A
ZIENDA
O
SPEDALIERO-
U
NIVERSITARIA
P
ISANA
Spedali Riuniti di S. Chiara – Ospedale di rilievo nazionale e di alta specializzazione U.O. IV Anestesia e Rianimazione
Direttore Prof. Giunta
Tel. 050.997608 – Fax 050.99760
Scuola di specializzazione in anestesia
rianimazione
e terapia
intensiva
COMPARAZIONE TRA MOSTCARE ED ECHO-DOPPLER
PER LA MISURAZIONE DEL CARDIAC OUTPUT
Relatore:Dr. Forfori Francesco
Candidato:Dr. Fulceri Giorgio
INDICE
Introduzione pag 3
Un salto nella storia pag 4
Monitoraggio invasivo: PAC pag 7
Monitoraggio mini-invasivo pag 14
Monitoraggio ecocardiografico pag 22
Studio clinico pag 25
INTRODUZIONE
La gestione emodinamica rappresenta una sfida sempre più impegnativa in area critica per la variegata tipologia di pazienti e di scenari fisiopatologici; tale gestione copre uno spettro che va dalla diagnosi della causa della instabilità emodinamica e la comprensione della fisiopatologia sottostante, al monitoraggio emodinamico, fino al trattamento dello scompenso emodinamico. Il monitoraggio emodinamico ha un ruolo rilevante in quanto consente di valutare i parametri di funzione del sistema cardiovascolare, e di seguire la risposta del sistema alle cure messe in atto, ha quindi un compito di continua verifica della diagnosi e del trattamento. Tale aspetto fa emergere come sia indispensabile che il monitoraggio fornisca valutazioni attendibili, realistiche, cioè espressione dei fenomeni che si pensa di misurare ed influenzare con farmaci e trattamenti1.
Il monitoraggio emodinamico comprende lo studio di svariati parametri utili alla gestione dei pazienti sia in terapia intensiva che nelle sale operatorie tra cui la pressione arteriosa (PA), la pressione venosa centrale (PVC), la portata cardiaca (CO), parametri che rendono possibile l’ interpretazione del quadro fisiopatologico allo scopo di valutare e mantenere una buona ossigenazione dei tessuti. Il CO, senza esagerare, può essere definito la colonna portante del monitoraggio emodinamico, poiché da questo assieme con l’ emoglobina e la saturazione di ossigeno dipende il contenuto arterioso di ossigeno e di conseguenza la perfusione.
La misurazione del CO è fondamentale nei pazienti critici e c’ è evidenza di miglior outcome nei pazienti ad alto rischio2. Il monitoraggio ideale dovrebbe essere accurato, preciso, operatore indipendente, rapido, non invasivo, continuo, facile da usare e con un buon rapporto costo efficacia3.
Ad oggi il catetere di Swan-Ganz, o Polmonare (PAC) è considerato il gold standard per la misurazione del CO4-6, questo dispositivo ad alta invasività è associato a complicanze anche gravi come rottura dell’ arteria Polmonare, embolia Polmonare ed ancora infarto Polmonare ma soprattutto c’ è evidenza
molti dispositivi meno invasivi sono stati messi a punto, ma i risultati ottenuti in termini di efficacia, accuratezza e praticabilità non sono omogenei3, nonostante ciò da parte dei clinici si riscontra sempre una maggiore richiesta di dispositivi meno invasivi10.
La chiave del monitoraggio, a mio avviso, è capire che non esistono dispositivi che migliorano l’ outcome del paziente ma è l’ interpretazione del messaggio e la conseguente scelta terapeutica basata su evidenze, che portano al miglioramento delle prospettive cliniche per un paziente; è il concetto di ottimizzazione emodinamica, considerato un caposaldo nella gestione dei pazienti critici, ad essere associato con evidenza a miglior outcome sia nel perioperatorio11 che in terapia intensiva12.
UN SALTO NELLA STORIA
1870 IL PRINCIPIO DI FICK
La misurazione del CO è stata descritta per la prima volta nel 1870 dal fisiologo tedesco Adolf Fick.
Il suo principio postula: la quantità di una sostanza sottratta al sangue da un organo è uguale alla differenza di concentrazione artero-venosa della sostanza stessa per il flusso sanguigno attraverso quell’ organo.
