Merjenje minutnega volumna srca
Cardiac output measurement
Andreja MoLLer Petrun, Mirt Kamenik
Univerzitetni klinični center Maribor, Ljubljanska 5, 2000 Maribor
Korespondenca/ Correspondence:
dr. Andreja MoLLer Petrun, dr. med, Oddelek za anestezioLogijo, perioperativno intenzivno terapijo in terapijo boLečin, UKC Maribor, Ljubljanska 5, 2000 Maribor
drejapet@web.de
Ključne besede:
minutni voLumen srca; Fickovo načeLo; termodiLucija; anaLiza puLznega vaLa; skozipožiraLnična doppLerska preiskava
Key words:
cardiac output; Fick principLe; thermodiLution; puLse wave anaLysis; oesophageaL DoppLer
Citirajte kot/Cite as:
Zdrav Vestn 2014; 83: 77-84
Prispelo: 28. nov. 2012, Sprejeto: 14. okt. 2013
Izvleček
V zadnjih letih so se razvile t. i. minimalno in-vazivne metode merjenja minutnega volumna srca in drugih spremenljivk obtočil. Minimalno invazivne metode naj bi olajšale vodenje predvsem bolnikov z nestabilnostjo obtočil in večjim tveganjem za oboperativne zaplete. Uporaba pljučnega arterijskega katetra je zaradi možnih resnih zapletov in potrebe po invazivnem pristopu precej upadla in je na mestu pri bolnikih z visokim tveganjem za srčno-žilne zaplete ter s posebnimi indikacijami. V članku opisujemo metode merjenja MVS, ki temeljijo na merjenju volumna (Fickova metoda, metode razredčenja indikatorja), analizi pulznega vala (angl. pulse wave analysis), hitrosti pretoka krvi, ki steče skozi aorto (Dopplerjev učinek) ter bioimpedanci.
Abstract
In recent years, developments in the measuring of cardiac output and other haemodynamic variables are focused on the so-called minimally invasive methods. The aim of these methods is to simplify the management of high-risk and haemodynamically unstable patients. Due to the need of invasive approach and the possibility of serious complications the use of pulmonary artery catheter has decreased. This article describes the methods for measuring cardiac output, which are based on volume measurement (Fick method, indicator dilution method), pulse wave analysis, Doppler effect, and electrical bio-impedance.
Minutni volumen srca (MVS)
Minutni volumen srca je količina krvi v litrih, ki jo srce prečrpa v eni minuti. Je zmnožek srčne frekvence (SF) in utripnega volumna srca (UV). UV je volumen krvi, ki ga srce prečrpa pri enem utripu in je odvisen od predobremenitve (preload), poobreme-nitve (afterload) in krčljivosti srčne mišice.1 Predobremenitev predstavlja polnitev prekata, torej venski dotok, poobremenitev pa upor proti iztisu krvi iz prekata. Krčljivost je posledica vdora kalcija skozi celično membrano med akcijskim potencialom, čemur sledi sproščanje kalcija iz sarkoplazemske-ga retikuluma. Nato se sproščen kalcij veže na troponin C, kar povzroči nastanek drsne povezave med aktinom in miozinom ter zato krčenje sarkomere. Krčenju srčne mišice sledi relaksacija. Njen pogoj je ponovni privzem kalcija v sarkoplazemski retikulum
s pomočjo posebne kalcijeve črpalke. Krčenje in relaksacija srčne mišice sta energetsko potratna procesa.2 Po Starlingovem mehanizmu je moč krčenja sarkomere odvisna od njene dolžine pred krčenjem.3 Pomembno je poudariti, da so mehanske lastnosti prekata in s tem krčljivost hkrati odvisne tudi od predobremenitve in poobremenitve prekata, zaradi česar je ocena krčljivosti srca težav-na.4'5'6
Metode merjenja MVS Fickova metoda
Osnovna metoda merjenja MVS in zlati standard je Fickova metoda. Temelji na merjenju volumna krvi. Metoda predpostavlja, da je celotna količina kisika, ki jo telo
privzame, zmnožek pretoka krvi skozi telo (MVS) in arteriovenske razlike v koncentraciji kisika. MVS izračunamo z enačbo:
MVS=
VO2
CaO2-CvO2
pri čemer je VO2 poraba kisika v telesu na minuto, CaO2 in CvO2 pa sta vsebnosti kisika v arterijski in mešani venski krvi (ml O2/I krvi).7
Zaradi potrebe po invazivnem pristopu za odvzem mešane venske krvi (pljučni arterijski kateter) in zamudnosti je Fickova metoda za vsakdanjo klinično prakso neu-porabna.1
