Gasto cardíaco ( GC ), también conocido como gasto cardíaco indicado por los símbolos, o , [2] es un término utilizado en fisiología cardíaca que describe el volumen de sangre que bombea el corazón, por el ventrículo izquierdo y derecho , por unidad de tiempo. El gasto cardíaco (GC) es el producto de la frecuencia cardíaca (FC), es decir, el número de latidos por minuto (lpm) y el volumen sistólico (SV), que es el volumen de sangre bombeada desde el ventrículo por latido; por tanto, CO = HR × SV. [3] Los valores del gasto cardíaco generalmente se indican como L / min. Para una persona sana que pesa 70 kg, el gasto cardíaco en reposo promedia alrededor de 5 L / min; suponiendo una frecuencia cardíaca de 70 latidos / min, el volumen sistólico sería de aproximadamente 70 ml.
Debido a que el gasto cardíaco está relacionado con la cantidad de sangre suministrada a varias partes del cuerpo, es un componente importante de la eficacia con la que el corazón puede satisfacer las demandas del cuerpo para el mantenimiento de una perfusión tisular adecuada . Los tejidos corporales requieren un suministro continuo de oxígeno que requiere el transporte sostenido de oxígeno a los tejidos mediante la circulación sistémica de sangre oxigenada a una presión adecuada desde el ventrículo izquierdo del corazón a través de la aorta y las arterias. El suministro de oxígeno (DO 2 ml / min) es el resultado del flujo sanguíneo (gasto cardíaco CO) multiplicado por el contenido de oxígeno en sangre (CaO 2 ). Matemáticamente, esto se calcula de la siguiente manera: Suministro de oxígeno = gasto cardíaco × contenido de oxígeno arterial DO 2 = CO × CaO 2 . [4] Con un gasto cardíaco en reposo de 5 litros min -1, un suministro de oxígeno "normal" es de alrededor de 997,5 ml min. La cantidad / porcentaje de oxígeno circulante consumido (VO 2 ) por minuto a través del metabolismo varía según el nivel de actividad, pero en reposo es alrededor del 25% del DO 2 . El ejercicio físico requiere un consumo de oxígeno superior al nivel de reposo para apoyar el aumento de la actividad muscular. En el caso de insuficiencia cardíaca , el GC real puede ser insuficiente para apoyar incluso las actividades más simples de la vida diaria; tampoco puede aumentar lo suficiente para satisfacer las demandas metabólicas más elevadas que se derivan incluso de un ejercicio moderado.
El gasto cardíaco es un parámetro de flujo sanguíneo global de interés en hemodinámica , el estudio del flujo sanguíneo. Los factores que afectan el volumen sistólico y la frecuencia cardíaca también afectan el gasto cardíaco. La figura del margen derecho ilustra esta dependencia y enumera algunos de estos factores. En una figura posterior se proporciona una ilustración jerárquica detallada .
Existen muchos métodos para medir el CO, tanto de forma invasiva como no invasiva; cada uno tiene ventajas e inconvenientes como se describe a continuación.
Definición
La función del corazón es conducir la sangre a través del sistema circulatorio en un ciclo que entrega oxígeno, nutrientes y químicos a las células del cuerpo y elimina los desechos celulares. Debido a que bombea la sangre lo vuelve a entrar en él desde el sistema venoso , la cantidad de sangre que vuelve al corazón determina efectivamente la cantidad de sangre que bombea el corazón - el gasto cardiaco, Q . El gasto cardíaco se define clásicamente junto con el volumen sistólico (VS) y la frecuencia cardíaca (FC) como: [ cita requerida ]
( 1 )
Al estandarizar qué valores de CO se consideran dentro del rango normal independientemente del tamaño del cuerpo del sujeto, la convención aceptada es indexar aún más la ecuación ( 1 ) utilizando el área de superficie corporal (ASC), dando lugar al índice cardíaco (IC). Esto se detalla en la ecuación ( 2 ) a continuación.
Medición
Hay varios métodos clínicos para medir el gasto cardíaco, que van desde el cateterismo intracardíaco directo hasta la medición no invasiva del pulso arterial. Cada método tiene ventajas e inconvenientes. La comparación relativa está limitada por la ausencia de una medición "estándar de oro" ampliamente aceptada. El gasto cardíaco también puede verse afectado significativamente por la fase de la respiración: los cambios de presión intratorácica influyen en el llenado diastólico y, por lo tanto, en el gasto cardíaco. Esto es especialmente importante durante la ventilación mecánica, en la que el gasto cardíaco puede variar hasta en un 50% [ cita requerida ] en un solo ciclo respiratorio. Por lo tanto, el gasto cardíaco debe medirse en puntos uniformemente espaciados durante un solo ciclo o promediar durante varios ciclos. [ cita requerida ]
Los métodos invasivos están bien aceptados, pero cada vez hay más pruebas de que estos métodos no son ni precisos ni eficaces para guiar la terapia. En consecuencia, el enfoque en el desarrollo de métodos no invasivos está creciendo. [5] [6] [7]
Ultrasonido Doppler
Este método utiliza ultrasonido y el efecto Doppler para medir el gasto cardíaco. La velocidad de la sangre a través del corazón provoca un cambio Doppler en la frecuencia de las ondas de ultrasonido que regresan. Este cambio se puede usar para calcular la velocidad y el volumen del flujo, y el gasto cardíaco de manera efectiva, usando las siguientes ecuaciones: [ cita requerida ]
dónde:
- CSA es el área de la sección transversal del orificio de la válvula,
- r es el radio de la válvula y,
- VTI es la integral de tiempo de velocidad de la traza del perfil de flujo Doppler.
