WikiDer > Сердечный выброс

Cardiac output

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

Сердечный выброс (CO), также известный как сердечный выброс обозначается символами , или же ,[2] это термин, используемый в сердечная физиология который описывает объем крови, перекачиваемой сердцем, слева и справа желудочек, в единицу времени. Сердечный выброс (СО) - это продукт частота сердцебиения (ЧСС), то есть количество ударов сердца в минуту (уд ​​/ мин), и ударный объем (SV) - объем крови, перекачиваемой из желудочка за один удар; таким образом, CO = HR × SV.[3] Значения сердечного выброса обычно обозначаются как л / мин. У здорового человека с массой тела 70 кг сердечный выброс в среднем составляет около 5 л / мин; при частоте сердечных сокращений 70 ударов в минуту ударный объем будет примерно 70 мл.

Поскольку сердечный выброс связан с количеством крови, доставляемой в различные части тела, он является важным компонентом того, насколько эффективно сердце может удовлетворить потребности организма в поддержании адекватного количества тканей. перфузия. Ткани тела нуждаются в непрерывной доставке кислорода, которая требует устойчивого транспорта кислорода к тканям за счет системной циркуляции насыщенной кислородом крови при адекватном давлении от левого желудочка сердца через аорту и артерии. Доставка кислорода (DO2 мл / мин) - это результат кровотока (сердечный выброс CO), умноженный на содержание кислорода в крови (CaO2). Математически это рассчитывается следующим образом: Доставка кислорода = сердечный выброс × содержание кислорода в артериальной крови DO.2 = CO × CaO2.[4] При сердечном выбросе в состоянии покоя 5 л мин.−1 «нормальная» доставка кислорода составляет около 997,5 мл мин. Количество / процент потребленного циркулирующего кислорода (VO2) в минуту через метаболизм варьируется в зависимости от уровня активности, но в состоянии покоя составляет около 25% от DO.2. Физические упражнения требуют более высокого уровня потребления кислорода, чем в состоянии покоя, для поддержки повышенной мышечной активности. В случае сердечная недостаточностьфактического СО может быть недостаточно для поддержания даже простых повседневных занятий; он также не может увеличиться в достаточной степени, чтобы удовлетворить более высокие метаболические потребности, возникающие даже при умеренных физических нагрузках.

Сердечный выброс - это глобальный параметр кровотока, который представляет интерес. гемодинамика, исследование кровотока. Факторы, влияющие на ударный объем и частоту сердечных сокращений, также влияют на сердечный выброс. На рисунке справа показана эта зависимость и перечислены некоторые из этих факторов. Подробная иерархическая иллюстрация представлена ​​в следующая цифра.

Существует множество методов измерения CO, как инвазивных, так и неинвазивных методов; каждый из них имеет преимущества и недостатки, как описано ниже.

Определение

Функция сердца - прогонять кровь через сердечно-сосудистая система в цикле, который доставляет кислород, питательные вещества и химические вещества к клеткам организма и удаляет клеточные отходы. Потому что он выкачивает кровь, возвращающуюся в него из венозная система, количество крови, возвращающейся к сердцу, эффективно определяет количество крови, которое выкачивает сердце - его сердечный выброс, Q. Сердечный выброс классически определяется рядом с ударный объем (SV) и частота сердцебиения (HR) как:

 

 

 

 

(1)

При стандартизации того, какие значения CO считаются находящимися в пределах нормального диапазона, независимо от размера тела субъекта, принятое соглашение заключается в дальнейшем индексировании уравнения (1) с помощью Площадь поверхности тела (BSA), что привело к Сердечный индекс (CI). Это подробно описано в уравнении (2) ниже.

Измерение

Существует ряд клинических методов измерения сердечного выброса, от прямой внутрисердечной катетеризации до неинвазивного измерения артериального пульса. У каждого метода есть свои преимущества и недостатки. Относительное сравнение ограничено отсутствием широко признанного «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 при искусственной вентиляции легких, при которой сердечный выброс может колебаться до 50%.[нужна цитата] через один дыхательный цикл. Следовательно, сердечный выброс следует измерять в точках с равным интервалом в течение одного цикла или усреднять за несколько циклов.[нужна цитата]

Инвазивные методы хорошо приняты, но появляется все больше свидетельств того, что эти методы не являются точными и неэффективными для лечения. Следовательно, все большее внимание уделяется развитию неинвазивных методов.[5][6][7]

Допплерография

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

Этот метод использует УЗИ и Эффект Допплера для измерения сердечного выброса. Скорость кровотока через сердце вызывает доплеровский сдвиг частоты возвращающихся ультразвуковых волн. Затем этот сдвиг можно использовать для расчета скорости и объема потока, а также для эффективного сердечного выброса, используя следующие уравнения:

куда:

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

Будучи неинвазивным, точным и недорогим, ультразвуковая допплерография является стандартной частью клинического ультразвукового исследования; он обладает высоким уровнем надежности и воспроизводимости и используется в клинической практике с 1960-х годов.

Эхокардиография

Эхокардиография это неинвазивный метод количественной оценки сердечного выброса с помощью ультразвука. Двумерное (2D) ультразвуковое исследование и доплеровские измерения используются вместе для расчета сердечного выброса. Двухмерное измерение диаметра (d) кольца аорты позволяет рассчитать площадь поперечного сечения потока (CSA), которая затем умножается на VTI доплеровского профиля потока через аортальный клапан, чтобы определить объем потока на одно сокращение (ударный объем, SV). Затем результат умножается на частоту сердечных сокращений (ЧСС), чтобы получить сердечный выброс. Хотя он используется в клинической медицине, он имеет широкую вариабельность при повторных тестах.[8] Говорят, что это требует обширной подготовки и навыков, но точные шаги, необходимые для достижения клинически адекватной точности, никогда не раскрывались. 2D измерение диаметра аортального клапана является одним из источников шума; другие - это изменение ударного объема от удара к удару и незначительные различия в положении датчика. Альтернативой, которая не обязательно является более воспроизводимой, является измерение клапана легочной артерии для расчета правостороннего CO. Хотя этот метод широко используется, он требует много времени и ограничен воспроизводимостью составляющих его элементов. В соответствии с клинической практикой точность SV и CO составляет порядка ± 20%.[нужна цитата]

Чрескожный

Ультразвуковой монитор сердечного выброса (USCOM) использует непрерывная волна Доплера для измерения доплеровского профиля потока VTI. Оно использует антропометрия для расчета диаметров аортального и легочного клапана и CSA, позволяя использовать правосторонний и левосторонний Q измерения. По сравнению с эхокардиографическим методом, USCOM значительно улучшает воспроизводимость и повышает чувствительность обнаружения изменений кровотока. Автоматическое отслеживание доплеровского профиля потока в реальном времени позволяет выполнять правостороннюю и левостороннюю синхронизацию импульсов Q измерения, упрощающие работу и сокращающие время сбора данных по сравнению с обычной эхокардиографией. USCOM была утверждена от 0,12 л / мин до 18,7 л / мин[9] у новорожденных,[10] дети[11] и взрослые.[12] Метод может быть применен с одинаковой точностью к пациентам любого возраста для разработки физиологически рациональных гемодинамических протоколов. USCOM - единственный метод измерения сердечного выброса, который обеспечивает точность, эквивалентную имплантируемому датчику потока.[13] Эта точность обеспечивает высокий уровень клинического использования при таких состояниях, как сепсис, сердечная недостаточность и гипертония.[14][15][16]

