Gasto cardíaco

Medición de la sangre bombeada por el corazón

Los principales factores que influyen en el gasto cardíaco son la frecuencia cardíaca y el volumen sistólico, ambos variables. ^[1]

En fisiología cardíaca , el gasto cardíaco ( GC ), también conocido como gasto cardíaco y a menudo denotado por los símbolos , , o , ^[2] es la tasa de flujo volumétrico de la salida de bombeo del corazón : es decir, el volumen de sangre que bombea un solo ventrículo del corazón, por unidad de tiempo (generalmente medido por minuto). 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 (VS), que es el volumen de sangre bombeada desde el ventrículo izquierdo por latido; dando así la fórmula: ${\displaystyle Q}$ ${\displaystyle {\dot {Q}}}$ ${\displaystyle {\dot {Q}}_{c}}$

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

Los valores del gasto cardíaco se expresan habitualmente en l/min. En una persona sana que pesa 70 kg, el gasto cardíaco en reposo es en promedio 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 que llega a las distintas partes del cuerpo, es un componente importante de la eficiencia 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, lo 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, lo que da la fórmula:

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

Con un gasto cardíaco en reposo de 5 l/min, un aporte de oxígeno "normal" es de alrededor de 1 l/min. La cantidad/porcentaje del oxígeno circulante consumido (VO2 ₎ por minuto a través del metabolismo varía según el nivel de actividad, pero en reposo es de alrededor del 25% del DO2 _. El ejercicio físico requiere un nivel de consumo de oxígeno superior al de reposo para soportar una mayor actividad muscular. En el caso de la insuficiencia cardíaca , el CO real puede ser insuficiente para soportar incluso las actividades sencillas de la vida diaria; ni puede aumentar lo suficiente para satisfacer las mayores demandas metabólicas derivadas incluso del ejercicio moderado.

El gasto cardíaco es un parámetro global del flujo sanguíneo 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 y desventajas, como se describe a continuación.

Tendencia de la presión venosa central como consecuencia de las variaciones del gasto cardíaco. Las tres funciones indican la tendencia en las condiciones fisiológicas (en el centro), en las de precarga disminuida (p. ej. en hemorragia , curva inferior) y en las de precarga aumentada (p. ej. tras transfusión , curva superior).

Definición

La función del corazón es impulsar la sangre a través del sistema circulatorio en un ciclo que lleva oxígeno, nutrientes y sustancias químicas a las células del cuerpo y elimina los desechos celulares. Debido a que bombea toda la sangre que regresa a él desde el sistema venoso , la cantidad de sangre que regresa al corazón determina efectivamente la cantidad de sangre que bombea el corazón: su gasto cardíaco, Q. El gasto cardíaco se define clásicamente junto con el volumen sistólico (VS) y la frecuencia cardíaca (FC) como: ^{[ cita requerida ]}

Para 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 (BSA), lo que da lugar al índice cardíaco (IC). Esto se detalla en la ecuación ( 2 ) a continuación.

Medición

Existen 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% a lo largo de un solo ciclo respiratorio. ^{[ cita requerida ]} Por lo tanto, el gasto cardíaco debe medirse en puntos espaciados uniformemente a lo largo de un solo ciclo o promediarse a lo largo de varios ciclos. ^{[ cita requerida ]}

Los métodos invasivos están bien aceptados, pero cada vez hay más pruebas de que no son precisos ni eficaces para orientar la terapia. En consecuencia, cada vez se presta más atención al desarrollo de métodos no invasivos. ^{[5] [6] [7]}

Ultrasonido Doppler

Señal Doppler en el tracto de salida del ventrículo izquierdo: Integral de velocidad-tiempo (VTI)

Este método utiliza el 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 ultrasónicas que regresan. Este cambio se puede utilizar para calcular la velocidad y el volumen del flujo y, en definitiva, el gasto cardíaco, utilizando las siguientes ecuaciones: ^{[ cita requerida ]}

