Сердечный выброс

Измерение 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 ( CO ), также известный как сердечный выброс и часто обозначаемый символами , , или , ^[2] является объемной скоростью потока сердечного выброса: то есть объемом крови , перекачиваемой одним желудочком сердца за единицу времени (обычно измеряется в минуту). Сердечный выброс (CO) является произведением частоты сердечных сокращений (ЧСС), то есть числа ударов сердца в минуту (уд/мин), и ударного объема (УО), который является объемом крови, перекачиваемой левым желудочком за удар; таким образом, получается формула: ${\displaystyle Q}$ ${\displaystyle {\dot {Q}}}$ ${\displaystyle {\dot {Q}}_{c}}$

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

Значения сердечного выброса обычно обозначаются как л/мин. Для здорового человека весом 70 кг сердечный выброс в состоянии покоя составляет в среднем около 5 л/мин; если предположить, что частота сердечных сокращений составляет 70 ударов/мин, ударный объем составит приблизительно 70 мл.

Поскольку сердечный выброс связан с количеством крови, доставляемой 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, которая требует постоянной транспортировки кислорода к тканям посредством системной циркуляции оксигенированной крови при адекватном давлении из левого желудочка сердца через аорту и артерии. Доставка кислорода (DO ₂ мл/мин) является результатом потока крови (сердечный выброс CO) умноженным 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 потребляемого циркулирующего кислорода (VO2 ₎ в минуту через метаболизм варьируется в зависимости от уровня активности, но в состоянии покоя составляет около 25% от DO2 _. Физические упражнения требуют более высокого уровня потребления кислорода, чем в состоянии покоя, для поддержки повышенной мышечной активности. В случае сердечной недостаточности фактический CO2 может быть недостаточным для поддержки даже простых действий повседневной жизни; и он не может увеличиться в достаточной степени для удовлетворения более высоких метаболических потребностей, вытекающих даже из умеренных упражнений.

Сердечный выброс — это глобальный параметр кровотока, представляющий интерес для гемодинамики , изучения 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 свои преимущества и недостатки, описанные ниже.

Тенденция центрального венозного давления как следствие изменений сердечного выброса. Три функции указывают тенденцию в физиологических условиях (в центре), в условиях сниженной преднагрузки (например, при кровотечении , нижняя кривая) и в условиях повышенной преднагрузки (например, после переливания , верхняя кривая).

Определение

Функция сердца — прогонять кровь через кровеносную систему в цикле, который доставляет кислород, питательные вещества и химические вещества клеткам организма и удаляет клеточные отходы. Поскольку оно выкачивает всю кровь, которая возвращается в него из венозной системы , количество крови, возвращающейся в сердце, фактически определяет количество крови, выкачиваемой сердцем — его сердечный выброс, Q. Сердечный выброс классически определяется наряду с ударным объемом (SV) и частотой сердечных сокращений (HR) как: ^{[ необходима цитата ]}

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 (ППТ), что приводит к сердечному индексу (СИ). 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 свои преимущества и недостатки. Относительное сравнение ограничено отсутствием общепринятого «золотого стандарта» измерения. Сердечный выброс также может существенно зависеть от фазы 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 изменяться до 50% в течение одного дыхательного цикла. ^{[ необходима цитата ]} Поэтому сердечный выброс следует измерять в равномерно распределенных точках в течение одного цикла или усреднять по нескольким циклам. ^{[ необходима цитата ]}

Инвазивные методы хорошо приняты, но появляется все больше доказательств того, что эти методы не являются ни точными, ни эффективными в руководстве терапией. Следовательно, растет внимание к разработке неинвазивных методов. ^{[5] [6] [7]}

ультразвуковая допплерография

Допплеровский сигнал в выходном тракте левого желудочка: интеграл скорости по 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 потока и объема, а также, по сути, сердечного выброса, используя следующие уравнения: ^{[ необходима цитата ]}

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

где:

• CSA — площадь поперечного сечения отверстия клапана,
• r — радиус клапана, а,
• VTI — это интеграл скорости по времени следа доплеровского профиля потока.

Будучи неинвазивным, точным и недорогим, допплеровское ультразвуковое исследование является обычной частью клинического ультразвукового исследования; оно имеет высокий уровень надежности и воспроизводимости и применяется в клинической практике с 1960-х годов. ^{[ необходима ссылка ]}

Эхокардиография

Эхокардиография — это неинвазивный метод количественной оценки сердечного выброса с помощью ультразвука. Двумерное (2D) ультразвуковое исследование и допплеровские измерения используются вместе для расчета сердечного выброса. Двумерное измерение диаметра (d) аортального кольца позволяет рассчитать площадь поперечного сечения потока (CSA), которая затем умножается на VTI профиля допплеровского потока через аортальный клапан, чтобы определить объем потока за удар (ударно- спазматический объем , SV). Затем результат умножается на частоту сердечных сокращений (HR), чтобы получить сердечный выброс. Хотя он используется в клинической медицине, он имеет широкую вариабельность между повторными тестами. ^[8] Говорят, что он требует обширной подготовки и навыков, но точные шаги, необходимые для достижения клинически адекватной точности, никогда не были раскрыты. Двумерное измерение диаметра аортального клапана является одним из источников шума; другие — это изменение ударного объема от удара к удару и тонкие различия в положении датчика. Альтернативой, которая не обязательно более воспроизводима, является измерение легочного клапана для расчета правостороннего CO. Хотя это широко распространено, этот метод требует много времени и ограничен воспроизводимостью его составных элементов. В клинической практике точность SV и CO составляет порядка ±20%. ^{[ необходима цитата ]}

Транскутанная

Ультразвуковой монитор сердечного выброса (USCOM) использует непрерывный волновой допплер для измерения профиля допплеровского потока VTI. Он использует антропометрию для расчета диаметров аортального и легочного клапанов и CSA, что позволяет проводить измерения Q справа и слева . По сравнению с эхокардиографическим методом USCOM значительно улучшает воспроизводимость и повышает чувствительность обнаружения изменений потока. Автоматическое отслеживание профиля допплеровского потока в реальном времени позволяет проводить измерения Q справа и слева от удара к удару , упрощая работу и сокращая время получения данных по сравнению с обычной эхокардиографией. USCOM был проверен от 0,12 л/мин до 18,7 л/мин ^[9] у новорожденных, ^[10] детей ^[11] и взрослых. ^[12] Метод может применяться с одинаковой точностью к пациентам всех возрастов для разработки физиологически рациональных гемодинамических протоколов. USCOM — единственный метод измерения сердечного выброса, который достиг эквивалентной точности имплантируемого датчика потока. ^[13] Такая точность обеспечила высокий уровень клинического использования при таких состояниях, как сепсис, сердечная недостаточность и гипертония. ^{[14] [15] [16]}

Трансэзофагеальный

Трансэзофагеальный эхокардиографический зонд.

