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Articulo de referencia

Gasto cardíaco

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 (...

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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 símbolosQ{\displaystyle Q},Q˙{\displaystyle {\dot {Q}}}, oQ˙do{\displaystyle {\dot {Q}}_{c}}, [ 2 ] es el flujo volumétrico de la actividad de bombeo del corazón : es decir, el volumen de sangre bombeado por 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 bombeado desde el ventrículo izquierdo por latido; lo que da como resultado la fórmula:

doO=HR×SV{\displaystyle CO=HR\times SV}[ 3 ]

El gasto cardíaco se suele expresar en litros por minuto (L/min). En una persona sana que pesa 70  kg, el gasto cardíaco en reposo es de aproximadamente 5 L/min; suponiendo una frecuencia cardíaca de 70 latidos por minuto, el volumen sistólico sería de aproximadamente 70 ml.

Dado 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 necesidades del organismo para mantener una perfusión tisular adecuada . Los tejidos corporales requieren un suministro continuo de oxígeno, lo que exige 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 (DO₂ mL /min) es el resultado del flujo sanguíneo (gasto cardíaco CO) multiplicado por el contenido de oxígeno en sangre (CaO₂ ) . Matemáticamente, esto se calcula de la siguiente manera: suministro de oxígeno = gasto cardíaco × contenido de oxígeno arterial, lo que da como resultado la fórmula:

DO2=doO×doaO2{\displaystyle D_{O2}=CO\times C_{a}O2}[ 4 ]

Con un gasto cardíaco en reposo de 5 L/min, un suministro 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 aproximadamente el 25% del DO₂ . El ejercicio físico requiere un nivel de consumo de oxígeno superior al de reposo para mantener una mayor actividad muscular. El ejercicio aeróbico regular puede inducir adaptaciones fisiológicas como una mejora del volumen sistólico y la eficiencia miocárdica que aumentan el gasto cardíaco. [ 5 ] En el caso de insuficiencia cardíaca , el CO₂ real puede ser insuficiente para mantener incluso las actividades simples de la vida diaria; tampoco 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 invasivos como no invasivos; cada uno tiene sus ventajas e inconvenientes, como se describe a continuación.

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

Definición

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

Para estandarizar los valores de gasto cardíaco (GC) que se consideran dentro del rango normal, independientemente del tamaño corporal del sujeto, la convención aceptada consiste en indexar aún más la ecuación ( 1 ) utilizando la superficie corporal (SC), lo que da lugar al índice cardíaco (IC). Esto se detalla en la ecuación ( 2 ) a continuación.

Medición

Existen diversos métodos clínicos para medir el gasto cardíaco, desde el cateterismo intracardíaco directo hasta la medición no invasiva del pulso arterial. Cada método presenta ventajas e inconvenientes. La comparación relativa se ve limitada por la ausencia de un método de referencia ampliamente aceptado. El gasto cardíaco también puede verse afectado significativamente por la fase respiratoria: los cambios en la 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 un 50 % en un solo ciclo respiratorio. Por consiguiente, el gasto cardíaco debe medirse en puntos equidistantes a lo largo de un ciclo o promediarse a lo largo de varios ciclos.

Los métodos invasivos son ampliamente aceptados, pero cada vez hay más evidencia de que no son ni precisos ni eficaces para guiar la terapia. En consecuencia, el interés por el desarrollo de métodos no invasivos está creciendo. [ 6 ] [ 7 ] [ 8 ]

ecografía Doppler

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

Este método utiliza ultrasonido y el efecto Doppler para medir el gasto cardíaco. La velocidad de la sangre a través del corazón provoca un desplazamiento Doppler en la frecuencia de las ondas ultrasónicas reflejadas. Este desplazamiento se puede utilizar para calcular la velocidad y el volumen del flujo, y, por lo tanto, el gasto cardíaco, mediante las siguientes ecuaciones:

  • Q=SV×HR{\displaystyle Q=SV\times HR}
  • SV=VTI×doSA{\displaystyle SV=VTI\times CSA}
  • doSA=πr2{\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 de la traza del perfil de flujo Doppler.

