Anestezjologia Intensywna Terapia 2005; 37, 268-273

Wybrane metody monitorowania czynności ośrodkowego układu nerwowego w sali operacyjnej

Waldemar Machała, Katarzyna Śmiechowicz, Michał Patyk, Paweł Lesiak

II Zakład Anestezjologii i Intensywnej Terapii Katedry Anestezjologii i Intensywnej Terapii UM w Łodzi kierownik: dr n. med. W. Machała

Multimodal brain monitoring during anaesthesia. A review

Abstract

This article reviews the various techniques for monitoring of depth of anaesthesia, cerebral perfusion and brain function during anaesthesia. Neurologic damage after anaesthesia remains rare, but is an important cause of postoperative morbidity. Modern techniques include definitive steps for assessing neural integrity and level of consciousness during anaesthesia. Accurate and reliable monitoring is essential and the use of monitoring, such as electroencephaolography, BIS, entropy, or the Patient State Analyzer (PSA), may improve cost efficiency by reducing the total amount of drug used to maintain anaesthesia. In addition, there should be a reduction in the number of awareness episodes as well as enhanced recovery. Transcranial Doppler insonation of large intracranial arteries, near-infrared spectroscopy, jugular venous bulb oxygen saturation, and cerebral oxygen saturation (INVOS) appear to be beneficial in producing objective measures of cerebral oxygenation and/or metabolism.

Słowa kluczowe: monitorowanie, BIS, monitorowanie, entropia, monitorowanie, INVOS, monitorowanie, PSA monitorowanie, przezczaszkowy Doppler

Co roku wykonuje się na świecie około 50 mln zabiegów chirurgicznych w znieczuleniu ogólnym. Tylko u niewielkiego odsetka pacjentów (<1%) monitorowana jest w tym czasie funkcja OUN. Zdarza się, że w konsekwencji niewłaściwie przeprowadzonego znieczulenia, uszkodzenia aparatury, czy awarii systemu monitorującego skład gazów oddechowych dochodzi do uszkodzenia mózgu.

Do metod ciągłego monitorowania czynności OUN zalicza się elektroencefalografię, analizę bispektralną, analizę stanu pacjenta, entropię, monitorowanie przepływu krwi w naczyniach mózgowych metodą dopplerowską oraz ocenę oksymetrii mózgowej i saturacji krwi w opuszce żyły szyjnej.

ELEKTROENCEFALOGRAFIA

Badanie elektroencefalograficzne (EEG) opiera się na analizie fal generowanych przez mózg. Znane są następujące rodzaje fal:

– b - 14 - 30 Hz, <20 mV;

– a - 8 - 13 Hz, 20 - 50 mV;

– q - 4 - 7 Hz, 20 - 50 mV;

– d - 1 - 4 Hz,> 50 mV;

– g - 30-40 Hz; [1].

Na zapis EEG wpływają [2]: przepływ krwi, żywienie, tlenoterapia, faza snu, stan przytomności, przyjmowane leki, choroby współistniejące, temperatura ciała i otoczenia. Pomimo, że EEG nie jest rutynowo stosowane do monitorowania pacjentów poddanych znieczuleniu, to uważane jest za narzędzie mogące pomóc w ocenie stanu ośrodkowego układu nerwowego [3]. Służy ono ocenie efektów farmakodynamicznych wywołanych przez środki anestetyczne stosowane do znieczulenia ogólnego. Elektroencefalografia jest pomocna także w diagnostyce niedokrwienia lub/ i niedotlenienia ośrodkowego układu nerwowego. Z tego względu EEG wykorzystywane jest w czasie operacji w obrębie tętnicy szyjnej i operacji kardiochirurgicznych z krążeniem pozaustrojowym. Ogólnie rzecz ujmując, środki stosowane w celu uzyskania sedacji, w miarę jej pogłębiania, zmieniają w zapisie EEG sygnały o niskiej amplitudzie i wysokiej częstotliwości (charakterystyczne dla stanu czuwania) na sygnały o wysokiej amplitudzie i niskiej częstotliwości (charakterystyczne dla stanu głębokiej anestezji).

Do wad tej metody zalicza się: złożoność obrazu EEG i jego interpretację (ilu lekarzy – tyle interpretacji), zmienne i często nieprzewidywalne efekty operacji chirurgicznej, brak korelacji między objawami klinicznymi a obrazem EEG w czasie znieczulenia [2, 3].

Ryc. 1. Umocowanie elektrod do monitorowania czynności bioelektrycznej mózgu w sali operacyjnej.

