Сердечный выброс

Сердечный выброс (СО) - это измерение количества крови, перекачиваемой каждым желудочком за одну минуту.

Основные факторы, влияющие на сердечный выброс - частота сердечных сокращений и ударный объем, оба из которых также являются переменными.

Сердечный выброс (CO), также известный как сердечный выброс, обозначается символами $Q\; \{\backslash \; displaystyle\; Q\}$, или $Q\; \dot{}\; c\; \{\backslash \; displaystyle\; \{\backslash \; dot\; \{Q\}\}\; \_\; \{c\}\}$, это термин, используемый в физиологии сердца, описывает объем крови, перекачиваемый сердцем, левым и правым желудочком в единицу времени. Сердечный выброс (СО) - это произведение частоты сердечных сокращений (ЧСС), т. Е. Количества ударов сердца в минуту (уд ​​/ мин), и ударного объема (УЗ), который является объем крови, перекачиваемой из желудочка за удар; таким образом, CO = HR × SV. Значения сердечного выброса обычно обозначаются как л / мин. У здорового человека с массой тела 70 кг сердечный выброс в среднем составляет около 5 л / мин; при частоте сердечных сокращений 70 ударов в минуту ударный объем будет примерно 70 мл.

Поскольку сердечный выброс связан с количеством крови, доставляемой к различным частям тела, он является важным компонентом того, насколько эффективно сердце может удовлетворить потребности организма в поддержании адекватной ткани перфузии. Ткани тела нуждаются в непрерывной доставке кислорода, которая требует постоянной транспортировки кислорода к тканям за счет системной циркуляции насыщенной кислородом крови при адекватном давлении от левого желудочка сердца через аорту и артерии. Доставка кислорода (DO 2 мл / мин) является результатом потока крови (сердечный выброс CO), умноженного на содержание кислорода в крови (CaO 2). Математически это рассчитывается следующим образом: Доставка кислорода = сердечный выброс × содержание кислорода в артериальной крови DO 2 = CO × CaO 2. При сердечном выбросе в состоянии покоя 5 литров мин «нормальная» доставка кислорода составляет около 997,5 мл мин. Количество / процентное содержание циркулирующего кислорода, потребляемого (VO 2) в минуту в процессе метаболизма, варьируется в зависимости от уровня активности, но в состоянии покоя составляет около 25% от DO 2. Физические упражнения требуют более высокого уровня потребления кислорода, чем в состоянии покоя, для поддержки повышенной мышечной активности. В случае сердечной недостаточности фактического CO может быть недостаточно для поддержания даже простых повседневных действий; он также не может увеличиться в достаточной степени, чтобы удовлетворить более высокие метаболические потребности, возникающие даже при умеренных физических нагрузках.

Сердечный выброс является глобальным параметром кровотока, представляющим интерес в гемодинамике, исследовании кровотока. Факторы, влияющие на ударный объем и частоту сердечных сокращений, также влияют на сердечный выброс. На рисунке справа показана эта зависимость и перечислены некоторые из этих факторов. Подробная иерархическая иллюстрация представлена ​​на следующем рисунке..

Существует множество методов измерения CO, как инвазивным, так и неинвазивным способом; каждый из них имеет преимущества и недостатки, как описано ниже.

• 1 Определение
• 2 Измерение
  • 2.1 Ультразвуковая допплерография
    • 2.1.1 Эхокардиография
    • 2.1.2 Чрескожно
    • 2.1.3 Чрескожно
  • 2.2 Методы измерения пульсового давления
    • 2.2.1 Методология Finapres
    • 2.2.2 Инвазивный
      • 2.2.2.1 Калиброванный PP - PiCCO, LiDCO
      • 2.2.2.2 Статистический анализ артериального давления - FloTrac / Vigileo
      • 2.2.2.3 Некалиброванный, предварительно оценочные демографические данные отсутствуют - PRAM
  • 2.3 Импедансная кардиография
  • 2.4 Разбавление ультразвуком
  • 2,5 Электрокардиометрия
  • 2.6 Магнитно-резонансная томография
  • 2.7 Метод разведения красителя
• 3 Влияния
  • 3.1 Сердечный ответ
• 4 Клиническая значимость
• 5 Примеры значений
• 6 Сопутствующие измерения
  • 6.1 Фракция выброса
  • 6.2 Сердечный выброс
  • 6.3 Сердечный индекс
  • 6.4 Комбинированный сердечный выброс
• 7 Исторические методы
  • 7.1 Принцип Фика
  • 7.2 Термодилюция легочной артерии (транс-правосторонняя термодилюция)
• 8 Ссылки
• 9 Внешние ссылки

Функция слуха Это означает, что кровь проходит через систему кровообращения в цикле, который доставляет кислород, питательные вещества и химические вещества к клеткам организма и удаляет клеточные отходы. Поскольку он выкачивает всю кровь, возвращающуюся в него из венозной системы, количество крови, возвращающейся в сердце, эффективно определяет количество крови, которую выкачивает сердце - его сердечный выброс Q. определяется вместе с ударным объемом (SV) и частотой сердечных сокращений (HR) как:

$CO\; [л\; /\; мин]\; =\; SV\; [л\; /\; удар]\; \times \; ЧСС\; [уд\; /\; мин\; ]\; \{\backslash \; displaystyle\; CO\; \_\; \{[L\; /\; min]\}\; =\; SV\; \_\; \{[L\; /\; beat]\}\; \backslash \; times\; HR\; \_\; \{[beats\; /\; min]\}\}$

(1)

При стандартизации того, какие значения CO считаются в пределах нормального диапазона, независимо от размера тела субъекта, принято решение дополнительно индексировать уравнение (1), используя Площадь поверхности тела (BSA), что дает Сердечный индекс (CI). Это подробно описано в уравнении (2) ниже.

Существует ряд клинических методов измерения сердечного выброса, от прямой внутрисердечной катетеризации до неинвазивного измерения артериального пульса. У каждого метода есть свои преимущества и недостатки. Относительное сравнение ограничено отсутствием общепринятого «золотого стандарта» измерения. На сердечный выброс также может существенно влиять фаза дыхания - изменения внутригрудного давления влияют на диастолическое наполнение и, следовательно, на сердечный выброс. Это особенно важно во время искусственной вентиляции легких, при которой сердечный выброс может варьироваться до 50% в течение одного дыхательного цикла. Следовательно, сердечный выброс следует измерять в точках, равномерно распределенных по времени в течение одного цикла, или усреднять по нескольким циклам.