Metoda delnega povratnega dihanja CO2 (partial CO2 rebreathing)
Naprava NICO (Novametrix Medical Systems Inc. Wallingford, CT, ZDA) temelji na Fickovem načelu merjenja MVS. Indikator je CO2 in ne kisik. Sistem vsebuje posebno zanko za povratno dihanje, v kateri so CO2 tipalo, pretočni merilnik ter pulzni oksimeter. V fazi stabilizacije (60 sekund) je zaklopka za povratno vdihavanje izdihanega zraka zaprta, nato se v fazi povratnega dihanja odpre (50 sekund). Bolnik vdihne del izdihanega zraka, ob čemer se zviša koncentracija CO2 v alveolih in v arterijski krvi. Sledi faza stabilizacije, ko se omenjena zaklopka ponovno zapre ter se koncentracija CO2 vrne na normalno raven. Ker CO2 22-krat hitreje prehaja alveolo-kapilarno membrano kot O2, metoda predpostavlja, da je vsebnost CO2 v mešani venski krvi enaka med normalnim in povratnim dihanjem. Hkrati velja predpostavka, da se v času merjenja tudi MVS ne spremeni. MVS naprava izračuna iz spremembe nastajanja CO2 (AVCO2) med normalnim in povratnim dihanjem ter spremembo vsebnosti arterijskega CO2 med normalnim in povratnim dihanjem. Vsebnost arterijskega CO2 izračuna iz CO2 v izdihanem zraku (AetCO2) z upoštevanjem popravka iz disociacijske krivulje za CO2 (S). Enačba za izračun MVS je: AVCO2 7
MVS=
S x AetCO2
ga šanta (na podlagi pulzne oksimetrije in koncentracije vdihanega kisika), izmerjene vrednosti MVS niso natančne.8
Merjenje MVS z razredčenjem indikatorja
Fickovi metodi merjenja MVS so podobne tehnike redčenja (dilucije) indikatorja. Le-te temeljijo na predpostavki, da je celotna količina snovi, ki jo nek organ privzame ali odda, zmnožek pretoka krvi skozi ta organ in arteriovenske razlike v koncentraciji te snovi. Indikator je lahko inertna snov (litij) ali toplota. Pogoj za natančno merjenje MVS je, da se indikator popolnoma zmeša z enoto volumna krvi z enakomernim pretokom in da količina indikatorja v celoti ostane v sistemu med mestom vbrizganja ter merjenja koncentracije indikatorja.1 MVS izračunamo s Stewart-Hamiltonovo enačbo:
MVS=
mi Jc(t)dt'
Glavna pomanjkljivost metode je, da kljub možnosti neivazivne ocene znotrajpljučne-
pri čemer je mi količina vbrizganega indikatorja, c(t) koncentracija snovi kot funkcija časa, /c(t)dt je površina pod krivuljo redčenja indikatorja.7
Pljučni arterijski kateter (PAK)
V klinični praksi je zlati standard za merjenje MVS tehnika redčenja toplote s pomočjo PAK, ki ga preko osrednje vene vstavimo skozi desno srce v pljučno arterijo. To je zelo invaziven poseg z možnimi življenje ogrožajočimi zapleti (motnje srčnega ritma, poškodbe zaklopk, razpok pljučne arterije in pljučni infarkt).9'i° S PAK lahko merimo MVS občasno (PAK s termistorjem Swan in Ganz, 1970) ali pa neprekinjeno (The Vigilance system, Edwards Lifescience, Irvine, CA, ZDA).11 Kateter za občasno merjenje ima bližnjo svetlino v desnem preddvoru, skozi katero vbrizgamo hladno fiziološko raztopino (temperaturno tipalo na vstopu v kateter izmeri temperaturo vbrizgane tekočine). Na konici katetra, ki je v pljučni arteriji, je še eno temperaturno tipalo, ki izmeri temperaturo s fiziološko raztopino razredčene krvi. Računalnik iz površine pod krivuljo temperaturne spremembe vbrizga-
Slika 1: VoLumni, ki jih monitor PiCCO izračuna ob umeritvi. Posamezen izračunani volumen iz enačbe na desni je v shemi (na Levi) ponazorjen pikčasto. iTTV = intratorakaLni termalni volumen = volumen krvi, v katerem se porazdeli indikator, PTV = pljučni termalni volumen, GEDV = volumen krvi v srcu na koncu diastole, iTBV = volumen krvi v prsnem košu, EVLW = volumen zunajžiLne vode v pljučih, RAEDV = volumen krvi v desnem preddvoru na koncu diastole, RVEDV = volumen krvi v desnem prekatu na koncu diastole, LAEDV = volumen krvi v Levem preddvoru na koncu diastoLe, LVEDV = voLumen krvi v Levem prekatu na koncu diastoLe, PBV = voLumen krvi v pLjučih. Z dovoljenjem PULSION Medical System. Vse pravice zadržane.
