Сердечный выброс - Cardiac output

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

Сердечный выброс ( СО ), также известный как сердечный выброс, обозначаемый символами , или - это термин, используемый в физиологии сердца, который описывает объем крови, перекачиваемой сердцем, левым и правым желудочком в единицу времени. Сердечный выброс (СО) - это произведение частоты сердечных сокращений (ЧСС), то есть количества ударов сердца в минуту (уд ​​/ мин), и ударного объема (УО), который представляет собой объем крови, перекачиваемой из желудочка за одно сокращение; 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 пульса 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 удовлетворять потребности организма в поддержании адекватной перфузии тканей . 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) - это результат кровотока (сердечный выброс CO), умноженный 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 . С покоем сердечным выбросом из 5-литровой мин -1 «нормальная» доставка кислорода составляет около 997,5 мл мин. Количество / процент 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 - это глобальный параметр кровотока, представляющий интерес для гемодинамики , исследования кровотока. Факторы, влияющие на ударный объем и частоту сердечных сокращений, также влияют на сердечный выброс. Рисунок справа иллюстрирует эту зависимость и перечисляет некоторые из этих факторов. Подробная иерархическая иллюстрация представлена на следующем рисунке .

Существует множество методов измерения CO, как инвазивных, так и неинвазивных методов; у каждого есть преимущества и недостатки, как описано ниже.

Определение

Функция сердца заключается в том, чтобы управлять кровью через систему кровообращения в цикле, который доставляет кислород, питательные вещества и химические вещества к клеткам тела и удаляет клеточные отходы. Потому что выкачивает все , что кровь возвращается в него из венозной системы , количество крови , возвращающейся к сердцу эффективно определяет количество крови сердце качает - его сердечный выброс, Q . Сердечный выброс классически определяется наряду с ударным объемом (SV) и частотой сердечных сокращений (HR) как:

 

 

 

 

( 1 )

При стандартизации того, какие значения CO считаются находящимися в пределах нормального диапазона, независимо от размера тела субъекта, принятое соглашение состоит в том, чтобы дополнительно индексировать уравнение ( 1 ) с использованием площади поверхности тела (BSA), что дает определение сердечного индекса (CI). Это подробно описано в уравнении ( 2 ) ниже.

Измерение

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. Поэтому сердечный выброс следует измерять в точках с равным интервалом в течение одного цикла или усреднять за несколько циклов.

Инвазивные методы хорошо приняты, но появляется все больше свидетельств того, что эти методы не являются точными и неэффективными для лечения. Следовательно, растет внимание к развитию неинвазивных методов.

Допплерография

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

Этот метод использует 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 и объема потока, а также для эффективного сердечного выброса, используя следующие уравнения:

куда:

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

Будучи неинвазивным, точным и недорогим, допплеровское ультразвуковое исследование является рутинной частью клинического ультразвукового исследования; он отличается высоким уровнем надежности и воспроизводимости и используется в клинической практике с 1960-х годов.

Эхокардиография

Эхокардиография - это неинвазивный метод количественной оценки 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 за удар ( ход 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 разглашаются. 2D измерение диаметра аортального клапана - один 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, он требует много времени и ограничен воспроизводимостью составляющих его элементов. В соответствии с клинической практикой точность SV и CO составляет порядка ± 20%.

Чрескожный

Ультразвуковой монитор сердечного выброса (USCOM) использует доплеровский режим непрерывной волны для измерения профиля доплеровского 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 методом эхокардиографии, USCOM значительно улучшает воспроизводимость и увеличивает чувствительность обнаружения изменений кровотока. Автоматическое отслеживание доплеровского профиля потока в режиме реального времени позволяет проводить правосторонние и левосторонние измерения Q между ударами , 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 гарантирует высокий уровень клинического использования при таких состояниях, как сепсис, сердечная недостаточность и гипертония.

Чрезэзофагеальный

Зонд чреспищеводной эхокардиограммы (BrE: TOE, AmE: TEE).
Зонд трансэзофагеальной эхокардиограммы.

Чреспищеводный допплер включает две основные технологии; чреспищеводная эхокардиограмма, которая в основном используется для диагностических целей, и допплеровский мониторинг пищевода, которая в основном используется для клинического мониторинга сердечного выброса. Последний использует непрерывную волновую допплерографию 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 операции с доказательствами улучшения результатов лечения пациентов и был рекомендован Национальным институтом здравоохранения и клинического мастерства Великобритании ( NICE ). Мониторинг пищеводного 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 у взрослых, так и у детей.

