Współczesna anestezjologia wykorzystuje wiele możliwości monitorowania podstawowych funkcji życiowych w zakresie parametrów hemodynamicznych, wentylacji, zwiotczenia mięśni, pocenia się, łzawienia czy stopnia rozszerzenia źrenic. Natomiast czynność mózgu, głównego narządu, na który wpływają środki anestetyczne, nie jest kontrolowana w sposób dostateczny. Dodatkowo brak jest spójnej koncepcji definiującej sposób oceny wpływu środków anestetycznych na ośrodkowy układ nerwowy.

Ciągłe monitorowanie aktywności bioelektrycznej mózgu nie jest rutynowo stosowane w codziennej praktyce anestezjologicznej. Do przyczyn takiego stanu rzeczy zaliczyć można przede wszystkim znaczną złożoność zapisu krzywej elektroencefalograficznej, której interpretacja wymaga specjalistycznej wiedzy i dużego doświadczenia. Różnorodność uzyskiwanych danych, objętość materiału do natychmiastowej analizy (godzinny zapis EEG to około 100 metrów papierowej taśmy) oraz warunki, które nie sprzyjają prawidłowej pracy czułej aparatury rejestrującej, czynią tradycyjne EEG całkowicie nieprzydatnym w obrębie sali operacyjnej [8]. Do niedawna złożoność zapisu EEG była przyczyną nikłego wykorzystania technik analizy komputerowej w badaniach diagnostycznych. Trudności polegały głównie na konieczności przetwarzania ogromnej liczby danych, co wymaga pojemnych pamięci oraz dużych mocy obliczeniowych. Obecnie, w związku z rozwojem nowoczesnych technologii cyfrowych i postępem w rozumieniu elektrofizjologii mózgu, elektroencefalografia przeżywa swój renesans. Klasyczny już elektroencefalograficzny opis snu prawidłowego z 1953 roku, z podziałem na fazy REM i NREM, jest podstawą do wyjaśnienia wielu zjawisk o praktycznym znaczeniu.

Na podstawie zapisu EEG i EMG oraz obserwacji ruchów gałek ocznych sen podzielono na dwie fazy: REM i NREM. Ta ostatnia dzieli się z kolei na cztery stadia. W czasie czuwania z otwartymi oczami w zapisie EEG obserwuje się głównie fale beta o wysokiej częstotliwości (13-30 Hz) i o niskiej amplitudzie 20-30 ?V. Jest to czynność dominująca. Obok niej występują nieregularne rytmy o mniejszej częstotliwości – fale alfa (7-13 Hz) i nieco wyższej amplitudzie (30-60 ?V). W EMG występuje wysokonapięciowa czynność potencjałów mięśniowych świadcząca o pewnym stałym poziomie napięcia mięśni. Po zamknięciu oczu zaczynają dominować fale alfa. Przejście z okresu czuwania do snu charakteryzuje rozpad czynności fal alfa oraz pojawia się niskonapięciowa mieszana czynność fal szybkich i wolnych (6-7 Hz). W EMG obniża się amplituda potencjałów mięśniowych. Zjawiskom tym towarzyszy zwolnienie ruchów gałek ocznych. W lekkim śnie można obserwować ostre fale o dość stałej częstotliwości 14 i 6 Hz i napięciu 40-50 ?V, które występują w postaci rytmicznych serii wyładowań o czasie trwania 0,5-2 s. Jest to pierwsze stadium snu wolnofalowego, czyli NREM. Drugie stadium snu NREM cechuje dalsze zwolnienie czynności elektrycznej mózgu – pojawiają się fale theta (4-7 Hz), nisko i średnionapięciowe fale szybkie oraz wyładowania krótkich wrzecion (0,5-1,5 s) o częstotliwości 11-14 Hz. Gałki oczne pozostają w bezruchu. EMG świadczy o dalszym obniżeniu napięcia mięśniowego. W stadium trzecim przeważają wolne fale theta (4-7 Hz) oraz delta (1-3 Hz), a ponadto mogą występować wrzeciona (9-11 Hz). W stadium czwartym dominuje wysokonapięciowa czynność fal delta (0,5-3 Hz). Nakładają się na nie fale o częstotliwości alfa i theta. Ruchy gałek ocznych są zniesione, a w EMG widoczne są niskonapięciowe potencjały mięśniowe świadczące o utrzymywaniu się niewielkiego tonicznego napięcia mięśni. Po okresie snu wolnofalowego NREM następuje faza REM z szybkimi ruchami gałek ocznych, zniesieniem napięcia mięśniowego i zapisem EEG zbliżonym do pierwszego stadium snu wolnofalowego lub czuwania [9].