Трансэзофагеальная допплерография включает в себя две основные технологии: трансэзофагеальную эхокардиограмму , которая в основном используется в диагностических целях, и мониторинг эзофагеальной допплерографии , которая в основном используется для клинического мониторинга сердечного выброса. Последняя использует непрерывно-волновую допплерографию для измерения скорости крови в нисходящей грудной аорте . Ультразвуковой зонд вводится либо орально, либо через нос в пищевод до уровня середины грудной клетки, в этой точке пищевод лежит рядом с нисходящей грудной аортой . Поскольку датчик находится близко к кровотоку, сигнал четкий. Может потребоваться повторная фокусировка зонда для обеспечения оптимального сигнала. Этот метод имеет хорошую валидацию, широко используется для управления жидкостью во время операции с доказательствами улучшения результатов для пациента, ^{[17] [18] [19] [20] [21] [22] [23] [24]} и был рекомендован Национальным институтом здравоохранения и клинического мастерства Великобритании ( NICE ). ^[25] Эзофагеальный допплеровский мониторинг измеряет скорость крови, а не истинный Q , поэтому полагается на номограмму ^[26] на основе возраста, роста и веса пациента для преобразования измеренной скорости в ударный объем и сердечный выброс. Этот метод обычно требует седации пациента и допускается для использования как у взрослых, так и у детей. ^{[ необходима цитата ]}

Методы измерения пульсового давления

Методы пульсового 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, податливостью и импедансом. Предполагается, что физиологические или терапевтические изменения диаметра сосудов отражают изменения Q. Методы PP измеряют совместную производительность сердца и кровеносных сосудов, тем самым ограничивая их применение для измерения Q. Это можно частично компенсировать путем периодической калибровки формы волны для другого метода измерения Q , а затем мониторинга формы волны PP. В идеале форма волны PP должна быть откалибрована на основе удара за ударом. Существуют инвазивные и неинвазивные методы измерения PP. ^{[ необходима цитата ]}

Методология Finapres

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

В 1978 году ученые BMI-TNO, исследовательского подразделения Нидерландской организации прикладных научных исследований в 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 надеваемую манжету для пальцев с фиксацией на липучке , новый принцип пневматического пропорционального регулирующего клапана и стратегию заданного значения для определения и отслеживания правильного объема, при котором следует зажимать артерии пальцев — систему Physiocal. Этот трекер Physiocal, аббревиатура от физиологической калибровки артерий пальцев, оказался точным, прочным и надежным. ^{[ необходима цитата ]}

Методология Finapres была разработана для использования этой информации для расчета артериального давления из данных давления на манжете пальца. Был разработан обобщенный алгоритм для коррекции разницы в уровне давления между пальцами и плечевыми участками у пациентов. Эта коррекция работала во всех обстоятельствах, в которых она была протестирована, — даже когда она не была для этого разработана, — поскольку 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. ^{[ необходима цитата ]}

Наличие непрерывной, высокоточной, калиброванной формы волны артериального давления открыло перспективу вычисления интегрированной гемодинамики от удара к удару, основанной на двух понятиях: давление и поток взаимосвязаны в каждом месте артериальной системы их так называемым характеристическим сопротивлением. В проксимальном участке аорты 3-элементная модель Виндкесселя этого сопротивления может быть смоделирована с достаточной точностью у отдельного пациента с известным возрастом, полом, ростом и весом. Согласно сравнениям неинвазивных периферических сосудистых мониторов, скромная клиническая полезность ограничена пациентами с нормальным и инвариантным кровообращением. ^[27]

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 форму волны PP можно проанализировать для получения измерений сердечно-сосудистой производительности. Изменения сосудистой функции, положение кончика катетера или затухание сигнала формы волны давления будут влиять на точность показаний. Инвазивные измерения PP могут быть калиброванными или некалиброванными. ^{[ необходима цитата ]}

Калиброванный ПП – PiCCO, LiDCO

PiCCO (PULSION Medical Systems AG, Мюнхен, Германия) и PulseCO (LiDCO Ltd, Лондон, Англия) генерируют непрерывный Q путем анализа формы волны артериального PP. В обоих случаях требуется независимая методика для обеспечения калибровки непрерывного анализа Q, поскольку анализ артериального PP не может учитывать неизмеренные переменные, такие как изменяющаяся податливость сосудистого русла. Повторная калибровка рекомендуется после изменения положения пациента, терапии или состояния. ^{[ необходима цитата ]}

В PiCCO 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, используется в качестве метода калибровки. Значение Q, полученное из холодно-солевой термодилюции, используется для калибровки артериального контура PP, который затем может обеспечивать непрерывный мониторинг Q. Алгоритм PiCCO зависит от морфологии формы волны артериального давления (математический анализ формы волны PP), и он вычисляет непрерывный Q, как описано Весселингом и коллегами. ^[28] Транспульмональная термодилюция охватывает правое сердце, легочный кровоток и левое сердце, позволяя проводить дальнейший математический анализ кривой термодилюции и давая измерения объемов наполнения сердца ( GEDV ), интраторакального объема крови и внесосудистой воды легких. Транспульмональная термодилюция позволяет проводить менее инвазивную калибровку Q , но она менее точна, чем термодилюция PA, и требует наличия центральной венозной и артериальной линии, что сопряжено с риском инфицирования. ^{[ необходима ссылка ]}

В LiDCO независимая методика калибровки — разбавление хлорида лития с использованием принципа Стюарта-Гамильтона. Разбавление хлорида лития использует периферическую вену и периферическую артериальную линию. Как и в PiCCO, рекомендуется частая калибровка при изменении Q. ^[29] События калибровки ограничены по частоте, поскольку они включают инъекцию хлорида лития и могут быть подвержены ошибкам в присутствии определенных миорелаксантов. Алгоритм PulseCO, используемый LiDCO, основан на выводе мощности импульса и не зависит от морфологии формы волны. ^{[ необходима цитата ]}

Статистический анализ артериального давления – FloTrac/Vigileo

FloTrac/Vigileo ( Edwards Lifesciences ) — это некалиброванный гемодинамический монитор, основанный на анализе контура пульса. Он оценивает сердечный выброс ( Q ), используя стандартный артериальный катетер с манометром, расположенным в бедренной или лучевой артерии. Устройство состоит из высокоточного датчика давления, который при использовании с поддерживающим монитором (монитором Vigileo или EV1000) выводит левосторонний сердечный выброс ( Q ) из выборки 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 (AP) за выбранный период в 20 секунд и фактора сосудистого тонуса (Khi или χ) для генерации ударного объема. Уравнение в упрощенной форме выглядит так: , или, . Khi предназначен для отражения артериального сопротивления; комплаенс — это многомерное полиномиальное уравнение, которое непрерывно количественно определяет артериальную комплаенс и сосудистое сопротивление. Khi делает это, анализируя морфологические изменения форм волн артериального давления на побитовой основе, основываясь на принципе, что изменения в комплаенсе или сопротивлении влияют на форму волны артериального давления. Анализируя форму указанных волн, оценивается влияние сосудистого тонуса, что позволяет рассчитать SV. Затем Q выводится с помощью уравнения ( 1 ). Только перфузируемые удары, которые генерируют артериальную волну, учитываются в HR. ^{[ необходима 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. Они требуют артериальной линии и, следовательно, являются инвазивными. Как и в случае с другими системами артериальных волн, короткие сроки настройки и сбора данных являются преимуществами этой технологии. К недостаткам относится ее неспособность предоставлять данные относительно правостороннего сердечного давления или смешанного венозного насыщения кислородом. ^{[30] [31]} Измерение вариации ударного объема (SVV), которое предсказывает чувствительность к объему, является неотъемлемой частью всех технологий артериальных волн. Оно используется для управления оптимизацией жидкости у хирургических пациентов с высоким риском или в критическом состоянии. Была опубликована программа физиологической оптимизации, основанная на гемодинамических принципах, которая включает пары данных SV и SVV. ^[32]

