do procesorové jednotky 3. V dalším alternativním provedení může být procesorová jednotka 3 součástí specializovaného pacientského monitoru 12. V tomto případě by byl signál z měřicí podložky 2 veden přímo do specializovaného pacientského monitoru 12, kde by procesorová jednotka 3 vyhodnotila ICP a zobrazila ho na displej 6 monitoru 12.

Procesorová jednotka 3 je propojena se senzory 8, zařízením EKG 4 a čidlem ABP 5. Signály z těchto senzorů 8 procesorová jednotka 3 vyhodnocuje a následně vyhodnocená data posílá na zobrazovací zařízení 6. Toto zobrazovací zařízení 6 může být umístěno samostatně, jak je vidět na obr. 2b, nebo může být ve výhodném provedení součástí pacientského monitoru 12. V tomto případě by data byla připojena do konektoru pro externí vstupní signál.

Zobrazovací zařízení 6 může zobrazovat aktuální průběhy, trendy, střední hodnoty ICP, EKG, ABP, popř. ostatní vitální funkce pacienta v případě pacientského monitoru 12. Zobrazovací zařízení 6 je s výhodou propojeno s nemocničním systémem pro sběr pacientských dat 15. Zobrazovací zařízení 6 rovněž může zobrazovat krizové stavy, pokud se hodnota zobrazovaného parametru vyskytne mimo nastavené hodnoty. Mezní hodnoty mohou být manuálně upraveny dle individuálních potřeb pacienta. Další krizová situace může být vyhodnocena, pokud se aktuální hodnota ICP odchýlí od dlouhodobého průměru. Notifíkace těchto situací může být opět posílána do systému pro sběr pacientských dat 15, který informace dále distribuuje, popř. informace o vybraných krizových situacích mohou být posílány přímo zdravotnickému personálu.

-3 CZ 306105 B6

Metoda výpočtu ICP je založena na existujícím vztahu mezi tlakem uvnitř dutiny lebeční 16 a hemodynamikou krevního řečiště 17. Tento vzájemný vztah se projevuje např. synchronními změnami ICP a srdeční činností (jak je uvedeno např. ve vědeckém článku Wagshul M. et al. (2011) The pulsating brain: A review of experimental and clinical studies of intracranial pulsatility, Fluids and Barriers of the CNS, 8:5). Z mechanického hlediska dochází k synchronizované oscilaci ICP a ABP, která je zapříčiněna změnami ABP a stejně tak i objemu krve, která je obsažena v mozkových tepnách a cévách. Objem mozku se mění přímo úměrně ABP. Pokud by mozek nebyl uložen v dutině lebeční 16, byly by viditelně patrné pulzace. Ve skutečnosti je ale mozek uložen v mozkomíšním moku, nestlačitelné kapalině, a spolu s ní je uzavřen v pevné skořepině (lebce). Zvýšení ABP způsobí rozpínání mozku a vede ke zvýšení ICP. V okamžiku, kdy se lokálně vyrovná ABP a ICP, mozek již nemůže zvětšit svůj objem, jelikož nemůže přijmout více krve z důvodu, že tlak krve vstupující do mozku již není větší než ICP, a dochází k odrazu pulzní vlny, která do něj vstupuje. Schematicky je tato situace znázorněna na obr. 3, kde ICP odpovídá Pi a ABP odpovídá p₂. Srdce 18 je zde znázorněno ve formě pumpujícího pístu, který pumpuje krev.

Pro popis této situace se běžně používá jednoduchý hydrodynamický Windkesselův model. V běžné praxi se Windkesselův model používá pro zjišťování elasticity aorty. Tento model je řešen pomocí diferenciálních rovnic, kde srdce 18 je reprezentováno jako pulzní zdroj a jako vstupní parametry vstupují elasticita tepen a vaskulámí odpor. Díky tomuto modeluje možno vypočítat a popsat tvar pulzní vlny. Windkesselův model je podrobně popsán např. ve Westerhof N. et al. (2008) The arterial Windkessel, DOI 10.1007/sl 1517-008-0359-2.