Al ser una técnica no invasiva, precisa y económica, la ecografía Doppler forma parte de la práctica clínica habitual; posee altos niveles de fiabilidad y reproducibilidad, y se utiliza clínicamente desde la década de 1960.

Ecocardiografía

La ecocardiografía es un método no invasivo para cuantificar el gasto cardíaco mediante ultrasonido. Se utilizan mediciones ecográficas bidimensionales (2D) y Doppler para calcular el gasto cardíaco. La medición 2D del diámetro (d) del anillo aórtico permite calcular el área de 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 , VS). 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. [ 9 ] Se dice que requiere una formación y habilidad extensas, pero los pasos exactos necesarios para lograr una precisión clínicamente adecuada nunca se han revelado. 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 sutiles diferencias en la posición de la sonda. Una alternativa que no necesariamente ofrece mayor reproducibilidad es la medición de la válvula pulmonar para calcular el gasto cardíaco derecho. Si bien es una técnica ampliamente utilizada, requiere mucho tiempo y está limitada por la reproducibilidad de sus componentes. En la práctica clínica, la precisión del volumen sistólico y del gasto cardíaco es del orden de ±20 %.

Transcutáneo

El monitor ultrasónico de gasto cardíaco (USCOM) utiliza Doppler de onda continua para medir el perfil de flujo Doppler VTI. Utiliza antropometría para calcular los diámetros y las áreas de sección transversal (CSA) de las válvulas aórtica y pulmonar, lo que permite mediciones de Q tanto del lado derecho como del izquierdo. En comparación con el método ecocardiográfico, USCOM mejora significativamente la reproducibilidad y aumenta la sensibilidad en la detección de cambios en el flujo. El trazado automático en tiempo real del perfil de flujo Doppler permite mediciones de Q latido a latido tanto del lado derecho como del izquierdo , lo que simplifica el funcionamiento y reduce el tiempo de adquisición en comparación con la ecocardiografía convencional. USCOM ha sido validado desde 0,12 L/min hasta 18,7 L/min [ 10 ] en recién nacidos, [ 11 ] niños [ 12 ] y adultos. [ 13 ] El método puede aplicarse con igual 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 alcanzado una precisión equivalente a la de la sonda de flujo implantable. [ 14 ] Esta precisión ha garantizado altos niveles de uso clínico en afecciones como la sepsis , la insuficiencia cardíaca y la hipertensión. [ 15 ] [ 16 ] [ 17 ]

Transesofágico

Una sonda de ecocardiograma transesofágico (BrE: TOE, AmE: TEE).
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 del flujo sanguíneo en la aorta torácica descendente . Se introduce una sonda de ultrasonido por vía oral o nasal en el esófago hasta la parte media del tórax, donde el esófago se encuentra junto a la aorta torácica descendente . Debido a que el transductor está cerca del flujo sanguíneo, la señal es nítida. Puede ser necesario reenfocar la sonda para asegurar una señal óptima. Este método tiene buena validación, se usa ampliamente para el manejo de líquidos durante la cirugía con evidencia de mejor resultado del paciente, [ 18 ] [ 19 ] [ 20 ] [ 21 ] [ 22 ] [ 23 ] [ 24 ] [ 25 ] y ha sido recomendado por el Instituto Nacional de Salud y Excelencia Clínica del Reino Unido ( NICE ). [ 26 ] La monitorización Doppler esofágica mide la velocidad de la sangre y no el Q verdadero , por lo tanto se basa en un nomograma [ 27 ] basado en la edad, altura y peso del paciente para convertir la velocidad medida en volumen sistólico y gasto cardíaco. Este método generalmente requiere sedación del paciente y es aceptado para su uso tanto en adultos como en niños.

