Сердечный выброс

Измерение количества крови, перекачиваемой сердцем

Основные факторы, влияющие на сердечный выброс – частота сердечных сокращений и ударный объем, оба из которых являются переменными. ^[1]

В физиологии сердца сердечный выброс ( СО ) , также известный как сердечный выброс и часто обозначаемый символами , , или , ^[2] — это объемная скорость насосного выброса сердца : то есть объем перекачиваемой крови . на один желудочек сердца в единицу времени (обычно измеряется в минуту). Сердечный выброс (СО) представляет собой произведение частоты сердечных сокращений (ЧСС), т. е. количества ударов сердца в минуту (уд/мин), и ударного объема (УО), который представляет собой объем крови, перекачиваемой из левого желудочка за один удар; таким образом давая формулу: ${\displaystyle Q}$ ${\displaystyle {\dot {Q}}}$ ${\displaystyle {\dot {Q}}_{c}}$

${\displaystyle CO=HR\times SV}$^[3]

Значения сердечного выброса обычно обозначаются как л/мин. У здорового человека массой 70 кг сердечный выброс в покое составляет в среднем около 5 л/мин; при условии, что частота сердечных сокращений равна 70 ударов в минуту, ударный объем составит примерно 70 мл.

Поскольку сердечный выброс связан с количеством крови, доставленной в различные части тела, он является важным компонентом того, насколько эффективно сердце может удовлетворять потребности организма в поддержании адекватной перфузии тканей . Ткани тела требуют постоянной доставки кислорода, что требует постоянной транспортировки кислорода к тканям посредством системной циркуляции насыщенной кислородом крови под адекватным давлением из левого желудочка сердца через аорту и артерии. Доставка кислорода (DO ₂ мл/мин) является результатом увеличения кровотока (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, что дает формулу:

${\displaystyle D_{O2}=CO\times C_{a}O2}$^[4]

При сердечном выбросе в состоянии покоя 5 л/мин «нормальная» доставка кислорода составляет около 1 л/мин. Количество/процент циркулирующего кислорода, потребляемого (VO ₂ ) в минуту в ходе 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 поддержания повышенной мышечной активности. В случае сердечной недостаточности фактического содержания CO может быть недостаточно для поддержания даже простых повседневных действий; и при этом он не может увеличиться в достаточной степени, чтобы удовлетворить более высокие метаболические потребности, возникающие даже в результате умеренных физических упражнений.

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; каждый из них имеет преимущества и недостатки, описанные ниже.

Определение

Функция сердца заключается в том, чтобы пропускать кровь через систему кровообращения в цикле, который доставляет кислород, питательные вещества и химические вещества к клеткам организма и удаляет клеточные отходы. Поскольку оно выкачивает всю кровь, поступающую обратно в него из венозной системы , количество крови, возвращающейся к сердцу, эффективно определяет количество крови, которое сердце выкачивает – его сердечный выброс Q. Сердечный выброс классически определяется наряду с ударным объемом (УО) и частотой сердечных сокращений ( ^{ЧСС )} как ^:

При стандартизации того, какие значения CO считаются находящимися в пределах нормы, независимо от размера тела субъекта, общепринятым соглашением является дальнейшее индексирование уравнения ( 1 ) с использованием площади поверхности тела (BSA), что дает начало сердечному индексу (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. Каждый метод имеет преимущества и недостатки. Относительное сравнение ограничено отсутствием широко принятого «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% за один дыхательный цикл. ^{[ нужна цитация ]} Сердечный выброс поэтому следует измерять в равномерно расположенных точках в течение одного цикла или усреднять по нескольким циклам. ^{[ нужна цитата ]}

Инвазивные методы широко распространены, но появляется все больше свидетельств того, что эти методы не являются ни точными, ни эффективными в назначении терапии. Следовательно, внимание к развитию неинвазивных методов растет. ^{[5] [6] [7]}

Допплерография

Допплеровский сигнал в выносящем тракте левого желудочка: интеграл скорости и времени (VTI)

Этот метод использует ультразвук и эффект Доплера для измерения сердечного выброса. Скорость крови через сердце вызывает допплеровский сдвиг частоты возвращающихся ультразвуковых волн. Этот сдвиг затем можно использовать для расчета скорости и объема потока, а также эффективного сердечного выброса, используя ^{следующие уравнения :}

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

где:

• CSA – площадь поперечного сечения отверстия клапана,
• r - радиус клапана, и,
• VTI – интеграл скорости и времени от следа доплеровского профиля течения.

Будучи неинвазивным, точным и недорогим, допплерография является обычной частью клинического УЗИ; он имеет высокий уровень надежности и воспроизводимости и используется в клинической практике с 1960-х годов. ^{[ нужна цитата ]}

Эхокардиография

Эхокардиография – это неинвазивный метод количественной оценки сердечного выброса с помощью ультразвука. Двумерное (2D) ультразвуковое исследование и допплеровское исследование используются вместе для расчета сердечного выброса. Двухмерное измерение диаметра (d) аортального кольца позволяет рассчитать площадь поперечного сечения потока (CSA), которая затем умножается на VTI допплеровского профиля потока через аортальный клапан, чтобы определить объем потока на одно сокращение ( удар объем , СВ). Затем результат умножается на частоту сердечных сокращений (ЧСС) для получения сердечного выброса. Несмотря на то, что он используется в клинической медицине, он имеет широкую вариабельность при повторном тестировании. ^[8] Говорят, что это требует обширной подготовки и навыков, но точные шаги, необходимые для достижения клинически адекватной точности, никогда не разглашались. Двухмерное измерение диаметра аортального клапана является одним из источников шума; другие — это изменение ударного объема от удара к удару и небольшие различия в положении зонда. 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 его составных элементов. В методе, используемом в клинической практике, точность SV и CO составляет ±20%. ^{[ нужна цитата ]}

Чрескожный

Ультразвуковой монитор сердечного выброса (USCOM) использует непрерывную волновую допплерографию для измерения доплеровского профиля потока VTI. Он использует антропометрию для расчета диаметров аортального и легочного клапана и CSA, что позволяет измерять добротность справа и слева . По сравнению с эхокардиографическим методом USCOM значительно улучшает воспроизводимость и повышает чувствительность обнаружения изменений кровотока. Автоматическое отслеживание профиля допплеровского потока в режиме реального времени позволяет измерять добротность справа и слева от каждого удара , упрощая работу и сокращая время сбора данных по сравнению с обычной эхокардиографией. USCOM подтвердил, что скорость от 0,12 до 18,7 л/мин ^[9] у новорожденных, ^[10] детей ^[11] и взрослых. ^[12] Метод может с одинаковой точностью применяться к пациентам всех возрастов для разработки физиологически рациональных гемодинамических протоколов. USCOM — единственный метод измерения сердечного выброса, точность которого эквивалентна имплантируемому датчику потока. ^[13] Такая точность обеспечила высокий уровень клинического использования при таких заболеваниях, как сепсис, сердечная недостаточность и гипертония. ^{[14] [15] [16]}

Чреспищеводный

Чреспищеводный эхокардиографический датчик.

Чреспищеводный допплер включает в себя две основные технологии; чреспищеводная эхокардиограмма , которая в основном используется в диагностических целях, и допплеровский мониторинг пищевода, который в основном используется для клинического мониторинга сердечного выброса. Последний использует непрерывную волновую допплерографию для измерения скорости крови в нисходящей грудной аорте . Ультразвуковой датчик вводится перорально или назально в пищевод до середины грудной клетки, после чего пищевод располагается рядом с нисходящей грудной аортой . Поскольку датчик находится близко к кровотоку, сигнал четкий. Для обеспечения оптимального сигнала может потребоваться повторная фокусировка зонда. Этот метод имеет хорошую валидацию, широко используется для введения жидкости во время операции и имеет доказательства улучшения результатов лечения пациентов ^{[17] [18] [19] [20] [21] [ 22] [23 ] [24]} и был рекомендован Национальный институт здравоохранения и клинического мастерства Великобритании ( NICE ). ^[25] Доплеровский мониторинг пищевода измеряет скорость кровотока, а не истинный Q , поэтому опирается на номограмму ^[26], 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 к использованию как у взрослых, так и у детей. ^{[ нужна цитата ]}