Al ser no invasiva, precisa y económica, la ecografía Doppler es una parte rutinaria de la ecografía clínica; tiene altos niveles de confiabilidad y reproducibilidad, y ha estado en uso clínico desde la década de 1960. [ cita requerida ]
Ecocardiografía
La ecocardiografía es un método no invasivo para cuantificar el gasto cardíaco mediante ecografía. La ecografía bidimensional (2D) y las mediciones Doppler se utilizan juntas para calcular el gasto cardíaco. La medición 2D del diámetro (d) del anillo aórtico permite calcular el área de la sección transversal del flujo (CSA), que luego se multiplica por el VTI del perfil de flujo Doppler a través de la válvula aórtica para determinar el volumen de flujo por latido ( carrera volumen , SV). Luego, el resultado se multiplica por la frecuencia cardíaca (FC) para obtener el gasto cardíaco. Aunque se utiliza en medicina clínica, tiene una amplia variabilidad test-retest. [8] Se dice que requiere una gran formación y habilidad, pero nunca se han revelado los pasos exactos necesarios para lograr una precisión clínicamente adecuada. La medición 2D del diámetro de la válvula aórtica es una fuente de ruido; otros son la variación latido a latido en el volumen sistólico y diferencias sutiles en la posición de la sonda. Una alternativa que no es necesariamente más reproducible es la medición de la válvula pulmonar para calcular el CO del lado derecho. Aunque es de uso generalizado, la técnica requiere mucho tiempo y está limitada por la reproducibilidad de sus elementos componentes. De la manera utilizada en la práctica clínica, la precisión de VS y CO es del orden de ± 20%. [ cita requerida ]
Transcutáneo
El monitor ultrasónico de gasto cardíaco (USCOM) utiliza Doppler de onda continua para medir el perfil de flujo Doppler VTI. Utiliza la antropometría para calcular los diámetros de las válvulas aórtica y pulmonar y los CSA, lo que permite mediciones de Q del lado derecho y del lado izquierdo . En comparación con el método ecocardiográfico, USCOM mejora significativamente la reproducibilidad y aumenta la sensibilidad de detección de cambios en el flujo. El seguimiento automático en tiempo real del perfil de flujo Doppler permite mediciones de Q latido a latido del lado derecho y del lado izquierdo , lo que simplifica la operación y reduce el tiempo de adquisición en comparación con la ecocardiografía convencional. USCOM se ha validado de 0,12 L / min a 18,7 L / min [9] en recién nacidos, [10] niños [11] y adultos. [12] El método se puede aplicar con la misma precisión a pacientes de todas las edades para el desarrollo de protocolos hemodinámicos fisiológicamente racionales. USCOM es el único método de medición del gasto cardíaco que ha logrado una precisión equivalente a la sonda de flujo implantable. [13] Esta precisión ha asegurado altos niveles de uso clínico en condiciones que incluyen sepsis, insuficiencia cardíaca e hipertensión. [14] [15] [16]
Transesofágico
El Doppler transesofágico incluye dos tecnologías principales; ecocardiograma transesofágico, que se utiliza principalmente con fines de diagnóstico, y monitorización con Doppler esofágico , que se utiliza principalmente para la monitorización clínica del gasto cardíaco. Este último utiliza Doppler de onda continua para medir la velocidad de la sangre en la aorta torácica descendente . Se inserta una sonda de ultrasonido por vía oral o nasal en el esófago hasta el nivel torácico medio, en cuyo punto el esófago se encuentra junto a la aorta torácica descendente . Debido a que el transductor está cerca del flujo sanguíneo, la señal es clara. Es posible que sea necesario volver a enfocar la sonda para garantizar una señal óptima. Este método tiene una buena validación, se usa ampliamente para el manejo de líquidos durante la cirugía con evidencia de un mejor resultado del paciente, [17] [18] [19] [20] [21] [22] [23] [24] y ha sido recomendado por el Instituto Nacional de Salud y Excelencia Clínica del Reino Unido ( NICE ). [25] La monitorización con Doppler esofágico mide la velocidad de la sangre y no la Q verdadera ; por lo tanto, se basa en un nomograma [26] basado en la edad, la altura y el peso del paciente para convertir la velocidad medida en volumen sistólico y gasto cardíaco. Este método generalmente requiere sedación del paciente y se acepta para su uso tanto en adultos como en niños. [ cita requerida ]
Métodos de presión de pulso
Los métodos de presión de pulso (PP) miden la presión en una arteria a lo largo del tiempo para derivar una forma de onda y usan esta información para calcular el rendimiento cardíaco. Sin embargo, cualquier medida de la arteria incluye cambios en la presión asociados con cambios en la función arterial, por ejemplo, distensibilidad e impedancia. Los cambios fisiológicos o terapéuticos en el diámetro del vaso se supone para reflejar cambios en Q . Métodos PP medir el rendimiento combinado del corazón y los vasos sanguíneos, lo que limita su aplicación para la medición de Q . Esto se puede compensar parcialmente mediante la calibración intermitente de la forma de onda a otro método de medición Q y luego monitoreando la forma de onda PP. Idealmente, la forma de onda de PP debe calibrarse latido a latido. Existen métodos invasivos y no invasivos para medir la PP. [ cita requerida ]
