Monitori põhimõte
Tänapäeval on peaaegu kõigil füsioloogiliste funktsioonide muutustel monitorid, mida saab igal ajal jälgida. Nüüd kirjeldatakse ainult anesteesiaoperatsioonides kasutatavate monitoride põhiprintsiipe.
1. Tsükli funktsioonide jälgimine
⑴ Invasiivne vererõhu jälgimine: piesoelektrilise anduri vastuvõtjaga ühendatud arteriaalne punktsioon ja sisemine kateeter muudavad mehaanilise rõhu pingeks, arvutiga töödeldakse graafika kuvamiseks ning digitaalselt kuvatakse süstoolne vererõhk, diastoolne vererõhk ja keskmine arteriaalne rõhk.
⑵Automaatiline mitteinvasiivse rõhu mõõtmine (Dinamap): mitmeotstarbelised mikromootorid manseti automaatseks täitmiseks nii, et manseti siserõhk oleks kõrgem kui süstoolne rõhk, ja seejärel tühjeneks automaatselt, kasutage võnkumise tuvastamiseks piesoelektrilist muunduri elementi arteriaalse pulsatsiooni signaal ja sisestage see. Elektrooniline süsteem võimendab andurit ning mikroarvuti arvutab ja määrab süstoolse vererõhu, diastoolse vererõhu ja keskmise rõhu.
⑶CO jälgimine: Praegu kasutatakse termolahustust endiselt mitmel otstarbel. Üldiselt sisestatakse ujuvkateeter läbi sisemise kaela venoosse impulsi ja seejärel süstitakse parempoolsesse aatriumi viivast luumenist 10 ml 4 ℃ isotoonilist glükoosilahust. See lahus voolab koos verevooluga kopsuarterisse. Vere temperatuur kopsuarteris muutub teatud määral ja temperatuuri muutust mõõdetakse kateetri otsas oleva termistori abil. CO on negatiivses korrelatsioonis vere temperatuuri muutusega. Südame väljundmonitor suudab jälgida veretemperatuuri muutuste kõverat, arvutada kõvera aluse ala ja kuvada otse CO (L / min).
Hiljuti on kopsuarteri kateetrit ja soojusallikat täiustatud. Kateetri ülaosast asetatakse termotraat 14-25 cm kaugusele. Pärast kateetri sisestamist vabastab monitor soojusjuhtme kuumutamiseks igal ajal energiaimpulsse. Selle suur ala aitab segatud soojust ühtlaselt jaotada, nii et läheduses olev veretemperatuur tõuseb 44 ° C-ni (111 ° F) ja termistor asub allavoolu, et tuvastada vere temperatuuri muutust ja teatada sellest ühendatud monitorile. Monitorarvuti arvutab välja sarnase temperatuurimuutuse kõvera ala ja kuvab CO. Kord 3-6 minuti järel saab mõõtmist korrata automaatselt, kiiresti ja pidevalt, nii et seda nimetatakse pidevaks CO mõõtmiseks.
Ülaltoodu on ka temperatuuri muutuse erinevus Fick' meetodi asemel arteriaalse ja venoosse vere O2 kontsentratsiooni erinevuse asemel. Fick' s meetodi kohaselt, kuna VO2=CO × (CaO2-CvO2), CO=VO2 / CaO2-CvO2, see tähendab, et patsient tarbib hapnikku iga minuti jooksul. veri (see tähendab kopsude poolt verre võetud O2 kogus, tavaliselt 250 ml) ning O2 kontsentratsioon arteriaalses ja venoosses veres arvutatakse CO minutis. Näiteks on arteriaalse vere O2 sisaldus mõõdetuna 0,2 ml / ml ja venoosne veri sisaldab. O2 kogus on 0,15 ml / ml ja kontsentratsioonide vahe on 0,05. Valemis asendades CO=250 / 0,05=5000 ml või 5 l / min. Põhiprintsiip on see, et teatud aja vooluhulk võrdub aine (indikaatoriga) samal ajaperioodil. Vedelikku sisenev kogu kogus jagatakse saidile siseneva aine üles- ja allavoolu kontsentratsioonide vahega. Kopsumahu varieeruvuse tõttu on praegu peamine meetod termolahendus.