Методы пульсового давления

Методы измерения пульсового давления (ПП) измеряют давление в артерии с течением времени, чтобы получить форму волны и использовать эту информацию для расчета сердечной деятельности. Однако любые измерения со стороны артерии включают изменения давления, связанные с изменениями функции артерии, например податливость и импеданс. Предполагается , что физиологические или терапевтические изменения диаметра сосудов отражают изменения Q. Методы PP измеряют совместную работу сердца и кровеносных сосудов, что ограничивает их применение для измерения Q . Частично это можно компенсировать периодической калибровкой формы сигнала по другому методу измерения добротности с последующим мониторингом формы сигнала PP. В идеале кривую PP следует калибровать по каждому удару. Существуют инвазивные и неинвазивные методы измерения ПП. ^{[ нужна цитата ]}

Методика Финапрес

В 1967 году чешский физиолог Ян Пеняз изобрел и запатентовал метод измерения объема непрерывного артериального давления. Принцип метода объемного зажима заключается в динамическом обеспечении одинакового давления по обе стороны стенки артерии. Зажимая артерию до определенного объема, внутреннее давление (внутриартериальное давление) уравновешивает внешнее давление (давление манжеты пальца). Пеньяс решил, что палец — оптимальное место для применения метода фиксации объема. Использование манжет на палец исключает применение устройства у пациентов без вазоконстрикции, например при сепсисе или у пациентов, принимающих вазопрессоры. ^{[ нужна цитата ]}

В 1978 году ученые из BMI-TNO, исследовательского подразделения Нидерландской организации прикладных научных исследований при Амстердамском университете , изобрели и запатентовали ряд дополнительных ключевых элементов, которые позволяют использовать объемный зажим в клинической практике. Эти методы включают использование модулированного инфракрасного света в оптической системе внутри датчика, легкую, легко наматываемую манжету на палец с фиксацией на липучке , новый принцип пневматического пропорционального регулирующего клапана и стратегию заданного значения для определения и отслеживания правильный объем для пережатия пальцевых артерий — Физиологическая система. Этот физический трекер, аббревиатура от физиологической калибровки артерий пальцев, оказался точным, надежным и надежным. ^{[ нужна цитата ]}

Методика Finapres была разработана для использования этой информации для расчета артериального давления на основе данных давления в манжете пальца. Разработан обобщенный алгоритм коррекции разницы уровней давления между пальцевой и плечевой зонами у пациентов. Эта коррекция сработала во всех обстоятельствах, в которых она тестировалась – даже когда она не была для этого предназначена – потому что она применяла общие физиологические принципы. Этот инновационный метод реконструкции формы волны плечевого давления был впервые реализован в Finometer, преемнике Finapres, который BMI-TNO представил на рынке в ^{2000 году .}

Доступность непрерывной, высокоточной, калиброванной формы волны артериального давления открыла перспективу для поэтапного расчета интегрированной гемодинамики, основанной на двух понятиях: давление и поток взаимосвязаны в каждом участке артериальной системы своими так называемый характеристический импеданс. В проксимальном отделе аорты 3-элементная модель Виндкесселя этого импеданса может быть смоделирована с достаточной точностью у отдельного пациента с известными возрастом, полом, ростом и весом. Согласно сравнению неинвазивных мониторов периферических сосудов, их умеренная клиническая польза ограничена пациентами с нормальным и неизменным кровообращением. ^[27]

Инвазивный

Инвазивный мониторинг ПП включает в себя введение манометрического датчика давления в артерию (обычно лучевую или бедренную артерию ) и непрерывное измерение формы волны ПП. Обычно это делается путем подключения катетера к устройству обработки сигналов с дисплеем. Затем можно проанализировать форму волны PP для измерения показателей сердечно-сосудистой системы. Изменения сосудистой функции, положения кончика катетера или затухания сигнала формы волны давления повлияют на точность показаний. Инвазивные измерения ПП могут быть калиброванными или некалиброванными. ^{[ нужна цитата ]}

Калиброванный ПП – PiCCO, LiDCO

PiCCO (PULSION Medical Systems AG, Мюнхен, Германия) и PulseCO (LiDCO Ltd, Лондон, Англия) генерируют непрерывную добротность путем анализа формы волны артериального давления. В обоих случаях требуется независимый метод для обеспечения калибровки непрерывного Q- анализа, поскольку анализ артериального давления не может учитывать неизмеренные переменные, такие как изменение податливости сосудистого русла. Повторную калибровку рекомендуется проводить после изменения положения пациента, терапии или состояния. ^{[ нужна цитата ]}

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, то есть бедренной или подмышечной артериальной линии. Значение Q , полученное в результате термодилюции холодным солевым раствором, используется для калибровки артериального контура PP, который затем может обеспечить непрерывный мониторинг Q. Алгоритм PiCCO зависит от морфологии формы волны артериального давления (математический анализ формы волны PP) и вычисляет непрерывный Q , как описано Весселингом и его коллегами. ^[28] Транспульмональная термодилюция охватывает правые отделы сердца, малый круг кровообращения и левые отделы сердца, что позволяет провести дальнейший математический анализ кривой термодилюции и измерить объемы наполнения сердца ( GEDV ), внутригрудной объем крови и внесосудистую воду в легких. Транспульмональная термодилюция позволяет провести менее инвазивную калибровку Q, но она менее точна, чем термодилюция PA, и требует центральной венозной и артериальной линии с сопутствующим риском инфекции. ^{[ нужна цитата ]}

В LiDCO независимым методом калибровки является разбавление хлорида лития с использованием принципа Стюарта-Гамильтона. Для разведения хлорида лития используют периферическую вену и периферическую артериальную линию. Как и в случае с PiCCO, при изменении Q рекомендуется частая калибровка. ^[29] Частота калибровок ограничена, поскольку они включают введение хлорида лития и могут вызывать ошибки в присутствии определенных миорелаксантов. Алгоритм PulseCO, используемый LiDCO, основан на определении мощности импульса и не зависит от морфологии сигнала. ^{[ нужна цитата ]}

Статистический анализ артериального давления – FloTrac/Vigileo

Кривая сердечной функции по закону Франка-Старлинга , иллюстрирующая ударный объем (SV) как функцию преднагрузки

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 (монитор Vigileo или EV1000) определяет левосторонний сердечный выброс ( Q ) на основе образца артериальных пульсаций. Устройство использует алгоритм, основанный на законе сердца Франка-Старлинга , который гласит, что пульсовое давление (PP) пропорционально ударному объему (SV). Алгоритм вычисляет произведение стандартного отклонения волны артериального давления (АР) за период выборки в 20 секунд и коэффициента сосудистого тонуса (Khi или χ) для генерации ударного объема. Уравнение в упрощенной форме имеет вид: , или, . Khi предназначен для отражения артериального сопротивления; Растяжимость представляет собой многомерное полиномиальное уравнение, которое непрерывно количественно определяет растяжимость артерий и сосудистое сопротивление. Khi делает это путем поэтапного анализа морфологических изменений формы волны артериального давления, основываясь на том принципе, что изменения податливости или сопротивления влияют на форму формы волны артериального давления. Анализируя форму указанных сигналов, оценивают влияние сосудистого тонуса, что позволяет рассчитать УО. Затем Q вычисляется с использованием уравнения ( 1 ). В ЧСС учитываются только перфузионные сокращения, генерирующие артериальную форму волны. ^{[ нужна цитата ]} ${\textstyle SV=\mathrm {std} (AP)\cdot \chi }$ ${\textstyle BP\cdot k\mathrm {\ (constant)} }$

Эта система оценивает Q, используя существующий артериальный катетер с переменной точностью. Эти артериальные мониторы не требуют внутрисердечной катетеризации из катетера легочной артерии. Им требуется артериальная линия, и поэтому они инвазивны. Как и в случае с другими системами измерения артериальных сигналов, преимуществом этой технологии является короткое время настройки и сбора данных. К недостаткам можно отнести неспособность предоставить данные о давлении в правых отделах сердца или насыщении кислородом смешанной венозной крови. ^{[30] [31]} Измерение изменения ударного объема (SVV), которое прогнозирует объемную реакцию, является неотъемлемой частью всех технологий измерения артериальных сигналов. Он используется для оптимизации жидкости у хирургических пациентов или пациентов в критическом состоянии. Была опубликована программа физиологической оптимизации, основанная на принципах гемодинамики и включающая пары данных SV и SVV. ^[32]

Системы артериального мониторинга не способны прогнозировать изменения сосудистого тонуса; они оценивают изменения сосудистой податливости. Измерение давления в артерии для расчета кровотока в сердце физиологически иррационально, имеет сомнительную точность ^[33] и недоказанную пользу. ^[34] Мониторинг артериального давления ограничен у пациентов, находящихся на искусственной вентиляции легких, при фибрилляции предсердий, у пациентов, принимающих вазопрессоры, а также у пациентов с динамической автономной системой, например, при сепсисе. ^[29]

Некалиброванные, предварительно оцененные демографические данные без данных – PRAM

Аналитический метод регистрации давления (PRAM) оценивает Q на основе анализа профиля волны давления, полученного из артериального катетера - радиального или бедренного доступа. Эту форму сигнала PP затем можно использовать для определения Q. Поскольку частота дискретизации сигнала составляет 1000 Гц, можно измерить обнаруженную кривую давления для расчета фактического ударного объема от каждого удара. В отличие от FloTrac, не требуются ни постоянные значения импеданса, полученные в результате внешней калибровки, ни формирование предварительно оцененных данных in vivo или in vitro .