Utilizzando l’ ossigeno come sostanza e i polmoni come organo: CO = VO2 / (CaO2 - CvO2)
Dove VO2 è il consumo di ossigeno, CaO2 la concentrazione arteriosa e CvO2 la concentrazione venosa di ossigeno.
In pratica la misura del CO si ottiene prelevando sangue dalla circolazione sistemica, dall’ arteria Polmonare contemporaneamente al campionamento dell’ aria espirata. Per conoscere la quantità di ossigeno che viene assorbita dai capillari polmonari nell’ unità di tempo, bisogna sottrarre la concentrazione di O2 presente nell’ aria espirata da quella dell’ aria inspirata in un periodo di 3 minuti; mentre per calcolare la differenza artero-venosa di O2 bisogna prelevare sangue da un’ arteria periferica e dall’ arteria Polmonare.
Il metodo di Fick nella pratica clinica presenta svantaggi che ne limitano l’ utilità: la necessità di prelievi ripetuti, il tempo richiesto e la necessità che la misurazione venga effettuata da personale dedicato, il rischio infettivo dovuto alla continua manipolazione degli accessi vascolari, la mancata uniformità delle misurazioni ed in oltre il paziente deve rimanere in equilibrio emodinamico durante la misurazione1. L’ accuratezza della misurazione dipende: dall’ equivalenza tra la quantità di ossigeno estratto, misurato nell’ aria espirata e quello assorbito dal sangue nei capillari polmonari; dalla precisione con cui li contenuto di ossigeno nell’ arteria periferica e in arteria Polmonare rappresenti la totalità dell’ ossigeno scambiato; dall’ assenza di cambiamenti nella quantità di sangue eiettato a livello cardiaco durante la misurazione; dagli strumenti utilizzati per l’ analisi del sangue prelevato e dei gas13.
1897 IL METODO DELLA DILUIZIONE
Questo metodo si basa sul principio per cui: se un preciso quantitativo di un indicatore è rapidamente iniettato in un flusso costante allora una curva concentrazione-tempo può essere campionata a valle dell’ iniezione dando un indicazione quantitativa del volume in cui l’ indicatore è stato diluito13.
Nel 1897 Stewart descrisse esperimenti in cui iniettava NaCl nella circolazione centrale di animali e misurava la concentrazione dello stesso in arteria Femorale14. Le circostanze ideali per questo metodo, cioè un flusso rettilineo, non sono applicabili all’ uomo ed in particolare alla misura del CO, ciò è dovuto alla rapida ricircolazione caratteristica per esempio del circolo coronarico e tiroideo, così la curva primaria risulta distorta in grado variabile da curve concentrazione-tempo secondarie13. Hamilton modificò questo principio tenendo conto delle variazioni di concentrazione dell’ indicatore nel tempo nella circolazione umana. Il CO secondo questo principio era equivalente alla quantità di indicatore iniettato (verde indocianina) diviso per l’ area sotto la curva di diluizione; ad oggi conosciuta come equazione di Stewart - Hamilton: CO = quantità di indicatore/∫concentrazione di indicatore x dt14
In questo metodo per il calcolo del CO possiamo descrivere 4 principali fonti di errore: ogni precoce problema di ricircolo causa una stima aumentata, nessun metodo di iniezione istantaneo perciò si ha dispersione di indicatore, la curva può essere distorta a causa della non perfezione dei metodi di prelievo e misura dell’ indicatore nel sangue, infine non è possibile una miscelazione perfetta al momento dell’ iniezione dell’ indicatore13.
IL VENTESIMO SECOLO
Basandosi sul concetto della diluizione nel 1954 Fegler introdusse la termo-diluizione (TD), iniettò nella circolazione una soluzione fredda e misurò distalmente le variazioni di temperatura. Questo è stato l’ inizio del cammino che ha portato all’ intuizione dei medici HJC Swan e William Ganz che nel 1970 introdussero un catetere a più lumi che loro definirono “flow-directed balloon-tipped” , cioè catetere con un palloncino in punta guidato dal flusso, comunemente chiamato: catetere polmonare (PAC) 15. L’ introduzione del PAC ha permesso la misurazione del CO con il metodo della TD, sia intraoperatoria che al letto del malato16.
La termodiluizione intermittente.