Istota informacji zawarta w na pozór chaotycznym elektroencefalogramie tkwi w kształcie, symetrii, amplitudzie, ale przede wszystkim w częstotliwości poszczególnych fal tworzących zapis EEG. Podobnie jak każdy sygnał reprezentujący przebieg pewnej wielkości fizycznej, zapis EEG może być analizowany w odniesieniu do funkcji czasu (domena czasowa) lub częstotliwości (domena częstotliwości). Dzięki skomplikowanym działaniom matematycznym, opierającym się na metodzie przekształcenia Fouriera, możliwe jest przejście z jednej domeny do drugiej. W ten sposób uzyskuje się widmo sygnału EEG, które podlega dalszemu opracowaniu. Jest to proces analogiczny do rozdziału widma światła widzialnego na poszczególne barwy. Rolę pryzmatu spełnia tutaj program komputerowy, który w oparciu o szybką transformację Fouriera (FFT) rozdziela i przekształca złożony i nieregularny sygnał EEG na tworzące go proste sinusoidalne składowe, o określonej częstotliwości i amplitudzie (mocy) [10].

Najprostszym sposobem analizy tak powstałego zapisu jest podział na klasyczne zakresy częstotliwości (beta, alfa, theta i delta) i procentowe określenie ich udziału w całym spektrum:

– fale beta (>12 Hz) dominują u zdrowych, czuwających dorosłych,

– fale alfa (8-12 Hz) są obecne u zdrowych przytomnych pacjentów z zamkniętymi oczami,

– fale theta (4-8 Hz) wskazują na senność, płytkie uśpienie oraz pewne stany patologiczne,

– fale delta (1-4 Hz) są typowe dla głębokiego snu i charakteryzują adekwatną anestezję.

Aby ułatwić wykorzystanie informacji zawartych w podziale spektrum na tradycyjne pasma wprowadzono wskaźnik delta–ratio, będący stosunkiem sumy aktywności pasma alfa i beta do aktywności pasma delta. Niestety, analiza tradycyjnych zakresów częstotliwości w trakcie anestezji ogólnej ma ograniczoną przydatność, gdyż jakościowe zmiany zapisu EEG pojawiające się pod wpływem różnych środków anestetycznych często zachodzą płynnie.

Innym podejściem, mającym na celu uproszczenie interpretacji wyników analizy spektralnej jest znalezienie przydatnego klinicznie parametru opisującego w charakterystyczny sposób cały badany zakres spektrum. Pierwszym z tego typu wskaźników o stosunkowo niewielkiej popularności był PPF ( Peak Power Frequency), określany jako wartość częstotliwości o największej mocy w analizowanym spektrum. Do kolejnych parametrów mających istotne znaczenie kliniczne zaliczyć należy SEF ( Spectral Edge Frequency) oraz SMF ( Spectral Median Frequency). SEF 90 lub 95 określa się jako najwyższą częstotliwość, poniżej której znajduje się 90 lub 95% mocy spektrum częstotliwości, a więc najwyższą dominującą częstotliwość sygnału EEG. Natomiast SMF jest częstotliwością poniżej której leży 50% mocy widma.

Przyjmując z pewnym uproszczeniem, że wraz z pogłębianiem anestezji stopniowo wygaszane są fale o najwyższej częstotliwości (beta i alfa) a zaczynają przeważać pozostałe, liczbowy wskaźnik będący graniczną wartością, poniżej której mieści się większość mocy spektrum, mógłby odzwierciedlać stopień „uśpienia”. Oba parametry – SEF i SMF – mają podobne zastosowanie i w opracowaniach naukowych są często rozpatrywane wspólnie. Są one czułymi wskaźnikami zmian aktywności bioelektrycznej mózgu. Ponadto istnieje ścisła korelacja między ich wartością a stanem świadomości czy głębokością anestezji. Wyświetlone na ekranie monitora jako pojedyncza liczba lub zapisane w postaci trendu, są łatwe w interpretacji i mogą mieć zastosowanie w anestezjologii. Wartości SEF 90 mieszczące się w granicach pomiędzy 8-12 Hz charakteryzują adekwatny stopień zniesienia świadomości. Mniejsze wskazują na zbyt głębokie „uśpienie”, natomiast większe na spłycenie anestezji lub odzyskanie przez pacjentów przytomności [12]. Dlatego też SEF i SMF należą do najczęściej cytowanych w piśmiennictwie pochodnych EEG, wykorzystywanych w praktyce anestezjologicznej [13,14]. Mimo swojej popularności istnieją kontrowersje co do ich przydatności klinicznej, bowiem istnieje tyle samo dowodów potwierdzających dobrą korelację pomiędzy wartościami tych wskaźników a stopniem sedacji lub głębokością anestezji, jak i przeciwnych [15,16]. Argumentem oponentów jest fakt, że kompresja informacji zawartych w spektrum częstotliwościowym do jednej liczby (SEF 90, SEF 95, SMF, delta–ratio) może powodować przeoczenie wielu zjawisk, na które wyżej wymienione parametry są nieczułe.

