PEMODELAN OSILASI REGANGAN DINDING DADA BERBASIS AUSKULTASI SEBAGAI PARAMETER FISIOLOGIS SINKRONISASI KARDIORESPIRASI

Nurida Finahari

PDIK - 0730703012

PEMODELAN OSILASI REGANGAN DINDING DADA BERBASIS AUSKULTASI SEBAGAI PARAMETER FISIOLOGIS SINKRONISASI KARDIORESPIRASI

Penelitian-penelitian tentang sinkronisasi

kardiorespirasi pada awalnya ditujukan

untuk memahami mekanisme

patofisiologis (Mrowka, et.al; 2003)

Interaksi antara aktivitas jantung dan paru-paru

(interaksi kardiorespirasi) telah mulai dipelajari sejak

2 abad yang lalu dan terus dikembangkan

Posisi jantung dan paru-paru yang berdekatan

memungkinkan munculnya gelombang interferensi dari

gelombang vibrasi yang dihasilkan keduanya

HUBUNGAN FUNGSIONAL

y = f (x

₁

; x

₂

; x

₃

)

x

₁: gerak jantung

x

₂: gerak diafragma

x

₃: gerak otot intercostal

y

: osilasi regangan dinding dada

Model pernafasan: inspirasi maksimum

Dinamika diafragma dan otot interkostal: statis Sulit dilakukan rekaman dinamis

Model matematis: linier elastis, terkendala struktur tulang, dilakukan parsial

Model analitis jantung sulit dilakukan Karena kompleksitas fisioanatomi

Deviasi nilai parameter jantung dan paru-paru sangat lebar dan

ALTERNATIF SOLUSI

Numerisasi, kompilasi dan transformasi grafik gold

standar

1. Bagaimanakah model matematis gelombang suara jantung dan paru yang dapat menghasilkan interferensi ?

2. Bagaimanakah model rambatan gelombang interferensi suara jantung dan paru melalui rongga intra torak hingga ke permukaan kulit dada ?

3. Bagaimanakah model matematis osilasi regangan dinding dada yang terbentuk oleh gelombang interferensi tersebut ?

Penelitian ini bertujuan untuk :

1. Menyusun model matematis interferensi gelombang suara jantung dan paru.

2. Menyusun model rambatan gelombang interferensi suara jantung dan paru melalui rongga torak hingga ke permukaan kulit dada. 3. Menyusun model matematis osilasi regangan dinding dada dengan

gaya pembangkit bersumber pada gelombang interferensi suara jantung dan paru.

Penelitian ini merupakan langkah awal untuk mencapai integrasi

peralatan pengukur, pemonitor dan penganalisis sistem kardiorespirasi dan sinkronisasinya.

Model matematis dan alat ukur baru yang didesain sebagai sarana validasi dapat dikembangkan sebagai sarana

untuk memprediksi ‘masa hidup’

kondisi jantung dan/atau paru. Hal ini merupakan dasar dari sistem

Sinkronisasi kardiorespirasi didefinisikan sebagai koordinasi selaras antara urutan siklus detak jantung dan siklus respirasi yang

bersesuaian (Cysarz et.al., 2004)

Analisis sinkronisasi dilakukan dengan cara menghitung jarak waktu antara onset inspirasi dan gelombang R yang mendahuluinya

Penelitian tentang sinkronisasi kardiorespirasi awalnya ditujukan untuk mendapatkan informasi kontinyu berbasis waktu (time

Metode Synchronization  merupakan metode matematis yang digunakan untuk menganalisis 2 kopel osilator dengan fase 1 dan 2 (Rosenblum et.al., 2001)

Jika terjadi sinkronisasi maka 1 - 2 menghasilkan nilai yang konstan

Jika terjadi sinkronisasi maka nilai

Metode Phase Recurrence

kuantifikasinya didasarkan pada pengecekan beda interval antara 2 gelombang R yang berurutan

Jika beda interval tersebut tidak melebihi nilai toleransi dan terulang setidaknya k kali perhitungan yang berurutan maka sinkronisasi terjadi

Untuk menjaga akurasi dianjurkan nilai k ≥ m untuk sinkronisasi m:n, dimana jumlah gelombang R

Pemantauan suara jantung masih menjadi standar penting dan terintegrasi dalam diagnosa klinis penyakit jantung (Tavel, 1996)