Системы артериального мониторинга не способны предсказать изменения сосудистого тонуса; они оценивают изменения в сосудистой податливости. Измерение давления в артерии для расчета потока в сердце физиологически нерационально и имеет сомнительную точность ^[33] и не имеет доказанной пользы. ^[34] Мониторинг артериального давления ограничен у пациентов без искусственной вентиляции легких, при фибрилляции предсердий, у пациентов, принимающих вазопрессоры, и у пациентов с динамической автономной системой, например, при сепсисе. ^[29]

Некалиброванный, предварительно оцененный, без демографических данных – PRAM

Метод аналитической регистрации давления (PRAM) оценивает Q из анализа профиля волны давления, полученного из артериального катетера — радиального или бедренного доступа. Затем эта форма волны PP может быть использована для определения Q. Поскольку форма волны дискретизируется с частотой 1000 Гц, обнаруженная 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 . ^{[ необходима цитата ]}

PRAM был проверен в соответствии с принятыми золотыми стандартными методами в стабильном состоянии ^[35] и в различных гемодинамических состояниях. ^[36] Его можно использовать для мониторинга детей и пациентов с механической поддержкой. ^{[37] [38]}

Обычно контролируемые гемодинамические значения, параметры реагирования на жидкость и эксклюзивная ссылка предоставляются PRAM: эффективность сердечного цикла (CCE). Она выражается чистым числом в диапазоне от 1 (наилучший) до -1 (наихудший) 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 состояния пациента. ^[39]

Импедансная кардиография

Импедансная кардиография (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 интраторакальной жидкости и кровоток. 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 по этому вопросу нет полного согласия. ^[46] Клиническое использование этого подхода в диагностике, прогнозировании и терапии различных заболеваний продолжается. ^[47]

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

Ультразвуковое разбавление

Ультразвуковое разбавление (UD) использует нормальный физиологический раствор (NS) температуры тела в качестве индикатора, вводимого в экстракорпоральную петлю для создания атриовентрикулярного (AV) кровообращения с помощью ультразвукового датчика, который используется для измерения разбавления, а затем для расчета сердечного выброса с использованием запатентованного алгоритма. Ряд других гемодинамических переменных, таких как общий объем конечной диастолы (TEDV), центральный объем крови (CBV) и активный объем кровообращения (ACVI), можно рассчитать с помощью этого метода. ^{[ необходима цитата ]}

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

Метод UD основан на разбавлении ультразвукового индикатора. ^[58] Скорость ультразвука крови (1560–1585 м/с) является функцией общей концентрации белка в крови — суммы белков в плазме и в эритроцитах — и температуры. Инъекция нормального физиологического раствора температуры тела (скорость ультразвука физиологического раствора составляет 1533 м/с) в уникальную петлю AV снижает скорость ультразвука крови и создает кривые разбавления. ^{[ необходима цитата ]}

UD требует установления экстракорпорального кровообращения через его уникальную петлю AV с двумя уже существующими артериальными и центральными венозными линиями у пациентов отделения интенсивной терапии. Когда индикатор солевого раствора вводится в петлю AV, он обнаруживается венозным зажимным датчиком на петле до того, как он попадет в правое предсердие сердца пациента. После того, как индикатор проходит через сердце и легкие, кривая концентрации в артериальной линии регистрируется и отображается на мониторе COstatus HCM101. Сердечный выброс рассчитывается из площади кривой концентрации с использованием уравнения Стюарта-Гамильтона. UD является неинвазивной процедурой, требующей только подключения к петле AV и двум линиям от пациента. UD был специализирован для применения у детей, находящихся в отделении интенсивной терапии, и, как было показано, является относительно безопасным, хотя и инвазивным и воспроизводимым. ^{[ необходима цитата ]}

Электрокардиометрия

Электрокардиометрия — неинвазивный метод, аналогичный импедансной кардиографии; оба метода измеряют электрический биоимпеданс грудной клетки (TEB). Базовая модель отличается между двумя методами; Электрокардиометрия приписывает резкое увеличение TEB от удара к удару изменению ориентации эритроцитов. Для измерения сердечного выброса требуются четыре стандартных электрода ЭКГ. Электрокардиометрия — это метод, зарегистрированный под торговой маркой Cardiotronic, Inc., и 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 у послеоперационных пациентов, перенесших хирургическое вмешательство на сердце, 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 потока в крупных сосудах млекопитающих. Было показано, что измерения потока 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 в фазе прецессии протонов . Эти изменения пропорциональны скорости движения протонов через магнитное поле с известным градиентом. При использовании МРТ с кодированием скорости результатом являются два набора изображений, по одному для каждой временной точки сердечного цикла. Одно из них является анатомическим изображением, а другое — изображением, на котором интенсивность сигнала в каждом пикселе прямо пропорциональна скорости сквозной плоскости. Средняя скорость в сосуде, т. е. аорте или легочной артерии , количественно определяется путем измерения средней интенсивности сигнала пикселей в поперечном сечении сосуда с последующим умножением на известную константу. Поток 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 является ударным объемом. Длина сердечного цикла известна и определяет частоту сердечных сокращений; Q можно рассчитать с помощью уравнения ( 1 ). МРТ обычно используется для количественной оценки потока за один сердечный цикл как среднего значения нескольких сердечных сокращений. Также возможно количественно оценить ударный объем в реальном времени на основе удара за ударом. ^[64]

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

Метод разбавления красителя

Метод разбавления красителя осуществляется путем быстрого введения красителя, индоцианина зеленого , в правое предсердие сердца. Краситель течет с кровью в аорту. Зонд вводится в аорту для измерения концентрации красителя, покидающего сердце через равные промежутки времени [0, T ], пока краситель не исчезнет. Пусть c ( t) будет концентрацией красителя в момент времени t . Разделив временные интервалы от [0, T ] на подынтервалы Δ t , количество красителя, которое протекает мимо точки измерения в течение подынтервала от до , составляет: ${\displaystyle t=t_{i-1}}$ ${\displaystyle t=t_{i}}$

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

где — скорость потока, которая рассчитывается. 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, предположим , 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 с помощью показаний концентрации. ^[66] ${\displaystyle A}$

Метод разбавления красителя является одним из самых точных методов определения сердечного выброса во время нагрузки. Погрешность единичного расчета значений сердечного выброса в состоянии покоя и во время нагрузки составляет менее 5%. Этот метод не позволяет измерять изменения «от удара к удару» и требует, чтобы сердечный выброс был стабильным в течение приблизительно 10 с во время нагрузки и 30 с в состоянии покоя. ^{[ необходима цитата ]}

Факторы, влияющие на сердечный выброс

Иерархическое резюме основных факторов, влияющих на сердечный выброс.