Podczas głębokiej anestezji, w EEG może pojawić się osobliwy wzór zapisu określany jako BS ( Burst Suppression). Charakteryzuje się on występującymi na przemian okresami normalnej lub nawet wysokowoltażowej aktywności i bardzo niskiego lub nawet izoelektrycznego zapisu. BS obserwowane po urazach głowy lub po ciężkim niedokrwieniu lub niedotlenieniu mózgu sugeruje niekorzystną prognozę. BS może być także wywołane przez duże dawki środków anestetycznych: izofluran, sewofluran, desfluran, propofol czy tiopental [17,18,19]. Wówczas zjawisko to związane jest ze zmniejszonym metabolizmem mózgu i ochronnym działaniem leków przed niedotlenieniem. Z tego powodu monitorowanie EEG w celu określenia odpowiedniego BS jest rekomendowane do oceny tak zwanej śpiączki barbituranowej. BSR jest liczbową pochodną zapisu EEG, mającą na celu ilościowe określenie opisanego fenomenu. Aby obliczyć ten parametr supresja zapisu rozpatrywana jest w odcinku czasowym powyżej 0,5 s, gdy napięcie wynosi mniej niż 5,0 ?V. BSR określany jest jako frakcja wybranego przedziału czasowego (np. tak zwanej czterosekundowej epoki) spełniająca opisane wyżej warunki. Z powodu dużej zmienności natury BS, BSR powinien być uśredniony z co najmniej piętnastu czterosekundowych epok (> 60 s). Należy zaznaczyć, że część powszechnie używanych anestetyków (izofluran, desfluran) może generować BS bez wcześniejszego „zwolnienia” fal. Z tego powodu SEF nie wykaże efektu działania środka. Łącząc BSR z SEF stworzono BcSEF ( Burst-compensated SEF) – parametr płynnie odzwierciedlający zmiany EEG zarówno spowodowane zwolnieniem częstotliwości jak i tłumieniem typu BS [20,21].

Potencjały wywołane są zmianami amplitudy zapisu EEG spowodowanymi odpowiednią stymulacją układu nerwowego. Mogą one być rejestrowane przy pomocy naskórnych elektrod na całej długości drogi przewodzenia a uzyskane w ten sposób informacje wykorzystywane w różnych celach. Amplituda EPs ( Sensory Evoked Potentials) jest zwykle niewielka i trudna do odróżnienia od podstawowej czynności bioelektrycznej mózgu, stymulacja musi być więc powtarzana wielokrotnie a rejestrowany zapis wzmocniony, przefiltrowany oraz opracowany komputerowo w celu uzyskania wiarygodnego uśrednienia [22]. W praktyce anestezjologicznej wykorzystuje się trzy typy potencjałów wywołanych.

1. Somatosensoryczne potencjały wywołane ( SomatoSensory EPs – SSEPs) uzyskuje się stymulując czuciowe włókna nerwów obwodowych, najczęściej kończynowych (nerw pośrodkowy, nerw strzałkowy wspólny, nerw piszczelowy). SSEPs są przede wszystkim wykorzystywane w celu śródoperacyjnego monitorowania prawidłowej funkcji rdzenia kręgowego, nerwów obwodowych czy pnia mózgu, np. podczas operacji korekcyjnych skrzywień, złamań lub zwichnięć kręgosłupa, usuwania guzów i malformacji naczyniowych rdzenia kręgowego, plastyki nerwów i splotów nerwowych oraz operacji śródczaszkowych [23,24].