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

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 velocidad-tiempo del trazo 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 ultrasonidos. Las mediciones por ultrasonidos bidimensionales (2D) y 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 ( volumen sistólico , SV). El resultado luego 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 amplia 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; otras son la variación latido a latido en el volumen sistólico y las 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 GC del lado derecho. Aunque se utiliza ampliamente, la técnica requiere mucho tiempo y está limitada por la reproducibilidad de sus elementos componentes. En la forma en que se utiliza en la práctica clínica, la precisión del VS y el GC es del orden de ±20%. ^{[ cita requerida ]}

Transcutáneo

El monitor de gasto cardíaco ultrasónico (USCOM) utiliza Doppler de onda continua para medir el perfil de flujo Doppler VTI. Utiliza la antropometría para calcular los diámetros de la válvula aórtica y pulmonar y las áreas de superficie corporal, lo que permite mediciones de Q del lado derecho e izquierdo . En comparación con el método ecocardiográfico, USCOM mejora significativamente la reproducibilidad y aumenta la sensibilidad de la 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 e izquierdo , simplificando la operación y reduciendo el tiempo de adquisición en comparación con la ecocardiografía convencional. USCOM ha sido validado desde 0,12 L/min hasta 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 de la sonda de flujo implantable. ^[13] Esta precisión ha garantizado altos niveles de uso clínico en afecciones que incluyen sepsis, insuficiencia cardíaca e hipertensión. ^{[14] [15] [16]}

Transesofágico

Una sonda de ecocardiograma transesofágico.

El Doppler transesofágico incluye dos tecnologías principales: el ecocardiograma transesofágico , que se utiliza principalmente con fines diagnósticos, y la monitorización Doppler esofágica , que se utiliza principalmente para la monitorización clínica del gasto cardíaco. Esta última 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 medio torácico, 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 utiliza ampliamente para el manejo de líquidos durante la cirugía con evidencia de un mejor resultado para el paciente, ^{[17] [18] [19] [20] [21] [22] [23] [24]} y ha sido recomendado por el Instituto Nacional de Salud y Excelencia Clínica ( NICE ) del Reino Unido. ^[25] La monitorización Doppler esofágica mide la velocidad de la sangre y no la Q real , por lo que 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 utilizar esta información para calcular el rendimiento cardíaco. Sin embargo, cualquier medición de la arteria incluye cambios en la presión asociados con cambios en la función arterial, por ejemplo, la compliancia y la impedancia. Se supone que los cambios fisiológicos o terapéuticos en el diámetro de los vasos reflejan cambios en Q . Los métodos PP miden 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 con otro método de medición de Q y luego monitoreando la forma de onda PP. Idealmente, la forma de onda 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 pinzar 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 lugar óptimo para aplicar este método de pinza de volumen. El uso de manguitos para los dedos excluye el dispositivo de su aplicación en pacientes sin vasoconstricción, como en casos de sepsis o en pacientes que toman 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 para el dedo ligero y fácil de envolver con fijación de velcro , un nuevo principio de válvula de control proporcional neumática y una estrategia de punto de ajuste para determinar y rastrear el volumen correcto con el que pinzar las arterias del dedo: el sistema Physiocal. Este rastreador Physiocal, un acrónimo de calibración fisiológica de las arterias del dedo, resultó ser preciso, robusto y confiable. ^{[ cita requerida ]}

La metodología Finapres se desarrolló para utilizar esta información para calcular la presión arterial a partir de los datos de presión del manguito de dedo. Se desarrolló un algoritmo generalizado para corregir la diferencia de nivel de presión entre el dedo y el sitio braquial en 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 Finómetro, 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 calibrada, continua y de alta fidelidad 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 denominada impedancia característica. En el sitio aórtico proximal, el modelo Windkessel de 3 elementos de esta impedancia se puede modelar con suficiente precisión en un paciente individual con edad, sexo, altura y peso conocidos. De acuerdo con las comparaciones de monitores vasculares periféricos no invasivos, la utilidad clínica modesta se limita a pacientes con circulación normal e invariable. ^[27]

