Univerzita Palackého v Olomouci Fakulta tělesné kultury

Transkript

1 Univerzita Palackého v Olomouci Fakulta tělesné kultury FREKVENČNÍ ZÁVISLOST DRÁŽDIVOSTI OBALOVÉ KŘIVKY STŘEDOFREKVENČNÍCH PROUDŮ Diplomová práce (magisterská) Autor: Bc. Gabriela Novotná, fyzioterapie Vedoucí práce: Mgr. Josef Urban Olomouc 2016

2 Jméno a příjmení autora: Bc. Gabriela Novotná Název diplomové práce: Frekvenční závislost dráždivosti obalové křivky středofrekvenčních proudů Pracoviště: Katedra fyzioterapie Vedoucí diplomové práce: Mgr. Josef Urban Rok obhajoby: 2016 Abstrakt: Cílem této práce bylo ověřit a objektivizovat dráždivost frekvence amplitudové modulace obalové křivky středofrekvenčních proudů pro 50 Hz a 100 Hz. Testování probíhalo na vzorku zdravé populace na Poliklinice Choceň, a.s. Předpokládali jsme, že se nepotvrdí skutečnost, že pro intenzitu nadprahově motorickou je frekvence 50 Hz dráždivější než 100 Hz. Výsledky částečně potvrdily naše domněnky a to v kombinaci s nosnou frekvencí 2,5 khz a 10 khz. Dále z výsledků vyplývá, že nosná frekvence má výrazný vliv na dráždivost daných frekvencí. Klíčová slova: práh dráždivosti, amplitudově modulovaná frekvence, nosná frekvence, středofrekvenční proudy Souhlasím s půjčováním diplomové práce v rámci knihovních služeb. 2

3 Name and surname of author: Bc. Gabriela Novotná Title of the master's thesis: Frequency dependence of envelope curve excitability of interferential currents Department: Department of Physiotherapy Supervisor: Mgr. Josef Urban Year of presentation: 2016 Abstract: The aim of the thesis was to verify and objectivize stimulation of the amplitude-modulated frequency (AMF) of the envelope of interferential currents (IFC) at 50 Hz and 100Hz. Testing was performed on a sample of healthy population at Poliklinika Choceň, a.s. (an outpatient clinic in the town of Choceň). We assumed the fact, that the frequency of 50 Hz is more stimulative than 100Hz for the suprathreshhold motoric intensity, will not be confirmed. The results partly confirmed our assumptions, in combination with the carrier frequencies of 2.5 khz and 10kHz. Furthermore, the results show that the carrier frequency has a significant effect on stimulation of the given frequencies. Key words: threshold of excitability, amplitude-modulated frequency, carrier frequency, interferential current I agree the thesis paper to be lent within library service. 3

4 Prohlašuji, že jsem diplomovou práci zpracovala samostatně pod vedením Mgr. Josefa Urbana, uvedla všechny použité literární a odborné zdroje a dodržovala zásady vědecké etiky. V Olomouci dne. 4

5 Děkuji Mgr. Josefu Urbanovi za pomoc a cenné rady, které mi poskytl při zpracování závěrečné práce. Dále bych chtěla poděkovat Poliklinice Choceň a.s. za poskytnutí prostor pro výzkum, všem zúčastněným probandům a své rodině a přítelovi za podporu a trpělivost. 5

6 Obsah 1 Úvod Neurofyziologické poznatky Dráždivost tkáně Klidový membránový potenciál Akční potenciál Absolutní a relativní refrakterní fáze - změny dráždivosti vyvolané vzruchem Elektrická dráždivost Závislost dráždivosti na frekvenci Závislost dráždivosti na typu vlákna Závislost dráždivosti na uložení a velikosti elektrod Fyziologické a patologické aspekty ovlivňující nervosvalovou dráždivost Vyšetření změny nervosvalové dráždivosti Středofrekvenční terapie Charakteristika proudů Účinky středofrekvenčních proudů Vliv amplitudově modulované frekvence Vliv nosné frekvence Vliv uložení elektrod a typu aplikace SF proudů Cíle a hypotézy Hlavní cíl

7 4.2 Vedlejší cíl Hypotézy Metodika Charakteristika souboru Postup vyšetření Odebrání anamnézy Neurologické vyšetření Určení laterality dolní končetiny Postup měření Statistické zpracování naměřených dat Výsledky Výsledky testované hypotézy H Výsledky testované hypotézy H Výsledky testované hypotézy H Výsledky testované hypotézy H Výsledky testované hypotézy H Výsledky testované hypotézy H Výsledky testované hypotézy H Výsledky testované hypotézy H Výsledky testované hypotézy H Výsledky testované hypotézy H

8 6.11 Subjektivní hodnocení testovaných proudů Diskuze Diskuze k hypotézám H01- H Diskuze k hypotézám H07 H010 a subjektivnímu hodnocení proudů Závěr Souhrn Summary Referenční seznam Přílohy

9 Seznam zkratek AMF základní amplitudová modulace AP akční potenciál CC režim elektroterapie (constant current) Ca +II vápenatý kationt Cl - - chloridový aniont CP proud modulovaný v krátké periodě DD diadynamický proud DI index dominance EMG elektromyograf f - frekvence FF fast contracting, fast fatigue FR fast contracting, fatigue resistence Hz jednotka frekvence K + - draslíkový kationt lig. - ligamentum Mg +II hořčíkový kationt m. musculus mmol/l milimol na litr μs mikrosekunda ms milisekunda Na + sodíkový kationt NF nosná frekvence NPM nadprahově motorická intenzita NPS nadprahově senzitivní intenzita PřM předem modulované S slow contracting, fatigue resistence SF středofrekvenční proud Sp - spektrum TENS transkutánní elektroneurostimulace TM ve tkáni modulované 10

10 1 Úvod Fyzikální terapie je nejstarší formou léčení. První písemné zmínky zaznamenávající využití fyzikální energie při terapii jsou přibližně let staré. Poděbradský a Poděbradská (2009) definují fyzikální terapii jako cílené, obvykle dozované působení fyzikální energie na organismus nebo jeho část s terapeutickým cílem. Fyzikální podněty mají vliv na aferentní informace vyšších etáží nervového systému a napomáhají vzniku autoreparačním schopnostem organismu. Fyzikální terapie má v rehabilitaci své místo, avšak v důsledku pasivity pacienta při terapii by podle Koláře et al. (2009) neměla přesahovat 5 až 10 % celkové léčby u většiny diagnóz. Volba fyzikální terapie by měla vycházet z momentálních klinických příznaků a jejich významu, ne z medicínské diagnózy, která je často pro užití fyzikální terapie nepřesná. Účinek, kterého chceme dosáhnout, je pro výběr terapie nejdůležitějším hlediskem. Málokterý druh fyzikální terapie má pouze jediný účinek. Proto se ve většině případů vybírá ten druh proudu či jiné energie, kde převažuje požadovaný účinek (Poděbradský & Poděbradská, 2009). Většina z nás spoléhá na fakta, která jsou uvedena v knihách. To, že nastavením amplitudově modulované frekvence (AMF) ovlivním účinek proudu, že tetrapolární aplikace působí do větší hloubky, než je tomu u bipolární aplikace, či že 50 Hz je dráždivějších než 100 Hz, bylo pro mne dosud jedinou pravdou. Po prostudování článků zabývajících se středofrekvenční terapií si tím už nejsem úplně jistá. Zjistila jsem, že to, co bylo v minulosti úzusem, již nemusí být pravdou. Cílem mé diplomové práce bylo ověřit dráždivost frekvence amplitudové modulace obalové křivky středofrekvenčních proudů pro frekvence 50 Hz a 100 Hz. Na základě 45 let staré vědecké práce se obecně tvrdí, že frekvence 50 Hz je dráždivější než 100 Hz. 100 Hz frekvence je obecně považovaná za analgetickou. Touto prací jsem chtěla zjistit, zda tomu tak opravdu je. V teoretické části jsem se zaměřila na neurofyziologické poznatky, jejichž znalost je podle mého názoru nedílnou součástí aplikace jakékoli fyzikální energie ve formě léčení. Dále 11

11 v textu najdete rešerši poznatků o středofrekvenčních proudech, jejich využití v praxi a kontroverzní tvrzení o důležitosti nastavení amplitudově modulované frekvence. 12

12 2 Neurofyziologické poznatky Patřičné využití elektroterapie vyžaduje od terapeutů znalost základních neurofyziologických mechanismů, struktury tkání a jejich funkce. Kolesár, Ďurianová, Hupka a Pavlík (1975) se zamýšleli nad otázkou nervové regulace jako reakce na fyzikální podněty. Poukazují na I. P. Pavlova a jeho studii podmíněných a nepodmíněných reflexů. Tvrdí, že fyzikální podněty vyvolávají příslušné reakce především nepodmíněnými reflexy, u kterých je známo, že jejich opakováním dojde v centrální nervové soustavě k vytvoření nových spojů, což má za následek vznik podmíněných reflexů. Dále uvedli vliv vegetativního nervového systému na činnost jednotlivých orgánů. Odkazují zde na Hoffovu teorii, která tvrdí, že při aplikaci fyzikálních podnětů dojde k reakcím, které jsou odrazem změny sympatiku a parasympatiku (Kolesár et al., 1975). 2.1 Dráždivost tkáně Nervová tkáň se skládá z prostorově složité sítě nervových buněk a buněk gliových. Zajišťuje odpovídající reakce na měnící se podmínky vnějšího a vnitřního prostředí organismu. Působící energie ovlivňující děje v organismu může být mechanická, tepelná, elektrická, chemická, aj. Změny jsou závislé na kvalitě, kvantitě, délce trvání a rychlosti změny intenzity podmětu (Trojan a kol., 2003). Pro funkci neuronu je kromě cytoplazmy důležitá i buněčná membrána. Tedy místo, kde se vytváří a převádí nervový vzruch. V buněčné membráně jsou přítomny napěťově ovládané iontové kanály, jejichž propustnost záleží na polaritě membrány. Mezi hlavní ionty ovlivňující membránový potenciál patří ionty sodíku (Na + ) a draslíku (K + ), dále pak ionty chlóru (Cl - ) a vápníku (Ca +II ). Proudění iontů podléhá elektrochemickém gradientu daného iontu. To, jaká bude odpověď na určitý podnět, závisí na elektrických fenoménech, jako je např. akční potenciál či změny membránového potenciálu, a na působení neurotransmiterů (Fleischmann & Linc, 1987; Trojan a kol., 2003). 13