Сердечный выброс в первую очередь контролируется потребностью тканей организма в кислороде. В отличие от других насосных систем , сердце является насосом по требованию, который не регулирует свой собственный выброс. ^[67] Когда организм испытывает высокую метаболическую потребность в кислороде, метаболически контролируемый поток через ткани увеличивается, что приводит к большему потоку крови обратно в сердце, что приводит к более высокому сердечному выбросу.

Емкость, также известная как податливость, артерио-сосудистых каналов, которые несут кровь, также контролирует сердечный выброс. Поскольку кровеносные сосуды тела активно расширяются и сужаются, сопротивление току крови соответственно уменьшается и увеличивается. Тонкостенные вены имеют емкость примерно в восемнадцать раз большую, чем толстостенные артерии, поскольку они способны переносить больше крови в силу большей растяжимости. ^[68]

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 HR и SV являются основными детерминантами сердечного выброса Q. Подробное представление этих факторов показано на рисунке справа. Основными факторами, влияющими на HR, являются автономная иннервация и эндокринный контроль. Факторы окружающей среды, такие как электролиты, продукты метаболизма и температура, не показаны. Детерминантами SV во время сердечного цикла являются сократимость сердечной мышцы, степень преднагрузки растяжения миокарда перед укорочением 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, большую часть увеличения можно отнести к увеличению частоты сердечных сокращений (ЧСС). Изменение позы, повышенная активность симпатической нервной системы и пониженная активность парасимпатической нервной системы также могут увеличить сердечный выброс. ЧСС может варьироваться примерно в 3 раза — от 60 до 180 ударов в минуту — в то время как ударный объем (УО) может варьироваться от 70 до 120 мл (2,5 и 4,2 жидких унций имп.; 2,4 и 4,1 жидких унций США), то есть всего в 1,7 раза. ^{[71] [72] [73]}

Заболевания сердечно-сосудистой системы часто связаны с изменениями Q , в частности, пандемические заболевания гипертония и сердечная недостаточность . Увеличение Q может быть связано с сердечно-сосудистыми заболеваниями, которые могут возникнуть во время инфекции и сепсиса. Уменьшение Q может быть связано с кардиомиопатией и сердечной недостаточностью. ^[69] Иногда при наличии желудочковой болезни, связанной с дилатацией , EDV может меняться. Увеличение EDV может уравновесить дилатацию левого желудочка 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 отклонений и может использоваться для руководства соответствующим лечением. ^[74]

Примеры значений

Связанные измерения

Фракция выброса

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

Сердечный импульс

Сердечный выброс (СИ) — это обратная операция сердечного выброса. Поскольку сердечный выброс подразумевает объемное выражение фракции выброса, сердечный выброс подразумевает объемную фракцию впрыска (ИФ).

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

Сердечный импульс – это легко визуализируемая математическая модель диастолы. ^{[ необходимо разъяснение ]}

Сердечный индекс

У всех млекопитающих нормальной массы в состоянии покоя значение CO является линейной функцией массы тела с наклоном 0,1 л/(мин кг). ^{[79] [80]} Жир имеет около 65% потребности в кислороде на единицу массы по сравнению с другими тканями тела с худой массой. В результате расчет нормального значения CO у тучного человека более сложен; единого общего «нормального» значения SV и CO для взрослых не может существовать. Все параметры кровотока должны быть индексированы. Принято индексировать их по площади поверхности тела, BSA [м ² ], по формуле Дюбуа и Дюбуа, функции 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 индекс инсульта (SI) и сердечный индекс (CI). Индекс инсульта, измеряемый в мл/удары/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 тогда меняется на следующее.

Нормальный диапазон для этих 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

Объединенный сердечный выброс представляет собой сумму выходов правой и левой сторон сердца. Это полезное измерение в фетальном кровообращении , где сердечные выбросы с обеих сторон сердца работают частично параллельно через овальное отверстие и артериальный проток , которые напрямую снабжают системный кровоток . ^[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 включает расчет потребляемого кислорода с течением времени путем измерения концентрации кислорода в венозной и артериальной крови. Q рассчитывается на основе этих измерений следующим образом:

• Потребление VO2 в минуту с использованием спирометра ₍ при повторном вдыхании испытуемым воздуха ) _и поглотителя CO2
• содержание кислорода в крови, взятой из легочной артерии (представляющей собой смешанную венозную кровь)
• содержание кислорода в крови из канюли в 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 также,
• C _V — 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 известно как артериовенозная разница кислорода . ^{[ необходима ссылка ]}

Хотя метод Фика считается наиболее точным методом измерения Q , он инвазивный и требует времени для анализа образцов, а точные образцы потребления кислорода трудно получить. Были модификации метода Фика, где содержание кислорода в дыхании измеряется как часть закрытой системы, а потребляемый кислород рассчитывается с использованием предполагаемого индекса потребления кислорода, который затем используется для расчета Q. Другие варианты используют инертные газы в качестве трассеров и измеряют изменение концентраций 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 эритроцитах. Измерение содержания гемоглобина в крови и процента насыщения гемоглобина — насыщения крови кислородом — простой процесс, который легко доступен врачам. Каждый грамм гемоглобина может переносить 1,34 мл O 2 ; содержание кислорода в крови — артериальной или венозной — можно оценить с помощью следующей формулы:

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

Термодилюция легочной артерии (трансправосердечная термодилюция)

Схема катетера легочной артерии (КЛА)

Индикаторный метод был дополнительно разработан путем замены индикаторного красителя нагретой или охлажденной жидкостью. Изменения температуры, а не концентрация красителя измеряются в местах циркуляции; этот метод известен как термодилюция. Катетер легочной артерии (PAC), введенный в клиническую практику в 1970 году, также известный как катетер Свана-Ганца , обеспечивает прямой доступ к правому сердцу для измерений термодилюции. Непрерывный, инвазивный, сердечный мониторинг в отделениях интенсивной терапии был в основном поэтапно отменен. PAC остается полезным при исследовании правого сердца, проводимом в лабораториях катетеризации сердца. ^{[ необходима цитата ]}

PAC имеет баллонный наконечник и надувается, что помогает «проплыть» баллону катетера через правый желудочек, чтобы закупорить небольшую ветвь системы легочной артерии. Затем баллон сдувается. Метод термодилюции PAC включает в себя инъекцию 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 температурными датчиками, установленными на известном расстоянии. ^{[ необходима цитата ]}

Исторически значимый многопросветный катетер Свана-Ганца позволяет воспроизводимо рассчитывать сердечный выброс из измеренной кривой времени-температуры, также известной как кривая термодилюции. Термисторная технология позволила сделать наблюдения, что низкий CO регистрирует медленное изменение температуры, а высокий CO регистрирует быстрое изменение температуры. Степень изменения температуры прямо пропорциональна сердечному выбросу. В этом уникальном методе три или четыре повторных измерения или прохода обычно усредняются для повышения точности. ^{[83] [84]} Современные катетеры оснащены нагревательными нитями, которые периодически нагреваются и измеряют кривую термодилюции, обеспечивая последовательные измерения Q. Эти приборы усредняют измерения в течение 2–9 минут в зависимости от стабильности кровообращения и, таким образом, не обеспечивают непрерывный мониторинг.