Чрескожно-пищеводный

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

Трансэзофагеальная допплерография включает две основные технологии; чреспищеводная эхокардиограмма—Который в основном используется для диагностических целей, и пищеводный допплер мониторинг - который в основном используется для клинического мониторинга сердечного выброса. Последний использует непрерывный волновой допплер для измерения скорости кровотока в нисходящая грудная аорта. Ультразвуковой зонд вводится орально или назально в пищевод до срединно-грудного уровня, при этом пищевод ложится рядом с нисходящим слоем. грудная аорта. Поскольку датчик находится близко к кровотоку, сигнал четкий. Зонд может потребовать перефокусировки для обеспечения оптимального сигнала. Этот метод имеет хорошую валидацию, широко используется для инфузии во время хирургических вмешательств с доказательствами улучшения результатов лечения пациентов.[17][18][19][20][21][22][23][24] и был рекомендован Национальным институтом здравоохранения и клинической практики Великобритании (ОТЛИЧНО).[25] Мониторинг пищевода с помощью допплера измеряет скорость кровотока и не соответствует действительности 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 разрешен как для взрослых, так и для детей.

Методы импульсного давления

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

Методология Finapres

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

В 1978 году ученые BMI-TNO, исследовательского подразделения Нидерландская организация прикладных научных исследований на Амстердамский университет, изобрел и запатентовал ряд дополнительных ключевых элементов, благодаря которым объемный зажим работает в клинической практике. Эти методы включают использование модулированного инфракрасного света в оптической системе внутри датчика, легкую и удобную манжету для пальца с липучка фиксация, новый принцип пневматического пропорционального регулирующего клапана и стратегия заданного значения для определения и отслеживания правильного объема, при котором зажимаются артерии пальцев - Физиокальная система. Акроним физиологической калибровки артерий пальцев рук, этот Physiocal трекер оказался точным, надежным и надежным.[нужна цитата]

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

Доступность непрерывной, высокоточной, откалиброванной формы волны артериального давления открыла перспективу межжелудочкового вычисления интегрированной гемодинамики, основанной на двух понятиях: давление и поток взаимосвязаны на каждом участке артериальной системы своими так называемый характеристический импеданс. На проксимальном участке аорты 3-элементный Windkessel Модель этого импеданса может быть смоделирована с достаточной точностью на отдельном пациенте с известными возрастом, полом, ростом и весом. Согласно сравнениям неинвазивных мониторов периферических сосудов, умеренное клиническое применение ограничено пациентами с нормальным и неизменным кровообращением.[27]

Инвазивный

Инвазивный мониторинг PP включает в себя введение манометр датчик давления в артерию - обычно радиальный или же бедренная артерия- и непрерывное измерение формы волны PP. Обычно это делается путем подключения катетера к устройству обработки сигналов с дисплеем. Затем сигнал PP может быть проанализирован для измерения показателей сердечно-сосудистой системы. Изменения в функции сосудов, положение кончика катетера или затухание сигнала формы волны давления влияют на точность показаний. Инвазивные измерения PP могут быть откалиброваны или не откалиброваны.[нужна цитата]

Калиброванный полипропилен - PiCCO, LiDCO

PiCCO (Медицинские системы PULSION AG, Мюнхен, Германия) и PulseCO (LiDCO Ltd, Лондон, Англия) генерируют непрерывные Q путем анализа формы волны артериального PP. В обоих случаях требуется независимая методика для обеспечения калибровки непрерывного Q анализ, потому что анализ артериального PP не может учитывать неизмеряемые переменные, такие как изменение податливости сосудистого русла. Повторная калибровка рекомендуется после изменения положения пациента, лечения 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. В Q значение, полученное из термодилюции холодным физиологическим раствором, используется для калибровки контура артериального полипропилена, который затем может обеспечить непрерывное Q мониторинг. Алгоритм PiCCO зависит от морфологии кривой артериального давления (математический анализ формы волны PP) и рассчитывает непрерывный Q как описано Wesseling и коллегами.[28] Транспульмональная термодилюция охватывает правое сердце, малое кровообращение и левое сердце, что позволяет проводить дальнейший математический анализ кривой термодилюции и дает измерения объемов наполнения сердца (ГЭДВ), внутригрудный объем крови и внесосудистая вода в легких. Транспульмональная термодилюция позволяет менее инвазивно Q калибровка, но менее точна, чем термодилюция ПА, и требует центральной венозной и артериальной линии с сопутствующим риском инфекции.[нужна цитата]

В LiDCO метод независимой калибровки хлорид лития разбавление по принципу Стюарта-Гамильтона. При разведении хлоридом лития используются периферическая вена и периферическая артериальная линия. Как и PiCCO, рекомендуется частая калибровка при изменении Q.[29] Частота проведения калибровочных мероприятий ограничена, поскольку они связаны с инъекцией хлорида лития и могут вызывать ошибки при наличии определенных миорелаксантов. Алгоритм PulseCO, используемый LiDCO, основан на определении мощности импульса и не зависит от морфологии формы сигнала.

Статистический анализ артериального давления - FloTrac / Vigileo
Кривая сердечной функции в законе Франка-Старлинга, иллюстрирующая ударный объем (УО) как функцию предварительной нагрузки
Кривая сердечной функции в Закон Фрэнка – Старлинга, иллюстрирующий ударный объем (SV) как функцию предварительного натяга

FloTrac / Vigileo (Эдвардс Лайфесайенс) - это некалиброванный гемодинамический монитор, основанный на анализе контура пульса. Он оценивает сердечный выброс (Q) с помощью стандартного артериального катетера с манометром, расположенного в бедренной или лучевой артерии. Устройство состоит из высокоточного датчика давления, который при использовании с поддерживающим монитором (монитором Vigileo или EV1000) определяет левый сердечный выброс (Q) из образца артериальной пульсации. В устройстве используется алгоритм, основанный на Закон сердца Франка – Старлинга, в котором говорится, что пульсовое давление (PP) пропорционально ударному объему (SV). Алгоритм вычисляет произведение стандартного отклонения волны артериального давления (AP) за период выборки в 20 секунд и фактора сосудистого тонуса (Khi, или χ) для получения ударного объема. Уравнение в упрощенном виде: , или же, . Khi предназначен для отражения артериального сопротивления; Податливость - это многомерное полиномиальное уравнение, которое непрерывно определяет податливость артерий и сосудистое сопротивление. Khi делает это, анализируя морфологические изменения формы волны артериального давления на побитовой основе, основываясь на принципе, согласно которому изменения податливости или сопротивления влияют на форму волны артериального давления. Путем анализа формы упомянутых форм волны оценивается влияние сосудистого тонуса, что позволяет рассчитать SV. Q затем выводится с использованием уравнения (1). В ЧСС учитываются только перфузионные сокращения, генерирующие артериальную волну.[нужна цитата]