13 2.1.1 Klidový membránový potenciál Klidový membránový potenciál je důsledkem nestejné propustnosti semipermeabilní membrány pro výše uvedené ionty a nevyváženého rozložení těchto iontů vně a uvnitř buňky. V klidovém stavu je vnitřek buňky negativní a koncentrace sodíku je větší extracelulárně. Dle Trojana a kolektivu (2003) je výsledný potenciálový rozdíl přibližně -50 až -90 mv. Kittnar a kolektiv (2011) popisují ve své knize tři důležité faktory ovlivňující velikost membránového potenciálu. Mezi tyto faktory patří rozdílná koncentrace iontů v extraa intracelulární tekutině, rozdílná propustnost buněčné membrány pro různé ionty a činnost sodíko-draslíkové pumpy. Membrána je díky těmto vlastnostem polarizovaná. Cytoplazmatická membrána reaguje na fyzikální nebo chemické podráždění tvorbou elektrických vzruchů. V neuronální membráně, kde převažují chemicky řízené iontové kanály, reaguje membrána na určitý mediátor. Tam, kde převažují napěťově řízené iontové kanály, reaguje membrána na změnu potenciálu. Tyto vzruchy jsou vedeny axonem a přes synapse jsou převáděny na jiné neurony nebo na efektory např. svalových vláken (Kittnar a kol., 2011) Akční potenciál Akční potenciál je charakteristický čtyřmi fázemi: depolarizace, přestřelení, repolarizace a hyperpolarizace. Stimulace neuronu vede ke změně propustnosti buněčné membrány pro ionty Na +. Dochází k depolarizaci buněčné membrány a vzniku hrotového potenciálu. Tato depolarizace způsobuje snížení klidového potenciálu na hodnotu tzv. prahového potenciálu (asi -60 mv). Díky depolarizaci se povrch membrány stává elektronegativním. Nastává tzv. transpolarizace, jinými slovy obrácení polarity membrány. Vrchol akčního potenciálu se nachází přibližně v úrovni +30 až +40 mv, což odpovídá rovnovážnému potenciálu pro Na +. Depolarizace je ukončena změnou propustnosti membrány pro K + ionty (Enoka, 2002; Kittnar a kol., 2011; Seidl, 2008). Následuje repolarizace, kdy se membránový potenciál navrací do klidového stavu. V této fázi vzniká pozitivní následný potenciál (mírná hyperpolarizace), který se blíží hodnotě rovnovážného potenciálu pro K +. Celý děj je nazván akčním potenciálem a trvá něco málo přes jednu milisekundu (Obrázek 1). Hyperpolarizace je nejdelší fází celého cyklu 14

14 a membránový potenciál se díky většímu odtoku K + iontů ven z buňky stává negativnějším, než je tomu při klidovém stavu. Následná hyperpolarizace je rozdílná u různých typů svalového vlákna (Enoka, 2002; Kittnar a kol., 2011; Seidl, 2008). Obrázek 1. Akční potenciál a propustnost Na + kanálů (Kittnar a kol., 2011, 72) Vlivem akčního potenciálu dochází ke snížení napětí i v dalších úsecích membrány Znovu vzniká vzruch, který se šíří dál. Změna napětí se během celého procesu nemění a rychlost vzruchu je závislá na průměru vlákna (Seidl, 2008). Prahová intenzita je minimální intenzita stimulujícího proudu vyvolávající vzruch za předpokladu působení proudu po určitou dobu. Akční potenciál vzniká podle zákona vše nebo nic, tudíž nezáleží na intenzitě podnětu, pokud je podnět prahové či nadprahové úrovně (Ganong, 2005). 15

15 2.1.3 Absolutní a relativní refrakterní fáze - změny dráždivosti vyvolané vzruchem Hlavními vlastnostmi nerovové tkáně je dráždivost a vodivost. Dráždivost neboli excitabilita je umění nervové buňky odpovídat na podněty vytvořením a šířením akčních potenciálů. To, do jaké míry je buňka dráždivá, záleží na aktuálním stavu neuronální membrány. Během akčního potenciálu vzniká období, kdy je buněčná membrána ve většině případů nedráždivá. Toto období nazýváme refrakterní fáze. Refrakterní fáze je vysvětlovaná změnou permeability membrány pro ionty Na + a K + (Orel, 2015). Refrakterní fáze se dělí na absolutní a relativní. Absolutní refrakterní fáze začíná od počátku akčního potenciálu po konec hrotového potenciálu. Většina napěťově řízených Na + kanálů je v inaktivovaném stavu, a tudíž žádný podnět nezpůsobí vznik nového akčního potenciálu. Při relativní refrakterní fázi je buňka schopná reagovat na stimulaci pouze vysoce nadprahovými podněty. Jedná se tedy o podráždění výrazně vyšší intenzity. Relativní refrakterní fáze vzruchu začíná od konce hrotového potenciálu a trvá až do fáze hyperpolarizace (Kittnar a kol., 2011; Orel, 2015). Refrakterní doba trvá asi 1 ms na nervu a několik ms na svalu (Ipser & Přerovský, 1972). Z doby trvání absolutní refrakterní fáze můžeme vyčíst délku impulzu při stimulaci. Délka impulzu by neměla klesnout pod hodnotu 0,4 až 1 ms u vláken typu A, pod 1,2 ms u vláken typu B a pod 2 ms u nemyelinizovaných vláken typu C (Rokyta, 2012) Elektrická dráždivost Za vznik akčního potenciálu odpovídá pouze jedna nervosvalová synapse. Při elektroterapii se využívá umělých elektrických podnětů k vyvolání vzruchu. Při použití větších elektrod dochází k depolarizaci pouze v nejbližších svalových jednotkách, ve vzdálenějších jednotkách se nedosáhne prahu depolarizace. Zvětšením hustoty dojde k podráždění všech jednotek. Tyto podněty se nazývají supramaximální (Ipser & Přerovský, 1972). Vedení akčního potenciálu není pro všechny tkáně stejné. U svalového i nervového vlákna závisí rychlost přenášení impulzu na jeho průměru. Čím má vlákno větší průměr, tím je rychlost vedení vyšší. Vyšší intracelulární odpor či nižší membránový odpor vedou ke 16

16 snížení vodivosti akčního potenciálu. Vlákna vyššího průměru mají i vyšší membránový odpor v důsledku jejich pokrytí myelinovou vrstvou (Robinson & Snyder-Mackler, 2008). V neporušeném periferním neuromuskulárním systému vyvolá elektrická stimulace akční potenciál nerozeznatelný od těch, které jsou způsobené nervovým systémem. Aby došlo k vyvolání akčního potenciálu, musí mít proud dostatečnou intenzitu a trvání. Tuto závislost sledovali Hoorweg a Weiss (Hoorweg-Weissova I/t křivka). Došli k závěru, že u pravoúhlých proudů je třeba minimální intenzita k podráždění, pokud je podnět dlouhodobějšího charakteru (např ms) (Robinson & Snyder-Mackler, 2008). I/t křivka (Obrázek 2) vyjadřuje nepřímou lineární závislost mezi dobou a proudem. Poukazuje na nekonečné množství kombinací intenzit a délky trvání impulzů, které jsou schopné excitovat buněčnou membránu. Má tvar hyperboly. Podprahové podněty, které nevyvolají akční potenciál, se nacházejí vlevo od I/t křivky. Impulzy vpravo od křivky mají nadprahový potenciál a vedou ke vzniku akčního potenciálu (Ipser & Přerovský, 1972; Robinson & Snyder-Mackler, 2008). Obrázek 2. I/t křivka. (Robinson & Snyder-Mackler, 2008, 97) Nejnižší možná intenzita proudu vyvolávající kontrakci svalu se nazývá reobáze. Dle Hupka, Kolesár a Žaloudek (1980) poukazuje reobáze na změny dráždivosti. Nízká hodnota 17

17 reobáze odpovídá vysoké dráždivosti a naopak. Chronaxie je délka impulzu, za kterou dojde k podráždění při dvojnásobku intenzity reobáze. U denervačního syndromu se hodnoty reobáze a chronaxie zvyšují po počátečním poklesu. Obecně lze tvrdit, že čím kratší je doba trvání impulzu, tím větší musí být jeho intenzita a naopak (Kolář et al., 2009; Robinson & Snyder-Mackler, 2008). Ipser a Přerovský (1972) ve své knize píší o rozdílnosti chronaxie na různých místech měření. Tvrdí, že na proximálních svalech končetin je chronaxie kratší než na distálních a že na horních končetinách je kratší než na dolních. Chronaxie může být ovlivněná chemickými a fyzikálními vlivy, jako je například kurare, který prodlužuje chronaxii svalu a způsobuje tím zhoršenou excitabilitu tkáně. Intenzita potřebná k podráždění je nepřímo úměrná velikosti průměru nervového vlákna a přímo úměrná vzdálenosti cílového místa od elektrody. Čím hlouběji leží ošetřovaná tkáň, tím vyšší intenzitu potřebujeme. Z toho vyplývá, že u zdravého člověka nejprve dosáhneme senzitivního prahu v důsledku vysokého počtu senzitivních vláken a krátké vzdálenosti od elektrod, i když mají menší průměr než motorická vlákna (Ozcan, Ward, & Robertson, 2004) Závislost dráždivosti na frekvenci V roce 1970 popsali Lullies a Trincker vliv frekvence na intenzitu prahového podnětu u sinusových střídavých proudů. Tvrdili, že existuje tzv. frekvenční optimum, na jehož obou stranách ubývá dráždivosti. Tyto optimální frekvence závisí i na rychlosti vedené informace. V souvislosti s tímto faktem popsali frekvenci Hz jako nejdráždivější pro Aα vlákna a 5 Hz pro C vlákna. Obrázek č. 3 poukazuje na sílu prahového podnětu u sinusového střídavého proudu v závislosti na frekvenci pro Aα a C vlákna. Tyto rozdílné frekvence mohou být dle Lulliese a Trinckera (1970) využity k selektivní dráždivosti. 18