Invasor

La monitorización invasiva de la presión arterial consiste en insertar un sensor de presión manómetro en una arteria (normalmente la arteria radial o femoral ) y medir continuamente la forma de onda de la presión arterial. Esto se hace generalmente conectando el catéter a un dispositivo de procesamiento de señales con una pantalla. La forma de onda de la presión arterial puede analizarse para proporcionar mediciones del rendimiento cardiovascular. Los cambios en la función vascular, la posición de la punta del catéter o la atenuación de la señal de la forma de onda de la presión afectarán la precisión de las lecturas. Las mediciones invasivas de la presión arterial pueden calibrarse o no. ^{[ cita requerida ]}

PP calibrado – PiCCO, LiDCO

PiCCO (PULSION Medical Systems AG, Múnich, Alemania) y PulseCO (LiDCO Ltd, Londres, Inglaterra) generan un Q continuo mediante el análisis de la forma de onda de la presión arterial pulmonar. En ambos casos, se requiere una técnica independiente para calibrar el análisis de Q continuo , ya que el análisis de la presión arterial pulmonar no puede tener en cuenta variables no medidas, como la adaptación cambiante del lecho vascular. Se recomienda recalibrar después de cambios en la posición, la terapia o el estado del paciente. ^{[ cita requerida ]}

En PiCCO, la termodilución transpulmonar, que utiliza el principio de Stewart-Hamilton pero mide los cambios de temperatura desde la línea venosa central a una línea arterial central, es decir, la línea arterial femoral o axilar, se utiliza como técnica de calibración. El valor Q derivado de la termodilución con solución salina fría se utiliza para calibrar el contorno de PP arterial, que luego puede proporcionar un monitoreo continuo 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 de PP) y calcula Q continuo como lo describen Wesseling y 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 brinda mediciones de volúmenes de llenado cardíaco ( GEDV ), volumen sanguíneo intratorácico y agua pulmonar extravascular. La termodilución transpulmonar permite una calibración Q menos invasiva pero es menos precisa que la termodilución PA y requiere una línea venosa y arterial central con los riesgos de infección que conlleva. ^{[ 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 en 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 no calibrado basado en el análisis del contorno del 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 de Frank-Starling del corazón , 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 (PA) durante un período de muestra 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 polinómica multivariada 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 bit a bit, basándose en el principio de que los cambios en la compliancia o la resistencia afectan la forma de la forma de 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. Luego, Q se deriva utilizando la ecuación ( 1 ). Solo los latidos perfundidos que generan una forma de onda arterial se contabilizan en la frecuencia cardíaca. ^{[ cita requerida ]} ${\textstyle SV=\mathrm {std} (AP)\cdot \chi }$ ${\textstyle BP\cdot k\mathrm {\ (constant)} }$

Este sistema calcula el Q utilizando un catéter arterial existente con precisión variable. Estos monitores arteriales no requieren cateterización intracardíaca a partir de un catéter de arteria pulmonar. Requieren una línea arterial y, por lo tanto, son invasivos. Al igual que con otros sistemas de forma de onda arterial, los tiempos cortos de configuración y adquisición de datos son ventajas de esta tecnología. Las desventajas incluyen su incapacidad para proporcionar datos sobre las presiones del corazón derecho o la saturación de oxígeno venoso mixto. ^{[30] [31]} La medición de la variación del volumen sistólico (VVS), que predice la 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 o en estado crítico de alto riesgo. Se ha publicado un programa de optimización fisiológica basado en principios hemodinámicos que incorpora los pares de datos VS y VVS. ^[32]

Los sistemas de monitorización arterial no pueden predecir los cambios en el tono vascular; estiman los cambios en la compliancia vascular. La medición de la presión en la arteria para calcular el flujo en el corazón es fisiológicamente irracional y de una precisión cuestionable ^[33] , y su beneficio no está demostrado. ^[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 los que padecen sepsis. ^[29]

Datos demográficos no calibrados y preestimados – PRAM

El método analítico de registro de presión (PRAM) calcula 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 sistólico real latido a latido. A diferencia de FloTrac, no se necesitan valores constantes de impedancia de calibración externa ni datos in vivo o in vitro estimados previamente . ^{[ cita requerida ]}