Эта система оценивает Q с использованием существующего артериального катетера с переменной точностью. Эти артериальные мониторы не требуют внутрисердечной катетеризации с катетера легочной артерии. Они требуют артериальной линии и поэтому инвазивны. Как и в случае с другими системами артериального сигнала, короткое время настройки и сбора данных является преимуществом этой технологии. К недостаткам можно отнести невозможность предоставить данные о правостороннем сердечном давлении или смешанном венозном насыщении кислородом.[30][31] Измерение вариации ударного объема (SVV), которое прогнозирует реакцию на объем, является неотъемлемой частью всех технологий артериальной волны. Он используется для управления оптимизацией жидкости у хирургических пациентов с высоким риском или тяжелобольных. Была опубликована программа физиологической оптимизации, основанная на принципах гемодинамики, которая включает пары данных SV и SVV.[32]

Системы артериального мониторинга не могут предсказать изменения сосудистого тонуса; они оценивают изменения в податливости сосудов. Измерение давления в артерии для расчета кровотока в сердце физиологически нерационально и имеет сомнительную точность.[33] и недоказанной пользы.[34] Мониторинг артериального давления ограничен у пациентов без вентиляции, с фибрилляцией предсердий, у пациентов, принимающих вазопрессоры, и у пациентов с динамической вегетативной системой, например, с сепсисом.[29]

Некалиброванные, предварительно оцененные демографические данные без данных - PRAM

Аналитический метод регистрации давления (PRAM), оценки Q из анализа профиля волны давления, полученного из артериального катетера - лучевой или бедренный доступ. Затем эту форму волны PP можно использовать для определения Q. Поскольку форма волны дискретизируется с частотой 1000 Гц, обнаруженная кривая давления может быть измерена для расчета фактического ударного объема между ударами. В отличие от FloTrac, нет ни постоянных значений импеданса от внешней калибровки, ни предварительно оцененных значений. in vivo или же in vitro данные, необходимы.

PRAM прошел валидацию по сравнению с признанными методами 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]

Общие контролируемые гемодинамические значения, параметры чувствительности к жидкости и эксклюзивные справочные данные предоставлены PRAM: Cardiac Cycle Efficiency (CCE). Он выражается чистым числом от 1 (наилучшее) до -1 (наихудшее) и указывает на общую взаимосвязь сердечно-сосудистой реакции. Соотношение между работой сердца и потребляемой энергией, представленное как «индекс стресса» CCE, может иметь первостепенное значение для понимания текущего и будущего курса пациента.[39]

Кардиография импеданса

Кардиография импеданса (часто сокращенно ICG или торакальный электрический биоимпеданс (TEB)) измеряет изменения в электрический импеданс через грудной отдел в течение сердечного цикла. Более низкий импеданс указывает на больший объем внутригрудной жидкости и кровоток. За счет синхронизации изменений 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 валидность неинвазивного подхода получили некоторое признание.[42][43][44][45] хотя по этому поводу 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] Никкомо,[49] и продукцию TEBCO от BoMed.[50][51]

Разведение ультразвуком

Ультразвуковое разбавление (UD) использует физиологический раствор (NS) температуры тела в качестве индикатора, вводимого в экстракорпоральную петлю для создания атриоветрикулярного (AV) кровообращения с помощью ультразвукового датчика, который используется для измерения разбавления, а затем для расчета сердечного выброса с использованием запатентованного алгоритм. С помощью этого метода можно рассчитать ряд других гемодинамических переменных, таких как общий конечный объем диастолы (TEDV), центральный объем крови (CBV) и объем активной циркуляции (ACVI).[нужна цитата]

Впервые метод УД был внедрен 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] автор более 150 рецензируемых публикаций. UD теперь адаптирован к отделения интенсивной терапии (ICU) в качестве устройства COstatus.[57]

Метод УД основан на разведении индикатора ультразвуком.[58] Скорость ультразвука крови (1560–1585 м / с) является функцией концентрации общего белка в крови - суммы белков в плазме и красных кровяных тельцах - и температуры. Введение физиологического раствора с температурой тела (скорость ультразвука физиологического раствора составляет 1533 м / с) в уникальную AV-петлю снижает скорость ультразвука в крови и создает кривые разведения.[нужна цитата]

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

Электрическая кардиометрия

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

Электрическая кардиометрия это неинвазивный метод, аналогичный импедансной кардиографии; оба метода измеряют торакальный электрический биоимпеданс (TEB). Базовая модель отличается между двумя методами; Электрическая кардиометрия связывает резкое увеличение числа сердечных сокращений TEB с изменением ориентации эритроцитов. Для измерения сердечного выброса требуются четыре стандартных электрода ЭКГ. Электрическая кардиометрия - это метод, зарегистрированный Cardiotronic, Inc., который показывает многообещающие результаты у широкого круга пациентов. В настоящее время он одобрен в США для использования у взрослых, детей и младенцев. Электрокардиометрические мониторы показали себя многообещающими в послеоперационных кардиохирургических пациентах как в гемодинамически стабильных, так и в нестабильных случаях.[59]

Магнитно-резонансная томография

Фазовый контраст с кодировкой скорости Магнитно-резонансная томография (МРТ)[60] это наиболее точный метод измерения потока в крупных сосудах у млекопитающих. Измерения потока МРТ показали высокую точность по сравнению с измерениями, выполненными с помощью стакана и таймера.[61] и менее изменчив, чем принцип Фика[62] и терморазбавление.[63]

МРТ с кодировкой скорости основана на обнаружении изменений фазы протона. прецессия. Эти изменения пропорциональны скорости движения протонов через магнитное поле с известным градиентом. При использовании МРТ с кодировкой скорости результатом являются два набора изображений, по одному для каждой временной точки сердечного цикла. Одно представляет собой анатомическое изображение, а другое - изображение, на котором интенсивность сигнала в каждом пиксель прямо пропорциональна скорости в плоскости. Средняя скорость в судне, т.е. аорта или легочная артерия, определяется количественно путем измерения средней интенсивности сигнала пикселей в поперечном сечении сосуда, а затем умножения на известную константу. Расход рассчитывается путем умножения средней скорости на площадь поперечного сечения сосуда. Эти данные потока можно использовать в графике зависимости потока от времени. Площадь под кривой зависимости расхода от времени для одного сердечный цикл - ударный объем. Длина сердечного цикла известна и определяет частоту сердечных сокращений; Q можно рассчитать с помощью уравнения (1). МРТ обычно используется для количественной оценки потока в течение одного сердечного цикла как среднего значения нескольких сердечных сокращений. Также возможно количественно оценить ударный объем в режиме реального времени для каждого удара.[64]

Хотя МРТ - важный исследовательский инструмент для точного измерения Q, в настоящее время он не используется клинически для гемодинамического мониторинга в отделениях неотложной или интенсивной терапии. По состоянию на 2015 год, измерение сердечного выброса с помощью МРТ обычно используется в клинических исследованиях МРТ сердца.[65]

Метод разведения красителя

Метод разбавления красителя осуществляется путем быстрого введения красителя, индоцианин зеленый, в правое предсердие сердца. Краситель с кровью попадает в аорту. В аорту вводится зонд для измерения концентрации красителя, покидающего сердце через равные промежутки времени [0, Т], пока краситель не очистится. Позволять c(т) быть концентрацией красителя во время т. Разделив интервалы времени из [0, Т] на подынтервалы Δт, количество красителя, которое протекает через точку измерения в течение подынтервала от к является:

куда - рассчитываемая скорость потока. Общее количество красителя:

и, позволяя , количество красителя:

Таким образом, сердечный выброс определяется по формуле:

где количество вводимого красителя известно, и интеграл можно определить по показаниям концентрации.[66]

Метод разведения красителя - один из самых точных методов определения сердечного выброса во время тренировки. Погрешность однократного расчета значений сердечного выброса в покое и при нагрузке составляет менее 5%. Этот метод не позволяет измерять изменения частоты сердечных сокращений и требует, чтобы сердечный выброс был стабильным в течение примерно 10 с во время тренировки и 30 с в состоянии покоя.[нужна цитата]

Влияния

Смотрите также: Частота сердцебиения, Ударный объем, и Фракция выброса

Иерархическая сводка основных факторов, влияющих на сердечный выброс.
Иерархическая сводка основных факторов, влияющих на сердечный выброс.