PRAM был проверен на соответствие рассматриваемым методам золотого стандарта в стабильном состоянии ^[35] и в различных гемодинамических состояниях. ^[36] Его можно использовать для наблюдения за педиатрическими пациентами и пациентами с механической поддержкой. ^{[37] [38]}

Обычно контролируемые гемодинамические показатели, параметры реакции на жидкость и эксклюзивные справочные материалы предоставляются PRAM: Эффективность сердечного цикла (CCE). Он выражается чистым числом в диапазоне от 1 (лучшее) до -1 (худшее) и указывает на общую связь сердечно-сосудистой реакции. Соотношение между работой сердца и потребляемой энергией, представленное как «индекс стресса» CCE, может иметь первостепенное значение для понимания настоящего и будущего течения болезни пациента. ^[39]

Импедансная кардиография

Импедансная кардиография (часто сокращенно ИКГ или торакальный электрический биоимпеданс (TEB)) измеряет изменения электрического импеданса в грудном отделе в течение сердечного цикла. Более низкий импеданс указывает на больший объем внутригрудной жидкости и кровотока. Синхронизируя изменения объема жидкости с сердцебиением, изменение импеданса можно использовать для расчета ударного объема, сердечного выброса и системного сосудистого сопротивления. ^[40]

Используются как инвазивные, так и неинвазивные подходы. ^[41] Надежность и обоснованность неинвазивного подхода получили некоторое признание, ^{[42] [43] [44] [45]} , хотя полного согласия по этому вопросу нет. ^[46] Клиническое использование этого подхода в диагностике, прогнозе и терапии различных заболеваний продолжается. ^[47]

Неинвазивное оборудование ICG включает продукты Bio-Z Dx, ^[48] Niccomo, ^[49] и TEBCO от BoMed. ^{[50] [51]}

Ультразвуковое разведение

Ультразвуковое разведение (UD) использует физиологический раствор (NS) при температуре тела в качестве индикатора, вводимого в экстракорпоральную петлю для создания атриовентрикулярного (АВ) кровообращения с помощью ультразвукового датчика, который используется для измерения разведения, а затем для расчета сердечного выброса с использованием запатентованной технологии. алгоритм. С помощью этого метода можно рассчитать ряд других гемодинамических переменных, таких как общий объем в конце диастолы (TEDV), центральный объем крови (CBV) и объем активной циркуляции (ACVI). ^{[ нужна цитата ]}

Метод UD был впервые представлен в 1995 году. ^[52] Он широко использовался для измерения потока и объемов при экстракорпоральных условиях, таких как ЭКМО ^{[53] [54]} и гемодиализ , ^{[55] [56]} , что привело к более чем 150 экспертным оценкам. публикации. UD теперь адаптирован для отделений интенсивной терапии (ОИТ) в качестве устройства COstatus. ^[57]

Метод UD основан на разведении ультразвукового индикатора. ^[58] Скорость ультразвука в крови (1560–1585 м/с) является функцией общей концентрации белков крови (суммы белков в плазме и эритроцитах крови) и температуры. Введение физиологического раствора температуры тела (скорость ультразвука физиологического раствора составляет 1533 м/с) в уникальную АВ-петлю снижает скорость ультразвука в крови и создает кривые разведения. ^{[ нужна цитата ]}

UD требует установления экстракорпорального кровообращения через уникальную AV-петлю с двумя ранее существовавшими артериальными и центральными венозными линиями у пациентов отделения интенсивной терапии. Когда индикатор физиологического раствора вводится в АВ-петлю, он обнаруживается венозным датчиком на петле до того, как он попадет в правое предсердие сердца пациента. После прохождения индикатором сердца и легких 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 от пациента только подключения к AV-петле и двух линий. UD был специализирован для применения у педиатрических пациентов в отделениях интенсивной терапии и продемонстрировал свою относительно безопасную, хотя инвазивную и воспроизводимую методику. ^{[ нужна цитата ]}

Электрическая кардиометрия

Электродная решетка для измерения электрического биоимпеданса грудной клетки (TEB)

Электрическая кардиометрия — неинвазивный метод, аналогичный импедансной кардиографии; оба метода измеряют электрический биоимпеданс грудной клетки (TEB). Базовая модель этих двух методов различается; Электрокардиометрия объясняет резкое увеличение TEB от каждого удара изменением ориентации эритроцитов. Для измерения сердечного выброса необходимы четыре стандартных электрода ЭКГ. Электрическая кардиометрия — это метод, зарегистрированный под торговой маркой Cardiotronic, Inc., который показывает многообещающие результаты у широкого круга пациентов. В настоящее время он одобрен в США для применения у взрослых, детей и младенцев. Электрические кардиометрические мониторы оказались перспективными для послеоперационных кардиохирургических пациентов, как в гемодинамически стабильных, так и в нестабильных случаях. ^[59]

Магнитно-резонансная томография

Фазовый контраст с кодированием скорости Магнитно-резонансная томография (МРТ) ^[60] является наиболее точным методом измерения кровотока в крупных сосудах у млекопитающих. Было показано, что измерения потока с помощью МРТ являются более точными по сравнению с измерениями, выполненными с помощью стакана и таймера ^[61] , и менее изменчивыми, чем принцип Фика ^[62] и термодилюция. ^[63]

МРТ с кодированием скорости основана на обнаружении изменений фазы прецессии протонов . Эти изменения пропорциональны скорости движения протонов через магнитное поле с известным градиентом. При использовании МРТ с кодированием скорости в результате получаются два набора изображений, по одному для каждого момента сердечного цикла. Одно из них представляет собой анатомическое изображение, а другое — изображение, в котором интенсивность сигнала в каждом пикселе прямо пропорциональна скорости прохождения через плоскость. Средняя скорость в сосуде, т.е. в аорте или легочной артерии , определяется количественно путем измерения средней интенсивности сигнала пикселей в поперечном сечении сосуда с последующим умножением на известную константу. Расход рассчитывается путем умножения средней скорости на площадь поперечного сечения сосуда. Эти данные о потоке можно использовать в графике зависимости потока от времени. Площадь под кривой зависимости потока от времени для одного сердечного цикла представляет собой ударный объем. Продолжительность сердечного цикла известна и определяет частоту сердечных сокращений; Q можно рассчитать с помощью уравнения ( 1 ). МРТ обычно используется для количественной оценки кровотока за один сердечный цикл как среднего значения нескольких сердечных сокращений. Также возможно количественно оценить ударный объем в режиме реального времени для каждого удара. ^[64]

Хотя МРТ является важным исследовательским инструментом для точного измерения Q , в настоящее время она не используется клинически для гемодинамического мониторинга в условиях неотложной или интенсивной терапии. С 2015 года ^{[обновлять]}измерение сердечного выброса с помощью МРТ регулярно используется в клинических МРТ-исследованиях сердца. ^[65]

Метод разбавления красителя

Метод разбавления красителя осуществляется путем быстрой инъекции красителя индоцианина зеленого в правое предсердие сердца. Краситель поступает с кровью в аорту. Зонд вводится в аорту для измерения концентрации красителя, выходящего из сердца через равные промежутки времени [0, Т ] до тех пор, пока краситель не очистится. Пусть c ( t) — концентрация красителя в момент времени t . Разделив временные интервалы от [0, T ] на подинтервалы Δ t , количество красителя, протекающего мимо точки измерения за подинтервал от до , составит: ${\displaystyle t=t_{i-1}}$ ${\displaystyle t=t_{i}}$