Metodología Finapres
En 1967, el fisiólogo checo Jan Peňáz inventó y patentó el método de pinza de volumen para medir la presión arterial continua. El principio del método de pinza de volumen es proporcionar dinámicamente presiones iguales, a ambos lados de la pared de una arteria. Al sujetar la arteria a un cierto volumen, la presión interna (presión intraarterial) equilibra la presión externa (presión del manguito del dedo). Peñáz decidió que el dedo era el sitio óptimo para aplicar este método de sujeción de volumen. El uso de manguitos para los dedos excluye la aplicación del dispositivo en pacientes sin vasoconstricción, como en la sepsis o en pacientes con vasopresores. [ cita requerida ]
En 1978, los científicos de BMI-TNO, la unidad de investigación de la Organización Holandesa para la Investigación Científica Aplicada de la Universidad de Ámsterdam , inventaron y patentaron una serie de elementos clave adicionales que hacen que la pinza de volumen funcione en la práctica clínica. Estos métodos incluyen el uso de luz infrarroja modulada en el sistema óptico dentro del sensor, el manguito de dedo liviano y fácil de envolver con fijación de velcro , un nuevo principio de válvula de control proporcional neumático y una estrategia de punto de ajuste para determinar y rastrear el volumen correcto al cual sujetar las arterias de los dedos: el sistema Physiocal. Un acrónimo de calibración fisiológica de las arterias de los dedos, este rastreador Physiocal resultó ser preciso, robusto y confiable. [ cita requerida ]
La metodología de Finapres se desarrolló para utilizar esta información para calcular la presión arterial a partir de los datos de presión del manguito de los dedos. Se desarrolló un algoritmo generalizado para corregir la diferencia de nivel de presión entre el dedo y la zona braquial de los pacientes. Esta corrección funcionó en todas las circunstancias en las que se probó, incluso cuando no estaba diseñada para ello, porque aplicaba principios fisiológicos generales. Este innovador método de reconstrucción de la forma de onda de la presión braquial se implementó por primera vez en el Finometer, el sucesor de Finapres que BMI-TNO introdujo en el mercado en 2000. [ cita requerida ]
La disponibilidad de una forma de onda de presión arterial continua, de alta fidelidad y calibrada abrió la perspectiva del cálculo latido a latido de la hemodinámica integrada, basada en dos nociones: la presión y el flujo están interrelacionados en cada sitio del sistema arterial por su la llamada impedancia característica. En el sitio aórtico proximal, el modelo de Windkessel de 3 elementos de esta impedancia se puede modelar con suficiente precisión en un paciente individual con edad, sexo, altura y peso conocidos. Según las comparaciones de monitores vasculares periféricos no invasivos, la utilidad clínica modesta se restringe a pacientes con circulación normal e invariante. [27]
Invasor
La monitorización invasiva de PP implica la inserción de un sensor de presión manométrica en una arteria, generalmente la arteria radial o femoral, y la medición continua de la forma de onda de PP. Esto se hace generalmente conectando el catéter a un dispositivo de procesamiento de señales con una pantalla. Luego, la forma de onda de PP se puede analizar para proporcionar mediciones del rendimiento cardiovascular. Los cambios en la función vascular, la posición de la punta del catéter o la amortiguación de la señal de forma de onda de presión afectarán la precisión de las lecturas. Las mediciones de PP invasivas se pueden calibrar o no calibrar. [ cita requerida ]
PP calibrado - PiCCO, LiDCO
PiCCO ( PULSION Medical Systems AG, Munich, Alemania) y PulseCO (LiDCO Ltd, Londres, Inglaterra) generan Q continua al analizar la forma de onda de PP arterial. En ambos casos, se requiere una técnica independiente para proporcionar la calibración del análisis Q continuo porque el análisis de PP arterial no puede dar cuenta de variables no medidas como la distensibilidad cambiante del lecho vascular. Se recomienda la recalibración después de cambios en la posición, terapia o condición del paciente. [ cita requerida ]
En PiCCO, la termodilución transpulmonar, que utiliza el principio de Stewart-Hamilton pero mide los cambios de temperatura desde la vía venosa central a una vía arterial central, es decir, la vía arterial femoral o axilar, se utiliza como técnica de calibración. El valor de Q derivado de la termodilución salina fría se utiliza para calibrar el contorno de PP arterial, que luego puede proporcionar una monitorización continua de Q. El algoritmo PiCCO depende de la morfología de la forma de onda de la presión arterial (análisis matemático de la forma de onda PP) y calcula la Q continua como lo describieron Wesseling y sus colegas. [28] La termodilución transpulmonar abarca el corazón derecho, la circulación pulmonar y el corazón izquierdo, lo que permite un análisis matemático adicional de la curva de termodilución y proporciona mediciones de los volúmenes de llenado cardíaco ( GEDV ), el volumen sanguíneo intratorácico y el agua pulmonar extravascular. La termodilución transpulmonar permite una calibración Q menos invasiva, pero es menos precisa que la termodilución PA y requiere una línea central venosa y arterial con los riesgos de infección que acompañan. [ cita requerida ]