18 Obrázek 3. Závislost intenzity proudu na frekvenci pro Aα a C vlákna (Lullies & Trincker, 1970, 70) Dle Beneše, Kymplové a Vítka (2015) je dráždivý účinek přímo úměrný zvyšující se frekvenci až do 100 Hz. Nad 100 Hz dochází ke snižování dráždivosti proudu a prahová hodnota dráždivosti proudu je přímo úměrná druhé odmocnině frekvence. Střídavý nízkofrekvenční proud v rozmezí Hz má slabé elektrolytické účinky v důsledku změny polarity během průchodu proudu. Výraznější jsou dráždivé účinky proudu. Gavassa de Araújo et al. (2014) prokázali nižší počet akomodací u frekvence 10 Hz, než je tomu u 100 Hz frekvence. Z výsledku vyvozují vyšší využitelnost nižší frekvence pro praxi. Účelem studie bylo zjistit optimální parametry pro využití SF proudů v praxi a zabránit akomodacím narušující kontinuitu terapeutické intervence. Akomodace je důsledek vyvolaný snížením počtu depolarizovaných nervových vláken vedoucí k opakované a prodloužené stimulaci. Pro dosažení konstantní stimulace je nutné zvyšovat intenzitu při poklesu stimulace. Zdůvodněním využívání nižších frekvencí pro stimulaci je předpoklad, že vyšší frekvence způsobují vyšší únavnost (Bigland-Ritchie et al., 1979 in Kesar & Binder-Macleod, 2006; Garland et al., 1988 in Kesar & Binder-Macleod, 2006). Toto tvrzení podporují i Dreibati, Lavet, Pinti a Poumarat (2010). Ti zkoumali vliv frekvence na svalovou sílu stimulovaného svalu a zjistili, že vyšší frekvence a vyšší intenzita vedou k markantnějšímu 19

19 zvýšení svalové síly, avšak dochází k výraznější svalové únavě a rychlejšímu poklesu výsledné síly. Za optimální frekvenci pro stimulaci považují Hz. Russ et al. (2002c in Kesar & Binder-Macleod, 2006) tomuto tvrzení oponují a ve své studii prokázali, že zvyšující se frekvence nebo počet impulzů nemají vliv na svalovou únavu u izometrické kontrakce, pokud počáteční síla stahu byla kontrolovaná. Macleod et al. (1995, in Kesar & Binder-Macleod, 2006) testovali rychlost a rozsah únavy během repetitivní stimulace m. quadriceps femoris a došli k závěru, že při vyšší stimulující amplitudě došlo k nižšímu poklesu síly. Kesar a Binder-Macleod (2006) předpokládají, že pro elektrickou stimulaci je důležitá kombinace použité frekvence a intenzity proudu. Zajímavý je i vliv typu svalového vlákna na použitou frekvenci. Ferry a Poumarat (1994, in Dreibati et al., 2010) prokázali, že použitá frekvence je závislá i na typu svalových vláken, které převládají ve stimulovaném svalu. Například tvrdí, že pro stimulaci m. triceps surae, který obsahuje převážně vlákna typu I, je nejlepší frekvence 60 Hz. I Dreibati et al. (2010) ve své práci popisují, že svalová vlákna typu I více reagují na frekvenci Hz. Jak už bylo popsáno výše, tato vlákna jsou odolnější vůči únavě, a proto toto tvrzení podporuje myšlenku, že při použití vyšší frekvence dojde k rychlejší únavě a vyčerpání mediátorů, ovlivňující svalový stah. Goats (1990) uvádí 100 Hz jako nejlepší frekvenci pro stimulaci vláken s větším průměrem. Tvrdí, že středofrekvenční terapie na této frekvenci je nejúčinnější pro redukci bolesti, zvláště pokud se elektrody přiloží na místo akupunkturních bodů. Dle De Domenico a Strauss (1985) je frekvence Hz vhodná, pokud chceme vytvořit silnou, ale pocitově příjemnou kontrakci. Izolované kontrakce svalového vlákna může být dosaženo při použití méně jak 5 Hz. Krchová (2014) ve své diplomové práci poukazuje na možný rozpor ohledně dráždivosti nejvíce využívaných frekvencí, tj. 50 a 100 Hz s dosud publikovanou literaturou. Na základě empirických zkušeností při aplikaci proudů střídající se v krátké periodě (CP), kterým mělo být dosaženo nepřímého trofotropního účinku, testovala dráždivost pulzní složky diadynamického (DD) proudu pro 50 a 100 Hz frekvenci. Předpokládala, na rozdíl od dosud 20

20 dostupných zdrojů, že 50 Hz pulzní složka DD proudu je méně dráždivá než 100 Hz pulzní složka DD proudu. Ve své práci prokázala, že tkáň je dráždivější při stimulaci 100 Hz pulzní složkou DD proudu v intenzitě nadprahově motorické, než je tomu u 50 Hz pulzní složky DD proudu. Toto tvrzení je podloženo statisticky významným rozdílem na hladině p < 0,05. Krchová (2014, 59) tvrdí: Při aplikaci CP proudu s účinkem trofotropním nepřímým by tedy musela být nastavena motorická intenzita pro jednosekundovou fázi DF a relaxace by nastala v jednosekundové fázi MF. Dále vyzkoumala, že 100 Hz složka transkutánní elektrické stimulace (TENS) je dráždivější při nadprahově senzitivní i nadprahově motorické intenzitě, než je tomu u 50 Hz složky TENS. Tento výsledek byl shledán statisticky významný rozdíl dokonce na hladině p < 0, Závislost dráždivosti na typu vlákna V důsledku nestejného průměru a vnitřního odporu nervových vláken v periferním nervu je relativní vzrušivost těchto vláken rozdílná. U smíšeného periferního nervu jsou nejdříve stimulovaná vlákna s vyšším průměrem a nižším vnitřním odporem. Aα vlákna se nejlépe aktivují díky jejich vlastní excitabilitě. Pro aktivaci Aβ, Aδ a C vláken je nutno využít stimulus o vyšší intenzitě a (nebo) trvání (Robinson & Snyder-Mackler, 2008). A-vlákna mají 3 4 násobně kratší trvání hrotu (ms) a absolutní refrakterní fázi (ms), než je tomu u B a C vláken. Axony s větším průměrem jsou spojeny s propriocepcí, somatickými a motorickými funkcemi, vnímáním dotyku a tlaku. Tenčí axony přenášejí bolest, slouží k vnímání teploty a autonomním funkcím (Ganong, 2005). V Tabulce 1 uvádím klasifikaci nervových vláken podle Erlangera-Gassera. 21

21 Typ vlákna Funkce Průměr vlákna (μm) Rychlost vedení (ms) Aα propriocepce somatická hybnost Aβ dotek, tlak Aγ hybnost intrafuzálních vláken sv. vřetének Aδ bolest, chlad B pregangliová autonomní vlákna C bolest, teplo 0,4-1,2 0,5-2 postgangliová synaptická vlákna 0,3-1,3 0,7-2,3 Tabulka 1. Rozdělení nervových vláken (Trojan, 1994; Schmidt, 1993 in Poděbradský & Poděbradská, 2009). Motorická jednotka je soubor svalových vláken inervovaných jedním motoneuronem. Motorické jednotky se liší velikostí a vlastností kontrakce. Počet svalových vláken v jednotce se liší v závislosti na funkci svalu. Čím sval vykonává přesnější, jemnější pohyby, tím má menší motorické jednotky s nízkým počtem svalových vláken. Na druhou stranu velké motorické jednotky kontrolují velké svaly vykonávající dlouhodobou práci (Enoka, 2002). Motorické jednotky se dělí na tři typy, které se charakterově shodují s typy svalových vláken (Pastucha a kol., 2014). 22

22 Motorické jednotky typu S (slow contracting, fatigue resistence) se vyznačují přítomností tenkého axonu, malých motoneuronů a malého počtu svalových vláken. Akční potenciál vedou rychlostí 70 m/s a doba kontrakce odpovídá 70 ms. Motorické jednotky typu FR (fast contracting, fatigue resistence) jsou střední velikosti s dobou průběhu svalové kontrakce ms. Mají schopnost vytvářet konstantní napětí po dlouhou dobu s odolností vůči únavě. Motorické jednotky typu FF (fast contracting, fast fatigue) jsou charakteristické nejvyšší rychlostí vedení (100 m/s) a dlouhou dobou svalové kontrakce (30-40 ms). Obsahují větší množství svalových vláken. Malé motorické jednotky mají vyšší stupeň excitability z důvodu vyššího vstupního odporu. Jejich reobáze je nižší, než je tomu u větších motorických jednotek. Motorické jednotky typu S a FR mají index únavy vyšší nebo rovný 0,75 v porovnání s indexem menším než 0,25 pro jednotky typu FF. Index 0,25 znamená, že po 2 minutách měření působící síly je síla rovna pouze 25 % počáteční velikosti. Z tohoto tvrzení vyplývá, že motorické jednotky typu S a FR jsou vhodné pro trvalé kontrakce z důvodu větší odolnosti proti únavě (Enoka, 2002). Fuglevand et al. (1999) in Enoka (2002) rozdělil motorické jednotky na dvě skupiny dle vztahu síly kontrakce a frekvence (force-frequency relation). Jedna skupina motorických jednotek potřebuje k aktivaci frekvenci o rozsahu 9 Hz, druhá skupina potřebuje 16 Hz frekvenci pro dosažení poloviny z maximální síly. Síla kontrakce kosterního svalu je daná počtem motorických jednotek, které se do dané kontrakce zapojí, a frekvencí akčních potenciálů jdoucí po α-motoneuronu. Pokud akční potenciály přicházejí ve vzestupné fázi záškubu, výsledkem je tetanická kontrakce hladký tetanus (Langmeier a kol., 2009). Typu motorických jednotek odpovídají i svalová vlákna. Svalová vlákna jsou značně heterogenní a liší se ATPázovou aktivitou myozinu, rychlostí stahu a dalšími vlastnostmi. Dělí se na 2 typy I a II. Vlákna typu I jsou tzv. pomalá, oxidativní vlákna, která mají vysokou oxidativní kapacitu a nízkou glykolytickou kapacitu. Svaly, obsahující převážně tyto vlákna, jsou adaptované na dlouhotrvající, pomalé stahy. Proto se tyto svaly podílejí na 23