${\displaystyle (concentration)(volume)=c(t_{i})(F\Delta t)}$

где рассчитывается скорость потока. Общее количество красителя составляет: ${\displaystyle F}$

${\displaystyle \sum _{i=1}^{n}c(t_{i})(F\Delta t)=F\sum _{i=1}^{n}c(t_{i})(\Delta t)}$

и, полагая , количество красителя равно: ${\displaystyle n\rightarrow \infty }$

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

Таким образом, сердечный выброс определяется по формуле:

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

где количество введенного красителя известно, а интеграл можно определить по показаниям концентрации. ^[66] ${\displaystyle A}$

Метод разведения красителя является одним из наиболее точных методов определения сердечного выброса во время физической нагрузки. Погрешность однократного расчета значений сердечного выброса в покое и при нагрузке составляет менее 5%. Этот метод не позволяет измерить изменения «от удара к удару» и требует стабильного сердечного выброса в течение примерно 10 с во время нагрузки и 30 с в состоянии покоя. ^{[ нужна цитата ]}

Факторы, влияющие 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 представляет собой насос по требованию, который не регулирует собственную производительность. ^[67] Когда организм испытывает высокую метаболическую потребность в кислороде, метаболически контролируемый поток через ткани увеличивается, что приводит к увеличению притока крови обратно к сердцу, что приводит к увеличению сердечного выброса.

Емкость, также известная как податливость, артерио-сосудистых каналов, по которым течет кровь, также контролирует сердечный выброс. Поскольку кровеносные сосуды организма активно расширяются и сжимаются, сопротивление кровотоку соответственно уменьшается и увеличивается. Емкость тонкостенных вен примерно в восемнадцать раз превышает емкость толстостенных артерий, поскольку они способны переносить больше крови благодаря своей большей растяжимости. ^[68]

Из этой формулы становится 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 УО 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 показаны. Определяющими факторами СВ во время сердечного цикла являются сократимость сердечной мышцы, степень преднагрузки растяжения миокарда перед его сокращением и постнагрузка во время выброса. ^[69] Другие факторы, такие как электролиты, можно классифицировать как положительные или отрицательные инотропные агенты. ^[70]

Сердечная реакция

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 увеличивать 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), в разы всего 1,7. ^{[71] [72] [73]}

Заболевания сердечно-сосудистой системы часто связаны с изменениями Q , особенно при пандемических заболеваниях гипертонической болезнью и сердечной недостаточностью . Увеличение Q может быть связано с сердечно-сосудистыми заболеваниями, которые могут возникать при инфекции и сепсисе. Снижение Q может быть связано с кардиомиопатией и сердечной недостаточностью. ^[69] Иногда при наличии заболевания желудочков, связанного с дилатацией , EDV может варьироваться. Увеличение EDV может уравновешивать дилатацию и нарушение сокращения ЛЖ. Согласно уравнению ( 3 ), результирующий сердечный выброс Q может оставаться постоянным. Возможность точного измерения Q важна в клинической медицине, поскольку она обеспечивает более качественную диагностику отклонений и может использоваться для определения соответствующего лечения. ^[74]

Примеры значений

Сопутствующие измерения

Фракция выброса

Фракция выброса (ФВ) – это параметр, связанный с УВ. EF — это фракция крови, выбрасываемая левым желудочком (ЛЖ) во время фазы сокращения или выброса сердечного цикла или систолы . Перед началом систолы, во время фазы наполнения ( диастолы ), ЛЖ наполняется кровью до емкости, известной как конечный диастолический объем (КДО). Во время систолы ЛЖ сокращается и выбрасывает кровь до тех пор, пока не достигнет минимальной емкости, известной как конечный систолический объем (КСО). Он не опустошается полностью. Следующие уравнения помогают преобразовать влияние EF и EDV на сердечный выброс Q через SV.

Сердечный вход

Сердечный вход (CI) — это операция, обратная сердечному выбросу. Поскольку сердечный выброс подразумевает объемное выражение фракции выброса, сердечный вход подразумевает объемную фракцию впрыска (IF).

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

Сердечный вход представляет собой легко отображаемую математическую модель диастолы. ^{[ нужны разъяснения ]}

Сердечный индекс

У всех покоящихся млекопитающих нормальной массы значение CO является линейной функцией массы тела с наклоном 0,1 л/(мин кг). ^{[79] [80]} На жир приходится около 65% потребности в кислороде на массу по сравнению с другими нежирными тканями тела. В результате расчет нормального значения CO у человека с ожирением становится более сложным; единого, общего «нормального» значения SV и CO для взрослых существовать не может. Все параметры кровотока должны быть проиндексированы. Принято индексировать их по площади поверхности тела, BSA [м ² ], по формуле Дюбуа и Дюбуа, в зависимости от роста и веса:

$${\displaystyle BSA_{\mathrm {[m^{2}]} }=W_{\mathrm {[kg]} }^{0.425}\times H_{\mathrm {[cm]} }^{0.725}\times 0.007184}$$

Результирующими индексированными параметрами являются ударный индекс (SI) и сердечный индекс (CI). Ударный индекс, измеряемый в мл/уд/м ² , определяется как

$${\displaystyle SI_{\mathrm {[mL/beat/{m}^{2}]} }={\frac {SV_{\mathrm {[mL]} }}{BSA_{\mathrm {[m^{2}]} }}}}$$

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

$${\displaystyle CI_{\mathrm {[L/min/{m}^{2}]} }={\frac {CO_{\mathrm {[L/min]} }}{BSA_{\mathrm {[{m}^{2}]} }}}}$$

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

Нормальный диапазон индексированных параметров кровотока составляет от 35 до 65 мл/уд/м ² для SI и от 2,5 до 4 л/(мин м ² ) для CI. ^[81]

Комбинированный сердечный выброс

Комбинированный сердечный выброс представляет собой сумму выбросов правого и левого полушарий сердца. Это полезное измерение кровообращения плода , где сердечные выбросы с обеих сторон сердца работают частично параллельно через овальное окно и артериальный проток , которые непосредственно снабжают большой круг кровообращения . ^[82]

Исторические методы

Принцип Фика

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 скорости поглощения кислорода эритроцитами. Применение принципа Фика предполагает 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 (при повторном вдыхании пациентом воздуха) и поглотителя CO 2
• содержание кислорода в крови, взятой из легочной артерии (представляющей смешанную венозную кровь)
• содержание кислорода в крови из канюли периферической артерии (представляющей артериальную кровь)

Из этих значений мы знаем, что:

${\displaystyle V_{{\ce {O2}}}=(Q\times C_{A})-(Q\times C_{V})}$

где

• C _A – содержание кислорода в артериальной крови, а,
• CV _– содержание кислорода в венозной крови.

Это позволяет нам сказать

${\displaystyle Q\ ={\frac {{V}_{{\ce {O2}}}}{{C}_{A}-{C}_{V}}}}$

и, следовательно, вычислить Q . ( CA – CV ₎ также известен как _{артериовенозная} разница кислорода . ^{[ нужна цитата ]}

Хотя метод Фика считается наиболее точным методом измерения Q , он является инвазивным и требует времени для анализа проб, а точные образцы потребления кислорода трудно получить. Были модификации метода Фика, в которых содержание кислорода в дыхательных путях измеряется как часть закрытой системы, а потребленный кислород рассчитывается с использованием предполагаемого индекса потребления кислорода, который затем используется для расчета Q . В других вариантах в качестве индикаторов используются инертные газы и измеряются изменения концентраций газов во вдыхании и выдыхании для расчета Q (Innocor, Innovision A/S, Дания).