Использование PAC может быть осложнено аритмиями, инфекцией, разрывом легочной артерии и повреждением правого сердечного клапана. Недавние исследования у пациентов с критическими заболеваниями, сепсисом, острой дыхательной недостаточностью и сердечной недостаточностью показывают, что использование PAC не улучшает результаты лечения пациентов. ^{[5] [6] [7]} Эта клиническая неэффективность может быть связана с его низкой точностью и чувствительностью, которые были продемонстрированы при сравнении с датчиками потока в шестикратном диапазоне значений Q. ^[13] Использование PAC снижается, поскольку врачи переходят на менее инвазивные и более точные технологии для мониторинга гемодинамики. ^[85]

Смотрите также

• Артур Гайтон
• Венозный возврат
• Давление в правом предсердии
• Центральное венозное давление

Ссылки

1. Betts JG (2013). Анатомия и физиология. OpenStax College, Rice University. С. 787–846. ISBN 978-1938168130. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 . Получено 11 августа 2014 .
2. Кеньон, Анна; Уильямс, Дэвид; Адамсон, Дон (10 июня 2010 г.). «Физиология». Фундаментальная наука в акушерстве и гинекологии. Elsevier. стр. 173–230. doi :10.1016/b978-0-443-10281-3.00014-2. ISBN 978-0-443-10281-3. OCLC  1023146175. Архивировано из оригинала 30 июня 2022 г. . Получено 23 февраля 2022 г. .под редакцией Кэтрин Э. Уильямсон, Филлипа Беннетта
3. OpenStax (6 марта 2013 г.). «Сердечная физиология». BC Open Textbooks – Open Textbooks, адаптированные и созданные преподавателями BC . Архивировано из оригинала 6 ноября 2021 г. Получено 7 апреля 2020 г.
4. Dunn, J.-Oc; Mythen, MG; Grocott, MP (1 октября 2016 г.). «Физиология транспорта кислорода». BJA Education . 16 (10): 341–48. doi : 10.1093/bjaed/mkw012 . ISSN  2058-5349. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 г.
5. Binanay C, Califf RM, Hasselblad V, O'Connor CM, Shah MR, Sopko G, Stevenson LW, Francis GS, Leier CV, Miller LW (октябрь 2005 г.). «Исследование оценки эффективности застойной сердечной недостаточности и катетеризации легочной артерии: исследование ESCAPE». JAMA . 294 (13): 1625–33. doi : 10.1001/jama.294.13.1625 . PMID  16204662.
6. Паше Б, Кноблох Т.Дж., Биан Ю, Лю Дж., Пхукан С., Росман Д., Какламани В., Бадди Л., Сиддики Ф.С., Франкель В., Прайор 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». JAMA . 294 (13): 1693–94. doi :10.1001/jama.294.13.1693. PMID  16204671.
8. Finegold JA, Manisty CH, Cecaro F, Sutaria N, Mayet J, Francis DP (август 2013 г.). «Выбор между отношением интеграла скорости и времени и отношением пиковой скорости для расчета безразмерного индекса (или площади аортального клапана) при последовательном наблюдении за аортальным стенозом». Международный журнал кардиологии . 167 (4): 1524–31. doi :10.1016/j.ijcard.2012.04.105. PMID  22575631.
9. Su BC, Yu HP, Yang MW, Lin CC, Kao MC, Chang CH, Lee WC (июль 2008 г.). «Надежность нового ультразвукового монитора сердечного выброса у реципиентов трансплантации печени от живого донора». Трансплантация печени . 14 (7): 1029–37. doi : 10.1002/lt.21461 . PMID  18581505. S2CID  37185399.
10. Филлипс Р., Парадисис М., Эванс Н., Саутвелл Д., Берстоу Д., Уэст М. (2006). «Измерение сердечного выброса у недоношенных новорожденных: валидация USCOM по сравнению с эхокардиографией». Critical Care . 10 (Suppl 1): 343. doi : 10.1186/cc4690 . PMC 4092718 . 
11. Cattermole GN, Leung PY, Mak PS, Chan SS, Graham CA, Rainer TH (сентябрь 2010 г.). «Нормальные диапазоны сердечно-сосудистых параметров у детей, измеренные с помощью ультразвукового монитора сердечного выброса». Critical Care Medicine . 38 (9): 1875–81. doi :10.1097/CCM.0b013e3181e8adee. PMID  20562697. S2CID  24949904.
12. Jain S, Allins A, Salim A, Vafa A, Wilson MT, Margulies DR (декабрь 2008 г.). «Неинвазивная допплеровская ультрасонография для оценки функции сердца: может ли она заменить катетер Свана-Ганца?». American Journal of Surgery . 196 (6): 961–67, обсуждение 967–68. doi :10.1016/j.amjsurg.2008.07.039. PMID  19095116.
13. Phillips RA, Hood SG, Jacobson BM, West MJ, Wan L, May CN (2012). «Точность и эффективность катетера легочной артерии (PAC) по сравнению с датчиком потока и транскутанным допплером (USCOM): проверка сердечного выброса овцы». Исследования и практика интенсивной терапии . 2012 : 1–9. doi : 10.1155/2012/621496 . PMC 3357512. PMID  22649718 . 
14. Хорстер С., Штеммлер Х. Дж., Штрекер Н., Бреттнер Ф., Хаусманн А., Кноссен Дж., Пархофер К. Г., Никель Т., Гейгер С. (2012). «Измерения сердечного выброса у септических пациентов: сравнение точности USCOM и PiCCO». Исследования и практика интенсивной терапии . 2012 : 1–5. doi : 10.1155/2012/270631 . PMC 3235433. PMID  22191019 . 
15. Филлипс Р., Лихтенталь П., Слонигер Дж., Берстоу Д., Уэст М., Коупленд Дж. (март 2009 г.). «Неинвазивное измерение сердечного выброса у пациентов с сердечной недостаточностью, находящихся на поддерживающей циркуляции крови». Анестезия и анальгезия . 108 (3): 881–86. doi :10.1213/ane.0b013e318193174b. PMID  19224797. S2CID  35618846.
16. Kager CC, Dekker GA, Stam MC (апрель 2009 г.). «Измерение сердечного выброса при нормальной беременности с помощью неинвазивного двухмерного независимого допплеровского устройства». Австралийский и новозеландский журнал акушерства и гинекологии . 49 (2): 142–44. doi : 10.1111/j.1479-828X.2009.00948.x . PMID  19441163. S2CID  25371483.
17. Mythen MG, Webb AR (апрель 1995 г.). «Периоперационное расширение объема плазмы снижает частоту гипоперфузии слизистой оболочки кишечника во время операции на сердце». Архивы хирургии . 130 (4): 423–29. doi :10.1001/archsurg.1995.01430040085019. PMID  7535996.