En LiDCO, la técnica de calibración independiente es la dilución de cloruro de litio utilizando el principio de Stewart-Hamilton. La dilución de cloruro de litio utiliza una vena periférica y una línea arterial periférica. Al igual que PiCCO, se recomienda una calibración frecuente cuando hay un cambio en Q. [29] Los eventos de calibración tienen una frecuencia limitada porque implican la inyección de cloruro de litio y pueden estar sujetos a errores en presencia de ciertos relajantes musculares. El algoritmo PulseCO utilizado por LiDCO se basa en la derivación de la potencia del pulso y no depende de la morfología de la forma de onda. [ cita requerida ]
Análisis estadístico de la presión arterial - FloTrac / Vigileo
FloTrac / Vigileo ( Edwards Lifesciences ) es un monitor hemodinámico sin calibrar basado en análisis de contorno de pulso. Calcula el gasto cardíaco ( Q ) utilizando un catéter arterial estándar con un manómetro ubicado en la arteria femoral o radial. El dispositivo consta de un transductor de presión de alta fidelidad que, cuando se utiliza con un monitor de apoyo (monitor Vigileo o EV1000), deriva el gasto cardíaco del lado izquierdo ( Q ) a partir de una muestra de pulsaciones arteriales. El dispositivo utiliza un algoritmo basado en la ley del corazón de Frank-Starling , que establece que la presión del pulso (PP) es proporcional al volumen sistólico (SV). El algoritmo calcula el producto de la desviación estándar de la onda de presión arterial (AP) durante un período muestreado de 20 segundos y un factor de tono vascular (Khi o χ) para generar el volumen sistólico. La ecuación en forma simplificada es:, o, . Khi está diseñado para reflejar la resistencia arterial; la distensibilidad es una ecuación polinomial multivariante que cuantifica continuamente la distensibilidad arterial y la resistencia vascular. Khi hace esto analizando los cambios morfológicos de las formas de onda de la presión arterial poco a poco, basándose en el principio de que los cambios en la distensibilidad o la resistencia afectan la forma de la onda de la presión arterial. Al analizar la forma de dichas formas de onda, se evalúa el efecto del tono vascular, lo que permite el cálculo de SV. Entonces, Q se obtiene usando la ecuación ( 1 ). Solo se cuentan en FC los latidos perfundidos que generan una forma de onda arterial. [ cita requerida ]
Este sistema estima Q utilizando un catéter arterial existente con precisión variable. Estos monitores arteriales no requieren cateterismo intracardíaco desde un catéter de arteria pulmonar. Requieren una línea arterial y, por lo tanto, son invasivas. Al igual que con otros sistemas de forma de onda arterial, los tiempos cortos de configuración y adquisición de datos son beneficios de esta tecnología. Las desventajas incluyen su incapacidad para proporcionar datos sobre las presiones cardíacas del lado derecho o la saturación venosa mixta de oxígeno. [30] [31] La medición de la variación del volumen sistólico (SVV), que predice la capacidad de respuesta del volumen, es intrínseca a todas las tecnologías de forma de onda arterial. Se utiliza para gestionar la optimización de fluidos en pacientes quirúrgicos de alto riesgo o en estado crítico. Se ha publicado un programa de optimización fisiológica basado en principios hemodinámicos que incorpora los pares de datos SV y SVV. [32]
Los sistemas de monitorización arterial no pueden predecir cambios en el tono vascular; estiman cambios en la distensibilidad vascular. La medición de la presión en la arteria para calcular el flujo en el corazón es fisiológicamente irracional y de precisión cuestionable, [33] y de beneficio no comprobado. [34] La monitorización de la presión arterial es limitada en pacientes sin ventilación, en fibrilación auricular, en pacientes con vasopresores y en aquellos con un sistema autónomo dinámico como aquellos con sepsis. [29]
Sin calibrar, sin datos demográficos estimados previamente - PRAM
El método analítico de registro de presión (PRAM), estima Q a partir del análisis del perfil de onda de presión obtenido de un catéter arterial: acceso radial o femoral. Esta forma de onda PP se puede utilizar para determinar Q . Como la forma de onda se muestrea a 1000 Hz, la curva de presión detectada se puede medir para calcular el volumen de latido real latido a latido. A diferencia de FloTrac, no se necesitan valores constantes de impedancia de la calibración externa ni datos preestimados in vivo o in vitro .