ne tekočine (krivulja razredčenja) izračuna MVS. Površina pod temperaturno krivuljo je namreč obratnosorazmerna s pretokom krvi (Stewart-Hamiltonova enačba). Kateter za neprekinjeno merjenje MVS ima grelno navitje, ki mora biti po vstavljanju katetra v desnem preddvoru in prekatu srca. Grelno navitje v naključnem binarnem zaporedju segreva kri, temperaturno tipalo na konici katetra v pljučni arteriji pa meri spremembe temperature. Računalnik nato na podlagi temperaturnih sprememb običajno vsakih 30 sekund izračuna povprečje MVS za zadnje 3-4 minute. S PAK lahko merimo pljučni zagozditveni tlak (PAOP), ki je posredni tlačni kazalec predobremenitve levega srca. V literaturi se že nekaj časa pojavljajo dvomi o upravičenosti uporabe PAK. Tudi novejše študije niso mogle dokazati razlike v obolevnosti in umrljivosti med skupinami bolnikov s PAK in brez.12'13 Delno lahko krivdo pripišemo zdravnikom zaradi nepravilne -ga tolmačenja rezultatov meritev, delno pa dejstvu, da so možnosti zdravljenja kritično bolnih še vedno precej omejene/4'!5
Merjenje MVS s skozipljučnim redčenjem indikatorja
Pri manj invazivnih metodah merjenja MVS, ki temeljijo na merjenju volumna krvi, gre za t. i. skozipljučno redčenje indikatorja (transpulmonalna dilucija). Indika-
tor vbrizgamo v venski krak obtočil, stopnjo razredčenosti pa merimo v arterijskem kraku obtočil.11'16 S skozipljučnim redčenjem indikatorja dobimo umeritveni faktor za monitorje, omenjene v nadaljevanju. Umerjanje je treba opraviti 3-krat zaporedoma po vsaki spremembi stanja obtočil (npr. uporaba vazopresivnih zdravil) oziroma po priporočilih proizvajalca.11'16'17 Za merjenje MVS potrebujemo osrednji (PiCCO monitor, Pulsion Medical Systems, München, Nemčija) ali obrobni venski dostop (LiDCOplus monitor, LiDCO, London, VB). Pri monitorju PiCCO je indikator hladna fiziološka raztopina, pri monitorju LiDCOplus pa litij. Algoritem monitorja PiCCO izračuna MVS po Stewart-Hamiltonovi enačbi. Algoritem monitorja LiDCOplus izračuna MVS po prilagojeni Stewart-Hamiltonovi enačbi:
odmerek litija x 60 MVS= (1-PCV) x Jcii(t)dt '
pri čemer je PCV (angl. packed cell volume) vrednost hematokrita, ki jo delimo s 34, saj se litij raztopi le v plazmi, /cii(t)dt pa površina pod krivuljo razredčenosti za litij.
Naprava PiCCO ob umeritvi iz krivulje razredčenosti indikatorja izračuna celotni volumen krvi v srcu na koncu diastole (GEDV), volumen krvi v prsnem košu (ITBV) ter volumen zunajžilne vode v pljučih (EVLW) (Slika i).w GEDV in ITBV sta volumska kazalca polnitve srca in sta zato manj odvisna od sprememb tlaka v prsnem košu v primerjavi s tlačnimi kazalci (PAOP ali osrednji venski tlak). Stanja povišanega tlaka v prsnem košu (npr. mehansko pre-dihavanje, kronična obstruktivna pljučna bolezen ali pnevmotoraks) tako manj vplivajo na meritve GEDV ali ITBV. 19 GEDV naprava izračuna iz MVS in časov na krivulji razredčenosti indikatorja (Slika 1, Slika 2).18'20'21 EVLW je kazalnik prepustnosti ka-pilarnega žilja v pljučih in je seštevek tekočine, ki je v pljučnem intersticiju, alveolih in znotraj celic prekrvljenega pljučnega tkiva. Ker plevralni izlivi niso prekrvljeni, količina plevralnega izliva ne vpliva na izračun EVLW. Povišana vrednost EVLW je merilo stopnje pljučnega edema (povišana vrednost GEDV ali ITBV) ali prepustnosti pljučnih kapilar (normalna ali znižana vrednost GEDV ali ITBV). Uporaba monitorja PiC-
Slika 2: Krivulja razredčenja skozipljučnega indikatorja (-Tb) in logaritemska krivulja razredčenja indikatorja (In -Tb). MTt = mean transit time (povprečen čas, v katerem indikator preide od mesta vbrizganja do tipala v arterijskem katetru), DSt = down slope time (čas med 85% in 45% maksimalne detekcije indikatorja na logaritemski skali). Puščica ponazarja čas vbrizganja indikatorja. Z dovoljenjem PULSION Medical System. Vse pravice zadržane.