Métodos de presión de pulso

Los métodos de presión de pulso (PP) miden la presión en una arteria a lo largo del tiempo para obtener una forma de onda y utilizan 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 distensibilidad y la impedancia. Se supone que los cambios fisiológicos o terapéuticos en el diámetro del vaso reflejan cambios en Q. Los métodos de 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 monitorizando la forma de onda de PP. Idealmente, la forma de onda de PP debería calibrarse latido a latido. Existen métodos invasivos y no invasivos para medir la PP.

Metodología Finapres

En 1967, el fisiólogo checo Jan Peñáz inventó y patentó el método de pinzamiento volumétrico para medir la presión arterial de forma continua. El principio de este método consiste en proporcionar dinámicamente presiones iguales a ambos lados de la pared arterial. Al pinzar la arteria a un volumen determinado, la presión interna (presión intraarterial) se equilibra con la presión externa (presión ejercida por el manguito digital). Peñáz consideró que el dedo era el lugar óptimo para aplicar este método. El uso de manguitos digitales impide la aplicación del dispositivo en pacientes sin vasoconstricción , como en casos de sepsis o en pacientes que reciben vasopresores.

En 1978, científicos del BMI-TNO, la unidad de investigación de la Organización Neerlandesa para la Investigación Científica Aplicada en la Universidad de Ámsterdam , inventaron y patentaron una serie de elementos clave adicionales que permiten el funcionamiento del pinzamiento volumétrico en la práctica clínica. Estos métodos incluyen el uso de luz infrarroja modulada en el sistema óptico dentro del sensor, un manguito para el dedo ligero y fácil de ajustar con fijación de velcro , un nuevo principio de válvula de control proporcional neumática y una estrategia de punto de ajuste para determinar y monitorizar el volumen correcto para pinzar las arterias del dedo: el sistema Physiocal. Este sistema de seguimiento, acrónimo de calibración fisiológica de las arterias del dedo, demostró ser preciso, robusto y fiable.

La metodología Finapres se desarrolló para utilizar esta información y calcular la presión arterial a partir de datos de presión del manguito digital. Se desarrolló un algoritmo generalizado para corregir la diferencia de nivel de presión entre el dedo y el brazo 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 onda de presión braquial se implementó por primera vez en el Finometer, el sucesor de Finapres que BMI-TNO lanzó al mercado en el año 2000.

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 punto del sistema arterial mediante su denominada impedancia característica. En la aorta proximal, el modelo de Windkessel de 3 elementos de esta impedancia puede modelarse con suficiente precisión en un paciente individual con edad, sexo, altura y peso conocidos. Según las comparaciones de monitores vasculares periféricos no invasivos, su modesta utilidad clínica se limita a pacientes con circulación normal e invariable. [ 28 ]

Invasor

La monitorización invasiva de la presión de pulso (PP) consiste en insertar un sensor de presión de manómetro en una arteria —generalmente la radial o la femoral— y medir continuamente la onda de PP. Esto se suele realizar conectando el catéter a un dispositivo de procesamiento de señales con pantalla. La onda de PP se analiza para obtener 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 onda de presión afectarán la precisión de las lecturas. Las mediciones invasivas de PP pueden ser calibradas o no calibradas.

PP calibrado – PiCCO, LiDCO

PiCCO ( PULSION Medical Systems AG, Múnich, Alemania) y PulseCO (LiDCO Ltd, Londres, Inglaterra) generan un flujo sanguíneo continuo (Q) mediante el análisis de la onda de presión de pulso arterial (PP). En ambos casos, se requiere una técnica independiente para calibrar el análisis del flujo sanguíneo continuo , ya que el análisis de la PP arterial no puede tener en cuenta variables no medidas, como la variación de la distensibilidad del lecho vascular. Se recomienda recalibrar el flujo sanguíneo tras cambios en la posición, el tratamiento o la condición del paciente.