PRAM ha sido validado frente a los métodos de referencia considerados en condiciones estables [35] y en varios estados hemodinámicos. [36] Puede usarse para monitorear pacientes pediátricos y con soporte mecánico. [37] [38]
PRAM: Eficiencia del ciclo cardíaco (CCE) proporciona valores hemodinámicos generalmente monitoreados, parámetros de respuesta a fluidos y una referencia exclusiva. Se expresa mediante un número puro que va de 1 (mejor) a -1 (peor) e indica el acoplamiento de la respuesta cardíaca-vascular general. La relación entre el rendimiento cardíaco y la energía consumida, representada como "índice de estrés" CCE, puede ser de suma importancia para comprender la evolución presente y futura del paciente. [39]
Cardiografía de impedancia
La cardiografía de impedancia (a menudo abreviada como ICG o bioimpedancia eléctrica torácica (TEB)) mide los cambios en la impedancia eléctrica en la región torácica durante el ciclo cardíaco. Una impedancia más baja indica un mayor volumen de líquido intratorácico y mayor flujo sanguíneo. Al sincronizar los cambios de volumen de líquido con los latidos del corazón, el cambio de impedancia se puede utilizar para calcular el volumen sistólico, el gasto cardíaco y la resistencia vascular sistémica. [40]
Se utilizan enfoques tanto invasivos como no invasivos. [41] La confiabilidad y validez del enfoque no invasivo ha ganado cierta aceptación, [42] [43] [44] [45] aunque no hay un acuerdo completo sobre este punto. [46] El uso clínico de este enfoque en el diagnóstico, pronóstico y terapia de una variedad de enfermedades continúa. [47]
El equipo ICG no invasivo incluye los productos Bio-Z Dx, [48] Niccomo, [49] y TEBCO de BoMed. [50] [51]
Dilución de ultrasonido
La dilución por ultrasonido (UD) utiliza solución salina normal (NS) a temperatura corporal como indicador introducido en un circuito extracorpóreo para crear una circulación auriculovetricular (AV) con un sensor de ultrasonido, que se utiliza para medir la dilución y luego calcular el gasto cardíaco con un algoritmo. Con este método se pueden calcular otras variables hemodinámicas, como el volumen total al final de la diástole (TEDV), el volumen sanguíneo central (CBV) y el volumen de circulación activa (ACVI). [ cita requerida ]
El método UD se introdujo por primera vez en 1995. [52] Se utilizó ampliamente para medir el flujo y los volúmenes con condiciones de circuitos extracorpóreos, como ECMO [53] [54] y hemodiálisis , [55] [56] liderando más de 150 revisados por pares Publicaciones. La UD ahora se ha adaptado a las unidades de cuidados intensivos (UCI) como el dispositivo COstatus. [57]
El método UD se basa en la dilución del indicador de ultrasonido. [58] La velocidad del ultrasonido en sangre (1560-1585 m / s) es una función de la concentración total de proteínas en sangre (sumas de proteínas en el plasma y en los glóbulos rojos) y la temperatura. La inyección de solución salina normal a temperatura corporal (la velocidad de ultrasonido de la solución salina es de 1533 m / s) en un bucle AV único disminuye la velocidad de ultrasonido en sangre y produce curvas de dilución. [ cita requerida ]
La UD requiere el establecimiento de una circulación extracorpórea a través de su bucle AV único con dos vías venosas centrales y arteriales preexistentes en pacientes de UCI. Cuando el indicador de solución salina se inyecta en el bucle AV, el sensor de pinza venoso en el bucle lo detecta antes de que entre en la aurícula derecha del corazón del paciente. Después de que el indicador atraviesa el corazón y los pulmones, la curva de concentración en la línea arterial se registra y se muestra en el monitor COstatus HCM101. El gasto cardíaco se calcula a partir del área de la curva de concentración utilizando la ecuación de Stewart-Hamilton. La UD es un procedimiento no invasivo que solo requiere una conexión al bucle AV y dos líneas de un paciente. La UD se ha especializado para su aplicación en pacientes pediátricos de UCI y se ha demostrado que es relativamente segura aunque invasiva y reproducible. [ cita requerida ]
Cardiometría eléctrica
La cardiometría eléctrica es un método no invasivo similar a la cardiografía de impedancia; ambos métodos miden la bioimpedancia eléctrica torácica (TEB). El modelo subyacente difiere entre los dos métodos; La cardiometría eléctrica atribuye el fuerte aumento de TEB latido a latido al cambio en la orientación de los glóbulos rojos. Se requieren cuatro electrodos de ECG estándar para medir el gasto cardíaco. La cardiometría eléctrica es un método registrado por Cardiotronic, Inc. y muestra resultados prometedores en una amplia gama de pacientes. Actualmente está aprobado en los EE. UU. Para su uso en adultos, niños y bebés. Los monitores de cardiometría eléctricos se han mostrado prometedores en pacientes quirúrgicos cardíacos posoperatorios, tanto en casos hemodinámicamente estables como inestables. [59]