CO je tako še posebej primerna pri bolnikih s prizadetostjo pljuč, pri katerih se nabira tekočina v pljučnem intersticiju in/ali alve-olih.16'21 Omenjene meritve so primerljive z meritvami, ki jih dobimo s PAK (redčenje dveh indikatorjev).2i
Naprava LiDCOplus ob umeritvi izračuna ITBV po enaki enačbi kot naprava PiC-CO. Če ročno vnesemo še vrednost nasičenosti arterijske krvi s kisikom in vrednost hemoglobina, izračuna dostavo kisika tkivom (angl. oxygen delivery).w
Oba monitorja neprekinjeno merita arterijski tlak in izračunavata spremembe utri-pnega volumna (SVV) in utripnega tlaka (PPV) med dihalnim ciklom. Vrednosti SVV in PPV med dihalnim ciklom so zanesljive le pri umetno predihavanih bolnikih s stabilnim sinusnim ritmom. Pri nadprekatnih motnjah ritma, ki same po sebi povzročajo spreminjanje utripnega volumna, vrednosti SVV in SPV niso zanesljive. Izračunane vrednosti SVV in SPV naj bi bile napovedni dejavnik za polnitev srca v diastoli in odziv žilja na tekočinsko nadomeščanje (ocena predobremenitve srca)."'i6'i7 Če vnesemo vrednost osrednjega venskega tlaka, napravi neprekinjeno izračunavata vrednost sistemskega žilnega upora (ocena poobremenitve srca).
Monitor PiCCO je bolj invazivna metoda merjenja MVS, saj potrebujemo dostop do aorte, običajno skozi stegnenično arterijo (arteria femoralis). Pri monitorju LiDCO-plus zadostuje dostop skozi obrobno arterijo, običajno zapestno (arteria radialis).
Metoda PiCCO je občutljiva na spremembe temperature krvi.i Uporaba monitorja LiDCOplus se ne priporoča pri bol-
nikih, ki se zdravijo z litijem, nosečnicah, telesni teži <40 kg ter pri uporabi mišičnih relaksantov, ki vsebujejo kvaternarne dušikove ione, ker le-ti vežejo nase litij. Sistem je občutljiv tudi na spremembe elektrolitskega ravnovesja in hematokrita.16'22'23
Analiza arterijskega utripnega vala
Analiza utripnega vala (angl. pulse wave analysis) temelji na predpostavki, da je mogoče iz površine pod krivuljo arterijskega utripnega vala (angl. area under the curve) neprekinjeno izračunavati UV srca.7'24'25 Izhaja iz t. i. modela Windkessel, ki ga je objavil Otto Frank leta 1899.26 Model temelji na dveh predpostavkah. Prva je ohranitev mase. To pomeni, da je količina krvi, ki med enim srčnim ciklom priteče v aorto, enaka količini krvi, ki v istem ciklu odteče iz nje. Druga predpostavka je, da se žilna stena med sistolo, ko se poveča tlak v žili, raztegne ter »shrani« nekaj krvi, med diastolo, ko tlak začne padati, pa se žilna stena skrči in tako prej omenjena količina »shranjene« krvi steče na periferijo. Oblika arterijske tlačne krivulje je odvisna od UV ter lastnosti ožilja, kot sta periferna upornost in podajnost (izvirni model Windkessel z 2 elementoma).26 V zadnjih letih so razvili različice modela Windkessel s 3 oziroma 4 elementi, ki poleg podajnosti in upornosti upoštevajo še im-pendanco in induktanco aorte.27 Wesseling in sod.28 so razvili metodo karakteristične impendace (cZ). Metoda temelji na modelu Windkessel, glavna razlika pa je, da je cZ upornost proti pulzirajočemu toku krvi, ne pa statična upornost kot pri Frankovem modelu. Tako je cZ odvisna od srednjega arterijskega tlaka in srčne frekvence, UV pa je enak površini pod sistoličnim delom krivulje utripnega vala, ki jo delimo s cZ.24 Na Wesselingovi metodi oziroma modelu Windkessel s 3 elementi (cZ, podajnost, periferna upornost) temelji naprava Modelflow (FMS, Amsterdam, Nizozemska). Naprava, če je neumerjena, izračunava MVS na podlagi demografskih podatkov, lahko pa jo umerimo z znanim MVS, ki ga dobimo s katero koli drugo umerjeno metodo ali z meritvijo preseka aorte.29