Инвазивные методы хорошо приняты, но появляется все больше свидетельств того, что эти методы не являются точными и неэффективными при проведении терапии. Следовательно, внимание к разработке неинвазивных методов растет.

Допплеровский ультразвук

Допплеровский сигнал в тракте оттока левого желудочка: интеграл скорости-времени (VTI)

В этом методе используется ультразвук и эффект Доплера для измерения сердечного выброса. Скорость кровотока через сердце вызывает доплеровский сдвиг частоты возвращающихся ультразвуковых волн. Затем этот сдвиг можно использовать для расчета скорости потока и объема, а также для эффективного сердечного выброса, используя следующие уравнения:

• $Q\; =\; SV\; \times \; HR\; \{\backslash \; displaystyle\; Q\; =\; SV\; \backslash \; times\; HR\}$
• $SV\; =\; VTI\; \times \; CSA\; \{\; \backslash \; displaystyle\; SV\; =\; VTI\; \backslash \; times\; CSA\}$
• $CSA\; =\; \pi \; r\; 2\; \{\backslash \; displaystyle\; CSA\; =\; \backslash \; pi\; r\; ^\; \{2\}\}$

где:

• CSA - площадь поперечного сечения отверстия клапана,
• r - радиус клапана,
• VTI - интеграл скорости от времени кривой доплеровского профиля потока.

Поскольку ультразвуковая допплеровская ультразвуковая неинвазивная, точная и недорогая методика неинвазивна, она является стандартной частью клинического ультразвука; он обладает высоким уровнем надежности и воспроизводимости и используется в клинической практике с 1960-х годов.

Эхокардиография

Эхокардиография - это неинвазивный метод количественного определения сердечного выброса с помощью ультразвука. Двумерное (2D) ультразвуковое исследование и измерения Доплера используются вместе для расчета сердечного выброса. Двухмерное измерение диаметра (d) кольца аорты позволяет рассчитать площадь поперечного сечения потока (CSA), которая затем умножается на VTI доплеровского профиля потока через аортальный клапан, чтобы определить объем потока на одно сокращение (ударный объем, SV). Затем результат умножается на частоту сердечных сокращений (ЧСС), чтобы получить сердечный выброс. Несмотря на то, что он используется в клинической медицине, он имеет широкую вариабельность при повторных тестах. Говорят, что это требует обширной подготовки и навыков, но точные шаги, необходимые для достижения клинически адекватной точности, никогда не раскрывались. 2D измерение диаметра аортального клапана является одним из источников шума; другие - это изменение ударного объема от удара к удару и незначительные различия в положении датчика. Альтернативой, которая не обязательно является более воспроизводимой, является измерение клапана легочной артерии для расчета правостороннего CO. Хотя этот метод широко используется, этот метод требует много времени и ограничен воспроизводимостью составляющих его элементов. В методе, используемом в клинической практике, точность SV и CO составляет порядка ± 20%.

Чрескожный

Ультразвуковой монитор сердечного выброса (USCOM) использует непрерывный волновой допплер для измерения доплеровского профиля потока VTI. Он использует антропометрию для расчета диаметров аортального и легочного клапана и CSA, что позволяет проводить измерения Q с правой и с левой стороны. По сравнению с эхокардиографическим методом, USCOM значительно улучшает воспроизводимость и увеличивает чувствительность обнаружения изменений кровотока. Автоматическое отслеживание доплеровского профиля потока в режиме реального времени позволяет проводить измерения Q с правой и с левой стороны по частям, упрощая работу и сокращая время сбора данных по сравнению с традиционной эхокардиографией. USCOM была подтверждена от 0,12 л / мин до 18,7 л / мин у новорожденных, детей и взрослых. Метод может быть применен с одинаковой точностью к пациентам любого возраста для разработки физиологически рациональных гемодинамических протоколов. USCOM - единственный метод измерения сердечного выброса, который обеспечивает точность, эквивалентную имплантируемому датчику потока. Эта точность обеспечивает высокий уровень клинического использования при таких состояниях, как сепсис, сердечная недостаточность и гипертония.

Чреспищеводный

Датчик чреспищеводной эхокардиограммы.

Чреспищеводный допплер включает две основные технологии; чреспищеводная эхокардиограмма, которая в основном используется для диагностических целей, и мониторинг пищевода с помощью допплера, которая в основном используется для клинического мониторинга сердечного выброса. Последний использует непрерывный волновой допплер для измерения скорости кровотока в нисходящей грудной аорте. Ультразвуковой зонд вводится орально или назально в пищевод до срединно-грудного уровня, при этом пищевод располагается рядом с нисходящей грудной аортой. Поскольку датчик находится близко к кровотоку, сигнал четкий. Зонд может потребовать перефокусировки для обеспечения оптимального сигнала. Этот метод имеет хорошую валидацию, широко используется для отведения жидкости во время хирургического вмешательства с доказательствами улучшения результатов лечения пациентов и был рекомендован Национальным институтом здравоохранения и клинической практики Великобритании (NICE ). Мониторинг пищевода с помощью допплера измеряет скорость кровотока, а не истинный Q, поэтому полагается на номограмму, основанную на возрасте, росте и весе пациента, для преобразования измеренной скорости в ударный объем и сердечный выброс. Этот метод обычно требует седации пациента и разрешен для использования как взрослыми, так и детьми.

Методы импульсного давления

Методы импульсного давления (PP) измеряют давление в артерии с течением времени, чтобы получить форму волны и использовать эту информацию для расчета сердечной деятельности. Однако любое измерение артерии включает изменения давления, связанные с изменениями артериальной функции, например податливость и импеданс. Предполагается, что физиологические или терапевтические изменения диаметра сосудов отражают изменения Q. Методы PP измеряют совокупную производительность сердца и кровеносных сосудов, что ограничивает их применение для измерения Q. Это можно частично компенсировать периодической калибровкой формы волны. к другому методу измерения Q, затем отслеживая форму волны PP. В идеале сигнал PP должен быть откалиброван для каждого удара. Существуют инвазивные и неинвазивные методы измерения PP.