ANALIZA BISPEKTRALNA

Bezpośredni pomiar głębokości snu jest obecnie niemożliwy. Możliwy jest jednak pomiar pośredni za pomącą tzw. indeksu bispektralnego (BIS – Bispectral Index). Zauważono już wcześniej, że spontaniczna czynność kory mózgowej wykazuje zmiany w czasie snu. Postanowiono wykorzystać zmiany w zapisie EEG, jako bazę do stworzenia parametru (wskaźnika), który korelowałby ze stanem głębokości snu pacjenta, był łatwy w użyciu i interpretacji oraz mógłby być przydatny nie tylko w oddziałach intensywnej terapii, ale także w codziennej praktyce anestezjologicznej w salach operacyjnych.

Analiza bispektralna jest parametrem opracowanym empirycznie, na podstawie analiz statystycznych. Badający to zjawisko naukowcy spróbowali znaleźć zależność pomiędzy zapisem EEG a stopniem sedacji/snu występującym w następstwie podania środków anestetycznych. W trakcie badań (wielowariantowa analiza statystyczna) opracowano zespół cech EEG typowych dla stanu uśpienia i niezależnych od rodzaju podanego środka (poza ketaminą).

Powstanie indeksu bispektralnego, jako jednej liczby, której wartość informuje o stopniu głębokości snu pacjenta w trakcie znieczulenia, obejmuje trzy zasadnicze etapy [4]:

1. Analizę zapisu EEG: u przytomnego pacjenta na zapis aktywności bioelektrycznej odbieranej za pomocą elektrod przymocowanych w różnych miejscach skóry głowy składają się fale będące efektem czynności bioelektrycznej kory mózgowej (EEG), wynikające z aktywności mięśni czaszki (EMG), czynności elektrycznej mięśnia sercowego (EKG), ładunków elektrycznych powstających w czasie ruchu dipoli wewnątrz poruszających się gałek ocznych (EOG) oraz zewnętrznych urządzeń elektrycznych znajdujących się w sali operacyjnej. Wszystkie te sygnały „nakładają się” na czynność bioelektryczną mózgu i powodują zaburzenia w jej zapisie. Dlatego sygnał EEG musi zostać poddany wzmocnieniu a następnie oczyszczeniu ze wszystkich artefaktów (głównie fal o wysokiej częstotliwości). W zapisie EEG odnajdywane są także fragmenty całkowitej czynnościowej supresji kory mózgowej (linia izoelektryczna). Wszystkie artefakty wykluczane są z dalszej obróbki sygnału. Sygnał analogowy przekształcony zostaje następnie w sygnał cyfrowy, który może zostać poddany dalszej obróbce komputerowej.

2. Wybór odpowiednich fragmentów EEG: fragmenty zapisu EEG odnajdywane są w ogromnej bazie danych zawierających zapisy EEG pochodzące od ponad dwóch tysięcy pacjentów poddanych działaniu różnych środków anestetycznych. Ma to na celu zidentyfikowanie cech EEG korelujących ze stopniem sedacji/uśpienia.

3. Analiza matematyczna wybranych fragmentów EEG: zapis EEG jest zbiorem prostych sinusoid nakładających się jedna na drugą, dając w rezultacie bardzo skomplikowany zapis. Analiza EEG może być zrealizowana poprzez prześledzenie zmian napięcia sygnałów EEG w funkcji czasu. Jest to tzw. analiza zależna od czasu. Wykorzystuje ona odpowiednie obliczenia statystyczne lub pomiary oparte na morfologii fal EEG. Kolejnym etapem analizy jest przedstawienie aktywności fal EEG jako funkcji częstotliwości. Ten etap nazywa się analizą zależną od częstotliwości. Konwersja sygnału EEG jako fali zależnej od czasu w sinusoidę zależną od częstotliwości nazywana jest transformacją Fouriera. Taka transformacja, w idealnych warunkach, nie zmienia ani nie redukuje informacji zawartej w kształcie sinusoidy, a odwrócenie transformacji Fouriera powoduje rekonstrukcję oryginalnego kształtu fali EEG użytej do tej transformacji. Analiza Fouriera powoduje powstanie widma częstotliwości, które jest wykresem amplitud i przesunięć fazowych w funkcji częstotliwości. Proces ten jest analogiczny do rozszczepienia światła białego przez pryzmat, w wyniku czego powstaje widmo światła (tęcza). Każdy mierzony sygnał przekształcony za pomocą techniki Fouriera w sygnał zależny od częstotliwości będzie cechował się amplitudą i fazowością dla każdej częstotliwości harmonicznej. Dalsza obróbka tak przekształconych danych jest bardzo pracochłonna nawet dla komputera. Opracowany więc został algorytm ułatwiający komputerową obróbkę cyfrowych danych. Ten algorytm nazywany jest szybką transformacją Fouriera (FFT – Fast Fourier Transformation). Otrzymane w wyniku szybkiej transformacji Fouriera dane poddawane są analizie statystycznej trzeciego rzędu – analizie bispektralnej. Opisuje ona korelacje pomiędzy fazami w zależności od różnych częstotliwości. Szczególnie określa ilościowo poziom synchronizacji poszczególnych składowych EEG w oparciu o tradycyjne parametry – amplitudę i częstotliwość. Kolejne algorytmy wprowadzone do analizy bispektralnej pozwalają na wyodrębnienie wskaźnika – indeksu bispektralnego jako wartości liczbowej śledzącej zmiany zachodzące w mózgu pod wpływem środków anestetycznych.