2 EKG jälgimine
See on anesteesia ajal ja intensiivravis tavaliselt kasutatav EKG funktsiooni jälgimine. Põhiprintsiip on see, et süda lööb, sest südant stimuleerib tema enda tekitatud elektriline potentsiaal ja süda on tempos. Sinoatriaalse sõlme tekitatud põnevus pöördub omakorda kodade ja vatsakeste kardiomüotsüütide poole. Seda nõrka bioelektrilist muutust ei saa mõõta mitte ainult südame või müokardi pinna sees, vaid ka keha pinnale. Kui keha pinnal vooluringi moodustamiseks kasutatakse kahte elektroodi, saab EKG muutuste lainekuju jälgida suurendatud kirje kaudu. See on elektrokardiogramm.
Ehkki PQRST lainekuju mehhanismi osas on endiselt vaidlusi, on põhimõtteliselt kindel seletus. Kui kardiomüotsüüte stimuleeritakse teatud intensiivsusega, võib tekkida rida rakusisese ja välise ioonivoolu ja membraanipotentsiaali muutusi. Tegevuspotentsiaali nimetatakse tegevuspotentsiaaliks. Rakupotentsiaali muutused polarisatsiooni ja repolarisatsiooni ajal.
Kui kardiomüotsüüdid on staatilises olekus, on positiivsed ja negatiivsed ioonid rakumembraanis ja väljaspool seda tasakaalus (polariseeritud olek). Kui kardiomüotsüüdid on stimuleeritud, suureneb rakumembraani läbilaskvus ja Na + siseneb rakku, mille tulemuseks on depolarisatsioon. Liidesel genereeritakse potentsiaalne erinevus ja see areneb samm-sammult, moodustades rea potentsiaalseid muudatusi. Depolarisatsiooni edenemine on kõigepealt positiivne (+) ja taga negatiivne (-). Repolarisatsiooni puhul on vastupidi. Pärast repolarisatsiooni normaliseerub ioonijaotus rakus ja väljaspool seda. Elektrokardiogrammi moodustamine on südame erinevate osade müokardi potentsiaali muutuste süntees. Edasilükkamine, põnevus moodustab aeglaselt PR-intervalli ja pärast põnevuse läbimist atrioventrikulaarsõlme levib see kiiresti vasakule ja paremale külgkimpudele ning Urachine' kiududele, moodustades QRS-kompleksid. Pärast vatsakese depolarisatsiooni pole pinnal potentsiaalset erinevust, moodustades potentsiaalse joone segmendi, nimelt ST segmendi. Hiljem hakkab müokard T-lainete tekitamiseks repolariseeruma ja kogu südametsükkel moodustab P-QRS-T lainete komplekti. On näha, et müokardi põnevuse ilmnemisel on paljunemis- ja taastumisprotsessis mõned kõrvalekalded, elektrokardiogramm muutub. . Seetõttu saab kliiniliselt EKG lainekuju muutusi kasutada EKG funktsiooni jälgimiseks ja aidata mõista teatud südamehaigusi või vee- ja elektrihäireid.
Elektrokardiograaf on seade, mida kasutatakse südame aktiveerimisprotsessi genereeritud voolu salvestamiseks' Selle põhikomponendid on ampermeeter, võimendi, salvestusseade ja mõned vajalikud lisaseadmed.
3. Hingamisfunktsiooni jälgimine
⑴Ventilatsioonifunktsiooni jälgimine: jälgige peamiselt VT või MV. Anesteesias kasutatakse kõige sagedamini kella tüüpi helimõõturit, andur on ventilaator ja see on ühendatud hingamisteedega. Kui hingav õhuvool läbib, ajendatakse labasid pöörlema. Terade võll ajab rea hammasrattaid. Vastavalt pöörlemiskiirusele kuvatakse pinnale iga kord (VT) ja kumulatiivne minutiline ventilatsioon (MV). Uus elektrooniline hingamisteede mõõtur kasutab endiselt andurina tuuletera, kuid kasutab tuuletera kiiruse tuvastamiseks infrapuna peegeldust ja vastuvõtuelemente ning kuvab pärast elektroonilise süsteemi töötlemist digitaalselt VT, MV ja hingamissagedust.