Secara umum suara jantung dideteksi dengan menggunakan stetoskop akustik atau stetoskop elektronik

Peralatan ini tidak dapat menyimpan dan memutar ulang suara, tidak dapat menghasilkan tampilan visual dan tidak bisa diproses secara digital karena berbentuk sinyal akustik (Tavel, 2006)

Stetostop elektronik yang lebih baik bahkan menghasilkan noise

S1 terdengar pada saat katup mitral

dan tricuspid (atrioventricular

valves) menutup di awal kontraksi ventrikel

S2 terjadi pada saat katup aorta dan pulmonaris tertutup di akhir kontraksi ventrikel

S3 normal terdengar pada awal diastol, yaitu pada periode awal pengisian ventrikel secara pasif

S4 normal terdengar pada akhir diastol, yaitu pada periode

Terdapat beberapa variasi suara jantung yang menggambarkan kondisi normal maupun

patologis (Bates, 2005)

- Suara murmur diakibatkan oleh turbulensi aliran darah

- Clicks adalah suara pendek dengan pitch tinggi yang terdengar jika terjadi stenosis atau prolapse pada katup mitral, stenosis pada saluran aorta dan pulmonar

- Rubs adalah suara gesekan, gemeretak dengan pitch tinggi yang dikaitkan dengan adanya kelainan atau inflamasi lapisan perikardium (perikarditis)

Suara jantung juga dipengaruhi oleh aktivitas pernafasan. Tekanan inhalasi dapat menyebabkan peningkatan aliran darah dari vena pulmonar menuju ruang sisi kanan

1. Kualitas suara

2. Visualisasi data (grafik – spektral)

3. Rekaman dan playback

Suara pernafasan normal didefinisikan sebagai suara gemuruh ringan (slight murmur) yang mengikuti masuk dan keluarnya udara pernafasan dari sel paru (Laennec, 1935)

Suara pernafasan terjadi karena gerak udara membentuk aliran turbulen saat mengalami perubahan lebar ruang aliran dari sempit menjadi lebih luas

Secara klinis intensitas suara paru umumnya dihubungkan dengan volume paru dimana peningkatan intensitas suara paru merupakan indikasi terjadinya ekspansi paru

Diketahui bahwa aliran udara yang memasuki paru kiri mengalami perlambatan akibat adanya aliran dari arah berlawanan yang terjadi karena dorongan denyut jantung

Karakteristik suara pernafasan trakeal dipengaruhi oleh tinggi badan (Sanchez, Pasterkamp, 1993), laju aliran udara (Soufflet et.al., 1990), usia dan jenis kelamin (Gross et.al., 2000)

Frekuensi suara pernafasan dibedakan menjadi 3 rentang spektrum (Pasterkamp et.al., 1997), yaitu rentang frekuensi rendah (100-300 Hz), menengah (300-600 Hz) dan tinggi (600-1200 Hz).

Konsepsi-konsepsi dasar konvensional auskultasi pernafasan (Pasterkamp et.al., 1997a) :

1) asimetri pada amplitudo suara pernafasan mengindikasikan adanya penyakit

2) suara yang didengar pada permukaan dada adalah versi saringan suara trakeal dan suara leher

3) kecepatan aliran udara tidak banyak berpengaruh pada diagnosa klinis selama kecepatan normalnya terpenuhi

Secara global rambatan gelombang pada rongga torak dibedakan berdasarkan 3 area yang dilaluinya (Pasterkamp et.al., 1997a), yaitu saluran respirasi atas, jaringan parenkim dan dinding dada

Saluran respirasi atas:

- terdiri atas jalur vocal, jalan nafas subglottal dan percabangan nafas besar

- dimodelkan sebagai tube tunggal panjang yang tidak kaku, ujungnya terbuka ke arah rongga udara yang relatif besar - sifat jaringan mudah menyerap energi suara

- resonansi suara berkisar pada frekuensi dasar 650 Hz pada sistem subglottal atau lebih rendah jika keseluruhan jalur

Jaringan parenkim:

- terdiri atas percabangan saluran nafas kecil, rongga alveoli, saluran kapiler dan jaringan pendukung