Stan czynności mózgu w analizie bispektralnej przypisany został do liczb: od 0-100.

Liczbę BIS należy postrzegać jako odzwierciedlenie głębokości snu, a nie stopnia analgezji. O niewystarczającej analgezji świadczą szybkie oscylacyjne zmiany wartości BIS, a nie jej wzrost. Nieświadome reakcje ruchowe w odpowiedzi na bodziec bólowy mogą wynikać z anatomicznego i możliwe, że z farmakodynamicznego rozdzielenia sieci neuronów odpowiedzialnych za odpowiedź ruchową (rdzeń kręgowy), od neuronów odpowiedzialnych za generowanie sygnału EEG (mózg) [5].

Monitorowanie BIS jest pomocne w adekwatnym dawkowaniu środków anestetycznych. Pozwala uniknąć zbyt wysokiego, lub niskiego ich stężenia. O zbyt dużym stężeniu anestetyku świadczyć będzie obniżanie się wartości BIS poniżej 40. Podwyższenie liczby BIS powyżej 60 sugeruje zbyt płytkie znieczulenie. Liczne badania dowodzą, że monitorowanie głębokości snu za pomocą BIS zmniejszyło zapotrzebowanie na środki anestetyczne w czasie trwania znieczulenia ogólnego: w przypadku propofolu średnio o 13-15%, a w przypadku lotnych anestetyków takich jak sewofluran czy desfluran nawet o 30-40% [6, 7, 8].

Wskazania do zastosowania monitorowania BIS są bardzo szerokie. Metoda ta może być z powodzeniem wykorzystywana u pacjentów operowanych w oddziałach: chirurgii ogólnej, kardiochirurgii, ginekologii i położnictwa (cięcie cesarskie w znieczuleniu ogólnym), chirurgii dziecięcej oraz w oddziałach „chirurgii jednego dnia” [8, 9]. Ten sposób monitorowania wskazany jest u pacjentów wyniszczonych, w podeszłym wieku (u których może zachodzić konieczność podawania mniejszych dawek anestetyków). Monitorowanie BIS nie jest polecane u pacjentów, u których podejrzewa się uszkodzenie kory mózgu. U tych pacjentów wartość BIS nie jest wiarygodna.

ANALIZATOR STANU PACJENTA

Prace ostatnich lat koncentrują się na badaniu cyfrowych sygnałów EEG celem uzyskania danych w postaci kwantowanej – ilościowej (QEEG – Quantitative EEG). Zaowocowały one skonstruowaniem analizatora stanu pacjenta (PSA – Patient State Analyzer).

PSA, w dużym uproszczeniu, składa się z elektrody, modułu pacjenta oraz kabla podłączonego do 4-kanałowego EEG. Sygnał z elektrody przechodzi przez analizator oddzielający artefakty pochodzące od „niechcianych” sygnałów fizjologicznych oraz innych urządzeń pracujących w sali operacyjnej. Po uzyskaniu oczyszczonego sygnału dane zostają zobrazowane w postaci wartości liczbowej PSI ( Patient State Index). Wykazuje ona dużą korelację ze zmodyfikowaną skalą oceny aktywności/sedacji (OAA/S – Observers Assessment of Alertness and Sedation Scale) (tab. I). Wartości PSI mieszczą się w granicach od 0 do 100, a zwiększenie stopnia sedacji powoduje ich obniżenie.