En PiCCO, la termodilución transpulmonar, que utiliza el principio de Stewart-Hamilton pero mide los cambios de temperatura desde una 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, lo que permite una monitorización continua de Q. El algoritmo de 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. [ 29 ] La termodilución transpulmonar abarca el corazón derecho, la circulación pulmonar y el corazón izquierdo, lo que permite un análisis matemático más profundo 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 de Q menos invasiva , pero es menos precisa que la termodilución PA y requiere una línea venosa y arterial central con los riesgos de infección asociados.

En LiDCO, la técnica de calibración independiente es la dilución de cloruro de litio mediante 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 la calibración frecuente cuando hay un cambio en Q. [ 30 ] 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.

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. Estima el gasto cardíaco ( Q ) mediante 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, al usarse con un monitor de apoyo (monitor Vigileo o EV1000), obtiene el gasto cardíaco 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 (VS). El algoritmo calcula el producto de la desviación estándar de la onda de presión arterial (PA) durante un período de muestreo de 20 segundos y un factor de tono vascular (Khi o χ) para generar el volumen sistólico. La ecuación en forma simplificada es:SV=std(APAG)⋅χ{\textstyle SV=\mathrm {std} (AP)\cdot \chi }, o,BPAG⋅k (doonortestanortet){\textstyle BP\cdot k\mathrm {\ (constante)} }Khi está diseñado para reflejar la resistencia arterial; la compliancia es una ecuación polinómica multivariante que cuantifica continuamente la compliancia arterial y la resistencia vascular. Khi lo hace 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 del VS. Q se deriva luego usando la ecuación ( 1 ). Solo los latidos perfundidos que generan una forma de onda arterial se cuentan en la FC.

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 invasivos. Al igual que con otros sistemas de forma de onda arterial, los cortos tiempos de configuración y adquisición de datos son ventajas de esta tecnología. Las desventajas incluyen su incapacidad para proporcionar datos sobre las presiones del lado derecho del corazón o la saturación de oxígeno venoso mixto. [ 31 ] [ 32 ] La medición de la variación del volumen sistólico (VVS), que predice la respuesta al 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 pacientes críticos. Se ha publicado un programa de optimización fisiológica basado en principios hemodinámicos que incorpora los pares de datos VS y VVS. [ 33 ]

Los sistemas de monitorización arterial no pueden predecir cambios en el tono vascular; estiman cambios en la distensibilidad vascular. La medición de la presión arterial para calcular el flujo en el corazón es fisiológicamente irracional y de dudosa precisión, [ 34 ] y de beneficio no demostrado. [ 35 ] La monitorización de la presión arterial es limitada en pacientes sin ventilación mecánica, en fibrilación auricular, en pacientes que reciben vasopresores y en aquellos con un sistema nervioso autónomo dinámico, como los que padecen sepsis. [ 30 ]

PRAM (sin datos demográficos preestimados ni calibrados)

El método analítico de registro de presión (PRAM) estima Q a partir del análisis del perfil de la onda de presión obtenido mediante un catéter arterial (acceso radial o femoral). Esta forma de onda de PP se puede utilizar para determinar Q. Dado que 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 preestimados in vivo o in vitro .

PRAM ha sido validado frente a los métodos considerados de referencia en condiciones estables [ 36 ] y en diversos estados hemodinámicos. [ 37 ] Puede utilizarse para monitorizar pacientes pediátricos y con soporte mecánico. [ 38 ] [ 39 ]

Generalmente, el PRAM proporciona valores hemodinámicos monitorizados, parámetros de respuesta a fluidos y una referencia exclusiva: la Eficiencia del Ciclo Cardíaco (ECC). Se expresa mediante un número puro que oscila entre 1 (mejor) y -1 (peor) e indica el acoplamiento global de la respuesta cardiovascular. La relación entre el rendimiento cardíaco y la energía consumida, representada como el "índice de estrés" de la ECC, puede ser de vital importancia para comprender la evolución actual y futura del paciente. [ 40 ]