Методология Finapres

В 1967 году чешский физиолог Ян Пежаз изобрел и запатентовал метод измерения объема для непрерывного измерения артериального давления. Принцип метода объемного зажима заключается в динамическом обеспечении равного давления с обеих сторон стенки артерии. Сжимая артерию до определенного объема, внутреннее давление - внутриартериальное давление - уравновешивает внешнее давление - давление манжеты пальца. Пеньяс решил, что палец является оптимальным местом для применения этого метода объемного зажима. Использование манжет для пальцев исключает применение устройства у пациентов без вазоконстрикции, например, при сепсисе или у пациентов, принимающих вазопрессоры.

В 1978 году ученые BMI-TNO, исследовательского подразделения Нидерландской организации Прикладные научные исследования в Амстердамском университете изобрели и запатентовали ряд дополнительных ключевых элементов, благодаря которым зажим для измерения объема работает в клинической практике. Эти методы включают использование модулированного инфракрасного света в оптической системе внутри датчика, легкую, легко оборачиваемую манжету для пальца с фиксацией липучкой, новый принцип пневматического пропорционального регулирующего клапана и стратегию уставки. для определения и отслеживания правильного объема, при котором необходимо зажать артерии пальцев - физиокальная система. Аббревиатура для физиологической калибровки артерий пальцев, этот Physiocal трекер оказался точным, надежным и надежным.

Методология Finapres была разработана для использования этой информации для расчета артериального давления на основе данных о давлении в манжете пальца. Был разработан обобщенный алгоритм коррекции разницы уровней давления между пальцами и плечевыми суставами у пациентов. Это исправление работало во всех обстоятельствах, в которых оно было проверено, даже когда оно не предназначалось для этого, потому что оно применяло общие физиологические принципы. Этот инновационный метод реконструкции кривой плечевого давления был впервые реализован в Finometer, преемнике Finapres, который BMI-TNO представил на рынке в 2000 году.

Открылась доступность непрерывной, высокоточной калиброванной кривой артериального давления. раскрыть перспективу межкадрового вычисления интегрированной гемодинамики, основанной на двух понятиях: давление и поток взаимосвязаны на каждом участке артериальной системы своим так называемым характеристическим импедансом. На проксимальном участке аорты 3-элементная модель Windkessel этого импеданса может быть смоделирована с достаточной точностью для отдельного пациента с известным возрастом, полом, ростом и весом. Согласно сравнениям неинвазивных мониторов периферических сосудов, скромная клиническая применимость ограничена пациентами с нормальным и неизменным кровообращением.

Инвазивный

Инвазивный мониторинг PP включает установку манометра датчик давления в артерию - обычно лучевую или бедренную артерию - и непрерывно измеряет форму волны PP. Обычно это делается путем подключения катетера к устройству обработки сигнала с дисплеем. Затем сигнал PP может быть проанализирован для измерения показателей сердечно-сосудистой системы. Изменения функции сосудов, положение кончика катетера или затухание сигнала формы волны давления влияют на точность показаний. Измерения инвазивного ПП можно откалибровать или не откалибровать.

Калиброванный ПП - PiCCO, LiDCO

PiCCO (PULSION Medical Systems AG, Мюнхен, Германия) и PulseCO (LiDCO Ltd, Лондон, Англия) генерируют непрерывную Q, анализируя форму волны артериального PP. В обоих случаях требуется независимая методика для обеспечения калибровки непрерывного Q-анализа, поскольку анализ артериального PP не может учитывать неизмеряемые переменные, такие как изменение податливости сосудистого русла. Повторная калибровка рекомендуется после изменений положения пациента, лечения или состояния.

В PiCCO проводится транспульмональная термодилюция, которая использует принцип Стюарта-Гамильтона, но измеряет изменения температуры от центральной венозной линии до центральной артериальной линии, т. Е. Бедренной кости. или подмышечная артериальная линия, используется как метод калибровки. Значение Q, полученное из термодилюции холодным физиологическим раствором, используется для калибровки артериального контура PP, что затем может обеспечить непрерывный мониторинг Q. Алгоритм PiCCO зависит от морфологии формы волны артериального давления (математический анализ формы волны PP) и вычисляет непрерывную Q, как описано Весселингом и его коллегами. Транспульмональная термодилюция охватывает правое сердце, малое кровообращение и левое сердце, что позволяет проводить дальнейший математический анализ кривой термодилюции и дает измерения объемов наполнения сердца (GEDV ), внутригрудного объема крови и внесосудистой воды в легких. Транспульмональная термодилюция обеспечивает менее инвазивную калибровку Q, но менее точна, чем термодилюция ПА, и требует центрального венозного и артериального трубопроводов с сопутствующим риском инфицирования.

В LiDCO метод независимой калибровки - хлорид лития разбавление по принципу Стюарта-Гамильтона. При разведении хлоридом лития используются периферическая вена и периферическая артериальная линия. Как и PiCCO, рекомендуется частая калибровка при изменении Q. События калибровки ограничены по частоте, поскольку они связаны с инъекцией хлорида лития и могут вызывать ошибки в присутствии определенных миорелаксантов. Алгоритм PulseCO, используемый LiDCO, основан на определении мощности импульса и не зависит от морфологии формы сигнала.

Статистический анализ артериального давления - FloTrac / Vigileo

Кривая сердечной функции в закон Фрэнка – Старлинга, иллюстрирующий ударный объем (SV) как функцию от предварительной нагрузки