Расчет содержания кислорода в артериальной и венозной крови представляет собой простой процесс. Почти весь кислород в крови связан с молекулами гемоглобина в эритроцитах. Измерение содержания гемоглобина в крови и процента насыщения гемоглобина — насыщения крови кислородом — процесс простой и легко доступен врачам. Каждый грамм гемоглобина может переносить 1,34 мл О 2 ; Содержание кислорода в крови — артериальной или венозной — можно оценить по следующей формуле:

${\displaystyle {\begin{aligned}{\text{Oxygen content of blood}}&=\left[{\text{haemoglobin}}\right]\left({\text{g/dL}}\right)\ \times \ 1.34\left({\text{mL}}\ {\ce {O2}}/{\text{g of haemoglobin}}\right)\\&\times \ {\text{saturation of blood}}\ \left({\text{percent}}\right)\ +\ 0.0032\ \times \ {\text{partial pressure of oxygen}}\left({\text{torr}}\right)\end{aligned}}}$

Термодилюция легочной артерии (термодилюция правых отделов сердца)

Схема катетера легочной артерии (PAC)

В дальнейшем индикаторный метод получил развитие путем замены индикаторного красителя нагретой или охлажденной жидкостью. В местах кровообращения измеряются изменения температуры, а не концентрации 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 правым отделам сердца для измерения термодилюции. Непрерывный инвазивный кардиомониторинг в отделениях интенсивной терапии в основном прекращен. PAC остается полезным при исследованиях правых отделов сердца, проводимых в лабораториях катетеризации сердца. ^{[ нужна цитата ]}

PAC имеет баллонный наконечник и надувается, что помогает «пропустить» катетер-баллон через правый желудочек, чтобы закупорить небольшую ветвь системы легочной артерии. Затем баллон сдувается. Метод термодилюции PAC включает введение небольшого количества (10 мл) холодной глюкозы известной температуры 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, расположенные на известном расстоянии. ^{[ нужна цитата ]}

Исторически значимый многопросветный катетер Свана-Ганца позволяет воспроизводимый расчет сердечного выброса по измеренной кривой зависимости времени от температуры, также известной как кривая термодилюции. Термисторная технология позволила наблюдать, что низкий уровень CO регистрирует изменение температуры медленно, а высокий уровень CO регистрирует быстрое изменение температуры. Степень изменения температуры прямо пропорциональна сердечному выбросу. В этом уникальном методе для повышения точности обычно усредняются три или четыре повторных измерения или прохода. ^{[83] [84]} Современные катетеры оснащены нагревательными нитями, которые периодически нагреваются и измеряют кривую термодилюции, обеспечивая последовательные измерения добротности . Эти инструменты усредняют измерения за 2–9 минут в зависимости от стабильности кровообращения и, следовательно, не обеспечивают непрерывного мониторинга.

Использование ПКК может осложниться аритмиями, инфекцией, разрывом легочной артерии и повреждением правого клапана сердца. Недавние исследования у пациентов с критическими заболеваниями, сепсисом, острой дыхательной недостаточностью и сердечной недостаточностью показывают, что использование ПКК не улучшает результаты лечения пациентов. ^{[5] [6] [7]} Эта клиническая неэффективность может быть связана с его низкой точностью и чувствительностью, что было продемонстрировано при сравнении с датчиками потока в шестикратном диапазоне значений Q. ^[13] Использование PAC сокращается, поскольку врачи переходят к менее инвазивным и более точным технологиям мониторинга гемодинамики. ^[85]