Сердечный выброс в первую очередь контролируется потребностью тканей организма в кислороде. В отличие от другие насосные системы, сердце - это насос спроса, который не регулирует собственную выработку.[67] Когда организм имеет высокую метаболическую потребность в кислороде, метаболически контролируемый поток через ткани увеличивается, что приводит к большему потоку крови обратно к сердцу, что приводит к более высокому сердечному выбросу.

Емкость, также известная как эластичность артерио-сосудистых каналов, по которым течет кровь, также контролирует сердечный выброс. Поскольку кровеносные сосуды тела активно расширяются и сжимаются, сопротивление кровотоку соответственно уменьшается и увеличивается. Тонкостенные вены имеют примерно в восемнадцать раз большую емкость, чем толстостенные артерии, потому что они способны переносить больше крови в силу своей 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 ​​в следующая цифра.

Уравнение (1) показывает, что ЧСС и УЗ являются основными детерминантами сердечного выброса Q. Подробное представление этих факторов показано на рисунке справа. Основные факторы, влияющие на ЧСС, - вегетативные. иннервация плюс эндокринный контроль. Факторы окружающей среды, такие как электролиты, продукты метаболизма и температура, не отображаются. Детерминантами SV во время сердечного цикла являются сократимость сердечной мышцы, степень предварительной нагрузки растяжения миокарда до укорочения и постнагрузки во время выброса.[69] Другие факторы, такие как электролиты, можно классифицировать как положительные или отрицательные инотропные агенты.[70]

Сердечный ответ

Таблица 3: Сердечный ответ на снижение кровотока и давления из-за снижения сердечного выброса[1]
Барорецепторы (аорта, сонные артерии, полые вены и предсердия)Хеморецепторы (как центральная нервная система, так и вблизи барорецепторов)
Чувствительны кУменьшение растяжения[1]Уменьшение O2 и увеличение CO2, H+, и молочная кислота[1]
ЦельПарасимпатическая стимуляция подавлена[1]Симпатическая стимуляция увеличена[1]
Ответ сердцаУвеличение частоты сердечных сокращений и увеличение ударного объема[1]Увеличение частоты сердечных сокращений и увеличение ударного объема[1]
Общий эффектУвеличение кровотока и давления из-за увеличения сердечного выброса; гемостаз восстановлен[1]Увеличение кровотока и давления из-за увеличения сердечного выброса; гемостаз восстановлен[1]
Таблица 4: Сердечный ответ на увеличение кровотока и давления из-за увеличения сердечного выброса[1]
Барорецепторы (аорта, сонные артерии, полые вены и предсердия)Хеморецепторы (как центральной нервной системы, так и в непосредственной близости от барорецепторов)
Чувствительны кУвеличение растяжки[1]Увеличение O2 и снижение CO2, H+, и молочная кислота[1]
ЦельПарасимпатическая стимуляция усилена[1]Симпатическая стимуляция подавлена[1]
Ответ сердцаУменьшение частоты сердечных сокращений и уменьшение ударного объема[1]Уменьшение частоты сердечных сокращений и уменьшение ударного объема[1]
Общий эффектСнижение кровотока и давления из-за уменьшения сердечного выброса; гемостаз восстановлен[1]Снижение кровотока и давления из-за уменьшения сердечного выброса; гемостаз восстановлен[1]

Клиническое значение

Когда Q увеличивается у здорового, но нетренированного человека, большая часть увеличения может быть связана с увеличением частоты сердечных сокращений (ЧСС). Смена позы, повышенная Симпатическая нервная система активность и снизилась парасимпатическая нервная система активность также может увеличить сердечный выброс. ЧСС может варьироваться примерно в 3 раза - от 60 до 180 ударов в минуту - в то время как ударный объем (SV) может варьироваться от 70 до 120 мл (2,5 и 4,2 имп. Жидких унций; 2,4 и 4,1 американских жидких унций), что составляет только 1,7.[71][72][73]

Заболевания сердечно-сосудистой системы часто связаны с изменением Q, особенно пандемические заболевания гипертония и сердечная недостаточность. Повысился Q может быть связано с сердечно-сосудистыми заболеваниями, которые могут возникнуть при инфекции и сепсисе. Уменьшено Q может быть связано с кардиомиопатия и сердечная недостаточность.[69] Иногда при заболеваниях желудочков, связанных с расширение, EDV может отличаться. Увеличение EDV может уравновесить дилатацию ЛЖ и нарушение сокращения. Из уравнения (3) итоговый сердечный выброс Q может оставаться постоянным. Возможность точного измерения Q важен в клинической медицине, поскольку обеспечивает улучшенную диагностику аномалий и может использоваться для руководства соответствующим лечением.[74]

Примеры значений

Желудочковые объемы
МераПравый желудочекЛевый желудочек
Конечный диастолический объем144 мл (± 23 мл)[75]142 мл (± 21 мл)[76]
Конечный диастолический объем / площадь поверхности тела (мл / м2)78 мл / м2 (± 11 мл / м2)[75]78 мл / м2 (± 8,8 мл / м2)[76]
Конечный систолический объем50 мл (± 14 мл)[75]47 мл (± 10 мл)[76]
Конечный систолический объем / площадь поверхности тела (мл / м2)27 мл / м2 (± 7 мл / м2)[75]26 мл / м2 (± 5,1 мл / м2)[76]
Ударный объем94 мл (± 15 мл)[75]95 мл (± 14 мл)[76]
Ударный объем / площадь поверхности тела (мл / м2)51 мл / м2 (± 7 мл / м2)[75]52 мл / м2 (± 6,2 мл / м2)[76]
Фракция выброса66% (± 6%)[75]67% (± 4.6%)[76]
Частота сердцебиения60–100 уд / мин[77]60–100 уд / мин[77]
Сердечный выброс4.0–8.0 Л / мин[78]4,0–8,0 л Л / мин[78]

Связанные измерения

Фракция выброса

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

 

 

 

 

(3)

Сердечный ввод

Сердечный выброс (CI) - это обратная операция сердечного выброса. Поскольку сердечный выброс подразумевает объемное выражение фракции выброса, сердечный выброс подразумевает объемное выражение. фракция закачки (ЕСЛИ).

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

Сердечный ритм - это легко визуализируемая математическая модель диастолы.[требуется разъяснение]

Сердечный индекс

Смотрите также: Сердечный индекс

У всех отдыхающих млекопитающих нормальной массы значение CO является линейной функцией массы тела с наклоном 0,1 л / мин / кг.[79][80] Жир имеет около 65% потребности в кислороде на массу по сравнению с другими мышечными тканями тела. В результате расчет нормального значения CO у пациента с ожирением становится более сложным; единого, общего «нормального» значения SV и CO для взрослых не существует. Все параметры кровотока необходимо проиндексировать. Принято индексировать их по площади поверхности тела, BSA [м²], по формуле Дюбуа и Дюбуа, в зависимости от роста и веса:

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

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

Уравнение СО (1) для индексированных параметров изменяется на следующее.