Algoritem monitorja LiDCO poleg Wesselingove cZ upošteva in popravi še razliko med tlaki v aorti in perifernim žiljem. Izvirni Frankov model windkessel namreč temelji na tlačni krivulji aorte, ki pa ni enaka tlačni krvulji v obrobnih arterijah. Iz tlačne krivulje, običajno izmerjene na zapestni arteriji, naprava LiDCO izračuna nominalne spremembe volumna krvi za vsak srčni ci-kepo>3i>32 Dejanski MVS nato izračuna tako, da nominalno vrednost MVS pomnoži z umeritvenim faktorjem. LiDCOplus umerimo s prej opisanim skozipljučnim redčenjem litija. LiDCOrapid nima možnosti umerjanja, lahko pa ga umerimo z znanim MVS, ki ga pridobimo s katero koli drugo metodo.33
Algoritem monitorja PiCCO pri izračunu UV poleg Wesselingove cZ upošteva še podajnost aorte in trenutno spremembo tlaka (dP/dt), ki je opis oblike tlačne krivulje. Podajnost aorte se v tem primeru pojmuje kot dinamična spremenljivka. Omenjeni popravek prvotne Wesselingove enačbe za izračun UV upošteva dejstvo, da se ne nepo-meben delež UV zadrži v kapacitivnem žilju in se šele med diastolo iztisne v perifene žile. Monitor PiCCO je kljub tej izboljšavi potrebno umeriti s skozipljučnim redčenjem s hladno fiziološko raztopino. MVS naprava izračuna po enačbi:
MVS = SF x k x j
P(t) . . dP
end-systole SVR X P) + dt stole dt
pri čemer je SF srčna frekvenca, k umeritve-ni faktor, P arterijski tlak, end-diastoieJend-systole P(t)dt površina pod sistoličnim delom tlačne krivulje, SVR sistemska žilna upornost, C(p) od tlaka odvisna podajnost, dP/dt opis oblike tlačne krivulje.7
Tudi metoda PRAM (angl. pressure recording analytical method, Vytech Health, Padova, Italija) je različica Wesselingove metode. Ne temelji na demografskih podatkih in umerjanju. Naprava izračuna cZ iz morfologije celotnega arterijskega utripnega vala (natančnost je odvisna od kakovosti signala pulznega vala, ki ga lahko zajemamo na osrednji ali obrobni arteriji) in pri tem upošteva razmerje med pričakovanim in
izmerjenim srednjim arterijskim tlakom.34 MVS izračuna tako, da površino pod sistoličnim delom krivulje utripnega vala deli s cZ in nato vse skupaj pomnoži s srčno frekvenco.7
Naprava Vigileo/FloTrac (Edwards Li-fesciences Irwine, CA, ZDA) ne temelji na modelu windkessel in ne potrebuje umerjanja. Algoritem za izračunavanje MVS temelji na predpostavki, da je pulzni tlak v aorti sorazmeren utripnemu volumnu in obra-tnosorazmeren podajnosti aorte/5 Tlačni signal lahko pridobimo z invazivnim merjenjem na kateri koli obrobni arteriji. MVS je zmnožek izračunane standardne deviacije srednjega arterijskega tlaka (20-sekundni interval), srčne frekvence ter faktorja Khi (povprečje 60 sekund). Faktor Khi izračuna naprava z analizo srčne frekvence, srednjega arterijskega tlaka, od tlaka odvisne arterij -ske podajnosti (ocenjene iz demografskih podatkov), telesne površine ter simetrije in ukrivljenosti arterijskega pulznega vala. Za natačnost meritev je tako zelo pomebna kakovost signala arterijskega tlaka/'26
Na analizi pulznega vala temelječe metode so manj natančne kot meritve, dobljene s PAK ali s skozipljučnim redčenjem, predvsem pri nestabilnosti obtočiP6'37'38 Glavni problem je, da temeljijo na analizi tlačne krivulje, dobljene na obrobnih arterijah in ne v aorti, kar privede do manjše kakovosti signala. Tudi matematični algoritmi so le približek fizioloških procesov/^ Prednosti so manj invaziven pristop ter možnost neprekinjenega merjenja MVS/9 Tudi če izmerjene absolutne vrednosti MVS in drugih spremenljivk obtočil niso natančne, je uporaba omenjenih monitorjev v klinični praksi sprejemljiva za spremljanje časovnega poteka sprememb MVS in drugih spremenljivk obtočil.40