18. Синклер С., Джеймс С., Сингер М. (октябрь 1997 г.). «Оптимизация интраоперационного внутрисосудистого объема и продолжительность пребывания в больнице после восстановления проксимального перелома бедренной кости: рандомизированное контролируемое исследование». BMJ . 315 (7113): 909–12. doi :10.1136/bmj.315.7113.909. PMC 2127619 . PMID  9361539. 
19. Conway DH, Mayall R, Abdul-Latif MS, Gilligan S, Tackaberry C (сентябрь 2002 г.). «Рандомизированное контролируемое исследование влияния титрования внутривенной жидкости с использованием эзофагеального допплеровского мониторинга во время операции на кишечнике». Anaesthesia . 57 (9): 845–49. doi : 10.1046/j.1365-2044.2002.02708.x . PMID  12190747. S2CID  43755776.
20. Gan TJ, Soppitt A, Maroof M, el-Moalem H, Robertson KM, Moretti E, Dwane P, Glass PS (октябрь 2002 г.). «Целенаправленное интраоперационное введение жидкости сокращает продолжительность пребывания в больнице после крупной операции». Анестезиология . 97 (4): 820–26. doi :10.1097/00000542-200210000-00012. PMID  12357146. S2CID  10471164.
21. Venn R, Steele A, Richardson P, Poloniecki J, Grounds M, Newman P (январь 2002 г.). «Рандомизированное контролируемое исследование для изучения влияния инфузионной нагрузки на продолжительность пребывания в больнице и периоперационную заболеваемость у пациентов с переломами бедра». British Journal of Anaesthesia . 88 (1): 65–71. doi : 10.1093/bja/88.1.65 . PMID  11881887.
22. Wakeling HG, McFall MR, Jenkins CS, Woods WG, Miles WF, Barclay GR, Fleming SC (ноябрь 2005 г.). «Интраоперационное управление жидкостью с помощью допплеровской интраоперационной эзофагеальной допплерографии сокращает послеоперационное пребывание в больнице после крупной операции на кишечнике». British Journal of Anaesthesia . 95 (5): 634–42. doi : 10.1093/bja/aei223 . PMID  16155038.
23. Noblett SE, Snowden CP, Shenton BK, Horgan AF (сентябрь 2006 г.). «Рандомизированное клиническое исследование, оценивающее влияние оптимизированного допплеровского управления жидкостью на исход после плановой колоректальной резекции». The British Journal of Surgery . 93 (9): 1069–76. doi : 10.1002/bjs.5454 . PMID  16888706. S2CID  25469534.
24. Pillai P, McEleavy I, Gaughan M, Snowden C, Nesbitt I, Durkan G, Johnson M, Cosgrove J, Thorpe A (декабрь 2011 г.). «Двойное слепое рандомизированное контролируемое клиническое исследование для оценки влияния оптимизированного допплеровского интраоперационного управления жидкостью на исход после радикальной цистэктомии». Журнал урологии . 186 (6): 2201–06. doi :10.1016/j.juro.2011.07.093. PMID  22014804.
25. "Пищеводный допплеровский монитор CardioQ-ODM | Руководство | NICE". 25 марта 2011 г. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 г. Получено 23 февраля 2022 г.
26. Lowe GD, Chamberlain BM, Philpot EJ, Willshire RJ (2010). "Индивидуальное управление жидкостью (iGDFM) с использованием пищеводного допплеровского монитора (ODM) в хирургии – технический обзор" (PDF) . Технический обзор Deltex Medical . Архивировано из оригинала (PDF) 23 сентября 2015 г. . Получено 13 октября 2014 г. .
27. de Wilde RB, Schreuder JJ, van den Berg PC, Jansen JR (август 2007 г.). «Оценка сердечного выброса с помощью пяти методов контурирования артериального пульса во время операции на сердце». Anaesthesia . 62 (8): 760–68. doi : 10.1111/j.1365-2044.2007.05135.x . PMID  17635422.
28. Wesseling KH, Jansen JR, Settels JJ, Schreuder JJ (май 1993). «Вычисление аортального потока из давления у людей с использованием нелинейной трехэлементной модели». Журнал прикладной физиологии . 74 (5): 2566–73. doi :10.1152/jappl.1993.74.5.2566. PMID  8335593.
29. Bein B, Meybohm P, Cavus E, Renner J, Tonner PH, Steinfath M, Scholz J, Doerges V (июль 2007 г.). «Надежность сердечного выброса, полученного с помощью контура пульса во время кровотечения и после введения вазопрессора». Анестезия и анальгезия . 105 (1): 107–13. doi : 10.1213/01.ane.0000268140.02147.ed . PMID  17578965. S2CID  5549744.
30. Singh S, Taylor MA (август 2010 г.). «Против: устройство FloTrac не следует использовать для отслеживания сердечного выброса у пациентов, перенесших хирургическое вмешательство на сердце». Журнал кардиоторакальной и сосудистой анестезии . 24 (4): 709–11. doi :10.1053/j.jvca.2010.04.023. PMID  20673749.
31. Manecke GR (сентябрь 2005 г.). «Датчик Edwards FloTrac и монитор Vigileo: простая, точная, надежная оценка сердечного выброса с использованием артериальной пульсовой волны». Expert Review of Medical Devices . 2 (5): 523–27. doi :10.1586/17434440.2.5.523. PMID  16293062. S2CID  31049402.
32. McGee WT (2009). «Простой физиологический алгоритм управления гемодинамикой с использованием ударного объема и вариации ударного объема: программа физиологической оптимизации». Журнал интенсивной терапии . 24 (6): 352–60. doi :10.1177/0885066609344908. PMID  19736180. S2CID  12806349.
33. Su BC, Tsai YF, Chen CY, Yu HP, Yang MW, Lee WC, Lin CC (март 2012 г.). «Сердечный выброс, полученный из анализа формы волны артериального давления у пациентов, перенесших трансплантацию печени: валидность устройства третьего поколения». Transplantation Proceedings . 44 (2): 424–28. doi :10.1016/j.transproceed.2011.12.036. PMID  22410034.
34. Takala J, Ruokonen E, Tenhunen JJ, Parviainen I, Jakob SM (июнь 2011 г.). «Ранний неинвазивный мониторинг сердечного выброса у гемодинамически нестабильных пациентов интенсивной терапии: многоцентровое рандомизированное контролируемое исследование». Critical Care . 15 (3): R148. doi : 10.1186/cc10273 . PMC 3219022 . PMID  21676229. 
35. Романо SM, Пистолеси M (август 2002). «Оценка сердечного выброса по системному артериальному давлению у людей». Critical Care Medicine . 30 (8): 1834–41. doi :10.1097/00003246-200208000-00027. PMID  12163802. S2CID  12100251.