Tab. I. Zmodyfikowana skala oceny przytomności/sedacji (OAA/S)

Liczba punktów	Rodzaj odpowiedzi
5	Natychmiastowa odpowiedź na imię wypowiedziane normalnym głosem
4	Opóźniona odpowiedź na imię wypowiedziane normalnym głosem
3	Odpowiedź uzyskana dopiero po kilkukrotnym lub głośnym wypowiedzeniu imienia albo obecność odruchu rzęsowego
2	Brak odruchu rzęsowego lub pozytywna odpowiedź na bodziec typu TOF (train-of-four) np. otwarcie oczu
1	Brak odpowiedzi na bodziec typu TOF
0	Brak odpowiedzi na stymulację bodźcem elektrycznym o częstości 50 Hz

Monitor PSA pozwala na nadzorowanie czynności bioelektrycznej mózgu w czasie rzeczywistym, prezentując wyniki w formie cyfrowej i graficznej. Ze względu na rozmieszczenie elektrod sygnałowych umożliwia zobrazowanie funkcji obydwu półkul mózgowych w ich części czołowej. Umożliwia ocenę funkcji ipsilaterlanej półkuli mózgowej przy zabiegach przeprowadzanych na tętnicach szyjnych w znieczuleniu ogólnym. Ze względu na kształt elektrod i ich umiejscowienie na skórze głowy, mogą wystąpić trudności z monitorowaniem w niektórych przypadkach kraniotomii [10].

PSA nie pozwala na odczytanie liczby zahamowania wyładowań fal mózgowych jak BIS, ale ze względu na ciągłe obrazowanie krzywej EEG umożliwia wykrycie epizodów przebiegających z płaską linią EEG. PSA w odróżnieniu od BIS nie obrazuje krzywej EEG w postaci rozkładu gęstości sygnału (DSA – Density Spectral Array). Szybciej natomiast niż BIS reaguje na zmiany EEG, a PSI – odpowiednik indeksu bispektralnego, zmienia się szybciej niż BIS. Brak możliwości zobrazowania danych w formie DSA oraz niemożność bezpośredniego określenia liczby braku funkcji elektrycznej mózgu nie wydaje się być zbyt uciążliwa w większości monitorowanych przypadków. Artefakty pojawiające się na skutek używania elektrokoagulacji występują tak samo często i w podobny sposób zaburzają odczyt w obydwu urządzeniach [10].

ENTROPIA

Niedogodnością analizy bispektralnej jest to, że na wartość liczby BIS może wpływać aktywność mięśni szkieletowych. Oznacza to, że u pacjenta wystarczająco głęboko znieczulonego może wystąpić podwyższenie liczby BIS. Poszukiwano więc metody, która byłaby w stanie oddzielić aktywność mięśni od aktywności kory mózgowej. Efektem tej pracy stała się entropia.

Entropia stanowi miarę logarytmiczną stopnia przypadkowości (nieuporządkowania) układu. W informatyce i analizie sygnału opisuje nieregularność, złożoność i właściwości nieprzewidywalne sygnału („biały szum”). Przy użyciu technik analitycznych można dzięki niej mierzyć „nieregularność” i kompleksową naturę przypadku lub sygnału. W pojedynczym przypadku, gdy sygnał, w którym kolejne wartości naprzemienne jednej stałej wartości mają entropię „0” – sygnał jest całkowicie regularny i przewidywalny. Sygnał, w którym kolejne wartości są generowane przez przypadkową liczbę, ma natomiast większą złożoność i wyższą entropię.

Stosując pojęcie entropii w odniesieniu do mózgu, przesłanką do wykonania pomiaru jest stan pełnej aktywności mózgu: wówczas entropia jest bardziej złożona, odzwierciedla większą „nieregularność” i „złożoność” danych. Wzrastająca liczba dowodów wskazuje, że w warunkach znieczulenia ogólnego dane sygnału EEG zawierają więcej „uporządkowania”, mniej „nieregularności” i niższą entropię – przy wyższych stężeniach środka anestetycznego (głębokie znieczulenie) [11, 12, 13]. Natomiast przy niższych stężeniach środków anestetycznych sygnał EEG ma wyższą entropię.

Entropię charakteryzują dwa parametry: stan entropii (SE – State Entropy) i reakcja (odpowiedź) entropii (RE – Response Entropy). Stan entropii jest odczytywany w zakresie częstotliwości od 0,8 Hz do 32 Hz. W jego spektrum dominuje składowa EEG i dlatego jest on odzwierciedleniem czynności kory mózgu. Czas okien pomiarowych dla SE jest wybrany optymalnie dla poszczególnej częstotliwości i wynosi od 15 do 60 s [11, 13]. Reakcja entropii zawiera dwie komponenty: EEG oraz EMG i jest odczytywana w zakresie częstotliwości od 0,8 Hz do 47 Hz. Czas okien pomiarowych w tym przypadku jest również zróżnicowany: najdłuższy wynosi 15 s a najkrótszy, zawierający się w przedziale częstotliwości 32-47 Hz, to 2 s. Dwa parametry entropii znormalizowano w ten sposób, że RE staje się równe SE, gdy EMG (suma spektrum: 32-47 Hz) jest równe zeru; później natomiast różnica RE – SE służy jako wskaźnik aktywności EMG [11, 13, 14].