 

 

 

 

(2)

Нормальный диапазон для этих индексированных параметров кровотока составляет от 35 до 65 мл / удар / м² для SI и от 2,5 до 4 л / мин / м² для CI.[81]

Комбинированный сердечный выброс

Комбинированный сердечный выброс (CCO) - это сумма выбросов правой и левой сторон сердца. Это полезное измерение в кровообращение плода, где сердечный выброс с обеих сторон сердца работает частично параллельно за счет овальное отверстие и артериальный проток, которые напрямую поставляют Систематическая циркуляция.[82]

Исторические методы

Принцип Фика

Основная статья: Принцип Фика
Иллюстрация того, как проводится спирометрия
Иллюстрация того, как проводится спирометрия

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

  • VО2 потребление в минуту с использованием спирометр (подопытный дышит воздухом) и CO2 поглотитель
  • содержание кислорода в крови, взятой из легочной артерии (представляющей смешанную венозную кровь)
  • содержание кислорода в крови из канюли в периферической артерии (представляющей артериальную кровь)

Из этих значений мы знаем, что:

куда

  • CА - содержание кислорода в артериальной крови, и,
  • CV содержание кислорода в венозной крови.

Это позволяет нам сказать

и поэтому рассчитать Q. (CА - СV) также известен как артериовенозная разница в кислороде.[83]

Хотя считается наиболее точным методом измерения Q, метод Фика является инвазивным и требует времени для анализа пробы, а точные пробы потребления кислорода получить сложно. Были внесены изменения в метод Фика, в котором содержание кислорода в дыхательных путях измеряется как часть замкнутой системы, а потребленный кислород рассчитывается с использованием предполагаемого индекса потребления кислорода, который затем используется для расчета Q. Другие варианты использования инертные газы в качестве индикаторов и измерьте изменение концентрации вдыхаемого и выдыхаемого газа для расчета Q (Innocor, Innovision A / S, Дания).

Расчет артериального и венозного содержания кислорода в крови - простой процесс. Почти весь кислород в крови связан с гемоглобин молекулы в красных кровяных тельцах. Измерение содержания гемоглобина в крови и процента насыщения гемоглобина - насыщения крови кислородом - представляет собой простой процесс, доступный для врачей. Каждый грамм гемоглобина может нести 1,34 мл О2; Содержание кислорода в крови - артериальной или венозной - можно оценить по следующей формуле:

Термодилюция легочной артерии (транс-правосторонняя термодилюция)

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

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

PAC имеет наконечник баллона и надувается, что помогает «проплыть» баллон катетера через правый желудочек, чтобы закупорить небольшую ветвь системы легочной артерии. Затем баллон сдувается. Метод термодилюции PAC включает инъекцию небольшого количества (10 мл) холодной глюкозы при известной температуре в легочную артерию и измерение температуры на известном расстоянии 6–10 см (2,4–3,9 дюйма) с использованием того же катетера с датчиками температуры. расставлены на известном расстоянии.[нужна цитата]

Исторически значимый многоканальный катетер Свана-Ганца позволяет воспроизводить расчет сердечного выброса по измеренной кривой время-температура, также известной как кривая термодилюции. Термистор Технология позволила наблюдать, что низкая температура регистров CO изменяется медленно, а высокая температура регистров CO изменяется быстро. Степень изменения температуры прямо пропорциональна сердечному выбросу. В этом уникальном методе три или четыре повторных измерения или прохода обычно усредняются для повышения точности.[84][85] Современные катетеры оснащены нагревательными нитями, которые периодически нагреваются и измеряют кривую термодилюции, обеспечивая последовательное Q измерения. Эти инструменты усредняют измерения за 2–9 минут в зависимости от стабильности кровообращения и, таким образом, не обеспечивают непрерывного мониторинга.

Использование PAC может осложняться аритмией, инфекцией, разрывом легочной артерии и повреждением правого сердечного клапана. Недавние исследования пациентов с критическими заболеваниями, сепсисом, острой дыхательной недостаточностью и сердечной недостаточностью показывают, что использование PAC не улучшает исходы для пациентов.[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 Q значения.[13] Использование PAC сокращается, поскольку врачи переходят к менее инвазивным и более точным технологиям для мониторинга гемодинамики.[86]