Рекомендации

1. Беттс JG (2013). Анатомия и физиология. Колледж OpenStax, Университет Райса. стр. 787–846. ISBN 978-1938168130. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 года . Проверено 11 августа 2014 г.
2. Кеньон, Анна; Уильямс, Дэвид; Адамсон, Дон (10 июня 2010 г.). «Физиология». Фундаментальные науки в акушерстве и гинекологии. Эльзевир. стр. 173–230. дои : 10.1016/b978-0-443-10281-3.00014-2. ISBN 978-0-443-10281-3. OCLC  1023146175. Архивировано из оригинала 30 июня 2022 года . Проверено 23 февраля 2022 г.под редакцией Кэтрин Э. Уильямсон, Филлипа Беннета
3. OpenStax (6 марта 2013 г.). «Сердечная физиология». Открытые учебники BC – открытые учебники, адаптированные и созданные факультетом BC . Архивировано из оригинала 6 ноября 2021 года . Проверено 7 апреля 2020 г.
4. Данн, Дж.-Ок; Митен, МГ; Грокотт, член парламента (1 октября 2016 г.). «Физиология транспорта кислорода». БЖА Образование . 16 (10): 341–48. дои : 10.1093/bjaed/mkw012 . ISSN  2058-5349. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 года.
5. Binanay C, Калифф RM, Хассельблад V, О'Коннор CM, Шах MR, Сопко G, Стивенсон LW, Фрэнсис GS, Лейер CV, Миллер LW (октябрь 2005 г.). «Оценочное исследование застойной сердечной недостаточности и эффективности катетеризации легочной артерии: исследование ESCAPE». ДЖАМА . 294 (13): 1625–33. дои : 10.1001/jama.294.13.1625 . ПМИД  16204662.
6. Паше Б, Кноблох Т.Дж., Биан Ю, Лю Дж., Пхукан С., Росман Д., Какламани В., Бадди Л., Сиддики Ф.С., Франкель В., Приор Т.В., Шуллер Д.Е., Агравал А., Ланг Дж., Долан М.Е., Воукс Э.Э., Лейн В.С., Хуанг CC, Кальдес Т., Ди Кристофано А., Хампель Х., Нильссон И., фон Хейне Г., Фодде Р., Мурти В.В., де ла Шапель А., Вегхорст К.М. (октябрь 2005 г.). «Соматическое приобретение и передача сигналов TGFBR1 * 6A при раке». ДЖАМА . 294 (13): 1634–46. дои : 10.1001/jama.294.13.1634. PMID  16204663. S2CID  25937172.
7. Hall JB (октябрь 2005 г.). «Поиск доказательств в поддержку использования катетера легочной артерии у пациентов в критическом состоянии». ДЖАМА . 294 (13): 1693–94. дои : 10.1001/jama.294.13.1693. ПМИД  16204671.
8. Finegold JA, Manisty CH, Cecaro F, Sutaria N, Mayet J, Фрэнсис DP (август 2013 г.). «Выбор между коэффициентом интеграла скорости и времени и коэффициентом пиковой скорости для расчета безразмерного индекса (или площади аортального клапана) при серийном наблюдении за аортальным стенозом». Международный журнал кардиологии . 167 (4): 1524–31. doi :10.1016/j.ijcard.2012.04.105. ПМИД  22575631.
9. Су BC, Ю HP, Ян MW, Лин CC, Као MC, Чанг CH, Ли WC (июль 2008 г.). «Надежность нового ультразвукового монитора сердечного выброса у реципиентов трансплантации печени от живого донора». Трансплантация печени . 14 (7): 1029–37. дои : 10.1002/lt.21461 . PMID  18581505. S2CID  37185399.
10. Филлипс Р., Парадизис М., Эванс Н., Саутвелл Д., Берстоу Д., Вест М. (2006). «Измерение сердечного выброса у недоношенных новорожденных: валидация USCOM по сравнению с эхокардиографией». Критическая помощь . 10 (Приложение 1): P343. дои : 10.1186/cc4690 . ПМК 4092718 . 
11. Каттермол Г.Н., Люнг П.Ю., Мак П.С., Чан С.С., Грэм Калифорния, Райнер Т.Х. (сентябрь 2010 г.). «Нормальные показатели сердечно-сосудистой системы у детей, измеренные с помощью ультразвукового монитора сердечного выброса». Медицина критических состояний . 38 (9): 1875–81. doi : 10.1097/CCM.0b013e3181e8adee. PMID  20562697. S2CID  24949904.
12. Джайн С., Аллинс А., Салим А., Вафа А., Уилсон М.Т., Маргулис Д.Р. (декабрь 2008 г.). «Неинвазивная допплерография для оценки функции сердца: может ли она заменить катетер Свана-Ганца?». Американский журнал хирургии . 196 (6): 961–67, обсуждение 967–68. doi : 10.1016/j.amjsurg.2008.07.039. ПМИД  19095116.
13. Филлипс Р.А., Худ С.Г., Джейкобсон Б.М., Вест М.Дж., Ван Л., Мэй CN (2012). «Точность и эффективность катетера легочной артерии (PAC) по сравнению с датчиком потока и чрескожной допплерографией (USCOM): проверка сердечного выброса овец». Исследования и практика интенсивной терапии . 2012 : 1–9. дои : 10.1155/2012/621496 . ПМЦ 3357512 . ПМИД  22649718. 
14. Хорстер С., Стеммлер Х.Дж., Стрекер Н., Бреттнер Ф., Хаусманн А., Кноссен Дж., Пархофер К.Г., Никель Т., Гейгер С. (2012). «Измерения сердечного выброса у пациентов с сепсисом: сравнение точности USCOM и PiCCO». Исследования и практика интенсивной терапии . 2012 : 1–5. дои : 10.1155/2012/270631 . ПМЦ 3235433 . ПМИД  22191019. 
15. Филлипс Р., Лихтенталь П., Слонигер Дж., Берстоу Д., Вест М., Коупленд Дж. (март 2009 г.). «Неинвазивное измерение сердечного выброса у пациентов с сердечной недостаточностью, находящихся на поддержке кровообращения». Анестезия и анальгезия . 108 (3): 881–86. дои : 10.1213/ane.0b013e318193174b. PMID  19224797. S2CID  35618846.
16. Кагер CC, Деккер Г.А., Стам MC (апрель 2009 г.). «Измерение сердечного выброса при нормальной беременности с помощью неинвазивного двумерного независимого допплеровского устройства». Австралийский и новозеландский журнал акушерства и гинекологии . 49 (2): 142–44. дои : 10.1111/j.1479-828X.2009.00948.x . PMID  19441163. S2CID  25371483.
17. Mythen MG, Webb AR (апрель 1995 г.). «Периоперационное увеличение объема плазмы снижает частоту гипоперфузии слизистой оболочки кишечника во время кардиохирургии». Архив хирургии . 130 (4): 423–29. doi : 10.1001/archsurg.1995.01430040085019. ПМИД  7535996.
18. Синклер С., Джеймс С., Сингер М. (октябрь 1997 г.). «Интраоперационная оптимизация внутрисосудистого объема и продолжительность пребывания в больнице после восстановления перелома проксимального отдела бедренной кости: рандомизированное контролируемое исследование». БМЖ . 315 (7113): 909–12. дои : 10.1136/bmj.315.7113.909. ПМК 2127619 . ПМИД  9361539. 
19. Конвей Д.Х., Мэйалл Р., Абдул-Латиф М.С., Гиллиган С., Такаберри С. (сентябрь 2002 г.). «Рандомизированное контролируемое исследование по изучению влияния внутривенного титрования жидкости с использованием допплеровского мониторинга пищевода во время операции на кишечнике». Анестезия . 57 (9): 845–49. дои : 10.1046/j.1365-2044.2002.02708.x . PMID  12190747. S2CID  43755776.
20. Ган Т.Дж., Сопитт А., Маруф М., Эль-Моалем Х., Робертсон К.М., Моретти Э., Дуэйн П., Гласс П.С. (октябрь 2002 г.). «Целевое интраоперационное введение жидкости сокращает продолжительность пребывания в больнице после серьезной операции». Анестезиология . 97 (4): 820–26. дои : 10.1097/00000542-200210000-00012. PMID  12357146. S2CID  10471164.
21. Венн Р., Стил А., Ричардсон П., Полоницкий Дж., Граундс М., Ньюман П. (январь 2002 г.). «Рандомизированное контролируемое исследование по изучению влияния введения жидкости на продолжительность пребывания в больнице и периоперационную заболеваемость у пациентов с переломами бедра». Британский журнал анестезии . 88 (1): 65–71. дои : 10.1093/бья/88.1.65 . ПМИД  11881887.
22. Уэйклинг Х.Г., Макфолл М.Р., Дженкинс К.С., Вудс В.Г., Майлз В.Ф., Барклай Г.Р., Флеминг СК (ноябрь 2005 г.). «Интраоперационное управление жидкостью под контролем допплерографии пищевода сокращает послеоперационное пребывание в больнице после обширной операции на кишечнике». Британский журнал анестезии . 95 (5): 634–42. дои : 10.1093/bja/aei223 . ПМИД  16155038.
23. Ноблетт С.Э., Сноуден КП, Шентон Б.К., Хорган А.Ф. (сентябрь 2006 г.). «Рандомизированное клиническое исследование по оценке влияния оптимизированного с помощью допплерографии управления жидкостью на исход после плановой колоректальной резекции». Британский журнал хирургии . 93 (9): 1069–76. дои : 10.1002/bjs.5454 . PMID  16888706. S2CID  25469534.
24. Пиллаи П., МакЭливи I, Гоган М., Сноуден С., Несбитт I, Дуркан Г., Джонсон М., Косгроув Дж., Торп А. (декабрь 2011 г.). «Двойное слепое рандомизированное контролируемое клиническое исследование для оценки влияния интраоперационного управления жидкостью, оптимизированного с помощью допплерографии, на исход после радикальной цистэктомии». Журнал урологии . 186 (6): 2201–06. дои :10.1016/j.juro.2011.07.093. ПМИД  22014804.