- < 10 kHz (> diameter alveoli) dimodelkan sebagai busa berisi campuran homogen antara udara dan jaringan fluida seperti air (Rice, 1983)

- suara merambat dengan kecepatan sekitar 50 m/s

- model lain berupa kumpulan gelembung udara dalam air

(D’yachenko, Lyubimov, 1988)

- kerugian energi terjadi jika panjang gelombang suara mendekati diameter alveoli

Dinding dada:

- lebih tipis tetapi lebih padat dan kaku

- analisis rambatan lebih kompleks karena adanya otot, tulang, kulit dan jaringan lainnya

- terdapat dugaan bahwa perbedaan impedansi antara jaringan parenkim dan dinding dada menyebabkan terjadinya penurunan amplitudo yang sangat besar, perubahan waktu rambatan dan bentuk gelombang suara (Vovk et.al., 1995).

Ketiga area rambatan gelombang suara tersebut dimodelkan sebagai tabung silinder besar dengan rongga tube ditengahnya dan terbuka di ujungnya (Vovk et.al., 1994)

Secara eksperimental, regangan dinding dada telah dijadikan parameter pengukuran perubahan volume rongga rusuk dengan menggunakan pletismograf induktansi (Palmer et.al; 2004)

Pemodelan dinding dada telah dilakukan secara matematik pada penelitian terhadap aktivitas paru-paru dan otot perut (Cappelo, De Troyer; 2004)

Persamaan keseimbangan statis sistem pernafasan: P_ao = K_R V_R + K_L V_L

P_ao = K_Di V_Di + P_ab + K_L V_L

P_ab = K_A V_A + P_A

Gaya netto yang diakibatkan oleh gerak otot-otot pernafasan dada (Frc) dan

Penggunaan sensor getaran sebagai alat ukur banyak dilakukan pada penelitian-penelitian tentang kualitas tidur (Mack, et.al; 2003)

Sensor getaran murah, tidak bersifat intrusif sehingga dapat ditempatkan pada kursi diagnosa, tempat tidur ICU dan keperluan pediatrik.

Sensor getaran didesain sebagai peralatan yang sensitif terhadap denyut pembuluh darah dan gerakan badan akibat pernafasan

Penggunaan sensor getaran sebagai alat ukur karakteristik fisiologis jantung dan aktifitas pernafasan dapat memberikan akurasi yang tinggi,

KERANGKA KONSEPTUAL

Suara pernafasan Suara Jantung

MULAI

PERSIAPAN: - Ijin Komisi Etik - Survei alat dan bahan - Pembagian tugas

PENYUSUNAN MODEL MATEMATIS: - Model pembangkitan suara

- Model rambatan - Model interferensi - Model osilasi regangan

DESAIN DAN PEMBUATAN VIBRATOMETER: - Desain rangkaian sensor

- Desain rangkaian ADC

- Desain program interface dan visualisasi data - Desain visualisasi analisis data

UJI DAN ANALISIS MODEL:

- Penyelesaian persamaan matematis - Visualisasi hasil pemodelan - Uji analitis

KALIBRASI VIBRATOMETER: - Kalibrasi besaran

- Kalibrasi stabilitas

- Uji dan analisis performansi

PENGAMBILAN DATA ACUAN: - Data sinkronisasi (ECG - Spyrometri) - Data suara (Stetoskop digital)

ANALISIS & UJI PERBANDINGAN: - Analisis karakteristik data acuan - Perbandingan Model vs Data Acuan - Perbandingan Model vs Vibratometer - Perbandingan Data Acuan vs Vibratometer

PEMBAHASAN DAN PENGAMBILAN KESIMPULAN

SELESAI

DIAGRAM ALIR PENELITIAN 2 tahap penelitian:

1. Pengembangan Model Matematis 2. Validasi Model Matematis

Validasi model matematis:

• Grafik kompilasi suara jantung dan

paru menggunakan fonokardiograf atau stetoskop digital

• Grafik sinkronisasi kardiorespirasi

berbasis fase hasil pencatatan ECG dan spyrometri.

• Grafik hasil pengukuran

Tekanan udara

ALGORITMA MODEL MATEMATIS

ADC

iMac

Komputer Transducer

RENCANA DESAIN VIBRATOMETER Pembangkitan tekanan akustik didasarkan pada tensor Lighhill (Boersma, 2005)