ANESTEZJOLOGIA I INTENSYWNA TERAPIA
The haemodynamic microcirculatory monitors – a practical approach

Wstęp
Strategia 'terapii celowanej' (ang. goal directed therapy – GDT) akcentuje konieczność wczesnego rozpoznania hipoperfuzji tkankowej. Hipoperfuzja tkankowa stała się na początku XXI w. głównym celem adekwatnej resuscytacji pacjentów we wstrząsie i jest postrzegana jako stan zagrażający życiu (ang. emergency). Wywołany hipoperfuzją deficyt podaży tlenu prowadzi do tzw. zespołu niewydolności mikrokrążeniowo-mitochondrialnej (ang. microcirculatory and mitochondrial distress syndrom – MMDS). Bezpośrednią przyczyną MMDS jest niedotlenienie mitochondriów w wyniku dysfunkcji mikrokrążenia. Klinicznie obserwuje się wtedy miejscową niewydolność tkanek, która w krótkim czasie może doprowadzić do nekrozy komórek i ostrej niewydolności narządów [1].
Adekwatne wartości systemowych parametrów hemodynamicznych wielokrotnie potwierdziły swoją nadrzędną rolę w zwiększeniu przeżywalności pacjentów ze wstrząsem. Jednak optymalizacja hemodynamiczna oparta wyłącznie na systemowych parametrach krążenia może być niewystarczająca. Parametry systemowe odzwierciedlają perfuzję tkankową tylko w sposób pośredni. Zjawisko tzw. wstrząsu dystrybucyjnego może współistnieć pomimo adekwatnej pojemności minutowej serca (ang. cardiac output
– CO) i pomimo prawidłowej saturacji krwi tętniczej (SaO2) oraz żylnej (ScvO2, SvO2) [2]. Przywrócenie odpowiedniego średniego ciśnienia tętniczego (ang. mean arterial presure
– MAP) nie stanowi pewnego zabezpieczenia przed hipoperfuzją tkankową i przed ostrym niedotlenieniem narządów (głównie śledziony, jelit, nerek). W takich sytuacjach konieczne staje się zastosowanie tkankowych monitorów hemodynamicznych ukierunkowanych na przepływ, które bezpośrednio odzwierciedlają perfuzję poszczególnych narządów [2].

Praktyczna charakterystyka tkankowych monitorów hemodynamicznych ukierunkowanych na przepływ
Zadaniem współczesnych monitorów hemodynamicznych jest dokładny pomiar parametrów strumienia tlenowego. Monitory tego typu są określane jako „ukierunkowane na przepływ” (ang. flow directed) i stanowią podstawę protokołów GDT. Pomimo nieocenionej przydatności monitorów ukierunkowanych na przepływ nie możemy przy ich użyciu bezpośrednio odzwierciedlić perfuzji tkankowej [3]. Funkcję tę uzupełniają jednak hemodynamiczne monitory tkankowe. Urządzenia te wykorzystują różne technologie: spektroskopowe – absorpcyjną, reflektancyjną (ortogonalno--polaryzacyjną), fluorescencyjną, ramanowską oraz przepływometrię laser-dopler. Ostatnio pojawiają się różne kombinacje tych metod.

