Základní princip monitoru
V dnešní době mají téměř všechny změny fyziologických funkcí monitory, které lze kdykoli sledovat. Nyní jsou popsány pouze základní principy monitorů používaných při anesteziologických operacích.
1. Monitorování funkce cyklu
⑴ Invazivní monitorování krevního tlaku: Arteriální punkce i zavedený katétr, připojené k přijímači piezoelektrického senzoru, převádějí mechanický tlak na napětí, zpracovávají počítačem na grafiku a digitálně zobrazují systolický krevní tlak, diastolický krevní tlak a střední arteriální tlak.
⑵Automatické neinvazivní měření tlaku (Dinamap): Víceúčelové mikromotory k automatickému nafouknutí manžety tak, aby vnitřní tlak manžety byl vyšší než systolický tlak, a poté k automatickému vyfouknutí, použijte k detekci oscilace piezoelektrický měnič signál arteriální pulzace a zadejte jej Senzor je zesílen elektronickým systémem a mikropočítač vypočítává a určuje systolický krevní tlak, diastolický krevní tlak a průměrný tlak.
MonitoringCO monitorování: V současné době se termodiluce stále používá pro různé účely. Obecně je plovoucí katétr zaveden do vnitřního jugulárního venózního pulzu a poté je z lumenu vedoucího do pravé síně injikováno 10 ml 4 ℃ izotonického roztoku glukózy. Tento roztok proudí do plicní tepny s průtokem krve. Teplota krve v plicní tepně se do určité míry mění a změna teploty se měří termistorem na konci katétru. CO negativně koreluje se změnou teploty krve. Monitor srdečního výdeje může sledovat křivku změny teploty krve, vypočítat plochu pod křivkou a přímo zobrazit CO (l / min).
Nedávno byl vylepšen katétr plicní tepny a zdroj tepla. Tepelný vodič je umístěn 14-25 cm od horní části katétru. Po zavedení katétru monitor kdykoli uvolní energetické impulsy k zahřátí tepelného drátu. Jeho velká plocha pomáhá rovnoměrně distribuovat smíšené teplo, takže nedaleká teplota krve stoupne na 44 ° C (111 ° F) a termistor je umístěn po proudu, aby detekoval změnu teploty krve a hlásil ji připojenému monitoru. Počítač monitoru vypočítá plochu pod podobnou křivkou změny teploty a zobrazí CO. Jednou za 3–6 minut lze měření automaticky, rychle a nepřetržitě opakovat, proto se tomu říká kontinuální měření CO.
Výše uvedený je také rozdíl teplotních změn namísto rozdílu koncentrací O2 v arteriální a venózní krvi metodou Fick&# 39. Podle metody Fick&# 39, protože VO2=CO × (CaO2-CvO2), CO=VO2 / CaO2-CvO2, to znamená, že pacient spotřebovává kyslík každou minutu Rozdíl mezi koncentrací O2 v krev (tj. množství O2 odebrané do krve plícemi, obvykle 250 ml) a koncentrace O2 v arteriální a venózní krvi, počítá se CO za minutu. Například obsah O2 v arteriální krvi je při měření 0,2 ml / ml a žilní krev obsahuje. Množství O2 je 0,15 ml / ml a rozdíl koncentrací je 0,05. Dosazením do vzorce CO=250 / 0,05=5 000 ml nebo 5 l / min. Základní princip spočívá v tom, že průtok za určitou dobu se rovná látce (indikátoru) ve stejném časovém období. Celkové množství vstupující do kapaliny se dělí rozdílem mezi koncentracemi látky před a za ní vstupující do místa. Vzhledem k variabilitě objemu plic je v současnosti hlavní metodou termodiluce.
2 Monitorování EKG
Jedná se o běžně používané monitorování EKG funkcí během anestezie a na JIP. Základním principem je, že srdce bije, protože srdce je stimulováno elektrickým potenciálem vytvářeným samým sebou a srdce stimuluje. Vzrušení generované sinoatriálním uzlem se postupně obrací ke kardiomyocytům síní a komor. Tato slabá bioelektrická změna může být měřena nejen uvnitř srdce nebo na povrchu myokardu, ale může být také vedena na povrch těla. Když se k vytvoření obvodu na povrchu těla použijí dvě elektrody, lze vlnový průběh změn v EKG vystopovat zvětšeným záznamem. To je elektrokardiogram.