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 través de la región torácica durante el ciclo cardíaco. Una menor impedancia indica un mayor volumen de líquido intratorácico y flujo sanguíneo. Al sincronizar los cambios en el volumen de líquido con los latidos del corazón, el cambio en la impedancia se puede utilizar para calcular el volumen sistólico, el gasto cardíaco y la resistencia vascular sistémica. [ 41 ]

Se utilizan tanto enfoques invasivos como no invasivos. [ 42 ] La fiabilidad y validez del enfoque no invasivo ha ganado cierta aceptación, [ 43 ] [ 44 ] [ 45 ] [ 46 ] aunque no existe un acuerdo completo al respecto. [ 47 ] El uso clínico de este enfoque en el diagnóstico, pronóstico y terapia de diversas enfermedades continúa. [ 48 ]

Los equipos de ICG no invasivos incluyen el Bio-Z Dx, [ 49 ] el Niccomo, [ 50 ] y los productos TEBCO de BoMed. [ 51 ] [ 52 ]

Dilución por ultrasonido

La dilución por ultrasonido (DU) utiliza solución salina normal (SSN) a temperatura corporal como indicador, introducida en un circuito extracorpóreo para crear una circulación auriculoventricular (AV). Un sensor de ultrasonido mide la dilución y calcula el gasto cardíaco mediante un algoritmo propio. Este método permite calcular diversas variables hemodinámicas, como el volumen telediastólico total (VTDT), el volumen sanguíneo central (VSC) y el volumen de circulación activa (VCA).

El método UD se introdujo por primera vez en 1995. [ 53 ] Se utilizó ampliamente para medir flujos y volúmenes en condiciones de circuitos extracorpóreos, como ECMO [ 54 ] [ 55 ] y hemodiálisis , [ 56 ] [ 57 ] dando lugar a más de 150 publicaciones revisadas por pares. El método UD se ha adaptado ahora a las unidades de cuidados intensivos (UCI) como el dispositivo COstatus. [ 58 ]

El método UD se basa en la dilución de un indicador de ultrasonido. [ 59 ] La velocidad del ultrasonido en la sangre (1560–1585  m/s) es función de la concentración total de proteínas en la sangre (suma de las proteínas en el plasma y en los glóbulos rojos) y de la temperatura. La inyección de solución salina normal a temperatura corporal (la velocidad del ultrasonido en la solución salina es de 1533  m/s) en un circuito AV único disminuye la velocidad del ultrasonido en la sangre y produce curvas de dilución.

La UD requiere el establecimiento de una circulación extracorpórea a través de su exclusivo circuito AV con dos líneas arteriales y venosas centrales preexistentes en pacientes de la UCI. Cuando se inyecta el indicador salino en el circuito AV, este es detectado por el sensor de pinza venosa del circuito 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 circuito AV y dos líneas del paciente. La UD se ha especializado para su aplicación en pacientes pediátricos de la UCI y ha demostrado ser relativamente segura, aunque invasiva y reproducible.

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 ambos métodos; la cardiometría eléctrica atribuye el marcado aumento 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 aprobada en EE. UU. para su uso en adultos, niños y bebés. Los monitores de cardiometría eléctrica han demostrado ser prometedores en pacientes sometidos a cirugía cardíaca posoperatoria, tanto en casos hemodinámicamente estables como inestables. [ 60 ]

imágenes por resonancia magnética

La resonancia magnética (RM) con contraste de fase codificado por velocidad [ 61 ] es la técnica más precisa para medir el flujo en grandes vasos en mamíferos. Se ha demostrado que las mediciones de flujo por RM son altamente precisas en comparación con las mediciones realizadas con un vaso de precipitados y un cronómetro [ 62 ] , y menos variables que el principio de Fick [ 63 ] y la termodilución [ 64 ] .