FloTrac / Vigileo (Edwards Lifesciences ) - это некалиброванный гемодинамический монитор, основанный на анализе контура пульса. Он оценивает сердечный выброс (Q) с помощью стандартного артериального катетера с манометром, расположенного в бедренной или лучевой артерии. Устройство состоит из высокоточного датчика давления, который при использовании с поддерживающим монитором (монитором Vigileo или EV1000) определяет левый сердечный выброс (Q) по образцу артериальной пульсации. В устройстве используется алгоритм, основанный на законе сердца Франка – Старлинга, согласно которому пульсовое давление (PP) пропорционально ударному объему (SV). Алгоритм вычисляет произведение стандартного отклонения волны артериального давления (AP) за период выборки в 20 секунд и фактора сосудистого тонуса (Khi, или χ) для получения ударного объема. Уравнение в упрощенной форме: $SV\; =\; std\; (AP)\; \cdot \; \chi \; \{\backslash \; textstyle\; SV\; =\; \backslash \; mathrm\; \{std\}\; (AP)\; \backslash \; cdot\; \backslash \; chi\}$, или, $BP\; \cdot \; к\; (константа)\; \{\backslash \; textstyle\; BP\; \backslash \; cdot\; k\; \backslash \; mathrm\; \{\backslash \; (константа)\}\}$. Khi предназначен для отражения артериального сопротивления; Податливость - это многомерное полиномиальное уравнение, которое непрерывно определяет податливость артерий и сосудистое сопротивление. Khi делает это, анализируя морфологические изменения формы волны артериального давления на побитовой основе, основываясь на том принципе, что изменения податливости или сопротивления влияют на форму кривой артериального давления. Путем анализа формы упомянутых форм волны оценивается влияние сосудистого тонуса, что позволяет рассчитать SV. Затем Q вычисляется с использованием уравнения (1). В ЧСС учитываются только перфузируемые сокращения, которые генерируют артериальную волну.

Эта система оценивает Q с использованием существующего артериального катетера с переменной точностью. Эти артериальные мониторы не требуют внутрисердечной катетеризации с катетера легочной артерии. Они требуют артериальной линии и поэтому инвазивны. Как и в случае с другими системами артериального сигнала, короткое время настройки и сбора данных является преимуществом этой технологии. К недостаткам можно отнести невозможность предоставить данные о правостороннем сердечном давлении или смешанном венозном насыщении кислородом. Измерение вариации ударного объема (SVV), которое прогнозирует реакцию на объем, является неотъемлемой частью всех технологий артериальной волны. Он используется для управления оптимизацией жидкости у хирургических пациентов с высоким риском или тяжелобольных. Была опубликована программа физиологической оптимизации, основанная на принципах гемодинамики, которая включает пары данных SV и SVV.

Системы артериального мониторинга неспособны предсказать изменения сосудистого тонуса; они оценивают изменения в податливости сосудов. М Измерение давления в артерии для расчета кровотока в сердце физиологически нерационально, имеет сомнительную точность и не имеет доказанной пользы. Мониторинг артериального давления ограничен у пациентов без вентиляции, с фибрилляцией предсердий, у пациентов, принимающих вазопрессоры, и у пациентов с динамической вегетативной системой, например, с сепсисом.

Не откалибровано, предварительно оцененные демографические данные отсутствуют - PRAM

Аналитический метод регистрации давления (PRAM), оценивает Q на основе анализа профиля волны давления, полученного от артериального катетера - лучевого или бедренного доступа. Затем эту форму волны PP можно использовать для определения Q. Поскольку форма волны дискретизируется с частотой 1000 Гц, обнаруженная кривая давления может быть измерена для расчета фактического ударного объема между ударами. В отличие от FloTrac, не требуется ни постоянных значений импеданса из внешней калибровки, ни формирования предварительно оцененных данных in vivo или in vitro.

PRAM прошел валидацию по сравнению с рассматриваемыми методами золотого стандарта в стабильном состоянии и в различных гемодинамических состояниях. Его можно использовать для наблюдения за педиатрическими пациентами и пациентами с механической поддержкой.

Обычно контролируемые гемодинамические значения, параметры чувствительности к жидкости и эксклюзивные справочные данные предоставляются PRAM: Cardiac Cycle Efficiency (CCE). Он выражается чистым числом от 1 (наилучшее) до -1 (наихудшее) и указывает на общую взаимосвязь сердечно-сосудистой реакции. Соотношение между работой сердца и потребляемой энергией, представленное как «индекс стресса» CCE, может иметь первостепенное значение для понимания текущего и будущего курса пациента.

Кардиография импеданса

Кардиография импеданса (часто сокращенно ICG, или торакальный электрический биоимпеданс (TEB)) измеряет изменения электрического импеданса в грудной области в течение сердечного цикла. Более низкий импеданс указывает на больший объем внутригрудной жидкости и кровоток. Синхронизируя изменения объема жидкости с сердцебиением, изменение импеданса можно использовать для расчета ударного объема, сердечного выброса и системного сосудистого сопротивления.

Используются как инвазивные, так и неинвазивные подходы. Надежность и валидность неинвазивного подхода получила некоторое признание, хотя полного согласия по этому поводу нет. Клиническое использование этого подхода в диагностике, прогнозировании и лечении различных заболеваний продолжается.

Неинвазивное оборудование ICG включает продукты Bio-Z Dx, Niccomo и TEBCO производства BoMed.

Ультразвуковое разведение

Ультразвуковое разведение (UD) использует физиологический раствор (NS) температуры тела в качестве индикатора, вводимого в экстракорпоральную петлю для создания атриоветрикулярного (AV) кровообращения с помощью ультразвукового датчика, который используется для затем измерьте разбавление, чтобы рассчитать сердечный выброс, используя собственный алгоритм. С помощью этого метода можно рассчитать ряд других гемодинамических переменных, таких как общий конечный объем диастолы (TEDV), центральный объем крови (CBV) и объем активной циркуляции (ACVI).

Метод UD был впервые представлен в 1995 году. Он широко использовался для измерения потока и объемов в условиях экстракорпорального контура, таких как ЭКМО и Гемодиализ, на него вышло более 150 рецензируемых публикаций. UD теперь адаптирован для отделений интенсивной терапии (ICU) в качестве устройства COstatus.

Метод UD основан на разведении ультразвукового индикатора. Скорость ультразвука крови (1560–1585 м / с) является функцией общей концентрации белка в крови - суммы белков в плазме и красных кровяных тельцах - и температуры. Введение физиологического раствора с температурой тела (скорость ультразвука физиологического раствора составляет 1533 м / с) в уникальную AV-петлю снижает скорость ультразвука в крови и дает кривые разведения.