Analytické řešení těchto diferenciálních rovnic je nemožné, proto se musí řešit numericky. Tento model je využit pro odraz pulzní vlny v hlavě. Na základě fyzikální úvahy lze odvodit, že elasticita krevního řečiště v mozku C je nepřímo úměrná ICP, proto platí vztah I

ICP^ (I)

Z Newtonových pohybových zákonů, konkrétně ze zákona zachování hybnosti, plyne, že odraz pulzní vlny je provázen mechanickým pohybem hlavy, který je měřitelný pomocí výše uvedené měřicí podložky 2. Tyto mechanické pohyby hlavy jsou patrné v obr. 6, kde jsou označeny v oblastech 19,20 a21.

Počátek mechanického pulzu, který v signálu EKG odpovídá R-kmitu, a doba Ti odrazu pulzní vlny 20 (mechanický zákmit hlavy) určí časové zpoždění T mezi R-kmitem a mechanickým pohybem hlavy 20. U rovnice pro Windkesselův model představuje R-kmit zdrojovou část rovnice, která popisuje činnost pístové pumpy odpovídající srdci 1_8. Krev je pumpována do mozku pod tlakem, který je roven ABP. Proti tomuto tlaku působí tlak mozkové tkáně a mozkomíšního moku, který je roven ICP. Rozdíl ICP a arteriálního tlaku se nazývá tlak perfuzní (CPP). Časové zpoždění T mezi R-kmitem a odrazem pulzní vlny v hlavě je pak řešením Winkesselova rovnice jako vztah II

CPP~-A-log(T-T₀) (II) kde A je empiricky zjištěná konstanta,

7o je čas, který by odpovídal době odrazu při nekonečně velkém nitrolebečním tlaku. Za čas To můžeme dosadit čas, kdy se pulzní vlna objeví na krkavici.

V následujícím kroku již stačí ze znalosti ABP a CPP dopočítat ICP. Pro tento výpočet je použit vztah III

-4CZ 306105 B6

ABP — OPP = ICP (III).

Jak je patrné z obr. 4, trend výsledků naměřených pomocí uvedené metody je podobný trendu výsledků naměřených invazivní cestou pomocí nitrolebečních čidel. Přepočet mezi časovým zpožděním T pohybu hlavy a ICP byl proveden podle vztahů II a III.

Verifikace neinvazivní metody byla provedena u několika testovaných subjektů. Verifikační aparát zahrnoval A/D převodník 13, do kterého byl zapojen výstup z invazivního čidla na měření ICP, výstupní signál z EKG přístroje 4 a signál z měřicí podložky 2 pod pacientovou hlavou. Všechny signály byly vzorkovány frekvencí 2 kHz.

V získaném EKG signálu byly pomocí standardních postupů lokalizovány R-kmity QRS komplexu a následně byl signál rozdělen podle R-kmitů do jednotlivých úseků tak, aby každý úsek pokrýval časový interval (Rn - 400, R_n +2000), kde R_a značí n-tý R-kmit a čas je měřený ve vzorkovacích bodech, tj. každý takový interval obsahuje úsek signálů, které začínají 400 vzorkovacích bodů (0,2 s) před R-kmitem a končí 2000 vzorkovacích bodů (1 s) po něm. Časové rozmezí (R„ - 400, R_n + 2000) bylo pro ověřovací experiment vybráno takto z důvodu, aby s naprostou jistotou daný interval postihl dva za sebou jdoucí R-kmity. Pokud tyto intervaly seřadíme pod sebe tak, aby první R-kmity byly časově stejně synchronizovány, získáme pro každý měřený kanál datovou matici uvedenou na obr. 5.

Signál z piezoelektrického senzoru 8 odpovídající seřazeným R-kmitům je vidět na obr. 6. V obr. 6 jsou patrné jednotlivé odrazy pulzní vlny v hlavě reprezentované oblastmi 19, 20, 21, způsobené změnami intrakraniálního a arteriálního tlaku. Pro potřeby této metody je nej důležitější oblast 20.