Spektroskopia bliskiej podczerwieni, tzw. mózgowa lub regionalna oksymetria tkankowa
Stosowane od lat 70. XX w. monitory, wykorzystywane do spektroskopii bliskiej podczerwieni (ang. near infrared spectroscopy – NIRS), stają się obecnie najbardziej popularnymi narzędziami nieinwazyjnego, bezpośredniego i ciągłego rejestru perfuzji tkanek obwodowych. Zasadą działania NIRS jest spektroskopia absorpcyjna fotonów bliskiej podczerwieni. Światło NIRS jest emitowane przez diodę zlokalizowaną w sensorze. Sensor ma postać miękkiego paska poliuretanowego z załączonym diodowym emiterem oraz dwoma detektorami fotonów NIR. Można łatwo umieścić go na skórze, np. w okolicy czoła, kłębu kciuka, przedramienia czy goleni. Sygnały NIR penetrują tkanki leżące bezpośrednio pod sensorem i mierzą poziom saturacji krwi w mikrokrążeniu. Fotony NIR są absorbowane przez chromatofory, czyli hemoglobinę zredukowaną i utlenowaną. Różnice w ilości absorbowanych przez chromatofory fal NIR są analizowane przez algorytmy, których podstawą jest prawo Lamberta-Beera. W ten sposób monitor określa stężenie hemoglobiny utlenowanej w naczyniach włosowatych tkanek, w miejscu przyłożenia sensora. W przypadku oksymetrii mózgowej głębokość penetracji NIR jest specjalnie dobrana w taki sposób, aby ominąć skalp i czaszkę. Otrzymuje się wtedy odczyt oksymetryczny kory czołowej mózgu. W przypadku przedramienia i goleni odczyt dotyczy mikrokrążenia mięśni. W odróżnieniu od pulsoksymetrii, monitory NIRS nie są zależne od obecności pulsu krwi. Nie wpływa na nie również hipotermia ani hipotensja tętnicza. Źródłem artefaktów pomiarów NIRS są dodatkowe źródła podczerwieni w pobliżu sensorów, zatrucia tlenkiem węgla oraz wszystkie czynniki wywołujące tzw. przesunięcie krzywej dysocjacji oksyhemoglobiny w lewo. Aparaty NIRS mają ogromny potencjał diagnostyczny w anestezjologii, intensywnej terapii i w ratownictwie. Monitorowanie perfuzji regionalnych tkanek obwodowych umożliwia: szybkie wykrycie MMDS i wczesne wdrożenie resuscytacji GDT, ocenę skuteczności prowadzonej strategii GDT, pełniejszą ocenę profilu hemodynamicznego pacjenta, ocenę skuteczności resuscytacji krążeniowo-oddechowej w trakcie nagłego zatrzymania krążenia, ocenę zmian dystrybucji krwi we wstrząsie, regionalną ocenę ukrwienia tkanek po urazach, ocenę zmian utlenowania mózgu w ciężkich urazach czaszkowo-mózgowych i inne. Monitory NIRS są dobrym narzędziem triage’u pacjentów po rozległych urazach, którzy wymagają masywnych przetoczeń krwi i resuscytacji typu
damage control (kontroli urazu) [4]. Oksymetria regionalna może wywoływać kłopoty interpretacyjne, co stanowi potencjalną wadę tej technologii. Głównym problemem praktycznym jest brak absolutnej kalibracji miejscowych pomiarów oksymetrycznych NIRS. Możliwość bezwzględnej walidacji NIRS ciągle pozostaje tylko w sferze badawczej z powodu bardzo skomplikowanej i drogiej technologii. Dlatego producenci podają wyniki regionalnej oksymetrii pod postacią różnie nazywanych indeksów, często wyrażanych bez żadnej jednostki: ScrO2 (ang. cerebral regional oxygen saturation), SrO2 (ang. regional oxygen saturation), StO2 (ang. tissue oxygen saturation), TOI (ang. tissue oxygen index). Indeksy oksymetryczne nie są równoważne nawet podczas kolejnych pomiarów tym samym aparatem. Stwarza to pozory braku powtarzalności pomiarów, ponieważ wyniki będą miały różne wartości numeryczne. Stąd też skuteczne monitorowanie oksymetryczne NIRS polega na analizie trendów poszczególnych sygnałów absorpcyjnych w czasie. Nie istnieją „normy” oksymetrii tkankowej, ale dla poszczególnych typów monitorów są opracowane indeksy graniczne, które wytyczają bezpieczne poziomy utlenowania tkankowego. Tym samym pojedyncze wartości pomiarów nie mogą mieć znaczenia praktycznego. Aktualnie stosowany w klinice rodzaj technologii NIRS to continuous wave NIRS (cwNIRS). Wymaga on zawsze wstępnej kalibracji podczas kolejnych pomiarów [5, 6].
Tonometria
Podczas hipowolemii istnieje ryzyko rozwoju hipoperfuzji śluzówki przewodu pokarmowego, która grozi translokacją bakterii i rozwojem zespołu uogólnionej reakcji zapalnej (SIRS). Zastosowanie tonometrii umożliwia wczesne wykrycie hipoperfuzji przewodu pokarmowego i wdrożenie GDT. Tonometria i kapnometria podjęzykowa dokonują pomiaru prężności CO2 w śluzówce, dając podstawę do obliczeń żylno-śluzówkowej różnicy prężności CO2. Pomiary ilości CO2 są dokonywane fotometrycznie, z wykorzystaniem absorpcji bliskiej podczerwieni. Światło jest przewodzone do śluzówki żołądka poprzez specjalny fiberooptyczny przewód gastryczny, który umożliwia również pomiary pH tkanki. We wstrząsie śluzówka przewodu pokarmowego jako pierwsza wykazuje zaburzenia oksygenacji. Jednocześnie podczas resuscytacji zmiany te ulegają odwróceniu jako ostatnie. Z tych powodów przedłużone zakwaszenie śluzówki i zwiększony gradient śluzówkowo-żylny CO2 są czułymi, ale nie swoistymi predyktorami ostatecznego wyniku pacjentów krytycznie chorych [7]. Pozostają jednak wątpliwości, czy tonometria żołądkowa odzwierciedla zmiany w obrębie całego przewodu pokarmowego [8].