Skozipožiralnična dopplerska naprava
S to napravo v požiralnik skozi usta (35 cm) ali nos (45 cm) uvedemo majhno ultrazvočno sondo na višino descendentne aorte, katere pretvornik obrnemo proti aorti. Hitrost pretoka krvi naprava izračuna po Dopplerjevi enačbi:
Fd x c MVS= 2 x Fo x cose'
pri čemer je V hitrost krvi, Fo je oddana frekvenca (angl. transmitted frequency), Fd je sprememba frekvence (Dopplerjev zamik), c je hitrost ultrazvočnega vala v krvi in cos0 je kosinus kota med smerjo ultrazvočnega snopa ter pretokom krvi. Monitorja Cardio Q (Deltex Medical, Chichester, VB) in Medicina (TECO, Berkshire, VB) izračunata površino preseka ascendentne aorte na podlagi nomogramov. Monitor HemoSonic (Arrow International, Reading, PA) z M--mode ultrazvoka na točki merjenja hitrosti krvi v aorti izmeri premer aorte in nato ob predpostavki, da je presek okrogel, površino preseka aorte. Pretok krvi v aorti (l/min) vsi omenjeni monitorji izračunajo z množenjem hitrosti pretoka krvi, površine preseka aorte in srčne frekvence. MVS nato določijo na podlagi predpostavke, da je delež krvi, ki steče skozi descendentno aorto, konstanten, kar je v določenih patofizioloških stanjih vprašljivo.7'41 Pomanjkljivost metode je tudi odvisnost od preiskovalca/2 uporaba nomo-gramov za izračun površine preseka aorte, ki je odvisen od tlaka43 ter slabo prenašanje preiskave pri bolnikih, ki niso sedirani.7
Transtorakalna dopplerska naprava je popolnoma neinvazivna različica doppler-ske preiskave, pri kateri postavimo ultrazvočni pretvornik v jugularno zarezo (in-cizuro). MVS izračunamo z množenjem površine aortne zaklopke ter hitrostjo toka krvi v iztočnem traktu aorte. Metoda ima podobne pomankljivosti kot skozipožiral-nična dopplerska naprava, variabilnost meritev pa je večja/
Torakalna električna bioimpedanca in bioreaktanca
Pri metodi merjenja MVS z električno bioimpedanco steče skozi prsni koš preko dveh elektrod visokofrekventen dvosmerni električni tok z nizko amplitudo. Spremembo napetosti izmerita dve drugi elektrodi, nameščeni med elektrodama, ki oddajata tok. Spremembe v bioimpedanci naj bi bile povezane s spremebami MVS, ki jih naprava izračuna z zapletenimi matematičnimi algoritmi.44 Pomanjkljivosti metode so poenostavitev fiziologije obtočil z matematičnim algoritmom in motnje, ki nastanejo pri premikanju bolnika, anatomskih različicah prsnega koša, boleznih zaklopk, motnjah srčnega ritma.7 Podobne pomankljivosti ima t. i. tehnologija bioreaktance (Bioreac-tance, Cheetah Medical Inc., Indianapolis, ZDA), ki temelji na predpostavki, da spremembe MVS sprožijo majhne spremembe v frekvenci in fazi električnega signala, ki potuje skozi prsni koš/5
Zaključek
Idealnega monitorja za merjenje MVS v klinični praksi, ki bi bil hkrati neivaziven, natančen, neodvisen od preiskovalca, enostaven za uporabo, hitro odziven, poceni in bi omogočal neprekinjeno merjenje MVS, na trgu še ni. Zlati standard je še vedno PAK, katerega uporaba je zaradi invazivnosti in možnih zapletov upravičena le pri izbranih bolnikih, pri katerih korist pridobljenih podatkov odtehta tveganje za možne zaplete. Dober nadomestek PAK so metode redčenja indikatorja, za spremljanje trendov pa tudi metode analize pulznega vala ter doppler-ske metode. Slednje so precej odvisne od preiskovalca. Najmanj zanesljive so metode biompedance in bioreaktance, ki so sicer popolnoma neivazivne.