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. Al utilizar la resonancia magnética con codificación de velocidad, se obtienen dos conjuntos de imágenes, uno 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 a través del plano. La velocidad media en un vaso, por ejemplo, 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 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 duración 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 durante un ciclo cardíaco como el promedio de varios latidos. También es posible cuantificar el volumen sistólico en tiempo real, latido a latido. [ 65 ]

Si bien la resonancia magnética es una herramienta de investigación importante para medir con precisión el flujo sanguíneo (Q) , actualmente no se utiliza clínicamente para la monitorización hemodinámica en entornos de urgencias o cuidados intensivos. A partir de 2015La medición del gasto cardíaco mediante resonancia magnética se utiliza de forma rutinaria en los exámenes clínicos de resonancia magnética cardíaca. [ 66 ]

Método de dilución de colorante

El método de dilución de 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 a intervalos de tiempo iguales [0, T ] hasta que el colorante se haya disipado. Sea c ( t) la concentración del colorante en el tiempo t . Al dividir los intervalos de tiempo desde [0, T ] en subintervalos Δt , se calcula la cantidad de colorante que pasa por el punto de medición durante el subintervalo desdet=ti−1{\displaystyle t=t_{i-1}}at=ti{\displaystyle t=t_{i}}es:

(doonortedominortetrationorte)(voltúmetromi)=do(ti)(FΔt){\displaystyle (concentración)(volumen)=c(t_{i})(F\Delta t)}

dóndeF{\displaystyle F}es la tasa de flujo que se está calculando. La cantidad total de tinte es:

∑i=1nortedo(ti)(FΔt)=F∑i=1nortedo(ti)(Δt){\displaystyle \sum _{i=1}^{n}c(t_{i})(F\Delta t)=F\sum _{i=1}^{n}c(t_{i})(\Delta t)}

y, dejandonorte→∞{\displaystyle n\rightarrow \infty }, la cantidad de tinte es:

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

Por lo tanto, el gasto cardíaco viene dado por:

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

donde la cantidad de tinte inyectadoA{\displaystyle A}es conocido, y la integral se puede determinar utilizando las lecturas de concentración. [ 67 ]

El método de dilución de colorante es uno de los más precisos para determinar el gasto cardíaco durante el ejercicio. El margen de error de un solo cálculo del gasto cardíaco en reposo y durante el ejercicio es inferior al 5 %. Este método no permite medir las variaciones latido a latido y requiere un gasto cardíaco estable durante aproximadamente 10 segundos durante el ejercicio y 30 segundos en reposo.

Factores que influyen en el gasto cardíaco

Resumen jerárquico de los principales 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. [ 68 ] Cuando el cuerpo tiene una alta demanda metabólica de oxígeno, el flujo metabólicamente controlado a través de los tejidos aumenta, lo que produce un mayor retorno de sangre al corazón y, por consiguiente, un mayor gasto cardíaco.

La capacitancia, también conocida como distensibilidad, de los canales arteriovenosos 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 capacitancia de las arterias de paredes gruesas porque pueden transportar más sangre gracias a su mayor distensibilidad. [ 69 ]

De esta fórmula se desprende 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 FC y el VS son los principales determinantes del gasto cardíaco Q. Una representación detallada de estos factores se ilustra en la figura de la derecha. Los principales factores que influyen en la FC son la inervación autonómica y el control endocrino . Los factores ambientales, como los electrolitos, los productos metabólicos y la temperatura, no se muestran. Los determinantes del VS durante el ciclo cardíaco son la contractilidad del músculo cardíaco, el grado de precarga de distensión miocárdica antes del acortamiento y la poscarga durante la eyección. [ 70 ] Otros factores, como los electrolitos, pueden clasificarse como agentes inotrópicos positivos o negativos. [ 71 ]

Respuesta cardíaca

Importancia clínica

Cuando el gasto cardíaco ( Q) aumenta en un individuo sano pero no entrenado, la mayor parte del aumento puede atribuirse a un incremento 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. [ 72 ] [ 73 ] [ 74 ]       