Technologia spektrometrii ramanowskiej
Spektrometria ramanowska jest bardzo obiecującą nieinwazyjną metodą monitorowania oksygenacji regionalnej. Została ostatnio zastosowana do pomiaru stężenia hemoglobiny utlenowanej w śluzówce pod językiem. Pomiary wykazały ścisłe korelacje z rozwojem wstrząsu i powrotem perfuzji. Metoda może być wykorzystana do poszukiwania niewielkich ilości utlenowanej hemoglobiny [9].

Spektrometria ortagonalno-polaryzacyjna
Ortagonalno-polaryzacyjna spektroskopia (ang. orthogonal polarization spectral imaging – OPS) jest reflektancyjną odmianą spektroskopii i została wprowadzona do użytku medycznego w 1996 r. Mikroskopowa technologia OPS wykorzystuje spolaryzowane zielone światło, które penetruje tkanki. Światło następnie odbija się od powierzchni erytrocytów w naczyniach mikrokrążenia. Uzyskanie obrazu erytrocytów w naczyniach mikrokrążenia jest możliwe dzięki odrzuceniu przez monitor OPS odbitych od powierzchni innych tkanek spolaryzowanych fal. Wysyłany i odbierany sygnał polaryzacyjny jest analizowany przez aparat metodą jednostrumieniową (ang. mainstream). OPS po raz pierwszy umożliwiło bezpośrednią wizualizację przepływu w naczyniach włosowatych śluzówek u pacjentów w warunkach klinicznych. Ortagonalna spektroskopia polaryzacyjna potwierdziła wiodącą rolę mikrokrążenia w patofizjologii i leczeniu wstrząsu septycznego. Badania przeprowadzone z obrazowaniem OPS wykazały korelację dysfunkcji kapilar mikrokrążenia ze śmiertelnością i ciężkością przebiegu sepsy. Ortagonalno-polaryzacyjna spektroskopia może funkcjonować w połączeniu z tonometrią lub kapnometrią w formie podjęzykowej. Połączenie technik umożliwia nieinwazyjne i bezpośrednie monitorowanie mikrokrążenia [1]. Wadą OPS jest brak możliwości wykonania badania przy silniejszym ucisku głowicy na naczynia mikrokrążenia. Obrazowania OPS nie wykona się również w przypadku kapilar o mocno zakręconym przebiegu. Technologia wymaga zastosowania dużych źródeł zasilania, co może być utrudnieniem w warunkach oddziału intensywnej terapii i SOR.

Spektroskopia polaryzacyjna strumieniem bocznym
Spektroskopia polaryzacyjna strumieniem bocznym (ang. sidestream dark-field imaging – SDF) jest udoskonaloną techniką OPS, w której uzyskano zwiększenie kontrastu i znaczną poprawę jakości obrazu mikrokrążenia. Obrazowanie ciemnego pola (ang. dark-field) jest metodą redukującą ilość niepożądanego rozproszenia fal świetlnych przy uzyskiwaniu właściwego obrazu z zarejestrowanych cieni erytrocytów. Spektroskopia polaryzacyjna strumieniem bocznym obrazuje naczynia włosowate leżące głębiej w tkankach języka. Innowacją obrazowania SDF jest oddzielenie bocznego strumienia światła emitowanego (ang. sidestream) od centralnego strumienia światła rejestrowanego przez aparat. Rozdzielenie strumieni optycznych redukuje zakłócenia pod postacią rozproszenia fal. Emitowane przez boczny strumień zielone światło LED pada na tkanki i częściowo ulega pochłonięciu przez hemoglobinę w erytrocytach. Pozostała, niepochłonięta przez erytrocyty część światła padającego, ulega rozproszeniu. Aparat jest wygodny i łatwy w użyciu, nie wymaga stosowania dużej ilości zasilania. Obraz mikrokrążenia jest przenoszony na kamerę video z portem USB [1].