25. «Пищеводный допплеровский монитор CardioQ-ODM | Руководство | NICE» . 25 марта 2011 г. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 г. . Проверено 23 февраля 2022 г.
26. Лоу Г.Д., Чемберлен Б.М., Филпот Э.Дж., Уилшир Р.Дж. (2010). «Пищеводный допплеровский монитор (ODM) руководил индивидуальным целенаправленным введением жидкости (iGDFM) в хирургии – технический обзор» (PDF) . Медицинский технический обзор Deltex . Архивировано из оригинала (PDF) 23 сентября 2015 года . Проверено 13 октября 2014 г.
27. де Уайльд Р.Б., Шредер Дж.Дж., ван ден Берг ПК, Янсен Дж.Р. (август 2007 г.). «Оценка сердечного выброса с помощью пяти методов контурного артериального пульса во время кардиохирургии». Анестезия . 62 (8): 760–68. дои : 10.1111/j.1365-2044.2007.05135.x . ПМИД  17635422.
28. Весселинг К.Х., Янсен-младший, Сеттелс Дж.Дж., Шредер Дж.Дж. (май 1993 г.). «Расчет аортального кровотока по давлению у людей с использованием нелинейной трехэлементной модели». Журнал прикладной физиологии . 74 (5): 2566–73. дои : 10.1152/яп.1993.74.5.2566. ПМИД  8335593.
29. Bein B, Meybohm P, Cavus E, Renner J, Tonner PH, Steinfath M, Scholz J, Doerges V (июль 2007 г.). «Надежность определения сердечного выброса по контуру пульса во время кровотечения и после введения вазопрессоров». Анестезия и анальгезия . 105 (1): 107–13. doi : 10.1213/01.ane.0000268140.02147.ed . PMID  17578965. S2CID  5549744.
30. Сингх С., Тейлор Массачусетс (август 2010 г.). «Против: устройство FloTrac не следует использовать для отслеживания сердечного выброса у кардиохирургических пациентов». Журнал кардиоторакальной и сосудистой анестезии . 24 (4): 709–11. дои : 10.1053/j.jvca.2010.04.023. ПМИД  20673749.
31. Манеке Г.Р. (сентябрь 2005 г.). «Датчик Edwards FloTrac и монитор Vigileo: простая, точная и надежная оценка сердечного выброса с использованием артериальной пульсовой волны». Экспертиза медицинских изделий . 2 (5): 523–27. дои : 10.1586/17434440.2.5.523. PMID  16293062. S2CID  31049402.
32. МакГи WT (2009). «Простой физиологический алгоритм управления гемодинамикой с использованием ударного объема и изменения ударного объема: программа физиологической оптимизации». Журнал интенсивной терапии . 24 (6): 352–60. дои : 10.1177/0885066609344908. PMID  19736180. S2CID  12806349.
33. Су BC, Цай Ю.Ф., Чен С.И., Ю Х.П., Ян М.В., Ли В.К., Линь CC (март 2012 г.). «Сердечный выброс, полученный на основе анализа формы волны артериального давления у пациентов, перенесших трансплантацию печени: достоверность устройства третьего поколения». Процедура трансплантации . 44 (2): 424–28. doi :10.1016/j.transproceed.2011.12.036. ПМИД  22410034.
34. Такала Дж., Руоконен Э., Тенхунен Дж.Дж., Парвиайнен И., Якоб С.М. (июнь 2011 г.). «Ранний неинвазивный мониторинг сердечного выброса у гемодинамически нестабильных пациентов интенсивной терапии: многоцентровое рандомизированное контролируемое исследование». Критическая помощь . 15 (3): 148 р. дои : 10.1186/cc10273 . ПМК 3219022 . ПМИД  21676229. 
35. Романо С.М., Пистолези М. (август 2002 г.). «Оценка сердечного выброса по системному артериальному давлению у человека». Медицина критических состояний . 30 (8): 1834–41. дои : 10.1097/00003246-200208000-00027. PMID  12163802. S2CID  12100251.
36. Сколлетта С., Романо С.М., Бьяджоли Б., Капаннини Г., Джомарелли П. (август 2005 г.). «Аналитический метод регистрации давления (PRAM) для измерения сердечного выброса во время различных гемодинамических состояний». Британский журнал анестезии . 95 (2): 159–65. дои : 10.1093/bja/aei154 . ПМИД  15894561.
37. Каламандрей М., Мирабиле Л., Мускетта С., Дженсини Г.Ф., Де Симоне Л., Романо С.М. (май 2008 г.). «Оценка сердечного выброса у детей: сравнение аналитического метода регистрации давления и допплеровской эхокардиографии». Детская реанимационная медицина . 9 (3): 310–12. дои : 10.1097/PCC.0b013e31816c7151 . PMID  18446106. S2CID  25815656.
38. Сколлетта С., Грегорик И.Д., Муцци Л., Радованевич Б., Фрейзер О.Г. (январь 2007 г.). «Анализ пульсовой волны для оценки системного кровотока во время механической бивентрикулярной поддержки». Перфузия . 22 (1): 63–66. дои : 10.1177/0267659106074784. PMID  17633137. S2CID  32129645.
39. Сколлетта С., Романо С.М., Мальони Х (2005). «Работа левого желудочка с помощью PRAM во время операции на сердце». п. С157. {{cite web}}: Отсутствует или пусто |url=( справка ) в «OP 564–605». Интенсивная медицина . 31 (Приложение 1): S148–58. 2005. doi : 10.1007/s00134-005-2781-3. S2CID  30752685.
40. Бернштейн, Дональд П. (2010). «Импедансная кардиография: пульсирующий кровоток и биофизические и электродинамические основы уравнений ударного объема». Журнал электрического биоимпеданса . 1 :2–17. дои : 10.5617/jeb.51 . Архивировано из оригинала 17 октября 2015 года.
41. Коста П.Д., Родригес П.П., Рейс А.Х., Коста-Перейра А. (декабрь 2010 г.). «Обзор технологии дистанционного мониторинга, применяемой к имплантируемым электронным сердечно-сосудистым устройствам». Телемедицинский журнал и электронное здравоохранение . 16 (10): 1042–50. дои : 10.1089/tmj.2010.0082. ПМИД  21070132.
42. Тан WH, Тонг W (март 2009 г.). «Измерение импеданса при застойной сердечной недостаточности: текущие возможности и клиническое применение». Американский кардиологический журнал . 157 (3): 402–11. дои : 10.1016/j.ahj.2008.10.016. ПМК 3058607 . ПМИД  19249408. 
43. Феррарио CM, Флэк Дж. М., Стробек Дж. Э., Смитс Г., Питерс С. (февраль 2010 г.). «Индивидуализация лечения гипертонии с помощью импедансной кардиографии: метаанализ опубликованных исследований». Терапевтические достижения в области сердечно-сосудистых заболеваний . 4 (1): 5–16. дои : 10.1177/1753944709348236 . ПМИД  20042450.
44. Мошковитц Ю., Калуски Э., Майло О., Веред З., Коттер Г. (май 2004 г.). «Последние разработки в определении сердечного выброса с помощью биоимпеданса: сравнение с инвазивным сердечным выбросом и потенциальными сердечно-сосудистыми применениями». Современное мнение в кардиологии . 19 (3): 229–37. дои : 10.1097/00001573-200405000-00008. PMID  15096956. S2CID  28996732.
45. Парри MJ, МакФетридж-Дердл Дж (2006). «Амбулаторная импедансная кардиография: систематический обзор». Сестринские исследования . 55 (4): 283–91. дои : 10.1097/00006199-200607000-00009. PMID  16849981. S2CID  28726590.
46. Ван DJ, Готлиб СС (сентябрь 2006 г.). «Импедансная кардиография: больше вопросов, чем ответов». Текущие отчеты о сердечной недостаточности . 3 (3): 107–13. дои : 10.1007/s11897-006-0009-7. PMID  16914102. S2CID  31094943.
47. Вентура Х.О., Талер С.Дж., Стробек Дж.Э. (февраль 2005 г.). «Гипертония как гемодинамическое заболевание: роль импедансной кардиографии в принятии диагностических, прогностических и терапевтических решений». Американский журнал гипертонии . 18 (2 Пт 2): 26С–43С. дои : 10.1016/j.amjhyper.2004.11.002 . ПМИД  15752931.
48. "Система диагностики BioZ Dx | Sonosite Inc" . Архивировано из оригинала 3 декабря 2010 года . Проверено 30 ноября 2010 г.^{[ необходима проверка ] [ необходим неосновной источник ]}
49. «Никкомо - неинвазивный непрерывный монитор сердечного выброса» . www.medis-de.com . медис. ООО Ильменау. Архивировано из оригинала 17 октября 2015 года . Проверено 1 июня 2015 г.
50. «ОЕМ-модуль TEBCO» . Архивировано из оригинала 24 мая 2015 года . Проверено 22 мая 2015 г.ТЭБКО OEM
51. bomed.us/ext-teb.html EXT-TEBCO
52. Кривицкий Н.М. (июль 1995 г.). «Теория и проверка измерения потока доступа методом разбавления во время гемодиализа». Почки Интернешнл . 48 (1): 244–50. дои : 10.1038/ki.1995.290 . ПМИД  7564085.
53. Танке РБ, ван Хейст А.Ф., Клаессенс Дж.Х., Дэниелс О., Фестен С. (январь 2004 г.). «Измерение протокового шунта LR во время экстракорпоральной мембранной оксигенации у ягненка». Журнал детской хирургии . 39 (1): 43–47. doi : 10.1016/j.jpedsurg.2003.09.017. ПМИД  14694369.
54. Касас Ф., Ривз А., Дудзински Д., Вебер С., Лоренц М., Акияма М., Камохара К., Копкак М., Оотаки Ю., Зар Ф., Синкевич М., Фостер Р., Фукамати К., Смит В.А. (2005). «Производительность и надежность системы управления ранениями на передовых линиях инициативы CPB / ECMO». Журнал АСАИО . 51 (6): 681–85. дои : 10.1097/01.mat.0000182472.63808.b9 . PMID  16340350. S2CID  1897392.