Během doby deseti po sobě jdoucích R-kmitů lze předpokládat, že hodnoty ABP a ICP zůstávají neměnné a oběhový systém během těchto deseti po sobě jdoucích srdečních cyklů zůstává stabilní. Na obr. 7a a 7b jsou znázorněny průměrné hodnoty získané od dvou různých pacientů. Jak je patrno na obr. 7a a 7b maximum intrakraniálního tlaku se časově shoduje s maximem mechanického projevu hlavy 20 (pohybu). Data z A/D převodníku byla vynásobena vhodnými konstantami tak, aby bylo možné je zobrazit do jednoho grafu.

Metoda II

Zařízení pro neinvazivní monitorování intrakraniálního tlaku 1 (ICP) zahrnuje měřicí podložku 2, procesorovou jednotku 3, zobrazovací jednotku 6, síťový konektor 7 a zařízení, které měří parametr související s arteriálním krevním tlakem (ABP), kterým může být přístroj pro měření elektrické srdeční aktivity 4 nebo přístroj pro invazivní měření arteriálního krevního tlaku 5.

Veškeré výpočty a vztahy jsou pro jednoduchost vysvětleny na jednom srdečním cyklu. Časově se konkrétně jedná o oblast mezi dvěma R-kmity, kde první R-kmit je brána jako počátek děje T(0). Prakticky hned po R-kmitu nastává v krevním řečišti široké spektrum mechanických dějů, které se promítnou do výsledného signálu ve formě oscilací, vrcholů atd. Pro další zpracování je nutné identifikovat pouze vrcholy důležité pro další zpracování.

Jedním z těchto klíčových vrcholů je ten, který odpovídá okamžiku, kdy se pulzní vlna odrazí od hlavy. Tento čas je označen T_b čas je určen pomocí maxima nacházejícího se v oblasti 24, jak je uvedeno v obr. 8. Krev je pumpována do mozku tlakem, který je roven ABP. Proti tomuto tlaku působí tlak mozkové tkáně a mozkomíšního moku, který je roven ICP. Zde je patrná analogie např. s nafukováním balónku tlakem P₂ uvnitř duté koule s pevnou stěnou (obdobná obr. 3). Pokud by byl balónek nafúkován nízkým tlakem P₂, brzy by již nemohl zvětšovat svůj objem. Pokud by byl tlak P₂ nafukující balónek velký, nafukoval by se déle a množství vzduchu v balónku

-5CZ 306105 B6 by bylo větší, úměrně tlaku P₂. Naopak, pokud by proti tlaku P₂, nafukujícím balónek, působil větší tlak Ppřestal by se nafukovat dříve, protože tlaky Pí a P₂ by se vyrovnaly dříve. V důsledku tohoto průběhu a analogického modelu vyplývá, že čas Ti je nepřímo úměrný s hodnotou ICP. Platí tedy vztah IV

T^e(IV)

Druhý klíčový parametr souvisí s uzavřením aortální chlopně. Tento jev je mechanicky velmi signifikantní a je všeobecně znám pod názvem water hammer. Tento čas je označen jako T₂, v obr. 8 odpovídá tento okamžik maximu v oblasti 25. Experimentálně bylo ověřeno, že tento čas koreluje s časem, kdy tlaková vlna dorazila k čidlu 5 na invazivní měření ABP.

Dle Moensovy-Kortewegovy rovnice v následujícím tvaru (vztah V)

ABP = a- In

(V) kde ABP značí arteriální krevní tlak;

PWV značí rychlost pulzní vlny; a a, b, c ad značí jisté konstanty, platí, že čas T₂, kdy tlakový pulz dorazil do místa měření ABP, je nepřímo úměrný tlaku, tj. se zvyšujícím se tlakem klesá doba dorazu tlakové vlny.