Elektroda Clarka
Podstawą pomiaru prężności tlenu metodą Clarka są elektrochemiczne reakcje redukcji, które zachodzą pomiędzy elektrodami zlokalizowanymi bezpośrednio w tkance. Zminiaturyzowane polarograficzne elektrody umożliwiają bezpośredni i ciągły pomiar regionalnej prężności tlenu (ptiO2). Wartość ptiO2 odzwierciedla dostęp tlenu na poziomie komórkowym i dostarcza informacji na temat sprawności mikrokrążenia w miejscu pomiaru. Pomiary ptiO2 były przeprowadzane z powodzeniem u pacjentów krytycznie chorych oraz podczas operacji neurochirurgicznych. Małe wartości ptiO2 po urazach mózgu i udarach korelują ze złym wynikiem pacjentów [10]. Monitorowanie prężności tlenu poprzez elektrody Clarka w tkance mięśniowej pacjentów krytycznie chorych jest wczesnym indykatorem hipoperfuzji i hipoksji tkankowej, które prowadzą do MMDS. Metoda jest łatwo dostępna i tak samo czuła jak pomiar spadku prężności tlenu w śluzówce przewodu pokarmowego. Monitorowanie ptiO2 może odbywać się podczas śródoperacyjnego krwawienia, wstrząsu i resuscytacji. Szerokie praktyczne zastosowanie elektrod Clarka jest jednak ograniczone przez brak nieinwazyjnego dostępu do wielu narządów, np. mózgu. Błąd pomiaru może pojawić się na skutek miejscowego uszkodzenia tkanek i obrzęku, które mogą być spowodowane także poprzez implantację elektrody. Umieszczenie elektrody w dużej odległości od naczyń mikrokrążenia stanowi również źródło artefaktów. Poza tym sam pomiar polarograficzny jest zależny od temperatury tkanek. Dużym problemem pomiaru jest także zużywanie tlenu przez samą elektrodę. Podczas hipoksji, przy małych prężnościach O2, pomiar polarograficzny elektrodą Clarka może nie być dokładny. Metoda wymaga również czasochłonnej kalibracji.

Spektrometria fluorescencyjna
Spektrometria fluorescencyjna (ang. fluorescence quenching) jest porównywana z elektrodą Clarka, ponieważ obie techniki wymagają bezpośredniego kontaktu sensorów z tkanką. Sensory są zminiaturyzowane (wielkości igły). Jednak na tym etapie podobieństwa obu technologii się kończą. Spektrometria fluorescencyjna jest jedną z najnowszych technologii monitorowania prężności tlenu bezpośrednio w tkankach. Mikrosensor umieszczony śródtkankowo jest zakończony platynowym fluoroforem. Pulsujące światło diody LED jest przenoszone fiberooptycznie do zakończenia sensora i cyklicznie wzbudza fluorofor. Emitowane światło wywołuje przejściową fluorescencję zwrotną tkanek, zależną od ilości tlenu (tzw. quenching). Dodatkowa fluorescencja zmienia pierwotne widmo emisyjne światła. Na podstawie analizy zmian widma fluorescencji jest obliczana prężność tlenu w tkance. Czas fluorescencji tkanek jest odwrotnie proporcjonalny do ilości tlenu. Algorytm obliczeniowy koryguje zmiany temperatury tkanek. Mierzona wartość tpO2 jest absolutną ilością tlenu w tkance wyrażoną w mm Hg lub kPa. Pomiar może odbywać się w kilku miejscach jednocześnie i nie zużywa tlenu. Z tego powodu spektrometria fluorescencyjna kwalifikuje się do długoterminowego, ciągłego i czułego monitorowania zmian utlenowania w tkankach. Ponieważ fluorescencja jest najdłuższa przy niskich wartościach prężności tlenu – 0–60 mm Hg, metoda jest bardzo czułym monitorem w warunkach hipoksji. Mikrosensory pO2 mogą być połączone z innymi technologiami: rezonansem magnetycznym, pozytronową emisyjną tomografią, tomografią komputerową oraz pomiarami przepływu krwi metodą laser-dopler. Aktualnie mikrosensory fluorescencyjne nie mają jeszcze regulacyjnej zgody CE do stosowania w ludzkich tkankach. Spektrometria fluorescencyjna jest w tej chwili testowana przez PAN w Warszawie [1, 11, 12].