23 udržení postury. Vlákna typu II, jinak nazývaná rychlá, glykolytická vlákna, mají vysokou glykolytickou kapacitu, rychlou ATPázovou aktivitu myozinového izoenzymu a nízkou oxidativní kapacitu. Svaly obsahující větší množství těchto vláken se podílejí na jemných, přesných pohybech (Ganong, 2005). Pastucha a kol. (2014) rozdělují vlákna typu II na IIa a IIb a uvádějí ještě tzv. přechodová vlákna. Přechodná vlákna jsou nediferencovaná vlákna, která se v průběhu života mohou dle aktivity člověka diferencovat na předchozí tři typy vláken. Typ IIb (rychlá bílá vlákna) mají silně vyvinutá sarkoplazmatická retikula a vysokou aktivitu Ca 2+ a Mg 2+ iontů. To vede k rychlé kontrakci prováděnou maximální silou, avšak po krátkou dobu. Oproti IIa vláknům jsou rychleji unavitelná Závislost dráždivosti na uložení a velikosti elektrod Další neméně důležitou součástí elektroterapie je polarita elektrod a jejich uložení. De Domenico a Strauss (1985) ve své práci popisují klady a zápory velikosti elektrod použitých při elektrické stimulaci svalů středofrekvenčními proudy (SF proudy). Velké elektrody zajistí dobrý průchod proudu přes tkáně, facilitují kontrakci a zapříčiňují určitý komfort během terapie. Zároveň ale upozorňují na možný problém u hodně velkých elektrod, kde může být proudová hustota neadekvátní k vytvoření potřebné kontrakce. Malé elektrody mohou navodit nepříjemné pocity a způsobit tím nedostatečný svalový stah. Bohužel autoři nikde neuvádějí rozměry malých, velkých a hodně velkých elektrod. Zde platí Ohmův zákon, který vyjadřuje závislost mezi protékajícím proudem, odporem vodiče a napětím (Beneš, Kymplová, & Vítek, 2015). Dráždivost je nepřímoúměrně závislá na velikosti použité elektrody. Z tohoto tvrzení vyplývá, že čím větší je elektroda, tím je zapotřebí vyšší absolutní intenzity k podráždění tkáně, jelikož dráždivost tkáně s rostoucí velikostí elektrody klesá. I = U / R Efekt procházejícího proudu nezáleží pouze na vzrušivosti daných tkání, ale i na jejich umístění vzhledem k elektrodám sloužících k přenosu proudu. To znamená, že pokud budou 24

24 vlákna o malém průměru blízko elektrodě, mohou se aktivovat dříve než vlákna s větším průměrem daleko od elektrod. Z tohoto důvodu se dříve aktivují Aβ vlákna uložená v kůži než více vzrušivá motorická Aα vlákna. Proto pro správnou aktivaci vláken je důležité umístění elektrod co nejblíže k cílové tkáni. Pocit mravenčení by se měl objevit dříve než svalový záškub či pocit bolesti (Robinson & Snyder-Mackler, 2008). Dráždivost tkáně je závislá i na polaritě elektrod. Stejnosměrný proud mění dráždivost nervových vláken a kožních receptorů. To znamená, že během stimulace dochází k pasivním změnám polarizace membrány, tzv. elektronickým potenciálům. Du Bois- Reymond poprvé použil pojmy katelektrotonus a anelektrotonus v roce Anelektrotonus je jev, kdy kladná elektroda (anoda) přitahuje anionty z povrchu membrány nervového vlákna, čímž dochází k hyperpolarizaci, a snížení dráždivosti nervové tkáně. U katelektronu je tomu naopak. Dochází k částečné depolarizaci, což má za následek zvýšení dráždivosti pod katodou (Ipser & Přerovský, 1972; Poděbradský & Poděbradská, 2009). Katodové proudy vyvolávající depolarizaci o 7-15 mv přispívají k depolarizačním jevům. Z tohoto důvodu se dráždění objevuje převážně na katodě. Depolarizace již o 15 mv vyvolá akční potenciál. Probíhá-li po nervu vzruch, může se v oblasti katelektronu zesílit, v oblasti anelektronu zeslabit nebo potlačit (Ganong, 2005; Ipser & Přerovský, 1972; Poděbradský & Poděbradská, 2009) Fyziologické a patologické aspekty ovlivňující nervosvalovou dráždivost Mírou nervosvalové dráždivosti je intenzita podnětu, která je schopná vychýlit hodnotu klidového membránového potenciálu na úroveň prahového potenciálu. Míra excitability nervového systému se mění během dne. Závisí např. na poloze segmentu, psychickém stavu, motivaci a dechovém cyklu (Véle, 2006). Docent Véle tvrdí, že excitabilita je vyšší při stoji, v nádechu a při určitém emočním vypětí. Změny nervosvalové dráždivosti prokazují změnu reaktivity pacienta. U většiny pacientů se zvýšenou nervosvalovou dráždivostí dochází ke snížené schopnosti svalové relaxace a k tendenci k hypertonu (Opavský, 2003). 25

25 Zvýšená nervosvalová dráždivost (tzv. tetanie) je typická při hypokalcemii. Jedná se o pokles sérového kalcia pod 2,1 mmol/l (Tesař, Viklický, & kol., 2015). Dle Ipsera a Přerovského (1972) se úplně potlačí přímá i nepřímá dráždivost svalu a buněčné membrány jsou hyperpolarizovány. Mezi příčiny snížené hladiny kalcia v séru se řadí chirurgické odstranění příštítných tělísek, chronické selhání ledvin, ztráty kalcia z cirkulace či užívání určitých druhů léků (Tesař et al., 2015). Myasthenia gravis je typickým příkladem poruchy nervosvalového přenosu. Jedná se o autoimunitní onemocnění, u kterého vznikají protilátky blokující postsynaptické acetylcholinové receptory. Toto onemocnění se projevuje především svalovou únavou a slabostí, která kolísá vzhledem k denní aktivitě. Jeho progresivní charakter způsobuje v pozdějším stádiu oslabení pletencových svalů a může být postiženo i dýchací svalstvo (Kolář et al., 2009). Opakovaná stimulace je spolehlivá technika, která přesně vyhodnotí závažnost poruchy nervosvalového přenosu u středního až těžkého stádia myastenické nemoci. Při opakované stimulaci 2 5 Hz dojde ke snížení bezpečnostní rezervy acetylcholinu po několika stimulech. Je zajímavé, že stimulace o frekvenci 20 až 50 Hz zvýší na jednu až dvě minuty rezervy acetylcholinu, ale následně dojde k poaktivačnímu vyčerpání na 2-15 minut (Engel, 2012). Změny dráždivosti se také nacházejí u tzv. denervačního syndromu, který je následkem poruchy periferního motorického nervu. Vzniká tzv. reakce zvrhlosti, tedy změna dráždivosti charakteristická pro denervační syndrom. Mezi příznaky této denervace patří ztráta přímé a nepřímé dráždivosti pro faradický proud, ztráta nepřímé galvanické dráždivosti, změna svalového stahu při galvanickém dráždění, změna dráždivosti katody a anody (anoda je stejně dráždivá či dráždivější než katoda) a posun motorického bodu do středu svalového bříška (Ipser & Přerovský, 1972). 26

26 Obrázek 4. Změna dráždivosti u denervovaného svalu (Lulies & Tricker, 1970, 68) Vyšetření změny nervosvalové dráždivosti Vyšetření míry nervosvalové dráždivosti se v ambulanci provádí různými testy. Při zvýšené nervosvalové dráždivosti bývá pozitivní Chvostkův a Trömnnerův příznak. Chvostkův příznak je velmi charakteristický pro hyperexcitabilitu. Má tři stupně a vyšetřuje se pomocí neurologického kladívka v oblasti obličeje. Test je pozitivní, pokud se objevuje záškub mimického svalstva horního rtu a kolem koutku směrem zevním. Chvostek I se vyšetřuje asi 2 cm od ústního koutku směrem k tragu. Chvostek II se objeví při poklepu před tragem v místě příušní žlázy. Chvostek III se diagnostikuje na stejném místě jako Chvostek II, avšak pozitivním znamením bývá mimo jiné i záškub m. orbicularis oculi (Opavský, 2003). Trömnerův příznak je průkazným jevem buď pro spasticitu a nebo pro zvýšenou nervosvalovou dráždivost spojenou s hyperreflexií. Vyšetřuje se brnknutím do bříška distálního článku třetího prstu. Pacientova ruka visí za třetí prst na ruce terapeuta. Test se pokládá za pozitivní, pokud dojde ke flekčnímu pohybu prstů vyšetřované ruky (Opavský, 2003). Dle Steidla (2002) jsou často přítomné i zvýšené šlachookosticové reflexy na končetinách, které se projevují zvýšeným pohybem v segmentu při poklepu na šlachu testovaného svalu. Využít můžeme také Trousseauoovu klinickou zkoušku, při které vyvoláme ischemii a s ní typickou křeč ruky zaškrcením paže tonometrem. Pro manifestaci změny nervosvalové dráždivosti se využívají dva EMG testy (ischemický a hyperventilační). 27

27 Jejich použitím se ověřuje manifestní a latentní tetanie. Z biochemického hlediska se zkoumají hodnoty sérového a erytrocytárního, případně močového Mg. 28

28 3 Středofrekvenční terapie Středofrekvenční terapie byla vyvinuta v 50. letech minulého století Hansem Nemecem a do větší povědomosti lékařů a terapeutů se dostala během 70. let 20. století ve Velké Británii (Ozcan et al., 2004; Watson, 2008). Řadí se mezi kontaktní elektroterapii. V důsledku kontaktu elektrického obvodu s ošetřovanými tkáněmi je léčebný efekt založený na elektrochemické reaktibilitě tkání na procházející proud a na dráždivosti nervosvalového systému (Kolář et al., 2009). 3.1 Charakteristika proudů Středofrekvenční proudy jsou definovány jako proudy, jejichž frekvence se pohybuje v rozmezí khz. Kvůli nedráždivosti proudů nad 250 Hz dochází ke konverzi SF proudů na proudy nízkofrekvenční. Toho je dosaženo aplikací dvou nemodulovaných SF střídavých proudů, které se mírně liší v základní nosné frekvenci a to maximálně o 250 Hz (obrázek č. 5). Aplikované proudy jsou na sebe kolmé a v cílové tkáni se kříží. Tím vzniká amplitudově modulovaný proud, jehož výsledná frekvence je závislá na rozdílu nosných frekvencí (Goats, 1990; Poděbradský Poděbradská, 2009). Nemec ve svém článku poukázal na dvě základní hlediska středofrekvenční terapie. Využitím střední frekvence střídavého proudu dojde ke snížení kožního odporu. Nejpovrchnější vrstva epidermis působí jako izolátor. Kůže tak účinkuje jako kapacitní bariéra pro tok proudu a její impedance je nepřímo úměrná frekvenci střídavého proudu. Tudíž při vysoké frekvenci probíhajícího proudu se kožní odpor minimalizuje. Druhé hledisko je již zmíněná interference, ke které dochází aplikací dvou rozdílných středofrekvenčních proudů současně (Ozcan et al., 2004). Takto popsaná interference vzniká při dvoukruhové aplikaci čtyřmi elektrodami (tetrapolární aplikace). Stoprocentní hloubka modulace, tedy maximální účinnost proudu, je na pravoúhlém kříži, který je pootočený o 45 od roviny elektrod. U bipolární aplikace je nízkofrekvenční obalová křivka nastavená již na elektrodách a léčebný proud ovlivňuje všechny tkáně, které jsou uložené mezi oběma elektrodami (Goats, 1990). 29