Imagen de resonancia magnética
Contraste de fase codificado por velocidad La resonancia magnética (MRI) [60] es la técnica más precisa para medir el flujo en vasos grandes en mamíferos. Se ha demostrado que las mediciones de flujo de IRM son muy precisas en comparación con las mediciones realizadas con un vaso de precipitados y un temporizador, [61] y menos variables que el principio de Fick [62] y la termodilución. [63]
La resonancia magnética con codificación de velocidad se basa en la detección de cambios en la fase de precesión de protones . Estos cambios son proporcionales a la velocidad del movimiento de los protones a través de un campo magnético con un gradiente conocido. Cuando se utiliza una resonancia magnética con codificación de velocidad, el resultado son dos conjuntos de imágenes, una para cada punto temporal del ciclo cardíaco. Una es una imagen anatómica y la otra es una imagen en la que la intensidad de la señal en cada píxel es directamente proporcional a la velocidad del plano. La velocidad media en un vaso, es decir, la aorta o la arteria pulmonar , se cuantifica midiendo la intensidad media de la señal de los píxeles en la sección transversal del vaso y luego multiplicando por una constante conocida. El flujo se calcula multiplicando la velocidad media por el área de la sección transversal del recipiente. Estos datos de flujo se pueden utilizar en un gráfico de flujo en función del tiempo. El área bajo la curva de flujo versus tiempo para un ciclo cardíaco es el volumen sistólico. La duración del ciclo cardíaco se conoce y determina la frecuencia cardíaca; Q se puede calcular usando la ecuación ( 1 ). La resonancia magnética se usa típicamente para cuantificar el flujo durante un ciclo cardíaco como el promedio de varios latidos cardíacos. También es posible cuantificar el volumen sistólico en tiempo real latido por latido. [64]
Si bien la resonancia magnética es una herramienta de investigación importante para medir con precisión Q , actualmente no se utiliza clínicamente para la monitorización hemodinámica en entornos de emergencia o cuidados intensivos. A partir de 2015[actualizar], la medición del gasto cardíaco por resonancia magnética se utiliza de forma rutinaria en los exámenes clínicos de resonancia magnética cardíaca. [sesenta y cinco]
Método de dilución de tinte
El método de dilución del tinte se realiza inyectando rápidamente un tinte, verde de indocianina , en la aurícula derecha del corazón. El tinte fluye con la sangre hacia la aorta. Se inserta una sonda en la aorta para medir la concentración del tinte que sale del corazón a intervalos de tiempo iguales [0, T ] hasta que el tinte se ha aclarado. Sea c ( t) la concentración del tinte en el tiempo t . Al dividir los intervalos de tiempo de [0, T ] en subintervalos Δ t , la cantidad de tinte que fluye más allá del punto de medición durante el subintervalo de a es:
dónde es la tasa de flujo que se está calculando. La cantidad total de tinte es:
y, dejando , la cantidad de tinte es:
Así, el gasto cardíaco viene dado por:
donde la cantidad de tinte inyectado se conoce, y la integral se puede determinar usando las lecturas de concentración. [66]
El método de dilución de tinte es uno de los métodos más precisos para determinar el gasto cardíaco durante el ejercicio. El error de un único cálculo de los valores de gasto cardíaco en reposo y durante el ejercicio es inferior al 5%. Este método no permite la medición de cambios de "latido a latido" y requiere un gasto cardíaco estable durante aproximadamente 10 s durante el ejercicio y 30 s en reposo. [ cita requerida ]
Influencias
El gasto cardíaco está controlado principalmente por el requerimiento de oxígeno de los tejidos del cuerpo. A diferencia de otros sistemas de bombeo , el corazón es una bomba de demanda que no regula su propia producción. [67] Cuando el cuerpo tiene una alta demanda metabólica de oxígeno, aumenta el flujo controlado metabólicamente a través de los tejidos, lo que conduce a un mayor flujo de sangre de regreso al corazón, lo que conduce a un mayor gasto cardíaco.
La capacitancia, también conocida como distensibilidad, de los canales arteriovasculares que transportan la sangre también controla el gasto cardíaco. A medida que los vasos sanguíneos del cuerpo se expanden y contraen activamente, la resistencia al flujo sanguíneo disminuye y aumenta respectivamente. Las venas de paredes delgadas tienen aproximadamente dieciocho veces la capacidad de las arterias de paredes gruesas porque pueden transportar más sangre en virtud de ser más distensibles. [68]
De esta fórmula, está claro que los factores que afectan el volumen sistólico y la frecuencia cardíaca también afectan el gasto cardíaco. La figura de la derecha ilustra esta dependencia y enumera algunos de estos factores. En una figura posterior se proporciona una ilustración jerárquica más detallada .