UD требует установления экстракорпорального кровообращения за счет уникального AV-петля с двумя ранее существовавшими артериальными и центральными венозными линиями у пациентов интенсивной терапии. Когда индикатор физиологического раствора вводится в AV-петлю, он обнаруживается зажимным венозным датчиком на петле, прежде чем он попадет в правое предсердие сердца пациента. После того, как индикатор проходит через сердце и легкие, кривая концентрации в артериальной линии записывается и отображается на мониторе COstatus HCM101. Сердечный выброс рассчитывается по площади кривой концентрации с использованием уравнения Стюарта-Гамильтона. UD - это неинвазивная процедура, требующая только подключения к AV-петле и двух линий от пациента. UD был специально разработан для применения в педиатрических отделениях интенсивной терапии и продемонстрировал свою относительную безопасность, хотя и инвазивный и воспроизводимый.

Электрическая кардиометрия

Электродная матрица для измерения электрического биоимпеданса грудной клетки (TEB)

Электрическая кардиометрия - это неинвазивный метод, аналогичный импедансной кардиографии; оба метода измеряют торакальный электрический биоимпеданс (TEB). Базовая модель отличается между двумя методами; Электрическая кардиометрия связывает резкое увеличение числа сердечных сокращений TEB с изменением ориентации эритроцитов. Для измерения сердечного выброса требуются четыре стандартных электрода ЭКГ. Электрическая кардиометрия - это метод, зарегистрированный Cardiotronic, Inc., который показывает многообещающие результаты у широкого круга пациентов. В настоящее время он одобрен в США для использования у взрослых, детей и младенцев. Электрокардиометрические мониторы показали себя многообещающими для послеоперационных кардиохирургических пациентов, как в гемодинамически стабильных, так и в нестабильных случаях.

Магнитно-резонансная томография

Фазовый контраст с кодировкой скорости Магнитно-резонансная томография (МРТ) является наиболее точной методика измерения потока в крупных сосудах у млекопитающих. Измерения потока МРТ показали высокую точность по сравнению с измерениями, выполненными с помощью химического стакана и таймера, и менее изменчивые, чем принцип Фика и термодилюция.

МРТ с кодированием скорости основывается на обнаружении изменений фазы прецессии протона . Эти изменения пропорциональны скорости движения протонов в магнитном поле с известным градиентом. При использовании МРТ с кодировкой скорости результатом являются два набора изображений, по одному для каждой временной точки сердечного цикла. Одно представляет собой анатомическое изображение, а другое - изображение, в котором интенсивность сигнала в каждом пикселе прямо пропорциональна скорости в плоскости. Средняя скорость в сосуде, то есть в аорте или легочной артерии, определяется количественно путем измерения средней интенсивности сигнала пикселей в поперечном сечении сосуда, затем умножения на известная константа. Расход рассчитывается путем умножения средней скорости на площадь поперечного сечения сосуда. Эти данные потока можно использовать в графике зависимости потока от времени. Площадь под кривой зависимости потока от времени для одного сердечного цикла представляет собой ударный объем. Длина сердечного цикла известна и определяет частоту сердечных сокращений; Q можно рассчитать с помощью уравнения (1). МРТ обычно используется для количественной оценки потока в течение одного сердечного цикла как среднего значения нескольких сердечных сокращений. Также возможно количественно оценить ударный объем в реальном времени по каждому удару.

Хотя МРТ является важным исследовательским инструментом для точного измерения Q, в настоящее время он не используется клинически для гемодинамического мониторинга в отделения неотложной помощи или интенсивной терапии. С 2015 года измерение сердечного выброса с помощью МРТ обычно используется в клинических исследованиях МРТ сердца.

Метод разведения красителя

Метод разведения красителя осуществляется путем быстрой инъекции красителя, индоцианинового зеленого, в правое предсердие сердца. Краситель с кровью попадает в аорту. В аорту вводят зонд для измерения концентрации красителя, покидающего сердце через равные промежутки времени [0, T], пока краситель не очистится. Пусть c (t) будет концентрацией красителя в момент времени t. Разделив интервалы времени от [0, T] на подынтервалы Δt, количество красителя, протекающего мимо точки измерения в течение подынтервала из $t\; =\; ti\; -\; 1\; \{\backslash \; displaystyle\; t\; =\; t\_\; \{i-1\}\}$до $t\; =\; ti\; \{\backslash \; displaystyle\; t\; =\; t\_\; \{i\}\}$составляет:

$(концентрация)\; (объем)\; =\; c\; (ti)\; (F\; \Delta \; t)\; \{\; \backslash \; Displaystyle\; (концентрация)\; (объем)\; =\; c\; (t\_\; \{i\})\; (F\; \backslash \; Delta\; t)\}$

где $F\; \{\backslash \; displaystyle\; F\}$- скорость потока рассчитано. Общее количество красителя:

$\sum \; i\; =\; 1\; nc\; (ti)\; (F\; \Delta \; t)\; =\; F\; \sum \; i\; =\; 1\; nc\; (ti)\; (\Delta \; t)\; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; sum\; \_\; \{i\; =\; 1\}\; ^\; \{\; n\}\; c\; (t\_\; \{i\})\; (F\; \backslash \; Delta\; t)\; =\; F\; \backslash \; sum\; \_\; \{i\; =\; 1\}\; ^\; \{n\}\; c\; (t\_\; \{i\})\; (\backslash \; Delta\; t)\}$

и, допуская $n\; \to \; \infty \; \{\backslash \; displaystyle\; n\; \backslash \; rightarrow\; \backslash \; infty\}$, количество красителя:

$A\; =\; F\; \int \; 0\; T\; c\; (t)\; dt\; \{\backslash \; displaystyle\; A\; =\; F\; \backslash \; int\; \_\; \{\; 0\}\; ^\; \{T\}\; c\; (t)\; dt\}$

Таким образом, сердечный выброс определяется по формуле:

$F\; =\; A\; \int \; 0\; T\; c\; (t)\; dt\; \{\backslash \; displaystyle\; F\; =\; \{\backslash \; frac\; \{A\}\; \{\; \backslash \; int\; \_\; \{0\}\; ^\; \{T\}\; c\; (t)\; dt\}\}\}$

где количество введенного красителя $A\; \{\backslash \; displaystyle\; A\}$известно, а интеграл может быть определяется с использованием показаний концентрации.

Метод разбавления красителя является одним из наиболее точных методов определения сердечного выброса во время упражнений. Погрешность однократного расчета значений сердечного выброса в покое и при нагрузке составляет менее 5%. Этот метод не позволяет измерять изменения частоты сердечных сокращений и требует, чтобы сердечный выброс был стабильным в течение примерно 10 с во время упражнения и 30 с в состоянии покоя.