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. Физиологические или терапевтические изменения диаметра сосуда предполагаются для отражения изменений в Q . Методы измерения PP комбинированного работы сердца и кровеносных сосудов, что ограничивает их применение для измерения Q . Это может быть частично компенсировано периодической калибровкой формы сигнала другим методом измерения Q с последующим отслеживанием формы сигнала 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 непрерывного кровяного давления с помощью объемного зажима . 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 сужения сосудов, таких как сепсис или пациенты, принимающие вазопрессоры.

В 1978 году ученые BMI-TNO, исследовательского подразделения Нидерландской организации прикладных научных исследований при 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 пальцев с фиксацией на липучке , новый принцип пневматического пропорционального регулирующего клапана и стратегию уставки для определения и отслеживания правильный объем, при котором нужно зажать артерии пальцев - Физиокальная система. Аббревиатура от физиологической калибровки артерий пальцев рук, 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 испытано, 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 представила на рынке в 2000 году.

Доступность непрерывной, высокоточной, откалиброванной формы волны артериального давления открыла перспективу межжелудочного расчета интегрированной гемодинамики, основанной на двух понятиях: давление и поток взаимосвязаны на каждом участке артериальной системы своими так называемый характеристический импеданс. На проксимальном участке аорты трехэлементная модель этого импеданса Виндкесселя может быть смоделирована с достаточной точностью для отдельного пациента с известным возрастом, полом, ростом и весом. Согласно сравнениям неинвазивных мониторов периферических сосудов, умеренное клиническое применение ограничено пациентами с нормальным и инвариантным кровообращением.

Инвазивный

Инвазивный мониторинг PP включает в себя введение датчика давления манометра в артерию - обычно лучевую или бедренную артерию - и непрерывное измерение формы 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 в сосудистой функции, положение кончика катетера или затухание сигнала формы волны давления влияют на точность показаний. Инвазивные измерения PP могут быть откалиброваны или не откалиброваны.

Калиброванный полипропилен - PiCCO, LiDCO

PiCCO ( PULSION Medical Systems AG, Мюнхен, Германия) и PulseCO (LiDCO Ltd, Лондон, Англия) генерируют непрерывный 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 изменения положения пациента, лечения или состояния.

В PiCCO в качестве метода калибровки используется транспульмональная термодилюция, которая использует принцип Стюарта-Гамильтона, но измеряет изменения температуры от центральной венозной линии до центральной артериальной линии, т. Е. Бедренной или подмышечной артериальной линии. Значение Q, полученное в результате термодилюции холодным физиологическим раствором, используется для калибровки контура артериального полипептида, который затем может обеспечить непрерывный мониторинг Q. Алгоритм PiCCO зависит от морфологии формы волны артериального давления (математический анализ формы волны PP) и рассчитывает 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 позволяет проводить менее инвазивную калибровку Q, но она менее точна, чем термодилюция ПА, и требует центрального венозного и артериального трубопроводов с сопутствующим риском инфицирования.

В LiDCO независимым методом калибровки является разбавление хлорида лития 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, потому что 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 законе Франка-Старлинга, иллюстрирующая ударный объем (УО) как функцию предварительной нагрузки
Кривая сердечной функции в законе Франка-Старлинга , иллюстрирующая ударный объем (УО) как функцию 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 ) на основе образца 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 упрощенном виде:, или ,. 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 в податливости или сопротивлении влияют на форму волны артериального давления. Путем анализа формы указанных волн оценивается влияние сосудистого тонуса, что позволяет рассчитать SV. Затем Q вычисляется с использованием уравнения ( 1 ). В ЧСС учитываются только перфузионные сокращения, генерирующие 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 являются инвазивными. Как и в случае с другими системами анализа артериальных колебаний, 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 объемную реакцию, является неотъемлемой частью всех технологий артериальной волны. Он используется для управления оптимизацией жидкости у хирургических пациентов с высоким риском или пациентов в критическом состоянии. Была опубликована программа физиологической оптимизации, основанная на принципах гемодинамики, которая включает пары данных SV и SVV.

Системы артериального мониторинга не могут предсказать изменения сосудистого тонуса; они оценивают изменения в податливости сосудов. Измерение давления в артерии для расчета кровотока в сердце физиологически иррационально, 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.

Некалиброванные, предварительно оцененные демографические данные без данных - PRAM

Аналитический метод регистрации давления (PRAM) оценивает Q на основе анализа профиля волны давления, полученного от артериального катетера - лучевого или бедренного доступа. Эта форма волна ПП затем может быть использована для определения Q . Поскольку форма волны дискретизируется с частотой 1000 Гц, измеренная кривая давления может быть измерена для расчета фактического ударного объема от удара к удару. В отличие от FloTrac, не требуются ни постоянные значения импеданса из внешней калибровки, ни форма предварительно оцененных данных in vivo или in vitro .