Literatura
1.	Prabhu M. Cardiac output measurement. Anaesth Intesive Care Med 2007; 8 (2): 63-6.
2.	ter Keurs HE. Electromechanical coupling in the cardiac myocyte; strech-arrhytmia feedback. Pflugers Arch 2011; 462(1): 165-75.
3.	Bollensdorf C, Lookin O, Kohl P. Assessment of contractility in intact ventricular cardiomyocytes
using the dimensionsless Frank-Starling Gain index. Pflugers Arch 2011; 462(1): 39-48.
4. Rosca M, Lancellotti P, Propescu BA, Pierard LA. Left atrial function: pathophysiology, echocardio-graphic assessment, and clinical applications. Heart 2011; 97 (23): 1982-9.
5.	Wilcken DEL. Physiology of the normal heart. Surgery 2012; 30(1): 1-4.
6.	Gilbert JC, Glantz SA. Determinants of left ventricular filling and of the diastolic pressure-volume relation. Circ Res 1989; 64: 827-52.
7.	Geerts BF, Aarts LP, Jansen JR. Methods in pharmacology: measurement of cardiac output. Br J Clin Pharmacol 2011; 71(3): 316-30.
8.	Tachibana K, Imanaka H, Takeuchi M, Takauchi Y, Miyano H, Nishimura M. Noninvasive cardiac output measurement using partial carbon dioxide rebreathing is less accurate at settings of reduced minute ventilation and when spontaneous breathing is present. Anesthesiology 2003; 98: 830-7.
9.	Vincent JL, Pinsky MR, Sprung CL, Levy M, Marini JJ, Pazen D, Rhodes A, Takala J. The pulmonary artery catheter: In medio viturs. Crit Care Med 2008; 36(11): 3093-6.
10.	Abreu AR, Campos MA, Krieger BP: Pulmonary artery rupture induced by a pulmonary artery catheter: A case report and review of the literature. J Intensive Care Med 2004; 19: 291-296.
11.	Kuper M. Continuous cardiac output monitoring. Curr Anaesth Crit Care 2004; 15: 367-77.
12.	Harvey S, Harrison DA, Singer M, Ashcroft J, Jones CM, Elbourne D, Brampton W, Williams D, Young D, Rowan K. Assessment of the clinical effectiveness of pulmonary artery catheters in management of patients in intensive care (PAC--Man): a randomised controlled trial. Lancet
2005; 366: 472-7.
13.	Sandham JD, Hull RD, Brant RF, Knox L, Pineo GF, Doig CJ, Laporta DP, Viner S, Passerini L, Devitt H, Kirby A, Jacka M. A randomized, controlled trial of the use of pulmonary-artery catheters in high-risk surgical patients. N Engl J Med 2003;
348: 5-14 .
14.	Squara P, Bennett D, Perret C. Pulmonary artery catheter: does the problem lie in the users? Chest 2002; 121: 2009-15.
15.	Fowler RA, Cook DJ. The arc of the pulmonary artery catheter. JAMA 2003; 290: 2732-4 16.
16.	Maus TM, Lee DE: Arterial pressure-based cardiac output assessment. J Cardiothorac Vasc Anesth 2008; 22(3): 468-73.
17.	Pinsky MR. Minimally invasive haemodynamic monitoring and goal-directed therapy. Semin Anesth, Perioperat Med Pain 2005; 24: 4-8.
18.	Train the trainer folder. Advanced hemodyna-mic monitoring. PiCCO-Technology. Theory and practice. Dosegljivo na: http://www.pulsi-on.com/fileadmin/pulsion_share/Education/ Training/TraintheTrainer/TtT_MPI851405US_ R00_101008_Parameters.pdf
19.	Della Roca G, Costa MG: Volumetric monitoring: principles of application. Minerva Anestesiol 2005; 71(6): 303-6.
20.	Kiefer N, Hofer CK, Marx G, Geisen M, Giraud R, Siegenthaler N, et al. Clinical validation of a new thermodilution system for the assessment of cardiac output and volumetric parameters. Crit Care 2012; 16(3): R98.
21.	Sakka SG, Ruhl CC, Pfeiffer UJ, Beale R, McLuckie A, Reinhart K, et al. Assessment of cardiac preload and extravascular lung water by single tran-spulmonary thermodilution. Intensive Care Med 2000; 26(2): 180-7.
22.	O'Brien T. LiDCO-From the laboratory to proto-colized goal directed therapy. Annual Review in Control 2007; 31: 303-10.
23.	Green D. Paklet L. Latest developments in peri-operative monitoring of the high-risk major su-gery patient. Int J Surg 2010; 8(2): 90-9.