29 Klasická interference, kde se nalézá 0 a 100% hloubka modulace vedle sebe, je kontraindikovaná u akutních stavů díky přítomnosti strmého gradientu. Pouze izoplanární vektorové pole, kde je 100% hloubka modulace přítomna v celé oblasti překřížení, může být použito i u akutních stavů (Poděbradský & Poděbradská, 2009). Obrázek 5. Interference dvou středofrekvenčních proudů, A: 4000 Hz, B: 4100 Hz, C: výsledný proud o AMF 100 Hz (Watson, 2008, 298) Mezi další parametry frekvenční modulace SF proudů patří spectrum, sweep time a contour. Spectrum reprezentuje rozsah frekvenční modulace. Určuje horní hranici frekvenční modulace. Sweep time je doba, za kterou proběhne frekvenční modulace z amplitudově modulované frekvence (AMF) do AMF + spectrum. Contour určuje rychlost změny frekvence ve vztahu k sweep time v procentech. Velikost těchto tří parametrů se řídí dle stádia choroby (Poděbradský & Poděbradská, 2009). Sweep time není léčebný parametr. Nastavuje se kvůli adaptaci organismu na probíhající proudy. Důkazy pro důležitost této funkce jsou nedostačující. Pouze jedna malá studie prokázala nulový vliv sweep time na adaptaci (Martin & Palmer, 1995b in Watson, 30

30 2008). Dále bylo řečeno, že tento parametr umožňuje stimulaci ve větším rozsahu, čímž se rozšiřuje i oblast působnosti účinků proudů. Ani toto tvrzení nebylo potvrzeno více studiemi. Tabasam a Johnson (2000) popisují, že 96% fyzioterapeutů, kteří používají sweep time, nastavují pomalý nárůst a pomalý pokles změny AMF. 3.2 Účinky středofrekvenčních proudů Tolerance proudů je jednou z nesporných výhod středofrekvenčních proudů. Jak již bylo řečeno, díky dvěma křížícím se okruhům středofrekvenčních proudů dochází k lehkému překonání kožního odporu, malá dráždivost pro volná nervová zakončení v kůži způsobí hlubší průnik proudu do tkáně a terapeut má možnost nastavit vyšší absolutní intenzitu proudu. Se snížením kožního odporu se pojí i vyšší příjemnost proudu oproti nízkofrekvenční elektroterapii (Kolesár, Ďurianová, Hupka, Pavlík, 1975; Poděbradský Poděbradská, 2009). Mezi hlavní účinky středofrekvenčních proudů se řadí analgezie, redukce otoku a svalová stimulace. SF proudy mohou vyvolat postupné snížení bolesti přes stimulaci aferentních Aδ a C vláken. To zvýší aktivitu descendentních vláken vedoucích z raphe nuclei uvolňující inhibiční neurotransmitery na míšní úrovni. SF proudy s frekvencí 15 Hz nejvíce aktivují tyto mechanismy. Bolest se může zpočátku zvýšit v důsledku stimulace nociceptivních Aδ a C vláken (Goats, 1990). SF proudy zlepšují cirkulaci krve a otoku, což může mít za následek odplavení chemických látek stimulujících nociceptivní nervová zakončení. Redukcí otoku se současně sníží i tlak na tkáně (De Domenico, 1982; Goats, 1990). De Domenico a Strauss (1985) doporučují SF proudy jako metodu pro reedukaci svalové aktivity. Poukazují i na částečné využití SF proudů pro motorickou stimulaci svalů pánevního dna v léčbě inkontinence. Dle Poděbradského a Poděbradské (2009) dosáhneme sympatikolytického účinku při aplikaci SF proudů o frekvenci 100 Hz. Svalovou mikropumpu aktivujeme frekvenční modulací skokem v krátkých periodách ( Hz) a myorelaxační účinek je podmíněný frekvenční modulací či adaptací. 31

31 U SF proudů se diskutuje nad širokou škálou působnosti, avšak mnoho z nich není vědecky podložených. Emberson (1996) in Watson (2008) využil SF proudy k léčbě astmatu, Fourie a Bowerbank (1997) in Watson (2008) použili SF proudy ke zlepšení hojení fraktur, Laycock a Green (1988) léčili inkontinenci a v roce 2000 Philipp et al. (in Watson, 2008) použili tyto proudy k léčbě psoriázy. Většina výše uvedených možností využití SF proudů by vyžadovala ověření (Watson, 2008). Šestnáct z dvaceti studií hodnotilo analgetický efekt SF proudů u chronické bolesti. Fuentes et al. (2010b) z toho usuzují větší četnost využití středofrekvenční terapie u chronických pacientů, než u akutních. Watson (2008) uvádí i možné vedlejší účinky SF proudů. Mezi tyto negativa zařadil pálení, zhoršení bolesti, celkovou nevolnost, zvracení, mdloby či bolesti hlavy. K pálení může dojít při nadměrné aplikované intenzitě v důsledku špatného zatížení elektrod. Výsledky metaanalýzy provedené Fuentesem et al. (2010b) říkají, že samotná aplikace SF proudů na muskuloskeletální bolesti není signifikantně prospěšnější v porovnání s placebo terapií či manuální terapií. Pouze 27 % studií zaznamenalo analgetický efekt SF proudů aplikovaných jako monoterapii. Tito autoři nedoporučují využívat SF proudy jako monoterapii, ale kombinovat je s jinou terapií. Při kombinaci terapií byl zaznamenán pozitivní efekt i tři měsíce po terapii. Toto zjištění je velmi důležité do běžné fyzioterapeutické praxe, kde se nejvíce využívá fyzioterapeutická intervence spojená s fyzikální terapií. I Poděbradský a Poděbradská (2009) uvádí ve své knize existenci studií zabývajících se placebo efektem při aplikaci fyzikální terapie. Podle autorů je těžké zajistit vyhodnocení placebo efektu v důsledku ovlivňování aferentace pouhým přiložením elektrod či ultrazvukové hlavice. Na aferentaci se dle Poděbradských podílejí všechny smysly a prakticky všechny řídící a regulační složky organismu. 3.3 Vliv amplitudově modulované frekvence Tvrdí se, že aktivním parametrem pro léčbu různých zdravotních stavů je amplitudově modulovaná frekvence, která v rozmezí 1 až 250 Hz vyvolá fyziologické mechanismy vedoucí k úlevě od bolesti. Přesné mechanismy způsobující redukci bolesti jsou dle Johnson a Tabasam (2003) nejasné. Fuentes et al. (2010) polemizují nad vrátkovou teorií bolesti 32

32 a zvýšením počtu depolarizovaných nervových vláken vedoucí k analgezii. Tvrdí, že se v praxi využívají vyšší frekvence pro analgezii, a předpokládají, že fungují na vrátkové teorii bolesti. Nižší frekvence jako je např. 10 Hz stimulují Aδ a C vlákna s výslednou endogenní opioidní odpovědí. Nejenom Gavassa de Araújo et al. (2014) diskutují nad důležitostí nastavení AMF a dalších parametrů. Někteří autoři tvrdí, že správná AMF je klíčovým předpokladem léčebného efektu. Předpokládají, že při různých nastaveních AMF dochází k rozdílné stimulaci tkání. Zato Palmer et al. (1999) zkoumali vliv absence AMF na excitaci senzorických a motorických vláken a vláken bolesti u zdravých lidí a zjistili, že absence AMF neovlivňuje intenzitu proudu potřebného k podráždění nervové tkáně (vláken Aδ a C vláken) a že intenzita potřebná k podráždění je podobná, jako tomu bylo při použití AMF 5 Hz a 100 Hz. Z tohoto tvrzení se Palmer et al. domnívají, že právě nosná frekvence je dominantním parametrem pro ovlivnění bolesti. Tuto teorii potvrzují i Fuentes et al. (2010), kteří nevěří ve vliv AMF na analgetický efekt SF proudů. Ve své studii zkoumají vliv AMF na terapeutický efekt SF proudů, především analgezii. K hodnocení analgetické odpovědi využili algometr, který aplikovali 4 cm laterálně od trnového výběžku obratle L4. Parametry aplikace středofrekvenčních proudů: 4 khz, AMF 0 Hz a 100 Hz, intenzita NPS - pocit brnění. V konečném důsledku se shodují s jinými studiemi, že parametr AMF nemá žádný klinický ani statisticky významný podíl na snížení tlakové bolesti u zdravých jedinců. Zdá se, že nejnovější poznatky ohledně AMF nekorespondují s jeho tradičním pojetím a důležitostí. Johnson a Tabasam (2003) upozorňují na kontrast mezi učebnicemi o SF proudech a studiemi. Poděbradský a Poděbradská (2009) ve své knize uvádějí analgezii při použití AMF 100 Hz při intenzitě NPS a antiedematózní účinek při nadprahově motorické (NPM) intenzitě pro proudy s frekvencí 50 Hz. Kolesár et al. (1975) také rozdělují účinky SF proudů dle AMF. Zajímavé ale je, že se nepozastavují nad intenzitou aplikace. Tito autoři tvrdí, že konstantní 100 Hz frekvence má sympatikolytický a analgetický účinek, kolísající frekvence Hz má sedativní a spazmolytický účinek, kolísající frekvence 1-10 Hz, 1-30 Hz, 1-50 Hz má tonizační a dráždivý účinek. 33