La PRAM se ha validado frente a los métodos considerados como estándar de oro en condiciones estables ^[35] y en varios estados hemodinámicos. ^[36] Se puede utilizar para monitorizar a pacientes pediátricos y con asistencia mecánica. ^{[37] [38]}

Los valores hemodinámicos generalmente controlados, los parámetros de respuesta a los fluidos y una referencia exclusiva son proporcionados por PRAM: Cardiac Cycle Efficiency (CCE). Se expresa mediante un número puro que va de 1 (mejor) a -1 (peor) e indica el acoplamiento de la respuesta vascular y cardíaca general. La relación entre el rendimiento cardíaco y la energía consumida, representada como CCE "índice de estrés", 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 a lo largo de la región torácica a lo largo del ciclo cardíaco. Una impedancia más baja indica un mayor volumen de líquido intratorácico y flujo sanguíneo. Al sincronizar los cambios de volumen de líquido con el latido del corazón, el cambio en la impedancia se puede utilizar para calcular el volumen sistólico, el gasto cardíaco y la resistencia vascular sistémica. ^[40]

Se utilizan tanto enfoques invasivos como no invasivos. ^[41] La fiabilidad y validez del enfoque no invasivo ha ganado cierta aceptación, ^{[42] [43] [44] [45]} aunque no hay un acuerdo total sobre este punto. ^[46] El uso clínico de este enfoque en el diagnóstico, pronóstico y terapia de una variedad de enfermedades continúa. ^[47]

Los equipos ICG no invasivos incluyen el Bio-Z Dx, ^[48] el Niccomo, ^[49] y los productos TEBCO de BoMed. ^{[50] [51]}

Dilución por ultrasonido

La dilución por ultrasonidos (UD) utiliza solución salina normal (NS) a temperatura corporal como indicador introducida en un circuito extracorpóreo para crear una circulación auriculoventricular (AV) con un sensor de ultrasonidos, que se utiliza para medir la dilución y luego calcular el gasto cardíaco utilizando un algoritmo patentado. Se pueden calcular otras variables hemodinámicas, como el volumen total de fin de diástole (TEDV), el volumen sanguíneo central (CBV) y el volumen de circulación activa (ACVI) utilizando este método. ^{[ cita requerida ]}

El método UD se introdujo por primera vez en 1995. ^[52] Se utilizó ampliamente para medir el flujo y los volúmenes en condiciones de circuitos extracorpóreos, como ECMO ^{[53] [54]} y hemodiálisis , ^{[55] [56]} y generó más de 150 publicaciones revisadas por pares. El 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 ultrasonidos. ^[58] La velocidad de ultrasonidos en la sangre (1560–1585 m/s) es una función de la concentración total de proteínas en la sangre (suma 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 ultrasonidos de la solución salina es de 1533 m/s) en un único bucle AV disminuye la velocidad de ultrasonidos en la sangre y produce curvas de dilución. ^{[ cita requerida ]}

La UD requiere el establecimiento de una circulación extracorpórea a través de su circuito AV único con dos líneas arteriales y venosas centrales preexistentes en pacientes de la UCI. Cuando el indicador de solución salina se inyecta en el circuito AV, el sensor de pinza venosa del circuito lo detecta antes de que entre en la aurícula derecha del corazón del paciente. Después de que el indicador atraviesa el corazón y el pulmón, 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 circuito AV y dos líneas de un paciente. La UD se ha especializado para su aplicación en pacientes pediátricos de la 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 (BET). El modelo subyacente difiere entre los dos métodos; la cardiometría eléctrica atribuye el aumento pronunciado de la BET latido a latido al cambio en la orientación de los glóbulos rojos. Se requieren cuatro electrodos de ECG estándar para la medición del 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 eléctrica han demostrado ser prometedores en pacientes quirúrgicos cardíacos posoperatorios, tanto en casos hemodinámicamente estables como inestables. ^[59]

Imágenes por resonancia magnética

La resonancia magnética (RM) con contraste de fase codificado por velocidad ^[60] es la técnica más precisa para medir el flujo en los vasos grandes de los mamíferos. Se ha demostrado que las mediciones de flujo mediante RM son muy precisas en comparación con las mediciones realizadas con un vaso de precipitados y un cronómetro ^[61] y menos variables que el principio de Fick ^[62] y la termodilución ^{[63] .}