Konkrétní vztah pro určení T₂ odpovídá následujícímu vztahu (VI), jak je uvedeno v odborném textu: F. Studnička: Analysis of biomedical signals using differential geometry invariants, ACTA PHYSICA POLONICA A, 120, A-154, 2011.

ln(T₂)~ - ABP (VI)

Některé další výsledky plynoucí z Moensovy-Kortwegovy rovnice lze nalézt např. zde: E. Pinheiro, O. Postolache, P. Giráo: Non-Intrusive Device for Real-Time Circulatory Systém Assesment with Advanced Signál Processing Capabilities, MEASUREMENT SCIENCE REVIEW, Volume 10, No. 5,2010.

Nyní je zaveden do Windkesselova modelu čas T_o, který souvisí s okamžikem, kdy pulzní vlna dorazí do hlavy. Z modelu plyne, že ICP je úměrný logaritmu rozdílů časů T_t aT₀. Čas T_o můžeme nahradit časem, kdy pulzní vlna prochází karotidou. Tento čas u člověka koreluje s časem, kdy dorazí pulzní vlna do radiální tepny, tedy místa, kde se standardně invazivně měří čidlem 5 ABP. T_o je opět dle Moensovy-Kortwegovy rovnice nepřímo úměrný s ABP.

Čas T_o se nepodařilo experimentálně definovat, nicméně se experimentálně podařila ověřit korelace mezi T_o a T₂. Jak vyplývá z předchozího popisu, není nutné měřit hodnotu ABP, pouze stačí doba, kdy se pulzní vlna objeví v radiální tepně. Pro toto měření se jeví vhodné použití čidla na invazivní měření ABP, jelikož na jednotkách intenzivní péče se tato měření standardně provádějí. Nicméně pro detekci relativních změn ICP stačí pouze data z měřicí podložky 2, jak dokládá odborný text: F. Studnička: Analysis of biomedical signals using differential geometry invariants, ACTA PHYSICA POLONICA A, 120, A-l 54, 2011.

Z výše uvedených vztahů (IV a VI) a předchozího odstavce vyplývá, že platí vztah VII

-6CZ 306105 B6

ICP-lnK^-TOI (VII)

Tento vztah byl experimentálně ověřen na testovaných subjektech, a to i pro případy, kdy se měnila poloha hlavy.

Na základě výše uvedeného popisu je patrné, že pro monitoring relativních změn ICP je možné použití zařízení pro monitorování ICP zahrnující pouze měřicí podložku a procesorovou jednot ku.

Pro měření absolutních hodnot ICP je nutné, aby zařízení zahrnovalo měřicí podložku, procesorovou jednotku a buď přístroj na měření elektrické srdeční aktivity 4, nebo přístroj na monitorování ABP 5, popř. obě současně.

Claims

PATENTOVÉ NÁROKY

1. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta zahrnuje alespoň jedno ze zařízení (4) pro měření srdeční aktivity nebo zařízení (5) pro měření arteriálního krevního tlaku a měřicí podložku (2), vyznačující se tím, že měřicí podložka (2) zahrnuje alespoň jeden senzor (8) pro měření mechanických projevů pacienta, procesorovou jednotku (3) pro určení časového zpoždění mezi prvním signálem vztahujícím se k alespoň jedné informaci, a to buď k času R-kmitu v srdečním cyklu pocházejícímu ze zařízení (4) na měření srdeční aktivity, nebo vztahujícímu se k tlaku krve pocházejícího ze zařízení (5) pro měření arteriálního krevního tlaku a druhým signálem vztahujícím se k času, kdy se pulzní vlna odráží v krevním řečišti v mozku, pocházejícího z měřicí podložky (2), pro převedení tohoto časového zpoždění na tlak uvnitř hlavy pacienta.
2. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že senzor (8) pro měření mechanických projevů je piezoelektrický člen.
3. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že senzor (8) pro měření mechanických projevů je tenzometr.
4. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že senzor (8) pro měření mechanických projevů je akcelerometr.
5. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že senzor (8) pro měření mechanických projevů je kapacitní senzor.
6. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že procesorová jednotka (3) je propojena se zařízením (4) na měření srdeční aktivity pro posílání prvního signálu.
7. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že procesorová jednotka (3) je propojena s měřicí podložkou (2) pro zasílání druhého signálu.