Przepływometria laserowo-doplerowska
Emitowane przez monitor światło lasera-doplera (ang. laser-doppler flowmetry – LDF) penetruje tkanki. Część z rozpraszanych fotonów odbija się od powierzchni ruchomych erytrocytów w mikrokrążeniu. Po zderzeniu częstotliwość fotonu zostaje przesunięta zgodnie z prawem Dopplera. Monitor odbiera fotony z doplerowsko zmienioną częstotliwością przez dodatkowe przewody fiberooptyczne. Odebrany sygnał jest odzwierciedleniem ilości i prędkości erytrocytów w tkance objętej penetracją lasera. LDF dokonuje pomiaru prędkości erytrocytów w izolowanych arteriolach i żyłkach średnicy 500 µm na głębokości 0,3–0,5 mm. Warszawskie Laboratorium Pomiarów Biofizycznych PAN prowadzi bardzo aktywne badania nad rozwojem technologii LDF. Metoda laser-dopler ma bardzo szerokie możliwości zastosowania praktycznego, nie tylko w zakresie GDT. Coraz szerzej LDF jest wykorzystywana w neuronauce przy badaniu wyższych czynności mózgu, a także w chorobach naczyń (miażdżyca) oraz transplantologii [11].

Podsumowanie
Ciągła ocena stanu wydolności mikrokrążenia i miejscowego utlenowania tkanek jest jednym z głównych trendów monitoringu hemodynamicznego na początku XXI w. Dzisiejszy bardzo aktywny rozwój tkankowych monitorów hemodynamicznych ukierunkowanych na przepływ dotyczy głównie złożonych technologii optycznych i kwantowych. W przyszłości monitorowanie stanu redoks mitochondriów może stać się rutynowym elementem oceny profilu hemodynamicznego pacjenta i może skierować praktyki anestezjologiczne w zupełnie nowe obszary.
Piśmiennictwo
1. Ince C. The microcirculation is the motor of sepsis. Critical Care. 2005; 9: S13-S19.
2. Zanotti Cavazzoni S, Dellnger P. Hemodynamic optimization of sepsis-induced tissue hypoperfusion. Crit Care 2006; 10: S2.
3. Rivers E, Nguyen B, Havstad S. Early goal-directed therapy in the treatment of severe sepsis and septic shock. N Engl J Med. 2001; 345.
4. Trafidło T, Gaszyński T. NIRS – spektroskopia bliskiej podczerwieni jako wielofunkcyjna metoda monitorowania miejscowej oksygenacji tkankowej w anestezjologii i ratownictwie. Anestezjol Ratown 2009; 3: 351-359.
5. Yoshitani K, Kawaguchi M. A Comparison of the INVOS 4100 and the NIRO 300 Near-Infrared Spectrophotometers. Anesth Analg 2002; 94: 586-590.
6. Liebert A, Wabnitz H. Time-resolved multidistance near-infrared spectroscopy of the adult head: intracerebral and extracerebral absorption changes from moments of distribution of times of flight of photons. Applied Optics 2004; 43: 3037-3047.
7. Hamilton M, Mythen M. Gastric tonometry: where do we stand? Curr Opin Crit Care 2001; 7: 122-127.
8. Brinkmann A, Calzia E, Träger K, Radermacher P. Monitoring the hepato-splanchnic region in the critically ill patient. Measurement techniques and clinical relevance. Intensive Care Med 1998, 24: 542-556.
9. Ward KR, Torres Filho I, Barbee RW, Torres L, Tiba MH, Reynolds PS, Pittman RN, Ivatury RR, Terner J. Resonance Raman spectroscopy: A new technology for
tissue oxygenation monitoring. Critical Care Medicine 2006; 34: 792-799.
10. Valadka AB, Gopinath SP, Contant CF, Uzura M, Robertson CS. Relationship of brain tissue pO2 to outcome after severe head injury. Crit Care Med 1998; 26: 1576-1581.
11. Maniewski R, Liebert A. Metoda laserowo-dopplerowska w badaniach mikrokrążenia krwi. Warszawa, Exit 2003.
12. Opisy specyfikacyjne monitorów firmy Oxford Optronix. www.oxford-optronix.com