La resonancia magnética codificada por 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 la resonancia magnética codificada por velocidad, el resultado son dos conjuntos de imágenes, uno para cada punto de tiempo en el 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 a través del plano. La velocidad media en un vaso, es decir, la aorta o la arteria pulmonar , se cuantifica midiendo la intensidad de la señal media de los píxeles en la sección transversal del vaso y luego multiplicándola por una constante conocida. El flujo se calcula multiplicando la velocidad media por el área de la sección transversal del vaso. Estos datos de flujo se pueden utilizar en un gráfico de flujo versus tiempo. El área bajo la curva de flujo versus tiempo para un ciclo cardíaco es el volumen sistólico. La longitud del ciclo cardíaco es conocida y determina la frecuencia cardíaca; Q se puede calcular utilizando la ecuación ( 1 ). La resonancia magnética se utiliza habitualmente para cuantificar el flujo a lo largo de un ciclo cardíaco como el promedio de varios latidos cardíacos. También es posible cuantificar el volumen sistólico en tiempo real, latido a latido. ^[64]

Si bien la resonancia magnética es una herramienta de investigación importante para medir con precisión el Q , actualmente no se utiliza clínicamente para el control hemodinámico en situaciones de urgencia o cuidados intensivos. A partir de 2015 ^[actualizar], la medición del gasto cardíaco mediante resonancia magnética se utiliza de forma rutinaria en los exámenes clínicos de resonancia magnética cardíaca. ^[65]

Método de dilución del tinte

El método de dilución del colorante se realiza inyectando rápidamente un colorante, verde de indocianina , en la aurícula derecha del corazón. El colorante fluye con la sangre hacia la aorta. Se inserta una sonda en la aorta para medir la concentración del colorante que sale del corazón en intervalos de tiempo iguales [0, T ] hasta que el colorante se haya aclarado. Sea c ( t) la concentración del colorante en el tiempo t . Al dividir los intervalos de tiempo desde [0, T ] en subintervalos Δ t , la cantidad de colorante que fluye más allá del punto de medición durante el subintervalo desde hasta es: ${\displaystyle t=t_{i-1}}$ ${\displaystyle t=t_{i}}$

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

donde es la velocidad de flujo que se está calculando. La cantidad total de tinte es: ${\displaystyle F}$

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

y, dejando , la cantidad de colorante es: ${\displaystyle n\rightarrow \infty }$

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

Así, el gasto cardíaco viene dado por:

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

donde se conoce la cantidad de tinte inyectado y la integral se puede determinar utilizando las lecturas de concentración. ^[66] ${\displaystyle A}$

El método de dilución de colorante es uno de los métodos más precisos para determinar el gasto cardíaco durante el ejercicio. El error de un solo cálculo de los valores de gasto cardíaco en reposo y durante el ejercicio es inferior al 5 %. Este método no permite medir los cambios "latido a latido" y requiere un gasto cardíaco estable durante aproximadamente 10 s durante el ejercicio y 30 s en reposo. ^{[ cita requerida ]}

Factores que influyen en el gasto cardíaco

Resumen jerárquico de los principales factores que influyen en el gasto cardíaco.

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 propio gasto. ^[67] Cuando el cuerpo tiene una alta demanda metabólica de oxígeno, el flujo controlado metabólicamente a través de los tejidos aumenta, lo que conduce a un mayor flujo de sangre de regreso al corazón, lo que genera un mayor gasto cardíaco.

La capacidad, también conocida como compliancia, 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 unas 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 se desprende claramente que los factores que afectan al volumen sistólico y a la frecuencia cardíaca también afectan al gasto cardíaco. La figura de la derecha ilustra esta dependencia y enumera algunos de estos factores. En una figura posterior se ofrece una ilustración jerárquica más detallada.