Komponenta sygnału EEG dominuje w niskich częstotliwościach (do 32 Hz). Przy wyższych, udział EEG zmniejsza się. Nagłe pojawienie się sygnału EMG często odzwierciedla reakcję pacjenta na stymulację zewnętrzną, np. bólową, przy zbyt płytkiej analgezji śródoperacyjnej. EMG może więc dostarczać bardzo szybko wiadomości o niewystarczającym znieczuleniu pacjenta [13]. Z powodu wyższej częstotliwości sygnału EMG, czas jego odczytu jest znacznie krótszy niż sygnału EEG.

Stan entropii jest wartością stabilną, w przeciwieństwie do reakcji entropii, która szybko reaguje na zmiany poziomu znieczulenia. Typową sytuacją, gdy demonstrowane są różne role tych parametrów jest okres budzenia, kiedy to RE wzrasta pierwsza wraz z aktywnością mięśni a kilka sekund później pojawiają się zmiany SE [12, 14].

Ostatnie badania wskazują, że monitorowanie entropii nie jest możliwe w czasie znieczulenia mieszaniną podtlenku azotu i tlenu [15]. Problem interpretacji głębokości znieczulenia za pomocą BIS i entropii w czasie anestezji z użyciem podtlenku azotu lub ketaminy tłumaczy się ich wpływem na podtrzymywanie aktywności mózgu i obecnością fal g odpowiedzialnych za stan czuwania [16, 17].

PRZEPŁYW KRWI OZNACZANY METODĄ DOPPLEROWSKĄ

Metodą pozwalającą ocenić przepływ krwi w tętnicach mózgowych jest przezczaszkowa ultrasonografia dopplerowska (TCD – Transcranial Doppler). Technika ta wykorzystuje zjawisko Dopplera, które polega na zmianie częstotliwości fali odbitej od ruchomego przedmiotu względem częstotliwości fali nadawanej. Różnica pomiędzy częstotliwościami jest proporcjonalna do prędkości poruszającego się obiektu (przepływającej przez tętnice krwi). Twórcą tej metody w odniesieniu do tętnic mózgowych, a także konstruktorem pierwszego aparatu był R. Aaslid, który w 1982 r. opublikował technikę badania i zinterpretował wyniki. Przezczaszkowa ultrasonografia dopplerowska znalazła zastosowanie między innymi w diagnostyce zaburzeń ukrwienia mózgowego, monitorowaniu śródoperacyjnego przepływu krwi w tętnicach środkowych mózgu w operacjach neurochirurgicznych, kardiochirurgicznych, angiochirurgicznych lub innych zabiegach u pacjentów z wysokim stopniem ryzyka, w wykrywaniu zespołu podwyższonego ciśnienia wewnątrzczaszkowego oraz w ocenie skuteczności przebiegu leczenia.

Badanie wykonuje się aparatem z głowicą 2 MHz. Wiązka ultradźwiękowa jest w stanie pokonać kość o niewielkiej grubości. Oceniając prędkość przepływu krwi w tętnicach wewnątrzczaszkowych należy przyłożyć głowicę do tzw. okien – tj. miejsc na głowie, w których grubość kości pokrywy czaszki jest niewielka. Naturalnymi oknami są: oczodoły, okolice ciemieniowe i otwór potyliczny wielki. W badanych tętnicach można określić prędkość maksymalną, średnią, wskaźnik pulsacji i wskaźnik oporowy. Aparat umożliwia ocenę przepływu w tętnicach mózgowych znajdujących się na głębokości 25-120 mm. Z punku widzenia anestezjologii najbardziej wiarygodną do oceny jest tętnica środkowa mózgu. Spowodowane jest to tym, że kąt zawarty pomiędzy wiązką ultradźwiękową, a strumieniem przepływającej krwi jest zbliżony do 30° (błąd pomiaru nie przekracza wówczas 15%).