Las enfermedades del sistema cardiovascular suelen asociarse con cambios en Q , especialmente las enfermedades pandémicas como la hipertensión y la insuficiencia cardíaca . Un aumento de Q puede asociarse con enfermedades cardiovasculares que pueden ocurrir durante infecciones y sepsis. Una disminución de Q puede asociarse con miocardiopatía e insuficiencia cardíaca. [ 70 ] A veces, en presencia de enfermedad ventricular asociada con dilatación , el VTD puede variar. Un aumento en el VTD podría contrarrestar la dilatación del VI y la contractilidad alterada. Según la ecuación ( 3 ), el gasto cardíaco resultante Q puede permanecer constante. La capacidad de medir Q con precisión es importante en la medicina clínica porque permite un mejor diagnóstico de las anomalías y puede utilizarse para guiar el tratamiento adecuado. [ 75 ]

Valores de ejemplo

Fracción de eyección

La fracción de eyección (FE) es un parámetro relacionado con el volumen sistólico (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 ( diástole ), el VI se llena de sangre hasta alcanzar su capacidad máxima, denominada volumen telediastólico (VTD). Durante la sístole, el VI se contrae y expulsa sangre hasta alcanzar su capacidad mínima, denominada volumen telesistólico (VTS). No se vacía por completo. Las siguientes ecuaciones ayudan a traducir el efecto de la FE y el VTD sobre el gasto cardíaco Q, a través del VS.

Entrada cardíaca

El gasto cardíaco (GC) 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 telediastólico (VTD) / volumen telesistólico (VTS)

La señal cardíaca es un modelo matemático de la diástole que se puede visualizar fácilmente.

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). [ 80 ] [ 81 ] La grasa tiene aproximadamente el 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. Es convención aceptada indexarlos por la superficie corporal, SSC [m² ] , mediante la fórmula de DuBois y DuBois, una función de la altura y el peso:

BSA[metro2]=W[kgramo]0,425×H[dometro]0,725×0,007184{\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 de ictus (II) y el índice cardíaco (IC). El índice de ictus, medido en mL/latido/m² , se define como

SI[metroL/bmiat/metro2]=SV[metroL]BSA[metro2]{\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 comodoI[L/metroinorte/metro2]=doO[L/metroinorte]BSA[metro2]{\displaystyle CI_{\mathrm {[L/min/{m}^{2}]} }={\frac {CO_{\mathrm {[L/min]} }}{BSA_{\mathrm {[{m}^{2}]} }}}}

La ecuación CO ( 1 ) para parámetros indexados cambia entonces a lo 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. [ 82 ]

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 trabajan parcialmente en paralelo a través del foramen oval y el conducto arterioso , que irrigan directamente la circulación sistémica . [ 83 ]

Métodos históricos

Principio de Fick

Ilustración de cómo se realiza la espirometría
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 función del flujo sanguíneo y de la captación de oxígeno 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. El valor de Q se calcula a partir de estas mediciones de la siguiente manera:

  • Consumo de VO2 por minuto utilizando un espirómetro (con el sujeto reinhalando 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 extraída mediante una cánula en una arteria periférica (que representa la sangre arterial)

A partir de estos valores, sabemos que:

VO2=(Q×doA)−(Q×doV){\displaystyle V_{{\ce {O2}}}=(Q\times C_{A})-(Q\times C_{V})}

dónde

  • CA es el contenido de oxígeno en la sangre arterial, y
  • CV es el contenido de oxígeno de la sangre venosa.

Esto nos permite decir

Q =VO2doA−doV{\displaystyle Q\ ={\frac {{V}_{{\ce {O2}}}}{{C}_{A}-{C}_{V}}}}

y por lo tanto, calcular Q. ( CA – CV ) también se conoce como la diferencia arteriovenosa de oxígeno .

Si bien el método de Fick se considera el más preciso para medir Q , es invasivo y requiere tiempo para el análisis de muestras, además de que resulta difícil obtener muestras precisas de consumo de oxígeno. Se han realizado modificaciones al método de Fick en las que el contenido de oxígeno respiratorio se mide como parte de un sistema cerrado y el oxígeno consumido se calcula utilizando un índice de consumo de oxígeno supuesto, que luego se utiliza para calcular Q. Otras variantes utilizan gases inertes como trazadores y miden el cambio en las concentraciones de gases inspirados y espirados para calcular Q (Innocor, Innovision A/S, Dinamarca).