La ecuación ( 1 ) revela que la frecuencia cardíaca y el volumen sistólico son los determinantes principales del gasto cardíaco Q. En la figura de la derecha se ilustra una representación detallada de estos factores. Los factores principales que influyen en la frecuencia cardíaca 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 del volumen sistólico 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 cardíaca

Importancia clínica

Cuando la Q aumenta en un individuo sano pero no entrenado, 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 imperiales; 2,4 y 4,1 onzas líquidas estadounidenses), un factor de solo 1,7. ^{[71] [72] [73]}

Las enfermedades del sistema cardiovascular suelen estar asociadas a cambios en Q , en particular las enfermedades pandémicas hipertensión e insuficiencia cardíaca . Un aumento de Q puede estar asociado a enfermedades cardiovasculares que pueden ocurrir durante infecciones y sepsis. Un descenso de Q puede estar asociado a miocardiopatía e insuficiencia cardíaca. ^[69] A veces, en presencia de enfermedad ventricular asociada a dilatación , el EDV puede variar. Un aumento en el EDV podría contrarrestar la dilatación del VI y la contracción deteriorada. A partir de la ecuación ( 3 ), el gasto cardíaco resultante Q puede permanecer constante. La capacidad de medir con precisión Q es importante en medicina clínica porque permite un mejor diagnóstico de anomalías y puede utilizarse para guiar el tratamiento adecuado. ^[74]

Valores de ejemplo

Medidas relacionadas

Fracción de eyección

La fracción de eyección (FE) es un parámetro relacionado con el VS. La FE es la fracción de sangre eyectada 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 ( diástole ), el VI se llena de sangre hasta la capacidad conocida como volumen telediastólico (VTD). Durante la sístole, el VI se contrae y eyecta sangre hasta que alcanza su capacidad mínima conocida como volumen telesistólico (VTS). No se vacía por completo. Las siguientes ecuaciones ayudan a traducir el efecto de la FE y el VTD en el gasto cardíaco Q, a través del VS.

Entrada cardíaca

El gasto cardíaco (IC) es la operación inversa del gasto cardíaco. Así como el gasto cardíaco implica la expresión volumétrica de la fracción de eyección, el gasto cardíaco implica la fracción de inyección volumétrica (FI).

IF = volumen diastólico final (VTD) / volumen sistólico final (VTS)

El gasto cardíaco es un modelo matemático de la 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 SV y CO para adultos. Todos los parámetros del flujo sanguíneo deben indexarse. Es una convención aceptada indexarlos por el área de superficie corporal, BSA [m ² ], mediante la Fórmula de DuBois y DuBois, una función de la altura y el peso:

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

Los parámetros indexados resultantes son el índice sistólico (IS) y el índice cardíaco (IC). El índice sistólico, medido en ml/latido/m2 ^, se define como

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

El índice cardíaco, medido en L/(min m ² ), se define como $${\displaystyle CI_{\mathrm {[L/min/{m}^{2}]} }={\frac {CO_{\mathrm {[L/min]} }}{BSA_{\mathrm {[{m}^{2}]} }}}}$$

La ecuación CO ( 1 ) para los parámetros indexados cambia entonces a la siguiente.

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 es la suma de los gastos de los lados derecho e izquierdo del corazón. Es una medida útil en la circulación fetal , donde los gastos cardíacos de ambos lados del corazón funcionan en parte en paralelo a través del foramen oval y el conducto arterioso , que irrigan directamente la circulación sistémica . ^[82]

Métodos históricos

Principio de fick

Una ilustración de cómo se realiza la espirometría.

El principio de Fick, descrito por primera vez por Adolf Eugen Fick en 1870, supone que la tasa de consumo de oxígeno es una función de la tasa de flujo sanguíneo y de la tasa de oxígeno captado 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 en la sangre venosa y arterial. Q se calcula a partir de estas mediciones de la siguiente manera:

• _{Consumo de} VO2 por minuto utilizando un espirómetro ( con el sujeto re-inhalando aire) y un absorbedor _de CO2
• El contenido de oxígeno de la sangre extraída de la arteria pulmonar (que representa la sangre venosa mixta).
• el contenido de oxígeno de la sangre de una cánula en una arteria periférica (que representa la sangre arterial)

De estos valores sabemos que:

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

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

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

y por lo tanto calcular Q. ( C _A – C _V ) también se conoce como la diferencia arteriovenosa de oxígeno . ^{[ cita requerida ]}

Aunque se considera el método más preciso para medir Q , el método Fick es invasivo y requiere tiempo para el análisis de la muestra, y es difícil obtener muestras precisas del consumo de oxígeno. Se han realizado modificaciones al método Fick en las que se mide el contenido de oxígeno respiratorio como parte de un sistema cerrado y se calcula el oxígeno consumido utilizando un índice de consumo de oxígeno supuesto, que luego se utiliza para calcular Q. Otras variaciones utilizan gases inertes como trazadores y miden el cambio en las concentraciones de gas inspirado y espirado 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 ligado a las moléculas de hemoglobina de los glóbulos rojos. Medir el contenido de hemoglobina en la sangre y el porcentaje de saturación de la hemoglobina (la saturación de oxígeno de la sangre) es un proceso sencillo y de fácil acceso 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:

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

Termodilución de la arteria pulmonar (termodilución trans-corazón derecho)

Diagrama del catéter de la arteria pulmonar (PAC)

El método del indicador se desarrolló aún más al reemplazar el colorante indicador por un líquido calentado o enfriado. Los cambios de temperatura, en lugar de la concentración del colorante, se miden en los sitios de la circulación; este método se conoce como termodilución. El catéter de la arteria pulmonar (CAP) introducido en la práctica clínica en 1970, también conocido como catéter Swan-Ganz , proporciona acceso directo al corazón derecho para mediciones de termodilución. La monitorización cardíaca invasiva continua en las unidades de cuidados intensivos se ha eliminado en su mayor parte. El PAC sigue siendo útil en el estudio del corazón derecho realizado en laboratorios de cateterismo cardíaco. ^{[ cita requerida ]}

El catéter PAC tiene una punta con un globo y se infla, lo que ayuda a que el globo del catéter "navegue" a través del ventrículo derecho para ocluir una pequeña rama del sistema de la arteria pulmonar. Luego, el globo se desinfla. El método de termodilución del PAC implica la inyección de una pequeña cantidad (10 ml) de glucosa fría a una temperatura conocida en la arteria pulmonar y la medición de la temperatura a una distancia conocida de 6 a 10 cm (2,4 a 3,9 pulgadas) utilizando el mismo catéter con sensores de temperatura separados a una distancia conocida. ^{[ cita requerida ]}

El catéter multilumen Swan-Ganz, históricamente significativo, permite el 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 un CO bajo registra un cambio de temperatura lento y un CO alto registra un cambio de temperatura rápido. El grado de cambio de temperatura es directamente proporcional al gasto cardíaco. En este método único, generalmente se promedian tres o cuatro mediciones o pases repetidos para mejorar la precisión. ^{[83] [84]} Los catéteres modernos están equipados con filamentos de calentamiento que se calientan intermitentemente y miden la curva de termodilución, lo que proporciona mediciones Q en serie . Estos instrumentos promedian las mediciones durante 2 a 9 minutos según la estabilidad de la circulación y, por lo tanto, no proporcionan un monitoreo continuo.

El uso del PAC puede complicarse por arritmias, infecciones, ruptura 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 del paciente. ^{[5] [6] [7]} Esta ineficacia clínica puede estar relacionada con su baja precisión y sensibilidad, que se ha demostrado mediante la comparación con las sondas de flujo en un rango de valores Q de seis veces . ^[13] El uso del PAC está en declive a medida que los médicos pasan a tecnologías menos invasivas y más precisas para monitorear la hemodinámica. ^[85]

Véase también

• Arthur Guyton
• Retorno venoso
• Presión auricular derecha
• Presión venosa central

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Enlaces externos

• Capacitación en hemodinámica para personal médico junior Archivado el 11 de diciembre de 2022 en Wayback Machine.
• La fisiología macroscópica del sistema cardiovascular
• Los determinantes del gasto cardíaco (video en línea)
• Principios básicos de fisiología cardíaca Archivado el 4 de junio de 2023 en Wayback Machine