Ačkoli stále existuje diskuse o mechanismu křivky PQRST, existuje v zásadě určité vysvětlení. Když jsou kardiomyocyty stimulovány určitou intenzitou, může dojít k řadě intracelulárního a externího iontového toku a změn membránového potenciálu. Akční potenciál se nazývá akční potenciál. Změny buněčného potenciálu během polarizace a repolarizace.
Když jsou kardiomyocyty ve statickém stavu, jsou pozitivní a negativní ionty uvnitř a vně buněčné membrány v rovnováze (polarizovaný stav). Jakmile jsou kardiomyocyty stimulovány, zvyšuje se permeabilita buněčné membrány a Na + vstupuje do buňky, což vede k depolarizaci. Na rozhraní se generuje potenciální rozdíl, který postupuje krok za krokem a vytváří řadu potenciálních změn. Postup depolarizace je nejprve kladný (+) a záporný (-) vzadu. Opak platí pro repolarizaci. Po repolarizaci se distribuce iontů uvnitř a vně buňky vrátí do normálu. Tvorba elektrokardiogramu je syntézou změn myokardiálního potenciálu různých částí srdce. Otálení, vzrušení pomalu tvoří PR interval a poté, co vzruch prochází atrioventrikulárním uzlem, rychle se šíří do levého a pravého postranního svazku a vláken Urachine&# 39 a vytváří komplexy QRS. Po depolarizaci komory není na povrchu žádný potenciální rozdíl, který tvoří segment ekvipotenciální linie, konkrétně segment ST. Později se myokard začne repolarizovat za vzniku T vln a celý srdeční cyklus tvoří soubor P-QRS-T vln. Je vidět, že když dojde k vzrušení myokardu, dojde k určitým abnormalitám v procesu šíření a obnovy, elektrokardiogram se změní. . Proto lze klinicky změny křivek EKG použít ke sledování funkce EKG a pomoci pochopit určité srdeční choroby nebo poruchy vody a elektřiny.
Elektrokardiograf je nástroj používaný k záznamu proudu generovaného aktivačním procesem srdce&# 39. Jeho hlavními součástmi jsou ampérmetr, zesilovač, záznamové zařízení a některé potřebné příslušenství.
3. Monitorování respiračních funkcí
Monitoring Monitorování funkce ventilace: Hlavně monitorujte VT nebo MV. Nejčastěji se v anestezii používá hodinový měřič hlasitosti, snímač je ventilátor a je připojen k dýchacím cestám. Když prochází dýchací proud vzduchu, lopatky se otáčejí. Hřídel nožů pohání řadu rychlostních stupňů. Podle rychlosti otáčení se pokaždé (VT) a kumulativní minutová ventilace (MV) zobrazí na povrchu. Nový elektronický měřič objemu dechu stále používá jako senzor větrnou lopatku, ale používá infračervené odrazové a přijímací prvky k detekci rychlosti větrné lopatky a digitálně zobrazuje VT, MV a respirační frekvenci po zpracování elektronickým systémem.
⑵ Tlak v dýchacích cestách: Nejprimitivnějším a nejpřesnějším způsobem je použití vodního sloupce ve tvaru písmene U, jeden konec je spojen s dýchacími cestami, kolísání tlaku v dýchacích cestách způsobuje kolísání vodního sloupce nebo lze ke komunikaci použít kovový vzduchový buben kolísání dýchacích cest a kolísání tlaku v dýchacích cestách způsobují kolísání bubínkové membrány. Poté jej předejte ukazateli, abyste viděli tlakový údaj, na který ukazuje. Senzor napětí se nyní používá k monitorování změn tlaku v dýchacích cestách během dýchacího cyklu (včetně inspiračního tlaku, maximálního tlaku, plató tlaku a tlaku na konci výdechu) prostřednictvím tlakového senzoru. Kontinuální monitorování tlaku v dýchacích cestách je nejjednodušší způsob, jak pochopit stav plic a dýchacích cest a to, zda jsou v potrubí abnormality. Změna tlaku v dýchacích cestách způsobí, že senzor generuje odpovídající elektrické signály, které jsou zpracovány elektronickým systémem a zobrazeny v číslech.