Рекомендации

  1. ^ а б c d е ж грамм час я j k л м п о п q р s Беттс Дж. Г. (2013). Анатомия и физиология. С. 787–846. ISBN 978-1938168130. Получено 11 августа 2014.
  2. ^ Уильямс, Дэвид; Кеньон, Анна; Адамсон, Рассвет (2010). «Физиология». Фундаментальные науки в акушерстве и гинекологии. Эльзевир. С. 173–230. Дои:10.1016 / b978-0-443-10281-3.00014-2. ISBN 978-0-443-10281-3.
  3. ^ OpenStax (6 марта 2013 г.). «19.4 Кардиологическая физиология». BC Open Textbooks - Открытые учебники, адаптированные и созданные факультетом BC. Получено 7 апреля 2020.
  4. ^ Данн, Дж. Ок; Mythen, M. G .; Грокотт, М. П. (1 октября 2016 г.). «Физиология переноса кислорода». BJA Education. 16 (10): 341–348. Дои:10.1093 / bjaed / mkw012. ISSN 2058-5349.
  5. ^ а б Бинаней К., Калифф Р.М., Хассельблад В., О'Коннор С.М., Шах М.Р., Сопко Г., Стивенсон Л.В., Фрэнсис Г.С., Лейер К.В., Миллер Л.В. (октябрь 2005 г.). «Оценочное исследование застойной сердечной недостаточности и эффективности катетеризации легочной артерии: исследование ESCAPE». JAMA. 294 (13): 1625–33. Дои:10.1001 / jama.294.13.1625. PMID 16204662.
  6. ^ а б Pasche B, Knobloch TJ, Bian Y, Liu J, Phukan S, Rosman D, Kaklamani V, Baddi L, Siddiqui FS, Frankel W, Prior TW, Schuller DE, Agrawal A, Lang J, Dolan ME, Vokes EE, Lane WS , Huang CC, Caldes T, Di Cristofano A, Hampel H, Nilsson I, von Heijne G, Fodde R, Murty VV, de la Chapelle A, Weghorst CM (октябрь 2005 г.). «Соматическое приобретение и передача сигналов TGFBR1 * 6A при раке». JAMA. 294 (13): 1634–46. Дои:10.1001 / jama.294.13.1634. PMID 16204663.
  7. ^ а б Холл JB (октябрь 2005 г.). «Поиск доказательств в поддержку использования катетера легочной артерии у пациентов в критическом состоянии». JAMA. 294 (13): 1693–94. Дои: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 ко времени и отношением пиковых скоростей для расчета безразмерного индекса (или площади аортального клапана) при последовательном наблюдении за стенозом аорты». Международный журнал кардиологии. 167 (4): 1524–31. Дои:10.1016 / j.ijcard.2012.04.105. PMID 22575631.
  9. ^ Су 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. Дои:10.1002 / lt.21461. PMID 18581505.
  10. ^ Филлипс Р., Парадизис М., Эванс Н., Саутвелл Д., Бурстоу Д., Запад М. (2006). «Измерение сердечного выброса у недоношенных новорожденных: проверка USCOM в сравнении с эхокардиографией». Критический уход. 10 (Приложение 1): P343. Дои:10.1186 / cc4690. ЧВК 4092718.
  11. ^ Каттермол Г. Н., Леунг П. Я., Мак П. С., Чан С. С., Грэм Калифорния, Райнер Т.Х. (сентябрь 2010 г.). «Нормальные диапазоны показателей сердечно-сосудистой системы у детей, измеренные с помощью ультразвукового монитора сердечного выброса». Реанимационная медицина. 38 (9): 1875–81. Дои:10.1097 / CCM.0b013e3181e8adee. PMID 20562697.
  12. ^ Джайн С., Аллинс А., Салим А., Вафа А., Уилсон М. Т., Маргулис Д. Р. (декабрь 2008 г.). «Неинвазивная допплерография для оценки сердечной функции: может ли она заменить катетер Свана-Ганца?». Американский журнал хирургии. 196 (6): 961–67, обсуждение 967–68. Дои:10.1016 / j.amjsurg.2008.07.039. PMID 19095116.
  13. ^ а б Филлипс Р.А., Худ С.Г., Якобсон Б.М., Вест М.Дж., Ван Л., Май CN (2012). «Точность и эффективность катетера легочной артерии (PAC) по сравнению с датчиком потока и чрескожным допплером (USCOM): проверка сердечного выброса у овец». Исследования и практика интенсивной терапии. 2012: 1–9. Дои:10.1155/2012/621496. ЧВК 3357512. PMID 22649718.
  14. ^ Хорстер С., Стеммлер Х. Дж., Штрекер Н., Бреттнер Ф., Хаусманн А., Кноссен Дж., Пархофер К. Г., Никель Т., Гейгер С. (2012). «Измерение сердечного выброса у пациентов с сепсисом: сравнение точности USCOM и PiCCO». Исследования и практика интенсивной терапии. 2012: 1–5. Дои:10.1155/2012/270631. ЧВК 3235433. PMID 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 при поддержке кровообращения». Анестезия и анальгезия. 108 (3): 881–86. Дои:10.1213 / ane.0b013e318193174b. PMID 19224797.
  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. Дои:10.1111 / j.1479-828X.2009.00948.x. PMID 19441163.
  17. ^ Mythen MG, Уэбб AR (апрель 1995 г.). «Периоперационное увеличение объема плазмы снижает частоту гипоперфузии слизистой оболочки кишечника во время кардиохирургии». Архив хирургии. 130 (4): 423–29. Дои:10.1001 / archsurg.1995.01430040085019. PMID 7535996.
  18. ^ Синклер С., Джеймс С., Певец М. (октябрь 1997 г.). «Оптимизация интраоперационного внутрисосудистого объема и продолжительности пребывания в больнице после восстановления проксимального перелома бедренной кости: рандомизированное контролируемое исследование». BMJ. 315 (7113): 909–12. Дои:10.1136 / bmj.315.7113.909. ЧВК 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 допплеровского мониторинга пищевода во время операции на кишечнике». Анестезия. 57 (9): 845–49. Дои:10.1046 / j.1365-2044.2002.02708.x. PMID 12190747.
  20. ^ Ган Т.Дж., Соппитт А., Маруф М., Эль-Моалем Х., Робертсон К.М., Моретти Е., Дуэйн П., Гласс П.С. (октябрь 2002 г.). «Целенаправленное интраоперационное введение жидкости сокращает продолжительность пребывания в больнице после серьезной операции». Анестезиология. 97 (4): 820–26. Дои:10.1097/00000542-200210000-00012. PMID 12357146.
  21. ^ Венн Р., Стил А., Ричардсон П., Полонецки Дж., Граундс М., Ньюман П. (январь 2002 г.). «Рандомизированное контролируемое испытание по изучению влияния провокационной жидкости на продолжительность пребывания в больнице и периоперационную заболеваемость у пациентов с переломом бедра». Британский журнал анестезии. 88 (1): 65–71. Дои: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 ведение жидкости под контролем пищевода с допплеровским контролем сокращает послеоперационное пребывание в больнице после обширной операции на кишечнике». Британский журнал анестезии. 95 (5): 634–42. Дои:10.1093 / bja / aei223. PMID 16155038.
  23. ^ Ноблетт С.Е., Сноуден С.П., Шентон Б.К., Хорган А.Ф. (сентябрь 2006 г.). «Рандомизированное клиническое испытание, оценивающее влияние оптимизированного для допплера инфузионного контроля на исход после плановой колоректальной резекции». Британский журнал хирургии. 93 (9): 1069–76. Дои:10.1002 / bjs.5454. PMID 16888706.
  24. ^ Пиллаи П., Макиливи И., Гоган М., Сноуден К., Несбитт И., Дуркан Г., Джонсон М., Косгроув Дж., Торп А. (декабрь 2011 г.). «Двойное слепое рандомизированное контролируемое клиническое испытание для оценки влияния оптимизированного с помощью допплера интраоперационного водоснабжения на исход после радикальной цистэктомии». Журнал урологии. 186 (6): 2201–06. Дои:10.1016 / j.juro.2011.07.093. PMID 22014804.
  25. ^ http://www.nice.org.uk/mtg3[требуется полная цитата]