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

Общие контролируемые гемодинамические значения, параметры чувствительности к жидкости и эксклюзивные справочные данные предоставлены 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 лечения 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 терапии различных заболеваний продолжается.

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

Разведение ультразвуком

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 измерения разведения, а затем для расчета сердечного выброса с использованием запатентованного 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 УД основан на разведении индикатора ультразвуком. Скорость ультразвука крови (1560–1585 м / с) является функцией концентрации общего белка 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 создает кривые разведения.

UD требует создания экстракорпорального кровообращения через уникальную AV-петлю с двумя ранее существовавшими артериальными и центральными венозными линиями у пациентов в отделении интенсивной терапии. Когда физиологический раствор вводится в AV-петлю, он обнаруживается 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 специализирован для применения у педиатрических пациентов интенсивной терапии и продемонстрировал свою относительную безопасность, хотя и инвазивный и воспроизводимый.

Электрическая кардиометрия

Набор электродов для измерения электрического биоимпеданса грудной клетки (TEB)
Набор электродов для измерения электрического биоимпеданса грудной клетки (TEB)

Электрокардиометрия - это неинвазивный метод, аналогичный импедансной кардиографии; оба метода измеряют торакальный электрический биоимпеданс (TEB). Базовая модель у этих двух методов различается; Электрическая кардиометрия связывает резкое увеличение количества 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) - наиболее точный метод 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 кодировкой скорости основана на обнаружении изменений фазы прецессии протонов . Эти изменения пропорциональны скорости движения протонов через магнитное 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 известную константу. 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 режиме реального времени для каждого удара.

Хотя МРТ - важный исследовательский инструмент для точного измерения Q , в настоящее время он не используется в клинических условиях для гемодинамического мониторинга в условиях неотложной помощи или интенсивной терапии. С 2015 года измерение сердечного выброса с помощью МРТ обычно используется в клинических исследованиях МРТ сердца.

Метод разбавления красителя

Метод разбавления 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 Δ t , количество красителя, которое протекает мимо точки измерения в течение подынтервала от до :

где - рассчитываемая скорость потока. Общее количество красителя составляет:

и, допуская , количество красителя составляет:

Таким образом, сердечный выброс определяется по формуле:

где количество впрыснутого красителя известно, а интеграл можно определить, используя показания концентрации.

Метод разведения красителя - один из самых точных методов определения сердечного выброса во время физических упражнений. Погрешность однократного расчета значений сердечного выброса в покое и при нагрузке составляет менее 5%. Этот метод не позволяет измерять изменения «от удара к удару» и требует, чтобы сердечный выброс был стабильным в течение примерно 10 с во время тренировки и 30 с в состоянии покоя.

Влияния

Иерархическая сводка основных факторов, влияющих на сердечный выброс.
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 требованию, 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 податливость, артерио-сосудистых каналов, по которым течет кровь, также контролирует 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 своей большей растяжимости.

Из этой формулы ясно, что факторы, влияющие на ударный объем и частоту сердечных сокращений, также влияют на сердечный выброс. Рисунок справа иллюстрирует эту зависимость и перечисляет некоторые из этих факторов. Более подробная иерархическая иллюстрация представлена на следующем рисунке .

Уравнение ( 1 ) показывает, что ЧСС и SV являются основными детерминантами сердечного выброса Q. Подробное представление этих факторов показано на рисунке справа. Основными факторами, влияющими на ЧСС, являются вегетативная иннервация и 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 до укорочения и постнагрузки во время выброса. Другие факторы, такие как электролиты, можно классифицировать 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)
Чувствительны к Уменьшение растяжения Уменьшение O 2 и увеличение CO 2 , H + и молочной кислоты
Цель Парасимпатическая стимуляция подавлена Симпатическая стимуляция увеличена
Ответ 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 (как центральная нервная система, так и в непосредственной близости от барорецепторов)
Чувствительны к Увеличение растяжки Увеличение O 2 и уменьшение CO 2 , H + и молочной кислоты
Цель Парасимпатическая стимуляция усилена Симпатическая стимуляция подавлена
Ответ 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

Клиническое значение

Когда Q увеличивается у здорового, но нетренированного человека, большая часть увеличения может быть связана с увеличением частоты сердечных сокращений (ЧСС). Изменение позы, повышение активности симпатической нервной системы и снижение активности парасимпатической нервной системы также могут увеличить сердечный выброс. Частота сердечных сокращений может варьироваться примерно в 3 раза - от 60 до 180 ударов в минуту - в то время как ударный объем (SV) может варьироваться от 70 до 120 мл (2,5 и 4,2 имп. Жидких унций; 2,4 и 4,1 американских жидких унций), т.е. 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 возникнуть во время инфекции и сепсиса. Снижение Q может быть связано с кардиомиопатией и сердечной недостаточностью. Иногда при наличии желудочкового заболевания, связанного с дилатацией , EDV 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.