36. Scolletta S, Romano SM, Biagioli B, Capannini G, Giomarelli P (август 2005 г.). «Аналитический метод регистрации давления (PRAM) для измерения сердечного выброса во время различных гемодинамических состояний». British Journal of Anaesthesia . 95 (2): 159–65. doi : 10.1093/bja/aei154 . PMID  15894561.
37. Calamandrei M, Mirabile L, Muschetta S, Gensini GF, De Simone L, Romano SM (май 2008 г.). «Оценка сердечного выброса у детей: сравнение аналитического метода регистрации давления и допплеровской эхокардиографии». Pediatric Critical Care Medicine . 9 (3): 310–12. doi : 10.1097/PCC.0b013e31816c7151 . PMID  18446106. S2CID  25815656.
38. Scolletta S, Gregoric ID, Muzzi L, Radovancevic B, Frazier OH (январь 2007 г.). «Анализ пульсовой волны для оценки системного кровотока во время механической бивентрикулярной поддержки». Perfusion . 22 (1): 63–66. doi :10.1177/0267659106074784. PMID  17633137. S2CID  32129645.
39. Сколетта С., Романо СМ., Маглиони Х. (2005). «Работа левого желудочка с помощью PRAM во время операции на сердце». стр. S157. {{cite web}}: Отсутствует или пусто |url=( help ) в "OP 564–605". Интенсивная терапия . 31 (Suppl 1): S148–58. 2005. doi :10.1007/s00134-005-2781-3. S2CID  30752685.
40. Бернстайн, Дональд П. (2010). «Импедансная кардиография: пульсирующий кровоток и биофизическая и электродинамическая основа уравнений ударного объема». Журнал электрического биоимпеданса . 1 : 2–17. doi : 10.5617/jeb.51 . Архивировано из оригинала 17 октября 2015 г.
41. Costa PD, Rodrigues PP, Reis AH, Costa-Pereira A (декабрь 2010 г.). «Обзор технологии удаленного мониторинга, применяемой к имплантируемым электронным сердечно-сосудистым устройствам». Telemedicine Journal and e-Health . 16 (10): 1042–50. doi :10.1089/tmj.2010.0082. PMID  21070132.
42. Tang WH, Tong W (март 2009 г.). «Измерение импеданса при застойной сердечной недостаточности: текущие возможности и клинические приложения». American Heart Journal . 157 (3): 402–11. doi :10.1016/j.ahj.2008.10.016. PMC 3058607. PMID 19249408  . 
43. Ferrario CM, Flack JM, Strobeck JE, Smits G, Peters C (февраль 2010 г.). «Индивидуализация лечения гипертонии с помощью импедансной кардиографии: метаанализ опубликованных исследований». Therapeutic Advances in Cardiovascular Disease . 4 (1): 5–16. doi : 10.1177/1753944709348236 . PMID  20042450.
44. Moshkovitz Y, Kaluski E, Milo O, Vered Z, Cotter G (май 2004 г.). «Последние разработки в области определения сердечного выброса методом биоимпеданса: сравнение с инвазивным сердечным выбросом и потенциальными сердечно-сосудистыми приложениями». Current Opinion in Cardiology . 19 (3): 229–37. doi :10.1097/00001573-200405000-00008. PMID  15096956. S2CID  28996732.
45. Parry MJ, McFetridge-Durdle J (2006). «Амбулаторная импедансная кардиография: систематический обзор». Nursing Research . 55 (4): 283–91. doi :10.1097/00006199-200607000-00009. PMID  16849981. S2CID  28726590.
46. Wang DJ, Gottlieb SS (сентябрь 2006 г.). «Импедансная кардиография: больше вопросов, чем ответов». Current Heart Failure Reports . 3 (3): 107–13. doi :10.1007/s11897-006-0009-7. PMID  16914102. S2CID  31094943.
47. Ventura HO, Taler SJ, Strobeck JE (февраль 2005 г.). «Гипертония как гемодинамическое заболевание: роль импедансной кардиографии в диагностике, прогностике и принятии терапевтических решений». American Journal of Hypertension . 18 (2 Pt 2): 26S–43S. doi : 10.1016/j.amjhyper.2004.11.002 . PMID  15752931.
48. "BioZ Dx Diagnostics System | Sonosite Inc". Архивировано из оригинала 3 декабря 2010 года . Получено 30 ноября 2010 года .^{[ требуется проверка ] [ требуется неосновной источник ]}
49. "Niccomo – Non-Invasive Continuous Heart Output Monitor". www.medis-de.com . medis. GmbH Ilmenau. Архивировано из оригинала 17 октября 2015 г. Получено 1 июня 2015 г.
50. "OEM Module TEBCO". Архивировано из оригинала 24 мая 2015 г. Получено 22 мая 2015 г.OEM-производитель TEBCO
51. bomed.us/ext-teb.html EXT-TEBCO
52. Кривицкий Н.М. (июль 1995 г.). «Теория и валидация измерения потока доступа методом разбавления во время гемодиализа». Kidney International . 48 (1): 244–50. doi : 10.1038/ki.1995.290 . PMID  7564085.
53. Tanke RB, van Heijst AF, Klaessens JH, Daniels O, Festen C (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. PMID  14694369.
54. Casas F, Reeves A, Dudzinski D, Weber S, Lorenz M, Akiyama M, Kamohara K, Kopcak M, Ootaki Y, Zahr F, Sinkewich M, Foster R, Fukamachi K, Smith WA (2005). «Производительность и надежность системы управления пострадавшими на передовых линиях инициативы CPB/ECMO». Журнал ASAIO . 51 (6): 681–85. doi : 10.1097/01.mat.0000182472.63808.b9 . PMID  16340350. S2CID  1897392.
55. Tessitore N, Bedogna V, Poli A, Mantovani W, Lipari G, Baggio E, Mansueto G, Lupo A (ноябрь 2008 г.). «Добавление наблюдения за доступным кровотоком к клиническому мониторингу снижает частоту тромбозов и расходы, а также улучшает проходимость свища в краткосрочной перспективе: контролируемое когортное исследование». Нефрология, диализ, трансплантация . 23 (11): 3578–84. doi :10.1093/ndt/gfn275. PMID  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.). «Реализация 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, штат Нью-Йорк) ^{[ необходим неосновной источник ]}
58. Кривицкий НМ, Кислухин ВВ, Турамалла НВ (июль 2008 г.). «Теория и in vitro валидация нового подхода экстракорпоральной артериовенозной петли для гемодинамической оценки у детей и новорожденных в отделениях интенсивной терапии». Pediatric Critical Care Medicine . 9 (4): 423–28. doi :10.1097/01.PCC.0b013e31816c71bc. PMC 2574659 . PMID  18496416. 