  26. ^ Лоу Г.Д., Чемберлен Б.М., Филпот Э.Дж., Уилшир Р.Дж. (2010). «Индивидуализированное целенаправленное управление жидкостью (iGDFM) в хирургии под руководством монитора допплера пищевода (ODM) - технический обзор» (PDF). Технический обзор Deltex Medical. Архивировано из оригинал (PDF) 23 сентября 2015 г.. Получено 13 октября 2014.
  27. ^ де Вильде Р. Б., Шредер Дж. Дж., ван ден Берг П. К., Янсен Дж. Р. (август 2007 г.). «Оценка сердечного выброса с помощью пяти методов контура артериального пульса во время кардиохирургии». Анестезия. 62 (8): 760–68. Дои:10.1111 / j.1365-2044.2007.05135.x. PMID 17635422.
  28. ^ Wesseling KH, Jansen JR, Settels JJ, Schreuder JJ (май 1993 г.). «Расчет аортального потока от давления у людей с использованием нелинейной трехэлементной модели». Журнал прикладной физиологии. 74 (5): 2566–73. Дои:10.1152 / jappl.1993.74.5.2566. PMID 8335593.
  29. ^ а б Бейн Б., Мейбом П., Кавус Э., Реннер Дж., Тоннер PH, Стейнфат М., Шольц Дж., Дёргес В. (июль 2007 г.). «Надежность сердечного выброса по контуру пульса во время кровотечения и после введения вазопрессоров». Анестезия и анальгезия. 105 (1): 107–13. Дои:10.1213 / 01.ane.0000268140.02147.ed. PMID 17578965.
  30. ^ Сингх С., Тейлор М.А. (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. PMID 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.
  32. ^ Макги В.Т. (2009). «Простой физиологический алгоритм управления гемодинамикой с использованием ударного объема и вариации ударного объема: программа физиологической оптимизации». Журнал интенсивной терапии. 24 (6): 352–60. Дои:10.1177/0885066609344908. PMID 19736180.
  33. ^ Су BC, Цай Ю.Ф., Чен С.Й., Ю ХП, Ян М.В., Ли В.К., Лин СС (март 2012 г.). «Сердечный выброс, полученный из анализа формы волны артериального давления у пациентов, перенесших трансплантацию печени: валидность устройства третьего поколения». Трансплантация. 44 (2): 424–28. Дои:10.1016 / j.transproceed.2011.12.036. PMID 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». Критический уход. 15 (3): R148. Дои:10.1186 / cc10273. ЧВК 3219022. PMID 21676229.
  35. ^ Романо С.М., Пистолези М. (август 2002 г.). «Оценка сердечного выброса по системному артериальному давлению у людей». Реанимационная медицина. 30 (8): 1834–41. Дои:10.1097/00003246-200208000-00027. PMID 12163802.
  36. ^ Scolletta S, Romano SM, Biagioli B, Capannini G, Giomarelli P (август 2005 г.). «Аналитический метод регистрации давления (PRAM) для измерения сердечного выброса при различных гемодинамических состояниях». Британский журнал анестезии. 95 (2): 159–65. Дои: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». Педиатрическая реанимация. 9 (3): 310–12. Дои:10.1097 / PCC.0b013e31816c7151. PMID 18446106.
  38. ^ Scolletta S, Gregoric ID, Muzzi L, Radovancevic B, Frazier OH (январь 2007 г.). «Анализ пульсовой волны для оценки системного кровотока при механической бивентрикулярной поддержке». Перфузия. 22 (1): 63–66. Дои:10.1177/0267659106074784. PMID 17633137.
  39. ^ Scolletta S, Romano SM, Maglioni H (2005). «Работа левого желудочка с помощью PRAM во время кардиохирургии». п. S157. Отсутствует или пусто | url = (помощь) в «ОП 564–605». Интенсивная терапия. 31 (Приложение 1): S148–58. 2005 г. Дои:10.1007 / s00134-005-2781-3.
  40. ^ Бернштейн, Дональд П. (2010). «Импедансная кардиография: пульсирующий кровоток и биофизические и электродинамические основы для уравнений ударного объема». Журнал электрического биоимпеданса. 1: 2–17. Дои:10.5617 / jeb.51. В архиве из оригинала 17 октября 2015 г.
  41. ^ Коста П.П., Родригес П.П., Рейс А.Х., Коста-Перейра А. (декабрь 2010 г.). «Обзор технологии дистанционного мониторинга имплантируемых электронных сердечно-сосудистых устройств». Журнал телемедицины и электронное здравоохранение. 16 (10): 1042–50. Дои:10.1089 / tmj.2010.0082. PMID 21070132.
  42. ^ Тан WH, Тонг В. (март 2009 г.). «Измерение импеданса при застойной сердечной недостаточности: современные возможности и клиническое применение». Американский журнал сердца. 157 (3): 402–11. Дои:10.1016 / j.ahj.2008.10.016. ЧВК 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». Терапевтические достижения в области сердечно-сосудистых заболеваний. 4 (1): 5–16. Дои:10.1177/1753944709348236. PMID 20042450.
  44. ^ Мошковиц Ю., Калуски Е., 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 приложениями». Текущее мнение в кардиологии. 19 (3): 229–37. Дои:10.1097/00001573-200405000-00008. PMID 15096956.
  45. ^ Парри MJ, McFetridge-Durdle J (2006). «Амбулаторная импедансная кардиография: систематический обзор». Медсестринские исследования. 55 (4): 283–91. Дои:10.1097/00006199-200607000-00009. PMID 16849981.
  46. ^ Ван Диджей, Готтлиб СС (сентябрь 2006 г.). «Импедансная кардиография: вопросов больше, чем ответов». Текущие отчеты о сердечной недостаточности. 3 (3): 107–13. Дои:10.1007 / s11897-006-0009-7. PMID 16914102.
  47. ^ Вентура Х.о., Талер С.Дж., Стробек Дж. Э. (февраль 2005 г.). «Гипертония как гемодинамическое заболевание: роль импедансной кардиографии в диагностических, прогностических и терапевтических решениях». Американский журнал гипертонии. 18 (2 Pt 2): 26S – 43S. Дои:10.1016 / j.amjhyper.2004.11.002. PMID 15752931.
  48. ^ «Архивная копия». Архивировано из оригинал 3 декабря 2010 г.. Получено 30 ноября 2010.CS1 maint: заархивированная копия как заголовок (связь)[требуется проверка][неосновной источник необходим]
  49. ^ «Niccomo - неинвазивный монитор сердечного выброса непрерывного действия». www.medis-de.com. medis. GmbH Ilmenau. В архиве из оригинала 17 октября 2015 г.. Получено 1 июня 2015.
  50. ^ «Архивная копия». В архиве из оригинала 24 мая 2015 г.. Получено 22 мая 2015.CS1 maint: заархивированная копия как заголовок (связь) TEBCO OEM
  51. ^ bomed.us/ext-teb.html EXT-TEBCO
  52. ^ Кривицкий Н.М. (июль 1995 г.). «Теория и проверка измерения доступного потока методом разбавления во время гемодиализа». Kidney International. 48 (1): 244–50. Дои:10.1038 / ки.1995.290. PMID 7564085.
  53. ^ Tanke RB, van Heijst AF, Klaessens JH, Daniels O, Festen C (январь 2004 г.). «Измерение протокового L-R шунта во время экстракорпоральной мембранной оксигенации у ягненка». Журнал детской хирургии. 39 (1): 43–47. Дои:10.1016 / j.jpedsurg.2003.09.017. PMID 14694369.
  54. ^ Касас Ф., Ривз А., Дудзински Д., Вебер С., Лоренц М., Акияма М., Камохара К., Копчак М., Отаки Ю., Зар Ф., Синкевич М., Фостер Р., Фукамачи К., Смит В. А. (2005). «Производительность и надежность системы управления несчастными случаями на передовых линиях Инициативы CPB / ECMO». Журнал ASAIO. 51 (6): 681–85. Дои:10.1097 / 01.mat.0000182472.63808.b9. PMID 16340350.