Иерархическая сводка основных факторов, влияющих на Сердечный выброс.

Сердечный выброс в первую очередь контролируется потребностью тканей организма в кислороде. В отличие от других насосных систем, сердце - это насос по запросу, который не регулирует свою собственную производительность. Когда организм имеет высокую метаболическую потребность в кислороде, метаболически контролируемый поток через ткани увеличивается, что приводит к большему потоку крови обратно к сердцу, что приводит к более высокому сердечному выбросу.

Емкость, также известная как эластичность артерио-сосудистых каналов, по которым течет кровь, также регулирует сердечный выброс. Поскольку кровеносные сосуды тела активно расширяются и сжимаются, сопротивление кровотоку соответственно уменьшается и увеличивается. Емкость тонкостенных вен примерно в восемнадцать раз больше, чем у толстостенных артерий, потому что они способны переносить больше крови в силу большей растяжимости.

Из этой формулы ясно, какие факторы влияют на ударный объем и сердце Скорость также влияет на сердечный выброс. Рисунок справа иллюстрирует эту зависимость и перечисляет некоторые из этих факторов. Более подробная иерархическая иллюстрация приведена в, на следующем рисунке..

Уравнение (1) показывает, что ЧСС и УЗ являются основными определяющими факторами сердечного выброса Q. Подробное представление этих факторов проиллюстрировано на рисунке к верно. Основными факторами, влияющими на ЧСС, являются вегетативная иннервация плюс эндокринный контроль. Факторы окружающей среды, такие как электролиты, продукты метаболизма и температура, не отображаются. Детерминантами SV во время сердечного цикла являются сократимость сердечной мышцы, степень предварительной нагрузки растяжения миокарда перед сокращением и постнагрузка во время выброса. Другие факторы, такие как электролиты, могут быть классифицированы как положительные или отрицательные инотропные агенты.

Сердечный ответ

Таблица 3: Сердечный ответ на снижение кровотока и давления из-за снижения сердечного выброса Барорецепторы (аорта, сонные артерии, полые вены и предсердия) Хеморецепторы (как центральная нервная система, так и в непосредственной близости от барорецепторов) Чувствительность к Уменьшение растяжения Уменьшение O 2 и увеличение CO 2, H и молочной кислоты Цель Подавление парасимпатической стимуляции Повышение симпатической стимуляции Реакция сердца Увеличение частоты сердечных сокращений и увеличение ударного объема Увеличение частоты сердечных сокращений и увеличение ударного объема Общий эффект Увеличение кровотока и давления из-за увеличения сердечного выброса; гемостаз восстановлен Увеличение кровотока и давления из-за увеличения сердечного выброса; гемостаз восстановлен

Таблица 4: Сердечный ответ на увеличение кровотока и давления из-за увеличения сердечного выброса Барорецепторы (аорта, сонные артерии, полые вены и предсердия) Хеморецепторы (центральная нервная система и вблизи барорецепторов) Чувствительность к Увеличение растяжения Увеличение O 2 и уменьшение CO 2, H и молочной кислоты Целевой Парасимпатическая стимуляция увеличена Симпатическая стимуляция подавлена ​​ Отклик сердца Уменьшение частоты сердечных сокращений и уменьшение ударного объема Уменьшение частоты сердечных сокращений и уменьшение ударного объема Общий эффект Снижение кровотока и давления из-за уменьшения сердечного выброса; гемостаз восстановлен Снижение кровотока и давления из-за уменьшения сердечного выброса; гемостаз восстановлен

Когда Q увеличивается у здорового, но нетренированного человека, большая часть увеличения может быть отнесена к увеличению частоты сердечных сокращений (ЧСС). Изменение позы, повышение активности симпатической нервной системы и снижение активности парасимпатической нервной системы также могут увеличить сердечный выброс. ЧСС может варьироваться примерно в 3 раза - от 60 до 180 ударов в минуту - в то время как ударный объем (УО) может варьироваться от 70 до 120 мл (2,5 и 4,2 имп. Жидких унций; 2,4 и 4,1 американских жидких унций), то есть только 1,7.

Заболевания сердечно-сосудистой системы часто связаны с изменениями Q, особенно пандемические заболевания гипертония и сердечная недостаточность. Повышенный Q может быть связан с сердечно-сосудистыми заболеваниями, которые могут возникать во время инфекции и сепсиса. Снижение Q может быть связано с кардиомиопатией и сердечной недостаточностью. Иногда при наличии заболевания желудочков, связанного с дилатацией, КДО может варьироваться. Увеличение EDV может уравновесить дилатацию ЛЖ и нарушение сокращения. Из уравнения (3) результирующий сердечный выброс Q может оставаться постоянным. Возможность точного измерения Q важна в клинической медицине, поскольку она обеспечивает улучшенную диагностику аномалий и может использоваться для руководства соответствующим лечением.

Объемы желудочков просмотр обсуждение
Измерьте	Правый желудочек	Левый желудочек
Конечный диастолический объем	144 мл (± 23 мл)	142 мл (± 21 мл)
Конечный диастолический объем / площадь поверхности тела (мл / м)	78 мл / м (± 11 мл / м)	78 мл / м (± 8,8 мл / м)
Конечный систолический объем	50 мл (± 14 мл)	47 мл (± 10 мл)
Конечный систолический объем / площадь поверхности тела (мл / м)	27 мл / м (± 7 мл / м)	26 мл / м (± 5,1 мл / м)
Ходовой объем	94 мл (± 15 мл)	95 мл (± 14 мл)
Ударный объем / площадь поверхности тела (мл / м)	51 мл / м (± 7 мл / м)	52 мл / м (± 6,2 мл / м)
Фракция выброса	66% (± 6%)	67% (± 4,6%)
ЧСС	60–100 уд / мин	60–100 уд / мин
Сердечный выброс	4,0–8,0 л / мин	4,0–8,0 л л / мин

Фракция выброса

Фракция выброса (EF) - это параметр, связанный с SV. EF - это фракция крови, выбрасываемая левым желудочком (LV) во время фазы сокращения или выброса сердечного цикла или систолы. Перед началом систолы, во время фазы наполнения или диастолы, LV заполняется кровью до объема, известного как конечный диастолический объем (EDV). Во время систолы LV сокращается и выбрасывает кровь, пока не достигнет своей минимальной емкости, известной как конечный систолический объем (ESV). Он не полностью опустошается. Следующие уравнения помогают преобразовать влияние EF и EDV на сердечный выброс Q через SV.