⑶SpO2: Princip se skládá ze dvou částí: ① Spektrofotometrická metoda: Je založena na skutečnosti, že barva krve se mění z tmavě červené na jasně červenou, když se Hb kombinuje s O2 a stává se HbO2. Intenzita světla procházejícího různými Hb souvisí s jeho vlnovou délkou, to znamená, že stupeň absorpce světla při různých vlnových délkách procházejících různými Hb není stejný. Absorpce redukovaného hemoglobinu (Hb) a oxyhemoglobinu (HbO2) pro 660nm vlnové délky červeného světla a 940nm vlnové délky infračerveného světla je velmi odlišná, HbO2: 660nm vlnová délka absorpce červeného světla je menší a 940nm infračervené světlo absorpce je naopak Naopak, snížený hemoglobin ( Hb) absorbuje více červeného světla při 660 nm a méně absorbuje infračervené světlo při 940 nm. Proto lze poměr absorpce červeného světla k absorpci infračerveného světla měřit spektrofotometricky. Sytost, poměr &>; 1 je okysličená krev,&<; 1="" je="" neokysličená="" krev,="1" je="" částečně="" (85%)="" okysličená="" krev.="" množství="" absorpce="" červeného="" světla="" lze="" vypočítat="" pomocí="" červeného="" světla="" a="" infračerveného="" světla="" generovaného="" diodou="" emitující="" světlo="" k="" osvětlení="" prstu="" nebo="" ušního="" lalůčku="" a="" dalších="" tkání="" a="" poté="" je="" přijímat="" fotoelektrickým="" měničem.="" letpletysmografie:="" malé="" množství="" krve="" proudí="" do="" prstů="" nebo="" ušních="" lalůčků="" v="" každém="" srdečním="" rytmu,="" což="" rozšiřuje="" arteriolovou="" síť="" a="" poté="" vstupuje="" do="" kapilárního="" řečiště="" přes="" svěrač="" kapilárního="" řečiště="" a="" proudí="" zpět="" do="" srdce.="" transiluminujte="" prst="" paprskem="" světla="" a="" na="" druhé="" straně="" detekujte="" stupeň="" útlumu="" světelné="" energie="" po="" transiluminaci.="" když="" se="" srdce="" smrští,="" objem="" krve="" prstu="" se="" zvětší,="" absorpce="" světla="" je="" větší="" a="" detekovaná="" světelná="" energie="" je="" nejmenší;="" když="" je="" srdce="" diastolické,="" opak="" je="" pravdou.="" změna="" absorpce="" světla="" odráží="" změnu="" objemu="" krve.="" pouze="" pulzující="" objem="" krve="" může="" změnit="" intenzitu="" světelné="" energie="" po="" transiluminaci,="" aniž="" by="" byl="" ovlivněn="" žilními="" kapilárami="" a="" jinými="" tkáňovými="">
SpO2 kombinuje výše uvedené dva základní principy a využívá k ozáření a detekci pulzujících krevních cév prstu červené a infračervené světlo. Když je krev pumpovaná do prstu během systoly plně okysličená, je krev jasně červená a absorbuje hodně infračerveného světla. Amplituda vln na infračervené pletysmografické tabulce je velmi velká, ale absorpce červeného světla je velmi malá, takže měřená amplituda vln na pletysmografické tabulce červeného světla je velmi malá. Naopak, když během systoly nestačí okysličení prstu krví, je tmavě červená. Množství infračerveného světla je velmi malé. Měřený pletysmograf infračerveného světla má malou amplitudu a absorbuje hodně červeného světla. Měřený pletysmograf červeného světla má velkou amplitudu. Proto se infračervené světlo a objem červeného světla měří při každém úderu srdce. Poměr amplitudy trasovacího grafu může být neinvazivní, kontinuálně a selektivně určující arteriální saturaci kyslíkem na zdvih. A současně zobrazujte pletysmografii a tepovou frekvenci.