-7 CZ 306105 B6
8. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že procesorová jednotka (3) je umístěna uvnitř měřicí podložky (2)·
9. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že zařízení (4) na měření srdeční aktivity je alespoň jedno ze skupiny: elektrokardiograf, vektorkardiograf a balistokardiograf.
10. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že dále zahrnuje zařízení (5), jehož výstupní signál zahrnuje informaci vztahující se k tlaku krve.
11. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že procesorová jednotka (3) je propojena se zařízením (5) pro měření arteriálního krevního tlaku.
12. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 1, vyznačující se tím, že na procesorovou jednotku (3) je připojeno zobrazovací zařízení (14).
13. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 12, vyznačující se tím, že zobrazovací zařízení (14) je součástí měřicího zařízení (1).
14. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 12, vyznačující se tím, že zobrazovací zařízení (14) je součástí pacientského monitoru (12).
15. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 12, vyznačující se tím, že zobrazovací zařízení (1) nebo procesorová jednotka (3) je propojena síťovým konektorem (7) s nemocničním systémem (15) pro sběr pacientských dat.
16. Zařízení (1) pro neinvazivní monitorování tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 12, vyznačující se tím, že zobrazovací zařízení (14) nebo procesorová jednotka (3) je bezdrátovou technologií propojena s nemocničním systémem (15) pro sběr pacientských dat.
17. Metoda pro neinvazivní měření tlaku uvnitř hlavy pacienta, vyznačující se tím, že procesorová jednotka (3) komunikuje s měřicí podložkou (2) a alespoň jedním ze zařízení (4) pro měření srdeční aktivity nebo zařízením (5) pro měření arteriálního krevního tlaku, procesorová jednotka (3) zaznamenává a ukládá čas přijetí prvního signálu vztahujícího se k alespoň jedné informaci a to buď času R—kmitu v srdečním cyklu pocházejícího ze zařízení (4) pro měření srdeční aktivity, nebo vztahujícího se k tlaku krve pocházejícího z referenčního zařízení (5) pro měření arteriálního tlaku a čas přijetí druhého signálu vztahujícího se k času odrazu pulzní vlny v krevním řečišti v mozku pocházejícího z měřicí podložky (2), procesorová jednotka (3) vypočítává časové zpoždění mezi prvním signálem a druhým signálem a dále převádí časové zpoždění na tlak uvnitř hlavy pacienta.
18. Metoda pro neinvazivní měření tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 17, vyznačující se tím, že vypočtená hodnota intrakraniálního tlaku uvnitř hlavy pacienta je absolutní.
19. Metoda pro neinvazivní měření tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 17, vyznačující se tím, že diference arteriálního tlaku a cerebrálního perfúzního tlaku je tlak intrakraniální.
20. Metoda pro neinvazivní měření tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 17, vyznačující se t í m , že druhý signál generuje měřicí podložka (2).

-8CZ 306105 B6
21. Metoda pro neinvazivní měření tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 17, vyznačující se tím, že tlak uvnitř hlavy počítá procesorová jednotka (3) jako cerebrální perfuzní tlak.
22. Metoda pro neinvazivní měření tlaku uvnitř hlavy pacienta podle nároku 17, vyznačující se tím, že zařízení (1) pro neinvazivní měření tlaku uvnitř hlavy pacienta komunikuje se zařízením (5) pro měření arteriálního krevního tlaku a prostřednictvím procesorové jednotky (3) určuje absolutní hodnotu intrakraniálního tlaku pomocí diference arteriálního tlaku a cerebrálního perfúzního tlaku.