La ecuación ( 1 ) revela que la FC y la VS son los principales determinantes del gasto cardíaco Q. En la figura de la derecha se ilustra una representación detallada de estos factores. Los principales factores que influyen en la FC son la inervación autónoma más el control endocrino . No se muestran los factores ambientales, como los electrolitos, los productos metabólicos y la temperatura. Los determinantes de la VS durante el ciclo cardíaco son la contractilidad del músculo cardíaco, el grado de precarga de la distensión miocárdica antes del acortamiento y la poscarga durante la eyección. [69] Otros factores, como los electrolitos, pueden clasificarse como agentes inotrópicos positivos o negativos. [70]
Respuesta cardiaca
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Significación clínica
Cuando Q aumenta en un individuo sano pero desentrenado, la mayor parte del aumento puede atribuirse a un aumento de la frecuencia cardíaca (FC). El cambio de postura, el aumento de la actividad del sistema nervioso simpático y la disminución de la actividad del sistema nervioso parasimpático también pueden aumentar el gasto cardíaco. La FC puede variar en un factor de aproximadamente 3, entre 60 y 180 latidos por minuto, mientras que el volumen sistólico (VS) puede variar entre 70 y 120 ml (2,5 y 4,2 onzas líquidas imp; 2,4 y 4,1 onzas líquidas estadounidenses), un factor de solo 1.7. [71] [72] [73]
Las enfermedades del sistema cardiovascular a menudo se asocian con cambios en Q , particularmente las enfermedades pandémicas hipertensión e insuficiencia cardíaca . El aumento de Q puede estar asociado con enfermedades cardiovasculares que pueden ocurrir durante la infección y la sepsis. La disminución de Q puede asociarse con miocardiopatía e insuficiencia cardíaca. [69] A veces, en presencia de enfermedad ventricular asociada con dilatación , la VDE puede variar. Un aumento de la VDE podría contrarrestar la dilatación del VI y la contracción deteriorada. De la ecuación ( 3 ), el gasto cardíaco resultante Q puede permanecer constante. La capacidad de medir con precisión Q es importante en la medicina clínica porque proporciona un mejor diagnóstico de anomalías y puede utilizarse para guiar el tratamiento adecuado. [74]
Valores de ejemplo
Volúmenes ventriculares | ||
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La medida | Ventrículo derecho | Ventrículo izquierdo |
Volumen telediastólico | 144 ml (± 23 ml) [75] | 142 ml (± 21 ml) [76] |
Volumen telediastólico / área de superficie corporal (ml / m 2 ) | 78 ml / m 2 (± 11 ml / m 2 ) [75] | 78 ml / m 2 (± 8,8 ml / m 2 ) [76] |
Volumen telesistólico | 50 ml (± 14 ml) [75] | 47 ml (± 10 ml) [76] |
Volumen telesistólico / área de superficie corporal (ml / m 2 ) | 27 ml / m 2 (± 7 ml / m 2 ) [75] | 26 ml / m 2 (± 5,1 ml / m 2 ) [76] |
Volumen sistólico | 94 ml (± 15 ml) [75] | 95 ml (± 14 ml) [76] |
Volumen sistólico / área de superficie corporal (ml / m 2 ) | 51 ml / m 2 (± 7 ml / m 2 ) [75] | 52 ml / m 2 (± 6,2 ml / m 2 ) [76] |
Fracción de eyección | 66% (± 6%) [75] | 67% (± 4,6%) [76] |
Ritmo cardiaco | 60-100 lpm [77] | 60-100 lpm [77] |
Salida cardíaca | 4,0–8,0 L / minuto [78] | 4,0–8,0 l L / minuto [78] |
Medidas relacionadas
Fracción de eyección
La fracción de eyección (FE) es un parámetro relacionado con la VS. La FE es la fracción de sangre expulsada por el ventrículo izquierdo (VI) durante la fase de contracción o eyección del ciclo cardíaco o sístole. Antes del inicio de la sístole, durante la fase de llenado o diástole, el VI se llena de sangre hasta la capacidad conocida como volumen telediastólico (VDE). Durante la sístole, el VI se contrae y expulsa sangre hasta que alcanza su capacidad mínima conocida como volumen sistólico final (ESV). No se vacía por completo. Las siguientes ecuaciones ayudan a traducir el efecto de FE y EDV en el gasto cardíaco Q, a través de SV.
( 3 )
Entrada cardíaca
El gasto cardíaco (IC) es la operación inversa del gasto cardíaco. Como el gasto cardíaco implica la expresión volumétrica de la fracción de eyección, el gasto cardíaco implica la fracción de inyección volumétrica (IF).
IF = volumen diastólico final (EDV) / volumen sistólico final (ESV)
El aporte cardíaco es un modelo matemático de diástole que se puede visualizar fácilmente. [ aclaración necesaria ]
Índice cardíaco
En todos los mamíferos en reposo de masa normal, el valor de CO es una función lineal de la masa corporal con una pendiente de 0,1 L / (min kg). [79] [80] La grasa tiene alrededor del 65% de la demanda de oxígeno por masa en comparación con otros tejidos corporales magros. Como resultado, el cálculo del valor normal de CO en un sujeto obeso es más complejo; no puede existir un único valor "normal" común de VS y CO para adultos. Todos los parámetros del flujo sanguíneo deben indexarse. Se acepta la convención para indexarlos por el Área de Superficie Corporal, BSA [m 2 ], por DuBois & DuBois Formula, una función de la altura y el peso:
Los parámetros indexados resultantes son el índice de carrera (SI) y el índice cardíaco (IC). El índice de accidente cerebrovascular, medido en ml / latido / m 2 , se define como
El índice cardíaco, medido en L / min / m 2 , se define como
La ecuación de CO ( 1 ) para los parámetros indexados cambia a lo siguiente.
( 2 )
El rango normal para estos parámetros de flujo sanguíneo indexados está entre 35 y 65 mL / latido / m 2 para SI y entre 2.5 y 4 L / (min m 2 ) para CI. [81]
Gasto cardíaco combinado
El gasto cardíaco combinado (CCO) es la suma de los resultados de los lados derecho e izquierdo del corazón. Es una medida útil en la circulación fetal , donde el gasto cardíaco de ambos lados del corazón trabaja parcialmente en paralelo por el foramen oval y el conducto arterioso , que irrigan directamente la circulación sistémica . [82]
Métodos históricos
Principio fick
El principio de Fick, descrito por primera vez por Adolf Eugen Fick en 1870, asume que la tasa de consumo de oxígeno es una función de la tasa de flujo sanguíneo y la tasa de oxígeno recogido por los glóbulos rojos. La aplicación del principio de Fick implica calcular el oxígeno consumido a lo largo del tiempo midiendo la concentración de oxígeno de la sangre venosa y arterial. Q se calcula a partir de estas medidas de la siguiente manera:
- Consumo de V O 2 por minuto utilizando un espirómetro (con el sujeto respirando aire de nuevo) y un absorbedor de CO 2
- el contenido de oxígeno de la sangre extraída de la arteria pulmonar (que representa sangre venosa mixta)
- el contenido de oxígeno de la sangre de una cánula en una arteria periférica (que representa la sangre arterial)
A partir de estos valores, sabemos que:
dónde
- C A es el contenido de oxígeno de la sangre arterial y,
- C V es el contenido de oxígeno de la sangre venosa.