R a SpO2 mají negativní korelaci a odpovídající hodnotu SpO2 lze získat na křivce. Pletysmogram a tepová frekvence R se pohybují od 0,4 (100% nasycení) do 3,4 (0% nasycení). Když R=1, SpO2 je asi 85%.
Monitoring Monitorování ETCO2: V roce 1943 použila společnost Luft infračervené záření k měření koncentrace CO2. Princip je založen na schopnosti CO2 absorbovat infračervené světlo se specifickou vlnovou délkou (4300nm=4,3um). I když stále existují hmotnostní spektrometry, Ramanovy rozptylové analyzátory a akustooptické spektroskopy pro měření ETCO2, v klinické praxi se stále používají infračervené monitory. Má vlastnosti neinvazivní, jednoduché a rychlé reakce. Kombinace dat a grafiky je užitečná pro posouzení plic. Zvláštní význam mají ventilace a změny průtoku krve. Systém infračerveného monitoru odesílá vzorek plynu do měřicí komory, ozařuje jednu stranu infračerveným světlem a na druhé straně používá fotoelektrický měnič k detekci stupně útlumu infračerveného světla, který je úměrný koncentraci CO2. Měřený signál je porovnán se signálem získaným z referenčního plynu v místnosti (vzduch nebo N2), zpracován mikropočítačem a zvětšen a úroveň CO2 je zobrazena pomocí grafiky a čísel.
Kvůli nepřetržitému příjmu signálu je proud v nepřetržitém stavu, který je obtížné porovnávat, takže je přidán rotující filtr, který filtruje světelný signál, aby se nepřetržitě měnil, čímž se elektrický signál změní na puls. Existují zařízení pro přerušované infračervené světlo generující pulzní signály. Monitorování CO2. Během analýzy musí být zkontrolován celý tvar vlny, včetně základní linie, výšky, frekvence, rytmu a morfologie. Proto nemá v diagnostice žádnou hodnotu bez zobrazení průběhu. I tak stále nemůže přímo odrážet stav acidobazické rovnováhy a okysličení těla&# 39. .
⑸ Kontinuální monitorování saturace kyslíkem ve smíšené venózní krvi (SVO2) je v současnosti relativně novou monitorovací technologií. Jeho základní princip je také založen na zvýšení Hb se stupněm okysličení, barva se mění z fialové na červenou a absorpci různých vlnových délek světla Hb různých barev. Množství je různé. Proto lze po ozáření červených krvinek světlem různých vlnových délek vypočítat saturaci Hb kyslíkem z množství odraženého světla.
Monitorovací systém proto zahrnuje tři hlavní komponenty: (1) Optický vláknový katétr: obsahuje dvě optická vlákna, jedno přenáší emitované světlo do cévy k osvětlení červených krvinek a druhé přenáší odražené světlo zpět; (2) Optická součástka má tři světelné diody s různými vlnovými délkami, jedno červené světlo (670 nm) a dvě blízké infračervené světlo (700, 800 nm) prochází světelným vláknem do cévy rychlostí 244 pulzů za sekundu pro každou vlnovou délku a ozařovat červené krvinky v krvi protékající koncem cévy. Světelná vlna je ozářena krví Po absorpci, lomu a odrazu je její část shromážděna dalším optickým vláknem a přenesena zpět do detektoru optických vláken v optické sestavě, kde je převedena na elektrický signál; (3) Systém zpracování mikropočítače: hostitelský počítač, který zesiluje přenášené signály intenzity světla tří vlnových délek. Výpočty se zobrazují v číslech. Výsledky lze použít k pochopení měnícího se trendu poměru dodávky kyslíku k spotřebě kyslíku, ale SVO2 může odrážet pouze celkový měnící se trend systémového kyslíku, protože spotřeba kyslíku a zásoby kyslíku různých orgánů a tkání jsou odlišné. Pokles SVO2 neznamená pokles dodávky kyslíku nebo zvýšení poptávky nebo spotřeby kyslíku. Normální SVO2 je asi 75% a některé nevysvětlitelné změny v dýchání, jako je slabost dýchacích svalů, předávkování sedativy a pneumotorax, lze detekovat a korigovat včas změnami v SVO2.