El cálculo del contenido de oxígeno arterial y venoso en la sangre es un proceso sencillo. Casi todo el oxígeno en la sangre está unido a las moléculas de hemoglobina en los glóbulos rojos. Medir el contenido de hemoglobina en la sangre y el porcentaje de saturación de hemoglobina (la saturación de oxígeno en la sangre) es un proceso simple y fácilmente accesible para los médicos. Cada gramo de hemoglobina puede transportar 1,34 mL de O₂ ; el contenido de oxígeno en la sangre (arterial o venosa) se puede estimar utilizando la siguiente fórmula:

Contenido de oxígeno en la sangre=[hemoglobina](g/dL) × 1.34(mL O2/gramos de hemoglobina)× saturación de sangre (por ciento) + 0,0032 × presión parcial de oxígeno(Torr){\displaystyle {\begin{aligned}{\text{Contenido de oxígeno en sangre}}&=\left[{\text{hemoglobina}}\right]\left({\text{g/dL}}\right)\ \times \ 1,34\left({\text{mL}}\ {\ce {O2}}/{\text{g de hemoglobina}}\right)\\&\times \ {\text{saturación de sangre}}\ \left({\text{porcentaje}}\right)\ +\ 0,0032\ \times \ {\text{presión parcial de oxígeno}}\left({\text{torr}}\right)\end{aligned}}}

Termodilución de la arteria pulmonar (termodilución transcardíaca derecha)

Diagrama del catéter de la arteria pulmonar (CAP)
Diagrama del catéter de la arteria pulmonar (CAP)

El método del indicador se perfeccionó sustituyendo el colorante indicador por un fluido calentado o enfriado. En lugar de medir la concentración del colorante, se miden los cambios de temperatura en puntos 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 de Swan-Ganz , proporciona acceso directo al corazón derecho para realizar mediciones de termodilución. La monitorización cardíaca invasiva continua en las unidades de cuidados intensivos se ha ido eliminando en gran medida. El CAP sigue siendo útil en los estudios del corazón derecho realizados en laboratorios de cateterismo cardíaco.

El catéter de arteria pulmonar (CAP) tiene un balón en la punta que se infla, lo que facilita su desplazamiento a través del ventrículo derecho para ocluir una pequeña rama del sistema arterial pulmonar. Posteriormente, se desinfla el balón. El método de termodilución con CAP consiste en inyectar 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 sensores de temperatura colocados a una distancia conocida.  

El catéter multilumen Swan-Ganz, de gran importancia histórica, permite el cálculo reproducible del gasto cardíaco a partir de una curva de temperatura-tiempo medida, también conocida como curva de termodilución. La tecnología de termistores permitió observar que un CO bajo registra cambios de temperatura lentamente y un CO alto registra cambios de temperatura rápidamente. El grado de cambio de temperatura es directamente proporcional al gasto cardíaco. En este método único, se suelen promediar tres o cuatro mediciones o pasadas repetidas para mejorar la precisión. [ 84 ] [ 85 ] Los catéteres modernos están equipados con filamentos calefactores que se calientan intermitentemente y miden la curva de termodilución, proporcionando mediciones 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 proporcionan monitorización continua.

El uso del PAC puede complicarse por arritmias, infección, 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 de los pacientes. [ 6 ] [ 7 ] [ 8 ] Esta ineficacia clínica puede estar relacionada con su baja precisión y sensibilidad, que se han demostrado mediante la comparación con sondas de flujo en un rango de valores Q seis veces mayor . [ 14 ] El uso del PAC está disminuyendo a medida que los médicos se inclinan por tecnologías menos invasivas y más precisas para la monitorización hemodinámica. [ 86 ]

Véase también

Referencias

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