⑵ Hingamisteede rõhk: kõige primitiivsem ja täpsem viis on kasutada U-kujulise toruga veesamba kasutamist, üks ots on ühendatud hingamisteedega, hingamisteede rõhu kõikumine põhjustab veesamba kõikumisi või saab suhelda metallist õhutrumliga hingamisteed ja hingamisteede rõhu kõikumine põhjustab trummelmembraani kõikumisi. Seejärel andke see kursorile, et näha rõhu näitajat, millele see osutab. Pingeandurit kasutatakse nüüd hingamistsükli ajal hingamisteede rõhu muutuste (sh sissehingatava rõhu, tipprõhu, platoo rõhu ja lõpp-väljahingatava rõhu) jälgimiseks rõhuanduri kaudu. Hingamisteede rõhu pidev jälgimine on lihtsaim viis mõista kopsude ja hingamisteede seisundit ning seda, kas torujuhtmes on kõrvalekaldeid. Hingamisteede rõhu muutus tekitab anduris vastavaid elektrisignaale, mida elektrooniline süsteem töötleb ja kuvatakse numbritena.
PSpO2: põhimõte koosneb kahest osast: ect spektrofotomeetriline meetod: see põhineb asjaolul, et verevärv muutub tumepunasest helepunaseks, kui Hb ühendatakse O2-ga HbO2-ks. Erinevat Hb-d läbiva valguse intensiivsus on seotud selle lainepikkusega, see tähendab, et erinevat Hb-d läbiva valguse neeldumisaste erinevatel lainepikkustel ei ole sama. Redutseeritud hemoglobiini (Hb) ja oksühemoglobiini (HbO2) imendumine 660 nm lainepikkusega punase valguse ja 940 nm lainepikkusega infrapunavalguse puhul on HbO2: 660 nm lainepikkusega punase valguse neeldumine väiksem ja 940 nm infrapunavalguse neeldumine on vastupidi, vähendatud hemoglobiini ( Hb) neelab rohkem punast valgust kiirusel 660 nm ja vähem neelab infrapunavalgust kiirusel 940 nm. Seetõttu saab punase valguse neeldumise ja infrapuna valguse neeldumise suhet mõõta spektrofotomeetria abil. Küllastus, suhe> 1 on hapnikku sisaldav veri,< on hapnikuta veri,=1 on osaliselt (85%) hapnikuga verd. Punase valguse neeldumise suuruse saab arvutada punase ja infrapunase valguse abil, mis on valgusdioodi poolt tekitatud sõrme või kõrvapulgale ja teistele kudedele valgustamiseks, ning seejärel saab fotoelektriline andur selle vastu võtta. LetPletüsmograafia: igas südamelöögis voolab väike kogus verd sõrmedesse või kõrvapulgadesse, mis laiendab arterioolivõrku ja siseneb seejärel kapillaarvoodi sulgurlihase kaudu kapillaarvoodisse ja voolab tagasi südamesse. Läbivalgustage sõrm valgusvihuga ja tuvastage valgusenergia nõrgenemise aste pärast teisel küljel asuvat valgustamist. Südame kokkutõmbumisel suureneb sõrme veremaht, valguse neeldumine on suurem ja tuvastatud valgusenergia on kõige väiksem; kui süda on diastoolne, on vastupidi. Valguse neeldumise muutus peegeldab vere mahu muutust. Ainult pulseeriv vere maht võib pärast valgustamist muuta valguse energia intensiivsust, ilma et seda mõjutaksid veenikapillaarid ja muud koevedelikud.
SpO2 ühendab ülaltoodud kaks põhiprintsiipi ning kasutab punast ja infrapunavalgust samaaegselt sõrme pulseerivate veresoonte kiiritamiseks ja tuvastamiseks. Kui süstooli ajal sõrmesse pumbatav veri on täielikult hapnikuga varustatud, on veri helepunane ja neelab palju infrapunavalgust. Infrapuna-pletüsmograafia diagrammil on laine amplituud väga suur, kuid punase valguse neeldumine on väga väike, mistõttu punase valguse pletüsmograafia diagrammil mõõdetud lainete amplituud on väga väike. Vastupidi, kui süstooli ajal ei piisa sõrme vere hapnikuga varustamisest, on see tumepunane. Infrapunavalguse hulk on väga väike. Mõõdetud infrapunavalguse pletüsmograaf on väikese amplituudiga ja neelab palju punast valgust. Mõõdetud punase valguse pletüsmograafil on suur amplituud. Seetõttu mõõdetakse infrapunavalgust ja punase valguse helitugevust igal südamelöögil. Jälgimisdiagrammi amplituudi suhe võib olla mitteinvasiivne, määrates pidevalt ja valikuliselt arteriaalse hapniku küllastuse insuldi kohta. Ja kuvada samaaegselt pletüsmograafia ja pulsisagedus.
R ja SpO2 korrelatsioon on negatiivne ning vastava SpO2 väärtuse saab kõveralt. Pletüsmogramm ja pulsisagedus R jäävad vahemikku 0,4 (küllastus 100%) kuni 3,4 (küllastus 0%). Kui R=1, on SpO2 umbes 85%.