4. EEG, EMG, monitorování evokovaného potenciálu mozkového kmene a svalové relaxace
Stejně jako monitorování EKG je jeho základní princip velmi jednoduchý, protože sám generuje bioelektrické signály a je třeba jej zpracovat pouze snímáním, zesilováním a zobrazováním. Problém je v tom, jak interpretovat význam získaného signálu (tvar vlny, data) atd.
⑴ EEG: Mozek produkuje bioelektrickou amplitudu přibližně několika mikrovoltů až stovek mikrovoltů s frekvencí 0,5–60 Hz. Existuje mnoho spontánních výbojů mozkové tkáně a existuje stále. Může být veden nejen z exponované mozkové tkáně, ale také Mozková elektrická aktivita, kterou lze vést z pokožky hlavy, se nazývá elektroencefalogram (EEG).
Stroj EEG je zařízení, které zesiluje a zaznamenává tento slabý mozkový bioelektrický signál. Stejně jako ostatní světelné vlny mají mozkové vlny čtyři základní prvky: frekvenci, amplitudu, tvar vlny a fázi.
Fáze: Také známá jako polarita, je to relativní vztah mezi časem a amplitudou, který představuje polohu každé vlnové délky v celém cyklu. Na základě základní linie se horní vlna nad základní linií nazývá negativní (nebo negativní) a horní vlna pod základní linií se nazývá pozitivní (nebo pozitivní). Ti s různými fázemi se nazývají asynchronní.
Tvorba rytmu mozkových vln musí být výsledkem toho, že mnoho nervových buněk pálí současně a současně se zastavuje. Současná palba většiny nervových buněk je jednou z důležitých podmínek pro mozkové vlny. Dalším důležitým faktorem je, že pořadí a směr různých neuronů musí být stejné. Pokud jsou směry vedení nekonzistentní, elektrický potenciál se navzájem ruší a nezpůsobí to silný potenciál. Podle informací o anatomii mozkové tkáně je jedna z hlavních buněk v mozkové kůře-vertebrální buňky pravidelně uspořádána a její vrcholové dendrity směřují k povrchu kůry, takže mozkové vlny pravděpodobně budou generovány dendrity mnoho mozkových obratlů. Elektrický potenciál se přenáší z těla buňky na povrch mozku.
Frekvenční rozsah normálních mozkových vln je 1-30krát za sekundu, kterou lze rozdělit do 4 pásem, jmenovitě δ vlna: 1-3krát / sekundu, Q vlna: 4-7krát / sekundu, α vlna: 8-13 krát za sekundu; β vlna: 14-30krát za sekundu. EEG často představuje nejen jednu vlnu, ale i více vln současně, ale jedna vlna je dominantní. Frekvence, amplituda, tvar vlny a synchronizace mozkových vln vedených symetrickými body na obou stranách normální osoby jsou v zásadě symetrické. Pokud existují zjevné rozdíly, jedná se o patologický stav. Mezi elektrickou aktivitou mozku a průtokem krve mozkem a metabolismem mozku existuje úzký vztah.
Anestezie může změnit EEG, ale existuje mnoho faktorů, které ovlivňují elektrickou aktivitu mozku. Změny způsobené různými anestetiky nejsou všechny stejné a je obtížné sledovat hloubku anestézie. V posledních letech bylo kvůli pokroku počítačové technologie studováno mnoho metod jako aspekt monitorování, včetně analýzy výkonového spektra EEG (včetně komprimovaného spektrálního pole, hustého spektrálního pole, spektrální hraniční frekvence, střední frekvence atd.). Topografie EEG (nebo distribuční mapa EEG) a bispektrální analýza se souhrnně nazývají kvantitativní EEG (qEEG). Protože systém qEEG používá počítač pro analýzu signálu ve frekvenční doméně nebo v časové doméně, má vyšší citlivost, zejména spektrální hraniční frekvenci (SEF) a index bispektrální analýzy (BIS), o nichž se předpokládá, že mají odpovídající vztah s hloubkou anestezie, ale zatím pouze Lze použít jako referenci.