$SV\; =\; EDV\; -\; ESVEF\; =\; SVEDV\; \times \; 100\%\; Q\; =\; SV\; \times \; HR\; =\; EF\; \times \; EDV\; \times \; HR\; 100\%\; \{\backslash \; displaystyle\; \{\backslash \; begin\; \{align\}\; SV\; =\; EDV-ESV\; \backslash \backslash \; EF\; =\; \{\backslash \; frac\; \{SV\}\; \{EDV\}\}\; \backslash \; times\; 100\; \backslash \%\; \backslash \backslash \; Q\; =\; SV\; \backslash \; times\; HR\; \backslash \backslash \; =\; \{\backslash \; frac\; \{EF\; \backslash \; times\; EDV\; \backslash \; times\; HR\}\; \{100\; \backslash \%\}\}\; \backslash \; end\; \{align\}\}\}$

( 3)

Сердечный ввод

Сердечный ввод (CI) - это обратная операция сердечного выброса. Поскольку сердечный выброс подразумевает объемное выражение фракции выброса, сердечный выброс подразумевает объемную инъекционную фракцию (IF).

IF = конечный диастолический объем (EDV) / конечный систолический объем (ESV)

Сердечный импульс - это легко визуализируемая математическая модель диастолы.

Сердечный индекс

У всех отдыхающих млекопитающих нормальной массы значение СО является линейной функцией массы тела с наклоном 0,1 л / мин / кг. Жир имеет около 65% потребности в кислороде на массу по сравнению с другими мышечными тканями тела. В результате расчет нормального значения CO у пациента с ожирением становится более сложным; единого, общего «нормального» значения SV и CO для взрослых не существует. Все параметры кровотока необходимо проиндексировать. Принято индексировать их по площади поверхности тела, BSA [м²], по формуле Дюбуа и Дюбуа, как функции роста и веса:

$BSA\; [м\; 2]\; =\; W\; [кг]\; 0,425\; \times \; H\; [см]\; 0725\; \times \; 0,007184\; \{\backslash \; displaystyle\; BSA\; \_\; \{[m\; ^\; \{2\}]\}\; =\; W\; \_\; \{[кг]\}\; ^\; \{0,425\}\; \backslash \; times\; H\; \_\; \{[см]\}\; ^\; \{0725\}\; \backslash \; times\; 0,007184\}$

Результирующие индексированные параметры - это индекс инсульта (SI) и сердечный индекс (CI). Индекс инсульта, измеряемый в мл / удар / м², определяется как

$SI\; [мл\; /\; удар\; /\; м\; 2]\; =\; SV\; [мл]\; BSA\; [м\; 2]\; \{\backslash \; displaystyle\; SI\; \_\; \{[мл\; /\; удар\; /\; \{м\}\; ^\; \{2\}]\}\; =\; \{\backslash \; frac\; \{SV\; \_\; \{[ml]\}\}\; \{BSA\; \_\; \{[m\; ^\; \{2\}]\}\}\}\}$

Сердечный индекс, измеренный в л / мин / м², определяется как

$CI\; [л\; /\; мин\; /\; м\; 2]\; =\; CO\; [л\; /\; мин]\; BSA\; [м\; 2]\; \{\backslash \; displaystyle\; CI\; \_\; \{[л\; /\; мин\; /\; \{м\}\; ^\; \{2\}]\}\; =\; \{\backslash \; frac\; \{CO\; \_\; \{[l\; /\; мин]\}\}\; \{BSA\; \_\; \{[\{m\}\; ^\; \{2\}]\}\}\}\}$

Уравнение CO (1) для индексированных параметров затем изменяется на следующее:

$CI\; [л\; /\; мин\; /\; м\; 2]\; =\; (SI\; [мл\; /\; уд\; /\; м\; 2]\; \times \; ЧСС\; [уд\; /\; мин])\; /\; 1000\; \{\backslash \; displaystyle\; CI\; \_\; \{[л\; /\; мин\; /\; \{м\}\; ^\; \{2\}]\}\; =\; (SI\; \_\; \{[мл\; /\; уд\; /\; \{m\}\; ^\; \{2\}]\}\; \backslash \; times\; HR\; \_\; \{[уд\; /\; мин]\})\; /\; 1000\}$

(2)

Нормальный диапазон для этих индексированных параметров кровотока составляет от 35 до 65 мл / удар / м² для SI и от 2,5 до 4 л / мин / м² для CI.

Комбинированный сердечный выброс

Комбинированный сердечный выброс (CCO) - это сумма выбросов правой и левой сторон сердца. Это полезное измерение для кровообращения плода, когда сердечный выброс с обеих сторон сердца работает частично параллельно посредством овального отверстия и артериального протока, которые непосредственно системное кровообращение.

Принцип Фика

Иллюстрация того, как проводится спирометрия

Принцип Фика, впервые описанный Адольфом Ойгеном Фиком в 1870, предполагает, что скорость потребления кислорода является функцией скорости кровотока и количества кислорода, поглощаемого эритроцитами. Применение принципа Фика включает в себя расчет потребления кислорода с течением времени путем измерения концентрации кислорода в венозной и артериальной крови. Q рассчитывается на основе этих измерений следующим образом:

• VO2потребление в минуту с использованием спирометра (с пациентом, повторно дышащим воздухом) и CO2 абсорбером
• содержание кислорода в крови взято из легочной артерии (представляет смешанную венозную кровь)
• содержание кислорода в крови из канюли в периферической артерии (представляет артериальную кровь)

Из этих значений мы знаем, что:

$VO\; 2\; =\; (Q\; \times \; CA)\; -\; (Q\; \times \; CV)\; \{\backslash \; displaystyle\; V\_\; \{O\_\; \{2\}\}\; =\; (Q\; \backslash \; times\; C\_\; \{A\})\; -\; (Q\; \backslash \; times\; C\_\; \{V\})\}$

где

• CA- содержание кислорода в артериальной крови,
• CV- содержание кислорода в венозной крови.