2. Słuchowe potencjały wywołane ( Brainsteam Auditory Evoked Resposes – BAERs lub Auditory Evoked Responses – AERs) składają się z serii naprzemiennie dodatnich i ujemnych fal odzwierciedlających proces przewodzenia sygnału słuchowego, powstałego wskutek pobudzenia serią dźwięków o odpowiedniej tonacji, biegnącego ze ślimaka przez nerw słuchowy, struktury pnia mózgu do kory słuchowej i czołowej. Tak wywołana, prawidłowa elektryczna reakcja mózgowa na drażnienie, podobnie jak czynność spontaniczna, może być oceniana nie tylko w odniesieniu do amplitudy, ale także kształtu, rozmieszczenia, symetrii, lub czasu trwania i opóźnienia (latencji). Słuchowe potencjały wywołane podzielić można na trzy grupy (ryc. 1). Pierwsze, powstałe do 10 ms od pobudzenia zwane potencjałami o krótkiej latencji ( Short Latencies BAERs; SLAERs), oznaczane kolejnymi cyframi rzymskimi od I do VI, są wynikiem przewodzenia przez nerw słuchowy oraz elementy pnia mózgu w następującej kolejności: jądro ślimakowe, jądra górnej oliwki, wstęgę boczną oraz wzgórki śródmózgowia [25]. Potencjały o średnim okresie latencji trwającym od 10 do 100 ms ( Middle Latency BAERs; MLAERs), oznaczane symbolami No, Po, Na, Pa i Nb, są generowane w ciele kolankowatym przyśrodkowym i pierwotnej korze słuchowej [26]. Ostatnia składowa – potencjały o długiej latencji ( Long Latency BAERs; LLAERs), oznaczane wg standardów nomenklatury elektroencefalograficznej symbolami P1, N1, P2, N2, P3 (lub P-300), powstają w korze czołowej i w przyległych jej regionach [27].

BAERs o krótkim czasie latencji, będące wynikiem bezpośredniej transmisji pobudzenia przez drogę słuchową, pomiędzy VIII nerwem czaszkowym a jądrami w pniu mózgu, zwykle nie są upośledzane przez czynniki zewnętrzne, a ich zastosowanie ograniczone jest do monitorowania czynności chirurgicznych podczas niektórych operacji neurochirurgicznych w obrębie tylnego dołu czaszkowego. Natomiast kolejna składowa odpowiedzi występująca z trwającym 10-50 ms okresem latencji (MLAERs), podlega wpływom większości środków anestetycznych w postaci zmiany amplitudy i czasu opóżnienia. Te charakterystyczne zmiany dają możliwość wykorzystania słuchowych potencjałów wywołanych o średnim okresie utajenia do określania zmian głębokości anestezji [28,29]. Stosowane obecnie lotne środki anestetyczne (halotan, enfluran, izofluran, sewofluran i desfluran) wydłużają latencję oraz zmniejszają amplitudę MLAERs proporcjonalnie do zastosowanej dawki i stężenia uzyskanego w mieszaninie oddechowej [30,31,32,33]. Natomiast podtlenek azotu, stosowany w celu podtrzymania anestezji, wywiera znikomy wpływ na potencjały wywołane [34]. Zmiany okresu utajenia oraz amplitudy MLAERs po zastosowaniu anestetyków dożylnych, jak tiopental, etomidat i propofol są podobne do efektu wywieranego przez środki wziewne [35,36]. Benzodiazepiny (diazepam, flunitrazepam, midazolam) oraz ketamina nie wpływają na morfologię potencjałów wywołanych o średnim okresie opóźnienia [34,37]. To samo dotyczy opioidowych leków przeciwbólowych stosowanych nawet w dużych dawkach [38]. Istnieją doniesienia dowodzące znikomej przydatności BAERs w monitorowaniu głębokości anestezji, gdyż zachowanie się potencjałów słuchowych jest inne i nie charakterystyczne dla różnych anestetyków [35].

Ostatnia komponenta słuchowych potencjałów wywołanych, występująca po długim okresie utajenia (LLAERs), minimum 100 ms od zadziałania pobudzenia, jest zależna od czynników związanych ze świadomym działaniem i wydaje się być obiecującym wskaźnikiem zmian aktywności ośrodkowego układu nerwowego podczas sedacji. Najczęściej opisywanymi LLAERs są P-3 lub P-300. Te ostatnie są trzecimi w kolejności, dodatnimi (P – positive) potencjałami występującymi z długim, ale stosunkowo stałym okresem latencji wynoszącym od 250 do 400 ms [39]. Opisywane wyładowania powstają prawdopodobnie podkorowo, w strukturach układu limbicznego (hipokamp) [40]. Midazolam, opioidy (fentanyl, sufentanyl) oraz anestetyki wziewne obniżają głównie amplitudę P-300, mając niewielki wpływ na okres latencji [41]. Istnieją sugestie wiążące zachowanie się P-300 z procesem zapamiętywania (występowania niepamięci) [42].

Ostatnio w celu monitorowania głębokości anestezji wprowadzono specjalny wskaźnik – AEP-Index ( Auditory Evoked Potential Index). Będąc pojedynczą wartością liczbową, wyliczany jest na podstawie analizy morfologii zapisu AERs z uwzględnieniem różnic amplitud pomiędzy kolejnymi elementami krzywej. AEP-Index charakteryzując się niskimi wartościami podczas snu, wzrasta natychmiast w momencie otwarcia oczu w trakcie wybudzania. W związku z tym spostrzeżeniem, AEP-Index mógłby być wykorzystywany jako czuły detektor momentów przebudzeń podczas anestezji [25].