24.	Wesseling KH, Jansen JR, Settels JJ, Schreuder JJ. Computation of aortic flow from pressure in humans using a nonlinear, three element model. J Appl Physiol 1993; 74(5): 2566-73.
25.	Mathews L, Singh KRK. Cardiac output monitoring. Ann Card Anaesth 2008; 11(1): 56-68
26.	Thiele RH, Durieux ME. Arterial waveform analysis for the anesthesiologist: past, present, and future concepts. Anest Analg 2011; 113(4): 766-76.
27.	Essler S, Schroeder MJ, Phaniraj V, Koenig SC, Latham RD, Ewert D. Fast estimation of arterial vascular parameters for transient and steady beats with application to hemodynamic state under variant gravitational conditions. Ann Biomed Eng
1999; 27: 486-97.
28.	Wesseling KH, deWitt B, Weber AP, Smith T. A simple device for the continuous measurement of cardiac output. Adv Cardiovasc Phys 1983; 5: 16-52.
29.	de Vaal JB, de Wilde RB, van den Berg PC, Schre-uder JJ, Jansen JR. Less invasive determination of cardiac output from the arterial pressure by aortic diameter-calibrated pulse contour. Br J Anaesth
2005; 95: 326-31.
30.	Remington JW, Noback CR. Volume elasticity characteristics of the human aorta and prediction of the stroke volume from the pressure pulse. Am J Physiol 1948; 153: 298-308.
31.	O'Brien T. LiDCO-From the laboratory to proto-colized goal directed therapy. Annual Review in Control 2007; 31: 303-10.
32.	Maus TM, Lee DE: Arterial pressure-based cardiac output assessment. J Cardiothorac Vasc Anesth 2008; 22(3): 468-73.
33.	Linton NW, Linton RA. Estimation of changes in cardiac output from the arterial blood pressure waveform in the upper limb. Br J Anaesth 2001; 86: 486-96.
34.	Romano SM, Pistolesi M. Assessment of cardiac output from systemic arterial pressure in humans. Crit Care Med 2002; 30: 1834-41.
35.	Pratt B, Roteliuk L, Hatib F, Frazier J, Wallen RD. Calculating arterial pressure-based cardiac output using a novel measure- ment and analysis method. Biomed Instrum Technol 2007; 41: 403-11.
36.	Bein B, Meybohm P, Cavus E, Renner J, Tonner PH, Steinfath M, Scholz J, Doerges V. The reliability of pulse contour-derived cardiac output during hemorrhage and after vasopressor administration. Anesth Analg. 2007; 105: 107-113.
37.	Hadian M, Kim HK, Severyn DA, Pinsky MR. Cross-comparison of cardiac output trending accuracy of LiDCO, PiCCO, FloTrac and pulmonary artery catheters. Crit Care 2010; 14: R212 .
38.	Cecconi M, Dawson D, Casaretti R, Grounds RM, Rhodes A. A prospective study of the accuracy and precision of continuous cardiac output monitoring devices as compared to intermittent thermodilution. Minerva Anestesiol 2010; 76: 1010-7 .
39.	Reuter DA, Huang C, Edrich T, Shernan SK, El-tzschig HK. Cardiac output monitoring using in-
dicator-dilution tech- niques: basics, limits, and perspectives. Anesth Analg 2010; 110: 799-811.
40.	Critchley LA, Lee A, Ho AM. A critical review of the ability of continuous cardiac output monitors to measure trends in cardiac output. Anesth Analg 2010; 111: 1180-92.
41.	Turner MA. Doppler-based hemodynamic monitoring: a minimally invasive alternative. AACN Clin Issues 2003; 14: 220-31.
42.	Spahn DR, Schmid ER, Tornic M, Jenni R, von Segesser L, Turina M, Baetscher A. Noninvasive versus invasive assessment of cardiac output after cardiac surgery: clinical validation. J Cardiothorac Anesth 1990; 4: 46-59.
43.	Langewouters GJ, Wesseling KH, Goedhard WJ. The static elastic properties of 45 human thoracic and 20 abdominal aortas in vitro and the parameters of a new model. J Biomech 1984; 17: 425-35.
44.	de Waal EE, Konings MK, Kalkman CJ, Buhre WE Assessment of stroke volume index with three different bioimpedance algorithms: lack of agreement compared to thermodilution. Intensive Care Med 2008; 34: 735-9 .
45.	Raval NY, Squara P, Cleman M, Yalamanchili K, Winklmaier M, Burkhoff D. Multicenter evaluation of noninvasive cardiac output measurement by bioreactance technique. J Clin Monit Comput 2008; 22: 113-9.