59. Funk DJ, Moretti EW, Gan TJ (март 2009). «Минимально инвазивный мониторинг сердечного выброса в периоперационных условиях». Анестезия и анальгезия . 108 (3): 887–97. doi : 10.1213/ane.0b013e31818ffd99 . PMID  19224798. S2CID  15891210.
60. Arheden H, Ståhlberg F (2006). «Измерения кровотока». В de Roos A, Higgins CB (ред.). МРТ и КТ сердечно-сосудистой системы (2-е изд.). Hagerstwon, MD: Lippincott Williams & Wilkins. стр. 71–90. ISBN 978-0-7817-6271-7. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 . Получено 23 февраля 2022 .
61. Arheden H, Holmqvist C, Thilen U, Hanséus K, Björkhem G, Pahlm O, Laurin S, Ståhlberg F (май 1999). "Сердечные шунты слева направо: сравнение измерений, полученных с помощью картирования скорости МР и радионуклидной ангиографии". Radiology . 211 (2): 453–58. doi :10.1148/radiology.211.2.r99ma43453. PMID  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. Kuehne T, Yilmaz S, Schulze-Neick I, Wellnhofer E, Ewert P, Nagel E, Lange P (август 2005 г.). «Катетеризация под контролем магнитно-резонансной томографии для оценки легочного сосудистого сопротивления: валидация in vivo и клиническое применение у пациентов с легочной гипертензией». Heart . 91 (8): 1064–69. doi :10.1136/hrt.2004.038265. PMC 1769055 . PMID  16020598. 
64. Petzina R, Ugander M, Gustafsson L, Engblom H, Sjögren J, Hetzer R, Ingemansson R, Arheden H, Malmsjö M (май 2007 г.). «Гемодинамические эффекты вакуумной окклюзионной терапии в кардиохирургии: оценка с использованием магнитно-резонансной томографии». Журнал торакальной и сердечно-сосудистой хирургии . 133 (5): 1154–62. doi : 10.1016/j.jtcvs.2007.01.011 . PMID  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 для сердечно-сосудистой магнитно-резонансной томографии (CMR): отчет согласительной комиссии». European Heart Journal . 25 (21): 1940–65. doi : 10.1016/j.ehj.2004.06.040 . PMID  15522474.
66. Стюарт Дж (2010). Исчисление: Ранние трансцендентали . Cengage Learning. стр. 565–66. ISBN 9780538497909.
67. Sircar S (2008). Принципы медицинской физиологии. Thieme. стр. 237. ISBN 978-1-58890-572-7. Архивировано из оригинала 27 июля 2020 . Получено 13 марта 2016 .
68. Young DB (2010). Контроль сердечного выброса. Morgan & Claypool Publishers. стр. 4. ISBN 978-1-61504-021-6. Архивировано из оригинала 27 июля 2020 . Получено 13 марта 2016 .
69. Vincent JL (2008). «Понимание сердечного выброса». Critical Care . 12 (4): 174. doi : 10.1186/cc6975 . PMC 2575587. PMID  18771592 . 
70. Betts JG (2013). Анатомия и физиология. OpenStax College, Rice University. С. 787–846. ISBN 978-1938168130. Архивировано из оригинала 23 февраля 2022 . Получено 11 августа 2014 .
71. Levy MN, Berne RM (1997). Сердечно-сосудистая физиология (7-е изд.). Сент-Луис: Мосби. ISBN 978-0-8151-0901-3.^{[ нужна страница ]}
72. Роуэлл, Лоринг Б. (1993). Управление сердечно-сосудистой системой человека . Оксфорд: Oxford University Press. ISBN 978-0-19-507362-1.^{[ нужна страница ]}
73. Браунвальд Э. (1997). Болезни сердца: учебник сердечно-сосудистой медицины (5-е изд.). Филадельфия: Saunders. ISBN 978-0-7216-5666-3.^{[ нужна страница ]}
74. Dhingra VK, Fenwick JC, Walley KR, Chittock DR, Ronco JJ (сентябрь 2002 г.). «Отсутствие согласия между термодилюцией и сердечным выбросом Фика у пациентов в критическом состоянии». Chest . 122 (3): 990–97. doi :10.1378/chest.122.3.990. PMID  12226045.
75. Maceira AM, Prasad SK, Khan M, Pennell DJ (декабрь 2006 г.). "Эталонная систолическая и диастолическая функция правого желудочка, нормализованная по возрасту, полу и площади поверхности тела из стационарной свободной прецессии сердечно-сосудистой магнитной резонансной томографии" (PDF) . European Heart Journal . 27 (23): 2879–88. doi :10.1093/eurheartj/ehl336. PMID  17088316.
76. Maceira A (2006). «Нормализованная систолическая и диастолическая функция левого желудочка с помощью стационарной свободной прецессии кардиоваскулярного магнитного резонанса». Журнал кардиоваскулярного магнитного резонанса . 8 : 417–426. doi :10.1080/10976640600572889. (требуется подписка)
77. Нормальные диапазоны частоты сердечных сокращений являются одними из самых узких между брадикардией и тахикардией . Более подробные пределы см. в статьях Брадикардия и Тахикардия .
78. "Нормальные гемодинамические параметры – Взрослые" (PDF) . Edwards Lifesciences LLC. 2009.
79. WR Milnor: Гемодинамика, Williams & Wilkins, 1982 ^{[ ISBN отсутствует ] [ нужна страница ]}
80. BB Sramek: Системная гемодинамика и гемодинамическое управление, 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. Получено 14 декабря 2018 г.
82. Борон В. Ф. (2003). Медицинская физиология: клеточный и молекулярный подход . Elsevier/Saunders. стр. 1197. ISBN 978-1-4160-2328-9.^{[ нужна страница ]}
83. Iberti TJ, Fischer EP, Leibowitz AB, Panacek EA, Silverstein JH, Albertson TE (декабрь 1990 г.). «Многоцентровое исследование знаний врачей о катетере легочной артерии. Группа по изучению катетера легочной артерии». JAMA . 264 (22): 2928–32. doi :10.1001/jama.264.22.2928. PMID  2232089.
84. Джонстон ИГ, Джейн Р., Фрейзер Дж. Ф., Кругер П., Хиклинг К. (август 2004 г.). «Обследование знаний медсестер интенсивной терапии относительно катетера легочной артерии». Анестезия и интенсивная терапия . 32 (4): 564–68. doi : 10.1177/0310057X0403200415 . PMID  15675218.
85. Alhashemi JA, Cecconi M, Hofer CK (2011). «Мониторинг сердечного выброса: интегративная перспектива». Critical Care . 15 (2): 214. doi : 10.1186/cc9996 . PMC 3219410. PMID  21457508 . 

Внешние ссылки

• Обучение гемодинамике для младшего медицинского персонала. Архивировано 11 декабря 2022 г. в Wayback Machine.
• Общая физиология сердечно-сосудистой системы
• Факторы, определяющие сердечный выброс (онлайн-видео)
• Основные принципы физиологии сердца Архивировано 4 июня 2023 г. на Wayback Machine