OKSYMETRIA MÓZGOWA

Tkanki ludzkie są półprzepuszczalne dla promieniowania podczerwonego o długości fali pomiędzy 650 i 1100 nm. Emisja promieniowania podczerwonego kieruje fotony w głąb tkanek, gdzie ulegają one rozproszeniu. Pewna ich część nie jest jednak zatrzymywana i wraca do detektora. Pomiar ilościowy powracających fotonów, będący funkcją długości fali, pozwala wnioskować o jakości tkanki izolującej i na oznaczenie utlenowania tkanek. Użycie czułych fotodiod jako fotodetektorów, pozwala dokonać pomiaru odległości z punktu emisji do detekcji.

Pionierem badań nad oznaczeniem stopnia utlenowania mózgu był Jöbsis [18], który w 1977 r. po przeprowadzeniu badań na kotach zauważył, że zadziałanie promieniowaniem podczerwonym w linii skroń-skroń u dzieci hipowentylujących się powodowało wzrost przepuszczalności dla światła. Jego prace przyczyniły się do skonstruowania oksymetru mózgowego.

Oksymetr mózgowy mierzy wysycenie hemoglobiny tlenem we krwi przepływającej przez naczynia mózgowe w obszarach, nad którymi umocowane są elektrody. Ocenia wychwyt fotonów przy dwóch długościach fali: 724 i 810 nm, mierząc zmiany w saturacji hemoglobiny (wskaźnik rSO₂ ). Elektrody umieszczane są zwykle w okolicach czołowych. Jedna elektroda zawiera w sobie emiter i dwa detektory. Pierwszy detektor jest umieszczony w odległości 3, drugi 4 cm od emitera [19]. Zwiększenie odległości dzielącej detektor od emitera pozwala na głębszą penetrację tkanek, zapobiega „błąkaniu się” fotonów i umożliwia lepszą ich rejestrację przez urządzenia odbiorcze. W dobrze udokumentowanych badaniach Cui i wsp. [20] wykazali, że głębokość penetracji jest trzecią częścią odległości pomiędzy emiterem i detektorem. Zależność tę potwierdzili doświadczalnie Hongo i wsp. [21] podając do tętnicy szyjnej wewnętrznej zieleń indocyjaninową i obserwując przejściowe zmniejszenie sygnału z różnych czujników. Sygnały wyraźniejsze obserwowane były przy rosnącej odległości źródło-detektor (4 cm), co wskazywało na głębszą penetrację mózgu. Podobne efekty uzyskiwano po wstrzyknięciu barwnika do tętnicy szyjnej zewnętrznej.

W przypadku gdy do pomiaru używa się elektrody, w której odległość pomiędzy emiterem a detektorem wynosi 4 cm, około 45% sygnału przypada na skalp i czaszkę, a 55% na mózg. Użycie dodatkowego systemu, w którym odległość emiter-detektor wynosi 3 cm, zmniejsza błąd pomiaru (na który się składa domieszka zewnątrzmózgowa) z 45% do 15%, co powoduje, że 85% sygnału pochodzi z mózgu. Podwójny sygnał pozwala zatem na lepszą penetrację przez kości i zmniejsza liczbę zakłóceń. Klinicznie dostępne oksymetry zakładają, że w polu pomiaru rSO₂ znajduje się 25% krwi tętniczej i 75% krwi żylnej (zatem pole saturacji: fSO₂ = 0,25SaO₂ +0,75SjO₂ ). Norma saturacji mózgowej zawiera się w granicach 65±9% [22].

Oksymetria mózgowa znalazła zastosowanie między innymi w operacjach tętnic szyjnych (endarterektomia szyjna) i w pomostowaniu naczyń wieńcowych. Jej monitorowanie zmniejsza częstość udarów mózgu z 13,4% do 1,9%, skraca czas pobytu pacjenta w szpitalu o 1,2 dnia i daje oszczędności w wysokości 1,5 mln USD rocznie [23].

SATURACJA KRWI Z OPUSZKI ŻYŁY SZYJNEJ

Monitorowanie wysycenia tlenem krwi z opuszki żyły szyjnej (SjO₂ ) datowane jest na 1927 r., kiedy to Myerston nakłuł opuszkę z dostępu bocznego. Po raz pierwszy kaniulacji opuszki żyły szyjnej dokonano w 1970 r., a monitorowanie utlenowania krwi za pomocą włókien optycznych opisano w 1985 r. [24, 25]. Monitorowanie SjO₂ wymaga założenia śluzy naczyniowej (5F) do żyły szyjnej wewnętrznej, przez którą wprowadza się cewnik pomiarowy (4F). Miejsce nakłucia skóry powinno znajdować się na wysokości chrząstki pierścieniowatej a koniec cewnika (wprowadzanego dogłowowo) na wysokości dolnego brzegu kręgu C₁ lub górnego brzegu C₂ . Nieznaczne przemieszczenie się cewnika może spowodować nieprawidłowy odczyt danych.