Questa tecnica si basa sul principio di conservazione dell’ energia17. Un quantitativo noto di soluzione fredda è iniettato attraverso il port prossimale del PAC in atrio destro, la soluzione è quantizzata distalmente da un termistore alcuni centimetri prima della fine del catetere; il CO è calcolato utilizzando l’ equazione di Stewart – Hamilton modificata18-19:
Dove V rappresenta il volume della soluzione iniettata, TB la temperatura del sangue, T1 la temperatura della soluzione, K1 un fattore di densità, K2 una costante che tiene in considerazione lo scambio di calore durante il transito, la velocità di iniezione e lo spazio morto del catetere; il denominatore
rappresenta il cambiamento di temperatura in funzione del tempo e riflette l’ area sotto la curva di termodiluizione18.
La termodiluizione in continuo.
Nuove tecnologie applicate al PAC hanno permesso la misurazione in continuo del CO; nella porzione prossimale del catetere viene incorporato un filamento elettrico che riscalda a intermittenza il sangue, il segnale viene poi misurato da un termistore in prossimità della punta del catetere. Il vantaggio di questa metodica è rappresentato sia dalla continua monitorizzazione del CO che dalla diminuzione del rischio infettivo, nonché dal diminuito carico di lavoro16. Questa procedura si comporta come di seguente: il filamento termico produce calore per un periodo massimo di 4 secondi ogni minuto, tale calore aumenta la temperatura del sangue non oltre un grado rispetto a quella basale, non oltre i 41 gradi centigradi (in caso di paziente ipertermico con temperatura corporea di 41 il sistema entra in stand-by); il termistore sulla punta del catetere costruisce una curva di CO in base alla differenza di temperatura. Come si evince il metodo non è propriamente continuo, ma semicontinuo in quanto il valore di CO visualizzato rappresenta la media dei precedenti minuti, il valore viene poi aggiornato ad intervalli fissi ogni minuto1.
IL MONITORAGGIO INVASIVO: PAC
Il catetere polmonare (PAC), conosciuto anche come catetere di Swan-Ganz, è utilizzato nella pratica clinica da circa quaranta anni, inizialmente per la gestione dell’ IMA poi ha preso campo in area critica per la gestione di svariate patologie.
INDICAZIONI
L’ American College of Cardiology nel 1998 in seguito ad una consensus conference ha dettato delle linee guida generali per l’ utilizzo del PAC20:
Diagnosi e monitoraggio in caso di ipertensione polmonare idiopatica
Diagnosi e monitoraggio nell’ IMA
Controllo della risposta emodinamica alle terapie
Gestione della insufficienza multi organo
Gestione dell’ instabilità emodinamica dopo cardiochirurgia
Aspirazione di emboli gassosi
CONTROINDICAZIONI
Sancite dall’ American College of Cardiology nel 199820:
Protesi meccanica della valvola Tricuspide
Masse a livello del cuore destro
Endocardite a livello delle valvole Tricuspide e/o Polmonare
CARATTERISTICHE E POSIZIONAMENTO
Il catetere polmonare è lungo da 60 a 110 cm, necessità di un introduttore per l’ inserimento ed caratterizzato da 5 lumi: il lume distale a livello del quale vengono misurate le onde di pressione, il lume per il palloncino ed il lume per il termistore, a livello più prossimale troviamo poi altri due lumi uno per e infusioni ed uno per la termodiluizione.
L’ inserimento avviene attraverso un introduttore, che può essere posizionato in vena Giugulare interna, Succlavia o Femorale; il PAC viene passato attraverso l’ introduttore e quando la punta è al di fuori dello stesso il palloncino può essere gonfiato,il palloncino guiderà l’ introduzione del catetere attraverso le camere cardiache fino ad un ramo dell’ arteria Polmonare.
Il passaggio del PAC attraverso i vasi sanguigni ed il cuore è monitorizzato per cui le curve di pressione visualizzate ci permettono il riconoscimento della regione anatomica in cui si trova la punta del catetere.
Le pressioni che si incontrano sono:
RA 2-6 mmHg
RV 15-25 mmHg
PAP 15-25 mmHg
PCWP (LAP) 6-12 mmHg
La PCWA o pressione di incuneamento è il target del processo di inserimento, quando incontriamo la wedge si arresta l’ avanzamento, si sgonfia il palloncino e si richiede una radiografia del torace.