Это позволяет нам сказать

$Q\; =\; VO\; 2\; CA\; -\; CV\; \{\backslash \; displaystyle\; Q\; \backslash \; =\; \{\backslash \; frac\; \{\{\{\; \{V\}\; \_\; \{O\}\}\; \_\; \{2\}\}\; \{\{C\}\; \_\; \{A\}\; -\; \{C\}\; \_\; \{V\}\}\}\}$

и, следовательно, вычислить Q. (C A - C V) также известен как артериовенозная разница кислорода.

Хотя метод Фика считается наиболее точным методом измерения Q, он является инвазивным и требует времени для анализа образца и точного определения кислорода. потреблять образцы ионов трудно получить. Были внесены изменения в метод Фика, в котором содержание кислорода в дыхательных путях измеряется как часть закрытой системы, а потребляемый кислород рассчитывается. с использованием предполагаемого индекса потребления кислорода, который затем используется для расчета Q. Другие варианты используют инертные газы в качестве индикаторов и измеряют изменение концентрации вдыхаемого и выдыхаемого газа для расчета Q (Innocor, Innovision A / S, Дания).

Расчет содержания кислорода в артериальной и венозной крови - простой процесс. Почти весь кислород в крови связан с молекулами гемоглобина в красных кровяных тельцах. Измерение содержания гемоглобина в крови и процента насыщения гемоглобином - насыщения крови кислородом - представляет собой простой процесс, доступный для врачей. Каждый грамм гемоглобина может содержать 1,34 мл O2 ; содержание кислорода в крови - артериальной или венозной - можно оценить по следующей формуле:

$O\; xygencontentofblood\; =\; [гемоглобин]\; (г\; /\; дл)\; \times \; 1,34\; (мл\; O\; 2\; /\; гофгемоглобин)\; \times \; насыщение\; крови\; (процент)\; +\; 0,0032\; \times \; парциальное\; давление\; кислорода\; en\; (torr)\; \{\backslash \; displaystyle\; \{\backslash \; begin\; \{align\}\; \backslash \; mathrm\; \{Oxygen\; \backslash \; content\; \backslash \; of\; \backslash \; blood\}\; =\; \backslash \; left\; [\backslash \; mathrm\; \{гемоглобин\}\; \backslash \; right]\; \backslash \; left\; (g\; /\; dl\; \backslash \; right)\; \backslash \; \backslash \; раз\; \backslash \; 1.34\; \backslash \; left\; (ml\; \backslash \; \backslash \; mathrm\; \{O\}\; \_\; \{2\}\; /\; \backslash \; mathrm\; \{g\; \backslash \; of\; \backslash \; hemoglobin\}\; \backslash \; right)\; \backslash \backslash \; \backslash \; times\; \backslash \; \backslash \; mathrm\; \{saturation\; \backslash \; of\; \backslash \; blood\}\; \backslash \; \backslash \; left\; (\backslash \; mathrm\; \{процент\}\; \backslash \; right)\; \backslash \; +\; \backslash \; 0.0032\; \backslash \; times\; \backslash \; \backslash \; mathrm\; \{парциальное\; \backslash \; давление\; \backslash \; of\; \backslash xygen\}\; \backslash \; left\; (torr\; \backslash \; right)\; \backslash \; end\; \{align\}\}\}$

Термодилюция легочной артерии (trans-right - термодилюция сердца)

Схема катетера легочной артерии (PAC)

Индикаторный метод получил дальнейшее развитие путем замены индикаторного красителя нагретой или охлажденной жидкостью. На участках циркуляции измеряются изменения температуры, а не концентрация красителя; этот метод известен как термодилюция. Катетер легочной артерии (PAC), введенный в клиническую практику в 1970 году, также известный как катетер Свана-Ганца, обеспечивает прямой доступ к правому отделу сердца для измерения термодилюции. Постоянный инвазивный мониторинг сердца в отделениях интенсивной терапии в основном прекращен. PAC остается полезным при исследованиях правых отделов сердца, проводимых в лабораториях сердечной катетеризации.

PAC имеет баллонный наконечник и накачивается, что помогает «пропустить» баллон катетера через правый желудочек, чтобы перекрыть небольшую ветвь легкого артериальная система. Затем баллон сдувается. Метод термодилюции PAC включает инъекцию небольшого количества (10 мл) холодной глюкозы при известной температуре в легочную артерию и измерение температуры на известном расстоянии 6–10 см (2,4–3,9 дюйма) с использованием того же катетера с датчиками температуры. установленный на известном расстоянии.

Исторически значимый многоканальный катетер Свана-Ганца позволяет воспроизводимо рассчитывать сердечный выброс по измеренной кривой время-температура, также известной как кривая термодилюции. Термисторная технология позволила наблюдать, что температура регистров низкого CO изменяется медленно, а температура регистров высокого CO быстро изменяется. Степень изменения температуры прямо пропорциональна сердечному выбросу. В этом уникальном методе три или четыре повторных измерения или прохода обычно усредняются для повышения точности. Современные катетеры оснащены нагревательными нитями, которые периодически нагреваются и измеряют кривую термодилюции, обеспечивая последовательные измерения Q. Эти инструменты усредняют измерения за 2–9 минут в зависимости от стабильности кровообращения и, таким образом, не обеспечивают непрерывного мониторинга.

Использование PAC может осложняться аритмией, инфекцией, разрывом легочной артерии и повреждением правого сердечного клапана. Недавние исследования пациентов с критическими заболеваниями, сепсисом, острой дыхательной недостаточностью и сердечной недостаточностью показывают, что использование PAC не улучшает исходы для пациентов. Эта клиническая неэффективность может быть связана с его низкой точностью и чувствительностью, что было продемонстрировано путем сравнения с датчиками потока в шестикратном диапазоне значений Q. Использование PAC сокращается по мере того, как врачи переходят к менее инвазивным и более точным технологиям для мониторинга гемодинамики.

• Тренинг по гемодинамике для младшего медицинского персонала
• The Gross Physiology сердечно-сосудистой системы
• Детерминанты сердечного выброса (онлайн-видео)
• Основные принципы физиологии сердца