33 Martin a Palmer (1996) in Watson (2008) ve své studii zjistili, že se odpovědi na stimulaci SF proudy při různém nastavení AMF mění. Například aplikace AMF 5 Hz byla o mnoho nepříjemnější než 50 či 100 Hz. AMF do 40 Hz může mít vliv na komfort během terapie, ale jeho role během stimulace tkání je menší, než je tomu u nosné frekvence. Celkově se zdá, že při aplikaci středofrekvenčních proudů dávají terapeuti a lékaři přednost vyššímu nastavení AMF ( Hz) před nižšími hodnotami (5 Hz) (Watson, 2008). K tomuto tvrzení se přiklání i Gavassa de Araújo et al. (2014). Johnson a Tabasam (2003) považují za nejpoužívanější AMF 100 až 130 Hz a to v důsledku nejvyšší příjemnosti pro pacienta. Venancio et al. (2013) potvrzují nejvyšší stupeň analgezie při použití AMF 100 Hz. Kinnunen a Alasaarela (2004, in Watson, 2008) prokázali, že změna AMF má zanedbatelný efekt na práh aktivace senzorických, motorických vláken a vláken bolesti. Watson (2008) polemizuje nad obtížností a možná i zbytečností doporučovat přesné nastavení AMF. AMF by volil vzhledem k příjemnosti pro pacienty. 3.4 Vliv nosné frekvence V praxi se nejčastěji aplikuje nosná frekvence 2,5 khz až 12 khz. Tato frekvence určuje délku impulzu, účinek a toleranci (Poděbradský Poděbradská, 2009). Pokud je nosná frekvence tím hlavním stimulujícím parametrem, tak asi nikoho nepřekvapí, že efekt AMF pravděpodobně není tak důležitý, jak se dříve myslelo. Je možné, že běžně používané frekvence jsou v praxi podhodnocené. Venancio et al. (2013) při studii zjistili, že vyšší nosné frekvence (4, 8 a 10 khz) potřebují vyšší intenzitu proudu pro dosažení senzitivního prahu. U frekvence 1 khz byla tato intenzita poněkud nižší. To může být vysvětleno snížením trváním impulzu a zvýšením intenzity proudu. Nižší trvání impulzu potřebuje vyšší intenzitu pro dosažení vzrušivé odpovědi. Goats (1990) ve svém článku tvrdí, že nižší nosná frekvence je schopná lépe stimulovat svalovou tkáň. Venancio et al. (2013) také řeší tato fakta ve své práci. Říkají, že nosná frekvence 2 khz je vhodnější pro vyvolání svalové kontrakce a posílení svalu, přičemž 4 khz jsou ideální ke snížení bolesti. Upozorňují při tom ale na to, že tato tvrzení nejsou z velké části potvrzená vědeckými studiemi. Navíc upozorňují na neshody v literatuře zabývající se ideálními parametry pro elektrickou stimulaci s minimálním senzorickým 34

34 diskomfortem. Dále k tomu doplňují, že vysoké nosné frekvence mohou snížit odpověď nervů kvůli vysokému počtu po sobě jdoucích podnětů, které spadají do absolutní či relativní refrakterní fáze vzruchu. Ve své studii ukázali, že i přes vyšší nepříjemnost nižších nosných frekvencí, je jejich analgetický efekt výraznější. Dále prokázali signifikantně významnější pokles tlakové bolesti po 20 ti minutách aplikace SF proudů s nosnou frekvencí 1 khz, než tomu bylo u 8 či 10 khz. Výsledky si vysvětlují na základě poklesu sumace a snížení počtu pálení motorických jednotek. To vede k výpadkům vláken a vyčerpání neurotransmiteru, selhání propagace a nervovému bloku. Stejný efekt měla aplikace SF proudů o nízké nosné frekvence i po dalších 20 ti minutách od konce terapie (Venancio et al., 2013). Během terapie zvyšovali každých 5 minut intenzitu proudu v návaznosti na předchozí studie, které toto považují za nezbytné pro dosažení maximální analgezie. Rozdíly zvýšení intenzit na intenzitu nadprahově senzitivní (NPS) byly výraznější u vyšších frekvencí, což nasvědčuje hypotéze o únavě synapsí a selhání šíření vzruchu (Venancio et al., 2013). To, zda je účinek SF proudů založený na nastavení AMF či NF neobjektivizovali ani Poděbradský a Poděbradská (2009). I ti si protiřečí u léčebného parametru SF proudů. Tvrdí, že nosná frekvence určuje délku impulzu (0,2 0,04 ms), a tím i účinek a toleranci proudu. V dalším odstavci však poukazují na volbu AMF dle požadovaného účinku. Z jejich tvrzení vyplývá, že léčebnými parametry by byla jak nosná frekvence, tak i AMF. 3.5 Vliv uložení elektrod a typu aplikace SF proudů Některé zdroje tvrdí, že tetrapolární aplikace SF proudů působí více do hloubky s menší stimulací senzorického systému, čímž se stává příjemnější než bipolární aplikace. U tetrapolární aplikace se proudy smísí uvnitř tkáně a výsledná amplituda proudu je vyšší v cílové tkáni než v kůži. U bipolární aplikace dochází k interferenci již v přístroji, a proto je amplituda proudu stejná jak v kůži, tak i v ostatních tkáních (Ozcan et al., 2004) Literatura tvrdí, že při tetrapolární aplikaci dochází k rozdílnému šíření proudu v porovnání s bipolární aplikací. U bipolární aplikace je nejvyšší účinnost proudu v blízkosti 35

35 elektrod a se vzdáleností od elektrody se tato účinnost snižuje (Hansjuergens, 1986). Goats (1990) ve své studii upozorňuje na možné snížení účinku v závislosti na široký rozptyl proudu při bipolární aplikaci. De Domenico a Strauss (1985) a Martin (1996) mu oponují tvrzením, že pouze při bipolární aplikaci je možné dosáhnout 100 % modulace, což může být příčinou vyšší efektivity a příjemnosti proudů při stimulaci svalové tkáně. Dále De Domenico a Strauss považují za největší problém tetrapolární aplikace velký rozptyl stimulované tkáně, a tudíž možnost stimulace nechtěných svalů. Ve své studii preferují u pacientů s nepoškozenou inervací svalu premodulované proudy, které vytvářejí silnou, ale příjemnou a účinnou svalovou kontrakci. Tato technika je podle nich jednoduchá a dobře tolerovaná. O možné aplikaci středofrekvenčních proudů jsem psala již výše. Tetrapolární aplikace středofrekvenčních proudů je častěji využívaná než bipolární aplikace a je přijímána jako kvalitnější. Otázka zní, zda má tato četnost opodstatnění. Ozcan et al. (2004) ve své studii porovnávali SF proudy s interferencí již na přístroji (předem modulované - PřM) vs. s interferencí ve tkáni (ve tkáni modulované TM). Kvůli utajení formy aplikace využili i u PřM proudů čtyři elektrody. Nejprve zkoumali, zda do kříže uložené elektrody mají vyšší hloubku účinku, než by tomu bylo u paralelně uložených elektrod. K hodnocení tohoto výzkumu využili poměr mezi prahem senzorické a motorické stimulace. Výsledky ukázaly, že okruhy, které jsou aplikovány do kříže (ať se jedná o TM či PřM), mají nižší hloubku účinnosti, než tomu bylo u paralelně nastavených elektrod. Z toho vyvozují vyšší hloubku účinnosti u bipolárně aplikovaných SF proudů. Dalším výsledkem studie se stala vyšší příjemnost PřM proudů oproti TM proudům. Z výše uvedeného vyplývá, že Ozcan et al. (2004) nepotvrdili výhody TM proudů vůči PřM proudům v hloubce působení a komfortu a doporučují využití bipolární aplikace přes dvě velké elektrody po obou stranách cílové tkáně z důvodu větší efektivity a menší možnosti poranění. U SF proudů se využívají jak vakuové elektrody, tak i elektrody gumové s vrstvou grafitu. Watson (2008) tvrdí, že neexistuje literatura, která by hodnotila relativní přínos obou technik, a proto výběr typu elektrod vidí ve snadnosti aplikace. Gumové elektrody, které jsou přidělávány pomocí popruhů na suchý zip, by využil spíše na končetiny, avšak u hůře přístupných míst by si vybral vakuové elektody. Sání jako takové, které je přítomno při 36

36 využití vakuových elektrod, může být příčinou vazodilatace (Low & Reed, 2000; in Watson, 2008). 37

37 4 Cíle a hypotézy 4.1 Hlavní cíl Ověřit a objektivizovat dráždivost frekvence amplitudové modulace obalové křivky SF proudů pro frekvence 50 Hz a 100 Hz. 4.2 Vedlejší cíl 1. Ověřit a objektivizovat vliv nosné frekvence SF proudů na dráždivost frekvencí 50 Hz a 100 Hz. 2. Zjistit subjektivní hodnocení použitých proudů. 4.3 Hypotézy H01: Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz. H02: Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz. H03: Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz. H04: Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz. H05: Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz. H06: Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz. H07: Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 50Hz. H08: Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 50Hz. 38

38 H09: Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 100Hz. H010: Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 100Hz. 39

39 5 Metodika 5.1 Charakteristika souboru Výzkumný soubor tvořilo 38 zdravých probandů, z toho 24 žen a 14 mužů ve věkovém rozmezí 18 až 49 let. Průměrný věk probandů byl 28,6 let. Před měřením byli všichni seznámeni s metodikou a cílem studie. Podepsali písemný informovaný souhlas, kterým potvrdili souhlas s použitím získaných dat pro výzkumné účely (Příloha 1). Vyšetření probíhalo od května 2015 do listopadu 2015 na rehabilitačním oddělení Polikliniky Choceň a.s. Během měření nebyl brán zřetel na cirkadiální rytmus dne. Zajištění stejné denní doby pro všechny probandy by bylo velmi obtížné. 5.2 Postup vyšetření Před samostatným měřením byla odebrána anamnéza, provedeno orientační neurologické vyšetření zaměřené na nervosvalovou dráždivost, čití a výbavnost reflexů. Dále proběhlo testování laterality dolních končetin. Vyšetření i měření probíhalo v dostatečně osvětlené a větrané místnosti po ukončení pracovní doby Polikliniky Choceň a.s Odebrání anamnézy Anamnestický dotazník se skládal z osobní anamnézy se zaměřením na nynější onemocnění nervosvalového aparátu a na úrazy dolních končetin jakéhokoli charakteru. Mezi další údaje patřila farmakologická anamnéza (Příloha 2). Výzkum byl proveden na zdravém vzorku populace. V anamnestických dotaznících jsem neshledala žádné závažné onemocnění či závažný úraz dolních končetin, který by mohl ohrozit věrohodnost prováděného výzkumu. Žádný z probandů neužíval léky ovlivňující citlivost, nervosvalovou dráždivost či vnímání bolesti Neurologické vyšetření Neurologické vyšetření bylo provedeno před samotným testováním dráždivosti proudů dle Opavského (2003). 40