⑷ETCO2 seire: 1943. aastal kasutas Luft CO2 kontsentratsiooni mõõtmiseks infrapuna. Põhimõte põhineb CO2 võimel absorbeerida infrapunavalgust kindla lainepikkusega (4300nm=4,3um). Ehkki massispektromeetreid, Ramani hajutusanalüsaatoreid ja akustilis-optilisi spektroskoope on veel ETCO2 mõõtmiseks, kasutatakse kliinilises praktikas endiselt infrapunamonitore. Sellel on mitteinvasiivse, lihtsa ja kiire reageerimise omadused. Andmete ja graafika kombinatsioon on kasulik kopsude hindamiseks. Ventilatsioonil ja verevoolu muutustel on eriline tähendus. Infrapunaseire süsteem saadab gaasiproovi mõõtekambrisse, kiiritab ühte külge infrapunavalgusega ja teisel küljel kasutab fotoelektrilist andurit infrapunavalguse sumbumise astme tuvastamiseks, mis on proportsionaalne CO2 kontsentratsiooniga. Mõõdetud signaali võrreldakse võrdlusruumi gaasist (õhk või N2) saadud, mikroarvuti poolt töödeldud ja suurendatud signaaliga ning CO2 tase kuvatakse graafika ja numbritega.
Signaali pideva vastuvõtu tõttu on vool pidevas olekus, mida on raske võrrelda, seetõttu lisatakse valgussignaali pidevaks muutmiseks filtreeriv pöörlev filter, muutes elektrisignaali impulsiks. Pulsisignaalide genereerimiseks on olemas seadmed katkendliku infrapunavalguse jaoks. CO2 seire. Analüüsi käigus tuleb kontrollida kogu lainekuju, sealhulgas baasjoon, kõrgus, sagedus, rütm ja morfoloogia. Seetõttu pole diagnoosimisel mingit väärtust ilma lainekuju ekraanita. Isegi nii ei suuda see ikkagi otseselt kajastada keha&happe-aluse ja hapnikuga varustamise olekut. .
⑸ Pidev segatud venoosse vere hapnikuga küllastumise (SVO2) seire on praegu suhteliselt uus seiretehnoloogia. Selle põhiprintsiip põhineb ka Hb suurenemisel koos hapnikuga, värvus muutub lillast punaseks ja erineva valguse lainepikkuste neeldumine Hb poolt erinevat värvi. Hulk on erinev. Seetõttu saab pärast erütrotsüütide kiiritamist erineva lainepikkusega valgusega Hb küllastumist hapnikuga arvutada peegeldunud valguse hulga põhjal.
Seetõttu sisaldab seiresüsteem kolme peamist komponenti: (1) kiudoptiline kateeter: sisaldab kahte optilist kiudu, üks edastab emiteeritud valguse veresoontesse punaste vereliblede valgustamiseks ja teine - peegeldunud valguse tagasi; (2) Optilisel komponendil on kolm erineva lainepikkusega valgusdioodi, üks punane tuli (670nm) ja kaks peaaegu infrapunakiirgust (700, 800nm) läbivad omakorda valguskiudu veresooni kiirusega 244 impulssi sekundis iga lainepikkuse kohta ja kiiritage veresoonte otsa läbivate vere punaseid vereliblesid. Valguslainet kiiritatakse verega. Pärast absorptsiooni, murdumist ja peegeldamist kogutakse osa sellest teise optilise kiu abil ja edastatakse optilises koostus tagasi optilise kiu detektorile, kus see muundatakse elektriliseks signaaliks; (3) Mikroarvuti töötlussüsteem: põhiarvuti, mis võimendab kolme lainepikkusega edastatud valgustugevuse signaale. Ja arvutused kuvatakse numbritena. Tulemusi saab kasutada hapnikuvaru ja hapnikuvajaduse suhte muutuva trendi mõistmiseks, kuid SVO2 saab kajastada ainult süsteemse hapniku üldist muutuvat suundumust, sest erinevate elundite ja kudede hapnikutarbimine ning hapnikuvarud on erinevad. SVO2 langus ei tähenda hapnikuvaru vähenemist ega hapnikuvajaduse või -tarbimise suurenemist. Normaalne SVO2 on umbes 75% ja mõned seletamatud muutused hingamisel, näiteks hingamislihaste nõrkus, rahustite üleannustamine ja pneumotooraks, on SVO2 muutuste abil õigeaegselt tuvastatavad ja korrigeeritavad.