55. Тесситоре Н., Бедонья В., Поли А., Мантовани В., Липари Г., Баджо Э., Мансуэто Г., Лупо А. (ноябрь 2008 г.). «Добавление доступа к мониторингу кровотока к клиническому мониторингу снижает частоту тромбозов и затраты на них, а также улучшает проходимость фистулы в краткосрочной перспективе: контролируемое когортное исследование». Нефрология, Диализ, Трансплантация . 23 (11): 3578–84. дои : 10.1093/ndt/gfn275. ПМИД  18511608.
56. ван Лун М., ван дер Марк В., Бойкерс Н., де Брюин С., Бланкестин П.Дж., Хейсман Р.М., Зийлстра Дж.Дж., ван дер Санде FM, Тордуар Дж.Х. (июнь 2007 г.). «Внедрение программы качества сосудистого доступа улучшает уход за сосудистым доступом». Нефрология, Диализ, Трансплантация . 22 (6): 1628–32. дои : 10.1093/ndt/gfm076 . ПМИД  17400567.
57. (COstatus. Архивировано 12 мая 2015 г. в Wayback Machine , Transonic System Inc.. Архивировано 29 октября 2008 г. в Wayback Machine , Итака, Нью-Йорк) ^{[ нужен неосновной источник ]}
58. Кривицкий Н.М., Кислухин В.В., Турамалла Н.В. (июль 2008 г.). «Теория и проверка in vitro нового подхода с использованием экстракорпоральной артериовенозной петли для оценки гемодинамики у пациентов педиатрических и неонатальных отделений интенсивной терапии». Детская реанимационная медицина . 9 (4): 423–28. дои : 10.1097/01.PCC.0b013e31816c71bc. ПМЦ 2574659 . ПМИД  18496416. 
59. Funk DJ, Моретти EW, Ган TJ (март 2009 г.). «Минимально инвазивный мониторинг сердечного выброса в периоперационном периоде». Анестезия и анальгезия . 108 (3): 887–97. дои : 10.1213/ane.0b013e31818ffd99 . PMID  19224798. S2CID  15891210.
60. Археден Х, Стольберг Ф (2006). «Измерение кровотока». В де Роосе А., Хиггинсе CB (ред.). МРТ и КТ сердечно-сосудистой системы (2-е изд.). Хагерствон, доктор медицины: Липпинкотт Уильямс и Уилкинс. стр. 71–90. ISBN 978-0-7817-6271-7. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 года . Проверено 23 февраля 2022 г.
61. Археден Х, Холмквист С, Тилен У, Хансеус К, Бьорхем Г, Палм О, Лорин С, Стольберг Ф (май 1999 г.). «Сердечные шунты слева направо: сравнение измерений, полученных с помощью картирования скорости МР и радионуклидной ангиографии». Радиология . 211 (2): 453–58. doi : 10.1148/radiology.211.2.r99ma43453. ПМИД  10228528.
62. Разави Р., Хилл Д.Л., Кивил С.Ф., Микель М.Е., Мутурангу В., Хегде С., Род К., Барнетт М., ван Ваалс Дж., Хоукс DJ, Бейкер Э. (декабрь 2003 г.). «Катетеризация сердца под контролем МРТ у детей и взрослых с врожденными пороками сердца». Ланцет . 362 (9399): 1877–82. дои : 10.1016/S0140-6736(03)14956-2. PMID  14667742. S2CID  25380774.
63. Кюне Т., Йилмаз С., Шульце-Нейк И., Веллнхофер Э., Эверт П., Нагель Э., Ланге П. (август 2005 г.). «Катетеризация под контролем магнитно-резонансной томографии для оценки сопротивления легочных сосудов: валидация in vivo и клиническое применение у пациентов с легочной гипертензией». Сердце . 91 (8): 1064–69. дои : 10.1136/hrt.2004.038265. ПМК 1769055 . ПМИД  16020598. 
64. Петцина Р., Угандер М., Густафссон Л., Энгблом Х., Шегрен Дж., Хетцер Р., Ингеманссон Р., Археден Х., Мальмшё М. (май 2007 г.). «Гемодинамические эффекты закрытой вакуумной терапии в кардиохирургии: оценка с помощью магнитно-резонансной томографии». Журнал торакальной и сердечно-сосудистой хирургии . 133 (5): 1154–62. дои : 10.1016/j.jtcvs.2007.01.011 . ПМИД  17467423.
65. Pennell DJ, Sechtem UP, Higgins CB, Manning WJ, Pohost GM, Rademakers FE, van Rossum AC, Shaw LJ, Yucel EK (ноябрь 2004 г.). «Клинические показания к сердечно-сосудистому магнитному резонансу (CMR): отчет консенсусной комиссии». Европейский кардиологический журнал . 25 (21): 1940–65. дои : 10.1016/j.ehj.2004.06.040 . ПМИД  15522474.
66. Стюарт Дж (2010). Исчисление: ранние трансцентенты . Cengage Обучение. стр. 565–66. ISBN 9780538497909.
67. Сиркар С (2008). Основы медицинской физиологии. Тиме. п. 237. ИСБН 978-1-58890-572-7. Архивировано из оригинала 27 июля 2020 года . Проверено 13 марта 2016 г.
68. Молодой Д.Б. (2010). Контроль сердечного выброса. Издательство Морган и Клейпул. п. 4. ISBN 978-1-61504-021-6. Архивировано из оригинала 27 июля 2020 года . Проверено 13 марта 2016 г.
69. Винсент Дж.Л. (2008). «Понимание сердечного выброса». Критическая помощь . 12 (4): 174. дои : 10.1186/cc6975 . ПМЦ 2575587 . ПМИД  18771592. 
70. Беттс Дж.Г. (2013). Анатомия и физиология. Колледж OpenStax, Университет Райса. стр. 787–846. ISBN 978-1938168130. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 года . Проверено 11 августа 2014 г.
71. Леви МН, Берн РМ (1997). Сердечно-сосудистая физиология (7-е изд.). Сент-Луис: Мосби. ISBN 978-0-8151-0901-3.^{[ нужна страница ]}
72. Роуэлл, Лоринг Б. (1993). Контроль сердечно-сосудистой системы человека . Оксфорд: Издательство Оксфордского университета. ISBN 978-0-19-507362-1.^{[ нужна страница ]}
73. Браунвальд Э (1997). Болезни сердца: учебник сердечно-сосудистой медицины (5-е изд.). Филадельфия: Сондерс. ISBN 978-0-7216-5666-3.^{[ нужна страница ]}
74. Дхингра В.К., Фенвик Дж.К., Уолли К.Р., Читток Д.Р., Ронко Дж.Дж. (сентябрь 2002 г.). «Отсутствие согласия между термодилюцией и фиктивным сердечным выбросом у пациентов в критическом состоянии». Грудь . 122 (3): 990–97. дои : 10.1378/сундук.122.3.990. ПМИД  12226045.
75. Масейра А.М., Прасад С.К., Хан М., Пеннелл DJ (декабрь 2006 г.). «Эталонная систолическая и диастолическая функция правого желудочка, нормализованная в зависимости от возраста, пола и площади поверхности тела по данным стационарного сердечно-сосудистого магнитного резонанса со свободной прецессией» (PDF) . Европейский кардиологический журнал . 27 (23): 2879–88. doi : 10.1093/eurheartj/ehl336. ПМИД  17088316.
76. Масейра А (2006). «Нормализация систолической и диастолической функции левого желудочка с помощью стационарного сердечно-сосудистого магнитного резонанса со свободной прецессией». Журнал сердечно-сосудистого магнитного резонанса . 8 : 417–426. дои : 10.1080/10976640600572889. (требуется подписка)
77. Нормальные диапазоны частоты сердечных сокращений являются одними из самых узких границ между брадикардией и тахикардией . Более подробные ограничения см. в статьях «Брадикардия» и «Тахикардия» .
78. «Нормальные гемодинамические параметры - взрослые» (PDF) . ООО «Эдвардс Лайфсайенс». 2009.
79. WR Милнор: Гемодинамика, Williams & Wilkins, 1982 ^{[ отсутствует ISBN ] [ нужна страница ]}
80. BB Sramek: Системная гемодинамика и управление гемодинамикой, 2002, ISBN 1-59196-046-0 ^{[ нужна страница ]} 
81. «Сердечный выброс и сердечный индекс - в чем разница?». 13 декабря 2016 г. Архивировано из оригинала 16 декабря 2018 г. Проверено 14 декабря 2018 г.
82. Бор ВФ (2003). Медицинская физиология: клеточный и молекулярный подход . Эльзевир/Сондерс. п. 1197. ИСБН 978-1-4160-2328-9.^{[ нужна страница ]}
83. Иберти Т.Дж., Фишер Э.П., Лейбовиц А.Б., Паначек Э.А., Сильверстайн Дж.Х., Альбертсон Т.Э. (декабрь 1990 г.). «Многоцентровое исследование знаний врачей о катетере легочной артерии. Группа по изучению катетера легочной артерии». ДЖАМА . 264 (22): 2928–32. дои : 10.1001/jama.264.22.2928. ПМИД  2232089.
84. Джонстон И.Г., Джейн Р., Фрейзер Дж.Ф., Крюгер П., Хиклинг К. (август 2004 г.). «Обследование знаний медсестер интенсивной терапии в отношении катетера легочной артерии». Анестезия и интенсивная терапия . 32 (4): 564–68. дои : 10.1177/0310057X0403200415 . ПМИД  15675218.
85. Альхашеми Дж.А., Чеккони М., Хофер К.К. (2011). «Мониторинг сердечного выброса: интегративная перспектива». Критическая помощь . 15 (2): 214. дои : 10.1186/cc9996 . ПМК 3219410 . ПМИД  21457508. 

Внешние ссылки

• Обучение гемодинамике для младшего медицинского персонала. Архивировано 11 декабря 2022 г. в Wayback Machine.
• Общая физиология сердечно-сосудистой системы
• Детерминанты сердечного выброса (онлайн-видео)
• Основные принципы физиологии сердца. Архивировано 4 июня 2023 г. в Wayback Machine.