40 Vyšetření nervosvalové dráždivost Vyšetření nervosvalové dráždivosti se provádí buď v oblasti obličeje Chvostkovým příznakem a nebo Trömnerovým příznakem v oblasti ruky. Zvýšená nervosvalová dráždivost svědčí o snížené schopnosti svalové relaxace, celkovém svalovém napětí a o zvýšené reaktivitě testovaného. Chvostkův příznak se vyšetřuje pomocí neurologického kladívka a to ve třech úrovních. Chvostek I se provádí poklepem na tvář na spojnici koutek tragus asi ve vzdálenosti 2 cm od ústního koutku. Za pozitivní se považuje, pokud dojde k záškubu mimického svalstva horního rtu a kolem koutku směrem zevním. Chvostek II má odpověď analogickou jako při vyšetření Chvostka I, avšak poklep kladívka se směřuje před tragus v místě příušní žlázy. Nejvyšší stupeň nervosvalové dráždivosti v oblasti obličeje se prokazuje Chvostkem III, kdy při poklepu před tragem (stejně jako Chvostek II) dojde mimo jiné i k záškubu m. orbicularis oculi (Opavský, 2003). Chvostek I byl pozitivní u sedmi probandů a to vždy jednostranně, Chvostek II byl jedenkrát pozitivní vlevo a dvakrát pozitivní vpravo. Chvostek III byl ve všech případech negativní. Tyto nálezy považuji za fyziologické. Trömnerův příznak se vyšetřuje brnknutím do bříška posledního článku relaxovaného třetího prstu, který je zaháknut na ruce terapeuta. U čtyřech probandů byl Trömner pozitivní. Vyšetření reflexů Vyšetření reflexů probíhalo na dominantní dolní končetině. Byl posuzován patelární reflex (L2 L4) poklepem na lig. patellae a reflex Achillovy šlachy (L5 S2) poklepem na Achillovu šlachu v kleče (Opavský, 2003). Byla zaznamenána výbavnost či nevýbavnost reflexu, v případě hypo- či hyperreflexie byla zapsaná poznámka do anamnestického dotazníku. Hyperreflexie byla zaznamenaná u sedmi probandů a to pouze při vyšetření patelárního reflexu. Hyporeflexie byla nalezena u šesti probandů, z toho čtyřikrát u patelárního reflexu a dvakrát u reflexu Achillovy šlachy. Při zesilovacím Jendrassikově manévru se odpovědi zvýraznily. Vyšetření čití Neurologické vyšetření obsahovalo vyšetření povrchového i hlubokého čití. Pro testování povrchového čití jsem použila rozlišení tupých a ostrých podnětů a dvoubodovou diskriminaci. Tupým podnětem byla propisovací tužka, ostrým podnětem byl hrot z neurologického kladívka. Za normální hodnotu byl považován nález 8-10/10 u tupých/ostrých podnětů a vzdálenost 4 cm při dvoubodové diskriminaci. U jediného 41

41 probanda byla zjištěna porucha povrchového čití (dvoubodová diskriminace) a to v oblasti m. gastrocnemius. Při vyšetření hlubokého čití se testovala statestézie (45 flexe kolenního kloubu, poloha dolní končetiny jako u Patrikova testu), kinestézie (tlak na 2., 5. a 1. prstec vyšetřované dolní končetiny) a Rombergova zkouška II a III. U žádného probanda nebyla shledána výrazná porucha v oblasti hlubokého čití Určení laterality dolní končetiny V rámci anamnestického dotazníku byla určena dominance dolní končetiny zkouškami pro lateralitu dolní končetiny dle Drnková-Pavlíková a Syllabová (1991). Dominance dolní končetiny byla určena těmito zkouškami: 1. Kopnutí do míče 2. Vystoupání na stoličku 3. Udupávání dohořívajícího ohníčku Podle odpovědí a indexu dominance [DI = 100 (R) / (R+L)] byla určena dominantní dolní končetina všem probandům. Pro výše uvedený vztah platí: R = počet úkonů provedených pravou končetinou, L = počet úkonů provedených levou končetinou. 29 probandům byly zjištěny hodnoty DI > 50, to znamená dextrie (dominance pravé dolní končetiny). U 9-ti probandů byly zjištěny hodnoty DI < 50, platí tedy sinistrie (dominance levé dolní končetiny) Postup měření Před samostatným měřením byl všem probandům podrobně vysvětlen celý postup měření včetně vysvětlení NPS intenzity - pocit právě procházejícího proudu předcházející intenzitě NPM svalový záškub. Neméně důležité bylo informovat probanda o následném subjektivním hodnocení příjemnosti aplikovaných proudů, které bylo zaznamenáváno v průběhu měření (např. proud č. 3 je příjemnější než proud č. 1 a 2). Pokožka byla očištěna alkoholovým roztokem v místě uložení elektrod pro standardizaci podmínek. Uložení elektrod korespondovalo s uložením elektrod při výzkumu 42

42 Krchová (2014), tedy na m. vastus medialis dominantní dolní končetiny. Pro kontrolní i výzkumnou část byly použity dvě deskové elektrody o velikosti 5 x 7 cm opatřené standardní elektrodovou podložkou napuštěnou fyziologickým roztokem. Jednalo se o bipolární aplikaci, kdy katoda byla uložena distálně a anoda proximálně. Elektrody byly na dolní končetinu přidělány pomocí pásů na suchý zip. Výzkum byl zahájen kontrolním měřením pro správnost uložení elektrod a pro objektivizaci pocitů při intenzitě NPS a NPM. K tomuto kontrolnímu měření byly použity stejné elektrody, které byly dále použity i pro hlavní část výzkumu, a proud typu TENS se šířkou impulzu 400 µs a f = 1 Hz. Senzitivní práh byl zaznamenán na základě subjektivních pocitů probanda. O pocitech byl proband instruován před měřením. Svalový záškub proband označil jako intenzitu NPM. Hodnota NPM intenzity byla také zaznamenaná vizuální a palpační kontrolou svalového bříška m. vastus medialis na měřené končetině. Pro hlavní část výzkumu byla použita bipolární aplikace středofrekvenčních proudů o různých nosných frekvencích a amplitudově modulované frekvenci (Tabulka 1). Prvně byla zaznamenaná intenzita NPS, poté intenzita NPM pro dané hodnoty proudů. Umístění elektrod bylo stejné, jako tomu bylo u kontrolního měření, tj. na m. vastus medialis dominantní dolní končetiny, katoda distálně, anoda kraniálně, režim CC. Tabulka 1. Typy proudů, které jsme aplikovali během výzkumu SF proudy NF = 2,5 khz AMF = 50 Hz Sp = 0 SF proudy NF = 2,5 khz AMF = 100 Hz Sp = 0 SF proudy NF = 4 khz AMF = 50 Hz Sp = 0 SF proudy NF = 4 khz AMF = 100 Hz Sp = 0 SF proudy NF = 10 khz AMF = 50 Hz Sp = 0 SF proudy NF = 10 khz AMF = 100 Hz Sp = 0 SF = středofrekvenční, NF = nosná frekvence, AMF = amplitudově modulovaná frekvence, Sp = spektrum 43

43 Z důvodu subjektivního hodnocení příjemnosti proudů a reliabilitě testování bylo, pro vyloučení vlivu jejich pořadí, u pacientů s lichým a sudým pořadovým číslem jiné pořadí aplikovaných proudů. Probandi s lichým číslem začínali aplikací středofrekvenčních proudů o NF = 2,5 khz a AMF = 50 Hz, zatímco probandi se sudým číslem začínali s NF = 10 khz a AMF = 100 Hz (Tabulka 2) Tabulka 2. Pořadí aplikace proudů u pacientů s lichým a sudým pořadovým číslem Lichý 2,5/50 4/50 10/50 2,5/100 4/100 10/100 Sudý 10/100 4/100 2,5/100 10/50 10/4 10/2,5 Na přístroji Phyaction C byly navoleny hodnoty daného proudu a absolutní intenzita byla zvyšovaná až do úrovně senzitivního prahu určeného probandem. Daná hodnota byla zaznamenaná do protokolu měření (Příloha 3). Následovalo další zvyšování intenzity až na úroveň motorické odpovědi svalu. Naměřená hodnota byla zapsaná do protokolu a měření bylo ukončeno. Výše uvedený postup byl zopakován pro všechny typy středofrekvenčních proudů s předem určenými hodnotami. Celkově bylo naměřeno a zaznamenáno 12 hodnot u každého probanda. Proband po každém měření hodnotil příjemnost proudu ve srovnání s ostatními, již aplikovanými proudy. Pro lepší představu uvádím příklad: Proud č. 3 byl příjemnější než proud číslo 2, ale méně příjemný než proud č Statistické zpracování naměřených dat Naměřené hodnoty pro všechny sledované parametry intenzity prahově senzitivní i prahově motorické byly zapsány do programu Excel 2007 a zpracovány statistickým programem STATISTICA 12. Histogramy prokázaly, že data nesplňují kritéria normálního rozložení dat dle Gaussovy křivky. Z tohoto důvodu byly použity neparametrické statistiky - párové testy a došlo k porovnání dvou závislých proměnných s využitím Wilcoxonova párového testu. Při hodnocení vlivu NF na dráždivost obalové křivky SF proudů byl použit 44

44 znaménkový test. Subjektivní hodnocení příjemnosti použitých proudů bylo vyhodnoceno rozložením četnosti hodnot. Využilo se bodové ohodnocení 0-5 bodů, kdy 5 bodů bylo přiřazeno nejpříjemnějšímu proudu. Tato data byla zaznamenaná do tabulky a graficky znázorněná s použitím programu Microsoft Office Excel

45 6 Výsledky 6.1 Výsledky testované hypotézy H01 Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz. Při testování hypotézy H01 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl mezi naměřenými hodnotami pro AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz v intenzitě NPS. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných Wilcoxonův párový test. Z výsledků vyplývá, že nebyl nalezen statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 05 (Tabulka 3, Graf 1). Tabulka 3. Rozdíl v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz v intenzitě NPS 46