Esto nos permite decir
y por lo tanto calcular Q . (C A - C V ) también se conoce como diferencia de oxígeno arteriovenoso . [83]
Si bien se considera el método más preciso para medir Q , el método de Fick es invasivo y requiere tiempo para el análisis de muestras, y es difícil obtener muestras precisas de consumo de oxígeno. Ha habido modificaciones en el método Fick donde el contenido de oxígeno respiratorio se mide como parte de un sistema cerrado y el oxígeno consumido se calcula usando un índice de consumo de oxígeno asumido, que se utiliza entonces para calcular Q . Otras variaciones utilizan gases inertes como trazadores y miden el cambio en las concentraciones de gas inspirado y expirado para calcular Q (Innocor, Innovision A / S, Dinamarca).
El cálculo del contenido de oxígeno arterial y venoso de la sangre es un proceso sencillo. Casi todo el oxígeno de la sangre está unido a las moléculas de hemoglobina de los glóbulos rojos. Medir el contenido de hemoglobina en la sangre y el porcentaje de saturación de hemoglobina (la saturación de oxígeno de la sangre) es un proceso simple y está fácilmente disponible para los médicos. Cada gramo de hemoglobina puede transportar 1,34 ml de O 2 ; el contenido de oxígeno de la sangre, ya sea arterial o venosa, se puede estimar utilizando la siguiente fórmula:
Termodilución de la arteria pulmonar (termodilución trans del corazón derecho)
El método indicador se desarrolló aún más reemplazando el tinte indicador con fluido calentado o enfriado. Los cambios de temperatura en lugar de la concentración de tinte se miden en los sitios de la circulación; este método se conoce como termodilución. El catéter de arteria pulmonar (CAP) introducido en la práctica clínica en 1970, también conocido como catéter de Swan-Ganz , proporciona acceso directo al corazón derecho para las mediciones de termodilución. La monitorización cardíaca continua e invasiva en las unidades de cuidados intensivos se ha eliminado en su mayoría. El PAC sigue siendo útil en el estudio del corazón derecho realizado en los laboratorios de cateterismo cardíaco. [ cita requerida ]
El PAC tiene la punta del globo y se infla, lo que ayuda a "navegar" el globo del catéter a través del ventrículo derecho para ocluir una pequeña rama del sistema de la arteria pulmonar. Luego se desinfla el globo. El método de termodilución PAC implica la inyección de una pequeña cantidad (10 ml) de glucosa fría a una temperatura conocida en la arteria pulmonar y medir la temperatura a una distancia conocida de 6 a 10 cm (2,4 a 3,9 pulgadas) utilizando el mismo catéter con temperatura sensores separados a una distancia conocida. [ cita requerida ]
El catéter Swan-Ganz de múltiples lúmenes, de importancia histórica, permite un cálculo reproducible del gasto cardíaco a partir de una curva de tiempo-temperatura medida, también conocida como curva de termodilución. La tecnología de termistor permitió las observaciones de que el CO bajo registra cambios de temperatura lentamente y el CO alto registra cambios de temperatura rápidamente. El grado de cambio de temperatura es directamente proporcional al gasto cardíaco. En este método único, generalmente se promedian tres o cuatro mediciones repetidas o pasadas para mejorar la precisión. [84] [85] Los catéteres modernos están equipados con filamentos calefactores que se calientan y miden de forma intermitente la curva de termodilución, proporcionando mediciones de Q en serie . Estos instrumentos promedian las mediciones durante 2 a 9 minutos dependiendo de la estabilidad de la circulación y, por lo tanto, no brindan un monitoreo continuo.
El uso de PAC puede complicarse por arritmias, infección, rotura de la arteria pulmonar y daño a la válvula cardíaca derecha. Estudios recientes en pacientes con enfermedades críticas, sepsis, insuficiencia respiratoria aguda e insuficiencia cardíaca sugieren que el uso del PAC no mejora los resultados de los pacientes. [5] [6] [7] Esta ineficacia clínica puede estar relacionada con su escasa precisión y sensibilidad, que se han demostrado en comparación con sondas de flujo en un rango seis veces mayor de valores de Q. [13] El uso de PAC está disminuyendo a medida que los médicos pasan a tecnologías menos invasivas y más precisas para monitorear la hemodinámica. [86]
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enlaces externos
- Entrenamiento en hemodinámica para personal médico junior
- La fisiología general del sistema cardiovascular
- Los determinantes del gasto cardíaco (video en línea)
- Principios básicos de fisiología cardíaca