Примеры значений

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

Связанные измерения

Фракция выброса

Фракция выброса (ФВ) - параметр, относящийся к 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 перевести влияние EF и EDV на сердечный выброс Q через SV.

 

 

 

 

( 3 )

Сердечный ввод

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

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

Сердечный ритм - это легко визуализируемая математическая модель диастолы.

Сердечный индекс

У всех отдыхающих млекопитающих нормальной массы значение CO 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, общепринятого «нормального» значения SV и CO для взрослых существовать не может. Все параметры кровотока необходимо проиндексировать. Принято индексировать их по площади поверхности тела, BSA [м 2 ], по формуле Дюбуа и Дюбуа, как функции роста и веса:

Результирующие индексированные параметры - это индекс инсульта (SI) и сердечный индекс (CI). Индекс инсульта, измеряемый в мл / удар / м 2 , определяется как

Сердечный индекс, измеряемый в л / мин / м 2 , определяется как

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

 

 

 

 

( 2 )

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

Комбинированный сердечный выброс

Комбинированный сердечный выброс (CCO) - это сумма выбросов правой и левой сторон сердца. Это полезное измерение кровообращения плода , когда сердечный выброс с обеих сторон сердца работает частично параллельно овальным отверстием и артериальным протоком , которые напрямую снабжают системное кровообращение .

Исторические методы

Принцип Фика

Иллюстрация того, как проводится спирометрия
Иллюстрация того, как проводится спирометрия

Принцип Фика, впервые описанный Адольфом Ойгеном Фиком в 1870 году, 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:

  • Потребление V O 2 в минуту с использованием спирометра (с воздухом для повторного дыхания испытуемого) и поглотителя CO 2
  • содержание кислорода в крови, взятой из легочной артерии (представляющей смешанную венозную кровь)
  • содержание кислорода в крови из канюли в периферической артерии (представляющей артериальную кровь)

Из этих значений мы знаем, что:

куда

  • C A - содержание кислорода в артериальной крови, и,
  • C V - содержание кислорода в венозной крови.

Это позволяет нам сказать

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

Хотя метод Фика считается наиболее точным методом измерения Q , он инвазивен и требует времени для анализа пробы, а точные пробы потребления кислорода получить сложно. Там была модификация методы Фика , где содержание кислорода дыхательного измеряются как часть закрытой системы и потребленный 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 артериального и венозного содержания кислорода в крови - простой процесс. Почти весь кислород в крови связан с молекулами гемоглобина в красных кровяных тельцах. Измерение содержания гемоглобина в крови и процента насыщения гемоглобина - насыщения крови кислородом - представляет собой простой процесс, доступный для врачей. Каждый грамм гемоглобина может содержать 1,34 мл O 2 ; Содержание кислорода в крови - артериальной или венозной - можно оценить по следующей формуле:

Термодилюция легочной артерии (транс-правосторонняя термодилюция)

Схема катетера легочной артерии (PAC)
Схема катетера легочной артерии (PAC)

Индикаторный метод получил дальнейшее развитие, заменив индикаторный краситель нагретой или охлажденной жидкостью. На участках циркуляции измеряются изменения температуры, а не концентрация красителя; этот метод известен как термодилюция. Катетер в легочной артерии (PAC) введен в клиническую практику в 1970 году, также известный как катетер Swan-Ganz , обеспечивает прямой доступ к правым отделам сердца для измерения термодилюционного. Постоянный инвазивный мониторинг сердца в отделениях интенсивной терапии в основном прекращен. PAC остается полезным при исследованиях правых отделов сердца, проводимых в лабораториях катетеризации сердца.

PAC имеет наконечник баллона и надувается, что помогает «проплыть» баллон катетера через правый желудочек, перекрывая небольшую ветвь системы легочной артерии. 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 температурой. датчики расположены на известном расстоянии.

Исторически значимый многоканальный катетер Свана-Ганца позволяет воспроизводить расчет сердечного выброса по измеренной кривой время-температура, также известной как кривая термодилюции. Термисторная технология позволила наблюдать, что низкая регистрируемая температура CO изменяется медленно, а высокая регистрируемая температура изменяется быстро. 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, поскольку врачи переходят к менее инвазивным и более точным технологиям мониторинга гемодинамики.

использованная литература

внешние ссылки