Saturacja mierzona w opuszce żyły szyjnej dotyczy krwi spływającej z szerokiego i zróżnicowanego obszaru ciała (odrębności w anatomii układu żylnego mózgowia powodują, że pomiar ten nie jest dokładny). Uważa się, że we krwi żylnej opuszkowej – 2/3 objętości pochodzi z półkuli mózgu po stronie wprowadzenia cewnika, a 1/3 z półkuli przeciwnej.

Nie udało się dojść do porozumienia, którą żyłę szyjną powinno się nakłuwać. Cruz [25] poleca nakłucie prawej opuszki, która jest większa. Inni uważają, że należy nakłuwać opuszkę po stronie uszkodzonego mózgowia. W przypadku istnienia zmian rozsianych sugeruje się najpierw wykonanie tomografii komputerowej a następnie wprowadzenie cewnika po tej stronie, po której opuszka jest większa. Dearden [26] proponuje, żeby wybierając stronę posiłkować się testem kompresyjnym, tj. nakłuć opuszkę tej żyły szyjnej, której uciśnięcie spowoduje większy wzrost ciśnienia wewnątrzczaszkowego. Można też spotkać opinię, że pomiary saturacji krwi opuszkowej należy wykonywać obustronnie. Argumentem przeciwko tej ostatniej zasadzie jest znaczna redukcja przez śluzy naczyniowe przepływu krwi w żyłach szyjnych, co prowadzić może do przekrwienia biernego mózgu.

Niedogodnością związaną z ciągłym monitorowaniem SjO₂ za pomocą sondy zbudowanej z włókien optycznych jest konieczność jej kalibracji co 8-48 h oraz występowanie artefaktów, które opisywane są w 18-60% przypadków.

Monitorowanie saturacji krwi opuszkowej przeciwwskazane jest u pacjentów ze złamaną podstawą czaszki oraz u tych, u których w miejscu wkłucia widoczne są cechy zakażenia [27]. Wśród powikłań związanych z kaniulacją opuszki żyły szyjnej wymienia się: niezamierzone nakłucie tętnicy szyjnej (3%), nieudane wprowadzenie cewnika (6%), powikłania infekcyjne (15%) oraz zmiany zakrzepowe (bardzo rzadkie).

Jako normę SjO₂ przyjmuje się wartość 55-75%. Wartości 55-50% – wskazują na zagrożenie niedokrwieniem; 49-40% są oznaką hipoperfuzji, a poniżej 40% – oznaką znacznego niedokrwienia mózgu. Wśród przyczyn prowadzących do desaturacji krwi opuszkowej wymienia się: obniżenie zapotrzebowania tlenowego, zwiększenie zużycia tlenu (np. drgawki, gorączka) oraz obniżenie podaży tlenu do mózgu. Wartości SjO₂ przekraczające normę związane są ze: zwiększeniem mózgowego przepływu krwi oraz obniżeniem metabolizmu mózgu [28].

Duża liczba metod monitorowania czynności ośrodkowego układu nerwowego dowodzi, że żaden z opisanych sposobów nie jest doskonały sam w sobie. Wiele metod wymaga jeszcze dalszych badań. Świadomość tego faktu oraz wiedza na temat korzyści i ograniczeń każdej metody pozwalają na lepszy ich dobór, dostosowany do konkretnej sytuacji klinicznej.

Warto przypomnieć, że każde, nawet najbardziej wyrafinowane urządzenie monitorujące spełnia tylko funkcję pomocniczą i nie zastąpi anestezjologa, jego wiedzy, umiejętności i doświadczenia klinicznego.

PIŚMIENNICTWO

1. Whittington MA, Jefferys JGR, Traub RD: Effects of intravenous anesthetic agents on fast inhibitory oscillations in the rat hippocampus in vitro. Br J Pharmacol 1996; 118: 1977-1986.

2. Hensel M, Wolter S, Kox WJ: EEG controlled rapid opioid withdrawal under general anesthesia. Br J Anaesth 2000; 84: 236-8.

3. Guerit JM: Neuromonitoring in the operation room: why, when, and how to monitor? Electroencephalogr Clinical Neurophysiol 1998; 106: 1-21.

4. Rampil IJ: A primer for EEG signal processing in anesthesia. Anesthesiology 1998; 89: 980-1002.

5. Jeffrey C, Nassib G: An introduction to bispectral analysis for the electroencephalogram. J Clin Monit 1994; 10: 392-404.