  55. ^ Tessitore N, Bedogna V, Poli A, Mantovani W., Lipari G, Baggio E, Mansueto G, Lupo A (ноябрь 2008 г.). «Добавление наблюдения за кровотоком к клиническому мониторингу снижает частоту тромбозов и затраты, а также улучшает проходимость свищей в краткосрочной перспективе: контролируемое когортное исследование». Нефрология, Диализ, Трансплантация. 23 (11): 3578–84. Дои:10.1093 / ndt / gfn275. PMID 18511608.
  56. ^ ван Лун М., ван дер Марк В., Бекерс Н., де Брюин С., Бланкестейн П. Дж., Хьюисман Р. М., Зийлстра Дж. Дж., ван дер Санде FM, Тордуар Дж. Х. (июнь 2007 г.). «Реализация программы обеспечения качества сосудистого доступа улучшает лечение сосудистого доступа». Нефрология, Диализ, Трансплантация. 22 (6): 1628–32. Дои:10.1093 / ndt / gfm076. PMID 17400567.
  57. ^ (COstatus В архиве 12 мая 2015 года в Wayback Machine, Transonic System Inc. В архиве 29 октября 2008 г. Wayback Machine Итака, штат Нью-Йорк)[неосновной источник необходим]
  58. ^ Кривицкий Н.М., Кислухин В.В., Тюрамалла Н.В. (июль 2008 г.). «Теория и проверка in vitro нового подхода с экстракорпоральной артериовенозной петлей для оценки гемодинамики у пациентов педиатрических и неонатальных отделений интенсивной терапии». Педиатрическая реанимация. 9 (4): 423–28. Дои:10.1097 / 01.PCC.0b013e31816c71bc. ЧВК 2574659. PMID 18496416.
  59. ^ Funk DJ, Moretti EW, Gan 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.
  60. ^ Археден Х., Стольберг Ф. (2006). «Измерения кровотока». In de Roos A, Higgins CB (ред.). МРТ и КТ сердечно-сосудистой системы (2-е изд.). Хагерствон, доктор медицины: Липпинкотт Уильямс и Уилкинс. С. 71–90. ISBN 978-0-7817-6271-7.
  61. ^ Arheden H, Holmqvist C, Thilen U, Hanséus K, Björkhem G, Pahlm O, Laurin S, Ståhlberg F (май 1999 г.). «Сердечные шунты слева направо: сравнение измерений, полученных с помощью картирования скорости МРТ и радионуклидной ангиографии». Радиология. 211 (2): 453–58. Дои:10.1148 / радиология.211.2.r99ma43453. PMID 10228528.
  62. ^ Разави Р., Хилл Д.Л., Кивил С.Ф., Микель М.Э., Мутурангу В., Хегде С., Род К., Барнетт М., ван Ваалс Дж., Хоукс Д.Л., Бейкер Е. (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.
  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 легочного сосудистого сопротивления: валидация in vivo и клиническое применение у пациентов с легочной гипертензией». Сердце. 91 (8): 1064–69. Дои:10.1136 / час.2004.038265. ЧВК 1769055. PMID 16020598.
  64. ^ Петзина Р., Угандер М., Густафссон Л., Энгблом Х., Сьёгрен Дж., Хетцер Р., Ингеманссон Р., Археден Х., Мальмшё М. (май 2007 г.). «Гемодинамические эффекты вакуумной закрывающей терапии в кардиохирургии: оценка с использованием магнитно-резонансной томографии». Журнал торакальной и сердечно-сосудистой хирургии. 133 (5): 1154–62. Дои: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-сосудистого магнитного резонанса (CMR): отчет консенсусной комиссии». Европейский журнал сердца. 25 (21): 1940–65. Дои:10.1016 / j.ehj.2004.06.040. PMID 15522474.
  66. ^ Стюарт Дж (2010). Исчисление: ранние трансцентенталы. Cengage Learning. С. 565–66. ISBN 9780538497909.
  67. ^ Sircar S (2008). Принципы медицинской физиологии. Тиме. п. 237. ISBN 978-1-58890-572-7.
  68. ^ Молодой DB (2010). Контроль сердечного выброса. Издательство Morgan & Claypool. п. 4. ISBN 978-1-61504-021-6.
  69. ^ а б Винсент Дж. Л. (2008). «Понимание сердечного выброса». Критический уход. 12 (4): 174. Дои:10.1186 / cc6975. ЧВК 2575587. PMID 18771592.
  70. ^ Беттс Дж. Г. (2013). Анатомия и физиология. С. 787–846. ISBN 978-1938168130. Получено 11 августа 2014.
  71. ^ Леви М.Н., Берн Р.М. (1997). Сердечно-сосудистая физиология (7-е изд.). Сент-Луис: Мосби. ISBN 978-0-8151-0901-3.[страница нужна]
  72. ^ Роуэлл, Лоринг Б. (1993). Сердечно-сосудистый контроль человека. Оксфорд: Издательство Оксфордского университета. ISBN 978-0-19-507362-1.[страница нужна]
  73. ^ Браунвальд Э (1997). Болезни сердца: учебник сердечно-сосудистой медицины (5-е изд.). Филадельфия: Сондерс. ISBN 978-0-7216-5666-3.[страница нужна]
  74. ^ Дхингра В.К., Фенвик Дж. С., Уолли К. Р., Читток Д. Р., Ронко Дж. Дж. (Сентябрь 2002 г.). «Несогласованность между термодилюцией и фиксированным сердечным выбросом у тяжелобольных пациентов». Грудь. 122 (3): 990–97. Дои:10.1378 / сундук.122.3.990. PMID 12226045.
  75. ^ а б c d е ж грамм Масейра А.М., Прасад СК, Хан М., Пеннелл Д.Д. (декабрь 2006 г.). «Эталонная систолическая и диастолическая функция правого желудочка, нормализованная по возрасту, полу и площади поверхности тела на основе стационарного кардио-магнитного резонанса без прецессии» (PDF). Европейский журнал сердца. 27 (23): 2879–88. Дои:10.1093 / eurheartj / ehl336. PMID 17088316.
  76. ^ а б c d е ж грамм Масейра А (2006). «Нормализованная систолическая и диастолическая функция левого желудочка с помощью стационарного кардиоваскулярного магнитного резонанса со свободной прецессией». Журнал сердечно-сосудистого магнитного резонанса. 8: 417–426. Дои:10.1080/10976640600572889. (требуется подписка)
  77. ^ а б Нормальные диапазоны частоты пульса - одни из самых узких брадикардия и тахикардия. Увидеть Брадикардия и Тахикардия статьи для более подробных ограничений.
  78. ^ а б «Нормальные гемодинамические параметры - взрослый» (PDF). Edwards Lifesciences LLC. 2009 г.
  79. ^ WR Milnor: Гемодинамика, Williams & Wilkins, 1982
  80. ^ BB Sramek: Системная гемодинамика и гемодинамическое управление, 2002, ISBN 1-59196-046-0
  81. ^ «Сердечный выброс и сердечный индекс - в чем разница?». 13 декабря 2016 г.. Получено 14 декабря 2018.
  82. ^ Бор WF (2003). Медицинская физиология: клеточный и молекулярный подход. Elsevier / Saunders. п. 1197. ISBN 978-1-4160-2328-9.
  83. ^ «Артериовенозная кислородная разница». Спортивная медицина, спортивная наука и кинезиология. Чистые отрасли. 2011. Архивировано с оригинал 12 июня 2011 г.. Получено 30 апреля 2011.[ненадежный медицинский источник?]
  84. ^ Иберти Т.Дж., Фишер Е.П., Лейбовиц А.Б., Паначек Е.А., Сильверстайн Дж. Х., Альбертсон Т.Э. (декабрь 1990 г.). «Многоцентровое исследование знаний врачей о катетере легочной артерии. Группа изучения катетера легочной артерии». JAMA. 264 (22): 2928–32. Дои:10.1001 / jama.264.22.2928. PMID 2232089.
  85. ^ Джонстон И.Г., Джейн Р., Фрейзер Дж. Ф., Крюгер П., Хиклинг К. (август 2004 г.). «Обзор знаний медсестер интенсивной терапии в отношении катетера легочной артерии». Анестезия и интенсивная терапия. 32 (4): 564–68. Дои:10.1177 / 0310057X0403200415. PMID 15675218.
  86. ^ Альхашеми Дж. А., Чеккони М., Хофер К. К. (2011). «Мониторинг сердечного выброса: интегративная перспектива». Критический уход. 15 (2): 214. Дои:10.1186 / cc9996. ЧВК 3219410. PMID 21457508.

внешняя ссылка