46 Graf 1. Grafické znázornění rozdílu v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz v intenzitě NPS 20 Krabicový graf IPS 2,5/50 IPS 2,5/100 Medián 25%-75% Min-Max Na základě výsledků byla hypotéza H01 potvrzena. Nebyl shledán statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz. 6.2 Výsledky testované hypotézy H02 Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz. Při testování hypotézy H02 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl mezi naměřenými hodnotami pro AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz v intenzitě NPM. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných Wilcoxonův 47

47 párový test. Z výsledků vyplývá, že existuje statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 05 (Tabulka 4, Graf 2). Tabulka 4. Rozdíl v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz v intenzitě NPM Graf 2. Grafické znázornění rozdílu v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz v intenzitě NPM 28 Krabicový graf IPM 2,5/50 IPM 2,5/100 Medián 25%-75% Min-Max Na základě výsledků byla hypotéza H02 vyvrácena. Byl shledán statisticky významný rozdíl na hladině p < 0, 05 v NPM intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 2,5 khz. 48

48 6.3 Výsledky testované hypotézy H03 Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz. Při testování hypotézy H03 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl mezi naměřenými hodnotami pro AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz v intenzitě NPS. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných Wilcoxonův párový test. Z výsledků vyplývá, že nebyl nalezen statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 05 (Tabulka 5, Graf 3). Tabulka 5. Rozdíl v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz v intenzitě NPS Graf 3. Grafické znázornění rozdílu v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz v intenzitě NPS 28 Krabicový graf IPS 4/50 IPS 4/ Medián 25%-75% Min-Max

49 Na základě výsledků byla hypotéza H03 potvrzena. Nebyl shledán statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz. 6.4 Výsledky testované hypotézy H04 Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz. Při testování hypotézy H04 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl mezi naměřenými hodnotami pro AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz v intenzitě NPM. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných Wilcoxonův párový test. Z výsledků vyplývá, že nebyl nalezen statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 05 (Tabulka 6, Graf 4). Tabulka 6. Rozdíl v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz v intenzitě NPM 50

50 Graf 4. Grafické znázornění rozdílu v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz v intenzitě NPM 36 Krabicový graf IPM 4/50 IPM 4/100 Medián 25%-75% Min-Max Na základě výsledků byla hypotéza H04 potvrzena. Nebyl shledán statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 4 khz. 6.5 Výsledky testované hypotézy H05 Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz. Při testování hypotézy H05 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl mezi naměřenými hodnotami pro AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz v intenzitě NPS. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných Wilcoxonův párový test. Z výsledků vyplývá, že nebyl nalezen statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 05 (Tabulka 7, Graf 5). 51

51 Tabulka 7. Rozdíl v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz v intenzitě NPS Graf 5. Grafické znázornění rozdílu v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz v intenzitě NPS 55 Krabicový graf IPS 10/50 IPS 10/100 Medián 25%-75% Min-Max Na základě výsledků byla hypotéza H05 potvrzena. Nebyl shledán statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz. 6.6 Výsledky testované hypotézy H06 Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz. 52

52 Při testování hypotézy H06 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl mezi naměřenými hodnotami pro AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz v intenzitě NPM. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných Wilcoxonův párový test. Z výsledků vyplývá, že existuje statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 05 (Tabulka 8, Graf 6). Tabulka 8. Rozdíl v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz v intenzitě NPM Graf 6. Grafické znázornění rozdílu v dráždivosti AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz v intenzitě NPM 65 Krabicový graf IPM 10/50 IPM 10/100 Medián 25%-75% Min-Max 53

53 Na základě výsledků byla hypotéza H06 vyvrácena. Byl shledán statisticky významný rozdíl na hladině p < 0, 05 v NPM intenzitě mezi AMF 50 Hz a 100 Hz SF proudů s NF 10 khz. 6.7 Výsledky testované hypotézy H07 Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 50Hz. Při testování hypotézy H07 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi naměřenými hodnotami pro NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 50 Hz. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných Znaménkový test. Z výsledků vyplývá, že existuje statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 01 (Tabulka 9, Graf 7). Tabulka 9. Rozdíl vlivu NF na dráždivost SF proudů při AMF 50 Hz v intenzitě NPS Znaménkový test Dvojice proměnných hladina významnosti p < 0,0500 NPS 2,5/50 vs NPS 4/ ,0000 6, , NPS 2,5/50 vs NPS 10/ ,0000 6, , NPS 4/50 vs NPS 10/ ,0000 6, ,

54 Graf 7. Grafické znázornění rozdílu ve vlivu NF na dráždivosti SF proudů při AMF 50 Hz v intenzitě NPS 50 Krabicový graf IPS 2,5/50 IPS 4/50 IPS 10/50 Průměr Průměr±SmOdch Průměr±1,96*SmOdch Na základě výsledků byla hypotéza H07 vyvrácena. Byl shledán statisticky významný rozdíl na hladině p < 0, 01 v rozdílu dráždivosti SF proudů pro NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz vzhledem k AMF 50 Hz v intenzitě NPS. 6.8 Výsledky testované hypotézy H08 Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 50Hz. Při testování hypotézy H08 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi naměřenými hodnotami pro NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 50 Hz. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných 55

55 Znaménkový test. Z výsledků vyplývá, že existuje statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 01 (Tabulka 10, Graf 8). Tabulka 10. Rozdíl vlivu NF na dráždivost SF proudů při AMF 50 Hz v intenzitě NPM Znaménkový test Dvojice proměnných hladina významnosti p < 0,0500 NPM 2,5/50 vs NPM 4/ ,0000 6, , NPM 2,5/50 vs NPM 10/ ,0000 6, , NPM 4/50 vs NPM 10/ ,0000 6, , Graf 8. Grafické znázornění rozdílu ve vlivu NF na dráždivost SF proudů při AMF 50 Hz v intenzitě NPM 70 Krabicový graf IPM 2,5/50 IPM 4/50 IPM 10/50 Medián 25%-75% Min-Max Na základě výsledků byla hypotéza H08 vyvrácena. Byl shledán statisticky významný rozdíl na hladině p < 0, 01 v rozdílu dráždivosti SF proudů pro NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz vzhledem k AMF 50 Hz v intenzitě NPM. 56

56 6.9 Výsledky testované hypotézy H09 Není statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 100Hz. Při testování hypotézy H09 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl v NPS intenzitě mezi naměřenými hodnotami pro NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 100 Hz. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných Znaménkový test. Z výsledků vyplývá, že existuje statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 01 (Tabulka 11, Graf 9). Tabulka 11. Rozdíl vlivu NF na dráždivost SF proudů při AMF 100 Hz v intenzitě NPS Znaménkový test Dvojice proměnných hladina významnosti p < 0,0500 NPS 2,5/100 vs NPS 4/ ,0000 6, , NPS 2,5/100 vs NPS 10/ ,0000 6, , NPS 4/100 vs NPS 10/ ,0000 6, ,

57 Graf 9. Grafické znázornění rozdílu ve vlivu NF na dráždivost SF proudů při AMF 100 Hz v intenzitě NPS 60 Krabicový graf IPS 2,5/100 IPS 4/100 IPS 10/100 Medián 25%-75% Min-Max Na základě výsledků byla hypotéza H09 vyvrácena. Byl shledán statisticky významný rozdíl na hladině p < 0, 01 v rozdílu dráždivosti pro NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz vzhledem k AMF 100 Hz v intenzitě NPS Výsledky testované hypotézy H010 Není statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 100Hz. Při testování hypotézy H010 jsme zkoumali, zda je statisticky významný rozdíl v NPM intenzitě mezi naměřenými hodnotami pro NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz SF proudů při AMF 100 Hz. Pro zhodnocení jsme použili neparametrické porovnání dvou proměnných Znaménkový test. Z výsledků vyplývá, že existuje statisticky významný rozdíl na hladině statistické významnosti p < 0, 01 (Tabulka 12, Graf 10). 58

58 Tabulka 12. Rozdíl vlivu NF na dráždivost SF proudů při AMF 100 Hz v intenzitě NPM Znaménkový test Dvojice proměnných hladina významnosti p < 0,0500 NPM 2,5/100 vs NPM 4/ ,0000 6, , NPM 2,5/100 vs NPM 10/ ,0000 6, , NPM 4/100 vs NPM 10/ ,0000 6, , Graf 10. Grafické znázornění rozdílu ve vlivu NF na dráždivost SF proudů při AMF 100 Hz v intenzitě NPM 70 Krabicový graf IPM 2,5/100 IPM 4/100 IPM 10/100 Medián 25%-75% Min-Max Na základě výsledků byla hypotéza H010 vyvrácena. Byl shledán statisticky významný rozdíl na hladině p < 0, 01 v rozdílu dráždivosti pro NF 2,5 khz, 4 khz a 10 khz vzhledem k AMF 100 Hz v intenzitě NPM. 59

59 6.11 Subjektivní hodnocení testovaných proudů Subjektivní hodnocení proudů bylo vedlejším cílem tohoto výzkumu. Proband po každém měření hodnotil příjemnost proudu ve srovnání s ostatními, již aplikovanými proudy. Pro lepší představu uvádím příklad: Proud č. 3 byl příjemnější než proud číslo 2, ale méně příjemný než proud č. 1. Nejpříjemnějšímu proudu bylo přiřazené 1. místo, nejméně příjemnému proudu místo 6. Toto pořadí bylo zaznamenáno do tabulky (Příloha 7) a vyhodnoceno bodovým ohodnocením. Proud přiřazený k 1. místu (tedy nejpříjemnější) byl ohodnocen 5 body, proud na 2. místě 4 body atd. Číslo přiřazené k jednotlivým proudům uvádím v následující tabulce č. 13. Fakt, že proband bude na konci měření hodnotit příjemnost jednotlivých proudů, mu byl sdělen před samotným měřením, z důvodu vyšší koncentrace na tuto problematiku. Tabulka 13. Číslo přiřazené jednotlivým proudům pro statistické vyhodnocení subjektivního vnímání proudu Řady1 Řady2 Řady 3 Řady 4 Řady 5 Řady 6 2,5 khz /50 Hz 4 khz /50 Hz 10 khz /50 Hz 2,5 khz /100 Hz 4 khz /100 Hz 10 khz/100 Hz Na základě rozložení četnosti hodnot byly vyhodnoceny výsledky v podobě sloupcového grafu. 60

60 Graf 11. Četnost obliby proudu pro každé umístění Za nejpříjemnější proud probandi považovali proud č. 6, tedy SF proud, NF 10 khz, AMF 100 Hz. 61