6. Glass PS, Bloom M, Kearse L, Rosow C, Sebel P, Manberg P: Bispectral analysis measures sedation and memory effects of propofol, midazolam, isoflurane, and alfentanil in healthy volunteers. Anesthesiology 1997; 86: 836-847.

7. Gan TJ, Glass PS, Windsor A, Payne F, Rosow C, Sebel: Bispectral index monitoring allows faster emergence and improved recovery from propofol, alfentanil, and nitrous oxide anesthesia. Anesthesiology 1997; 87: 808-815

8. Song D, Joshi GP, White PF: Titration of volatile anesthetics using bispectral index facilitates recovery after ambulatory anesthesia. Anesthesiology 1997; 87: 842-848.

9. Nelskyla KA, Yli-Hankala AM, Puro PH, Korttila KT: Sevoflurane titration using bispectral index decreases postoperative vomiting in phase II recovery after ambulatory surgery. Anesth Analg 2001; 93: 1165-1169.

10. Physiometrix: http://www.physiometrix.com/products/psa4000.shtml

11. Anderson R, Jakobsson J: Entropy of EEG during anaesthetic induction: a comparative study with propofol or nitrous oxide as sole agent. Br J Anaesth 2004; 92: 167-170.

12. Anderson R, Barr G, Owall A, Jakobsson J: Entropy during propofol hypnosis, including an episode of wakefulness. Anaesthesia 2004; 59: 52-6.

13. Bruhn J, Bouillon T, Shafer S: Onset of propofol-induced burst suppression may be correctly detected as deepening of anaesthesia by approximate entropy but not by bispectral index. Br J Anaesth 2001; 87: 505-507.

14. Sleigh J, Olofsen E, Dahan A, Goede J, Steyn-Ross A:Entropies of the EEG: The effects of general anaesthesia. University of Waikato, Hamilton, New Zealand

15. Sleigh JW, Barnard JPM: Entropy is blind to nitrous oxide. Can we see why? Br J Anaesth 2004; 92: 159-161.

16. Sleigh JW, Steyn-Ross ML, Williams ML, Smith P: Comparison of changes in electroencephalographic measures during induction of general anaesthesia: influence of the gamma frequency band and electromyogram signal. Br J Anaesth 2001; 86; 50-58.

17. Barr G, Jakobsson JG, Owall A, Anderson RE: Nitrous oxide does not alter bispectral index study with nitrous oxide as a sole agent and as adjunct to i.v. anaesthesia. Br J Anaesth 1999; 82: 827-830.

18. Jöbsis FE: Noninvasive, infrared monitoring of cerebral and myocardial oxygen sufficiency and circulatory parameters. Science l977; 198:1264-l267.

19. Samra SK, Stanley JC, Zelenock GB, Dorje P: An assessment of contributions made by extracranial tissue during cerebral oximetry. J Neurosurg Anesthesiol 1999; 11: 1-5.

20. Cui W, Kumar C, Chance B: Experimental study of migration depths for the photons measured at sample surface. SPIE Press 1991; 1431: 180-191.

21. Hongo K, Kobayashi S, Okudera H, Hokama M, Nakagawa F: Noninvasive cerebral optical spectroscopy for monitoring cerebral hemodynamics - basic study using indocyanine green. Neurol Res 1995; 17: 89-93.

22. Edmonds HL: Anesthesia Patient Safety Foundation. Newsletter 1999; 14: 25-32.

23. Schmahl TM: Operative changes effecting incidence of perioperative stroke using cerebral oximetry and aortic ultrasonography. Anesthesiology 2000; 93: A399.

24. Howard L, Gopinath SP, Uzura M, Valadka A, Robertson CS: Evaluation of a new fiberoptic catheter for monitoring jugular venous oxygen saturation. Neurosurgery 1999; 44: 1280-5.

25. Cruz J: The first decade of continuous monitoring of jugular bulb oxyhemoglobin saturation: management strategies and clinical outcome. Crit Care Med 1998; 26: 344-351.

26. Dearden NM: Jugular bulb venous oxygen saturation in the management of severe head injury. Curr Opin Anaesthesiol 1991; 4: 279-286.

27. Sheinberg M, Kanter MJ, Robertson CS: Continuous monitoring of jugular venous oxygen saturation in head injured patients. J Neurosurg 1992; 76: 212-217.

28. Macmillan CSA, Andrews PJD, Easton VJ: Increased jugular bulb saturation is associated with poor outcome in traumatic brain injury. J Neurol Neurosurg Psychiatr 2001; 70: 101–104.