4. EEG, EMG, ajutüve esilekutsutud potentsiaali ja lihaste lõõgastumise jälgimine
Nagu EKG jälgimine, on ka selle põhimõte väga lihtne, kuna see genereerib ise bioelektrilisi signaale ja seda tuleb töödelda ainult ülesvõtmise, võimendamise ja kuvamise teel. Probleem on selles, kuidas tõlgendada saadud signaali tähendust (lainekuju, andmed) ja nii edasi.
⑴ EEG: aju toodab bioelektrilist amplituudi umbes paar mikrovolti kuni sadu mikrovolti, sagedusega 0,5–60 Hz. Ajukoe spontaanset väljutamist on palju ja need eksisteerivad kogu aeg. Seda ei saa juhtida mitte ainult paljastatud ajukoest, vaid ka peanahast juhitavat aju elektrilist aktiivsust nimetatakse elektroentsefalogrammiks (EEG).
EEG-masin on seade, mis võimendab ja salvestab seda aju nõrka bioelektrilist signaali. Nagu teistel valguslainetel, on ajulainetel neli põhielementi: sagedus, amplituud, lainekuju ja faas.
Faas: tuntud ka kui polaarsus, see on aja ja amplituudi suhteline suhe, mis tähistab iga lainepikkuse positsiooni kogu tsüklis. Baasjoone põhjal nimetatakse algjoone kohal olevat laine tippu negatiivseks (või negatiivseks) ja baasjoone all olevat laine tippu positiivseks (või positiivseks). Neid, kellel on erinevad faasid, nimetatakse asünkroonseteks.
Ajulainerütmi moodustumine peab olema paljude närvirakkude samaaegse tulekahju ja seiskamise tulemus. Enamiku närvirakkude samaaegne vallandamine on ajulainete üks olulisi tingimusi. Teine oluline tegur on see, et erinevate neuronite järjestus ja suund peavad olema ühesugused. Kui juhtivussuunad on vastuolulised, tühistab elektriline potentsiaal üksteise ja see ei põhjusta tugevat potentsiaali. Ajukoe anatoomia kohta käiva teabe kohaselt on ajukoore-selgroolülirakkude üks peamisi rakke korrapäraselt paigutatud ja selle apikaalsed dendriidid on suunatud koore pinna poole, nii et ajulained tekitavad tõenäoliselt ajukoore dendriidid. palju aju selgroolüli rakke. Elektriline potentsiaal kandub rakukehast aju pinnale.
Normaalsete ajulainete sagedusvahemik on 1–30 korda sekundis, mille võib jagada 4 ribaks, nimelt δ laine: 1–3 korda sekundis, Q laine: 4–7 korda sekundis, a laine: 8–13 korda / sekund; β laine: 14-30 korda / sekundis. EEG esitab sageli mitte ainult ühte, vaid ka mitut lainet korraga, kuid üks laine on domineeriv. Aju lainete sagedus, amplituud, lainekuju ja sünkroniseerimine, juhindudes normaalse inimese mõlemal küljel asuvatest sümmeetrilistest punktidest, on põhimõtteliselt sümmeetrilised. Kui on ilmseid erinevusi, on see patoloogiline seisund. Aju elektrilise aktiivsuse ja aju verevoolu ning aju ainevahetuse vahel on tihe seos.
Anesteesia võib muuta EEG-d, kuid aju elektrilist aktiivsust mõjutavad paljud tegurid. Erinevate anesteetikumide põhjustatud muutused pole kõik ühesugused ja anesteesia sügavust on raske jälgida. Viimastel aastatel on arvutitehnoloogia edenemise tõttu seireaspektina uuritud paljusid meetodeid, sealhulgas EEG võimsusspektri analüüsi (sealhulgas tihendatud spektri massiivi, tiheda spektri massiivi, spektri piirisageduse, mediaansageduse jne). EEG topograafiat (või EEG levikukaarti) ja bispektraalset analüüsi nimetatakse üheskoos kvantitatiivseks EEG-ks (qEEG). Kuna qEEG-süsteem kasutab sagedusdomeeni või ajadomeeni signaali analüüsimiseks arvutit, on selle tundlikkus suurem, eriti spektraalse piiri sagedus (SEF) ja bispektraalanalüüsi indeks (BIS), millel peetakse vastavat suhet anesteesia, kuid siiani saab kasutada ainult viitena.