La wedge è una pressione che rispecchia la pressione dell’ atrio sinistro e ci dà una stima delle pressioni di riempimento del ventricolo sinistro, questa però non è sempre attendibile a causa della differenza tra pressione alveolare e capillare nelle varie zone del polmone; secondo West le zone polmonari sono tre la porzione apicale, zona 1, dove la pressione alveolare supera la pressione capillare, la porzione media, zona 2, dove la pressione alveolare supera la
pressione capillare solo durante l’ inspirazione, la porzione basale, zona 3, dove la pressione capillare è sempre maggiore.
Come possiamo intuire dalla figura sottostante solo se il PAC è posizionato nella terza zona di West la misurazione della PCWP sarà attendibile.
COMPLICANZE
Le complicanze si dividono tre in categorie: dovute all’ iniziale accesso vascolare, dovute all’ inserzione e dovute alla permanenza del catetere in sede. Le complicanze dovute all’ accesso vascolare includono la puntura dell’arteria (2-16 %), che può anche risultare una complicazione grave in caso di emotorace da puntura dell’ arteria Succlavia, ed il pneumotorace.
Durante il passaggio del PAC la complicanza più frequente è rappresentata da aritmie, più dell’ 80% di esse sono battiti prematuri o tachicardia ventricolare non sostenuta che si risolvono rapidamente dopo l’ avanzamento del catetere; TV significative o FV si riportano in meno dell’ 1% dei casi e soprattutto in pazienti con ischemia cardiaca concomitante. Nel 5% si registra insorgenza transitoria di BBdx, in caso di BBsx c’ è il rischio di blocco completo. Un altra rara complicanza, incidenza inferiore all’ 1%, dell’ inserimento è la formazione di nodi, questa deve essere sospettata quando visualizziamo una curva
ventricolare e avanziamo di 20 cm, il rischio è maggiore in pazienti con ventricolo destro dilatato.
Complicanze del mantenimento possono essere: infezioni, infarto polmonare e rottura dell’ arteria Polmonare, quest’ ultima è la più catastrofica con una mortalità del 50%21.
TERMODILUIZIONE
La misurazione del CO con il PAC tramite la termodiluizione è una tecnica ad oggi considerata il gold standard ed è largamente accettata dalla comunità scientifica, la sua popolarità è dovuta a vantaggi considerevoli: semplicità, accuratezza, riproducibilità, possibilità di ottenere misurazioni a brevi intervalli di tempo, o addirittura in continuo, con le nuove tecnologie, tutto ciò senza bisogno di prelievi22.
L’ iniezione di un dato quantitativo di soluzione a temperatura ambiente, 10 ml per gli adulti23 e 0.15 ml/Kg per i bambini24 viene captata dal termistore e tramutata in curva di termodiluizione che viene analizzata in funzione dell’ equazione di Stewart – Hamilton modificata.
L’ area sotto la curva rappresenta il denominatore della nostra equazione e possiamo dedurre che in caso di area ampia avremo un basso CO, viceversa in caso di area piccola.
ERRORI DI MISURAZIONE
Gli errori di misurazione del CO con la termodiluizione possono essere dovuti sia a fattori tecnici che a condizioni patologiche del paziente22.
Si possono considerare errori tecnici:
Perdita dell’ indicatore prima o durante la somministrazione
Temperatura alterata (maneggiare l’ indicatore)
Variabilità del volume di infusione
Malfunzionamento del termistore
Infusioni rapide contemporanee alla misurazione
Si considerano condizioni del paziente che possono alterare la stima: • Riscaldamento post circolazione extracorporea
• Shunts intra ed extracardiaci • Ipotermia
• Patologie valvolari • Bassa portata
• Ventilazione meccanica: CO dovrebbe essere una media di tre, quattro misurazioni prese a varie fasi del ciclo respiratorio
CONTROVERSIE
L’ analisi dei dati sul PAC nel corso degli anni non hanno evidenziato chiari benefici nei pazienti in cui è stato utilizzato, i primi studi osservazionali sull’ utilizzo negli anni 80’ e 90’ hanno mostrato addirittura una maggiore mortalità rispetto ai pazienti in cui non è stato utilizzato, la critica ovvia su uno studio retrospettivo osservazionale è chiara, solo i pazienti con patologia più grave e a maggior rischio hanno ricevuto terapie guidate da PAC21.
Sono stati pubblicati poi numerosi sudi:
Sandham et al hanno arruolato 2000 pazienti chirurgici con ASA 3-4, questi sono stati divisi in due gruppi un gruppo la cui terapia era guidata da PAC e uno da sola PVC via catetere venoso centrale; nessuna differenza di mortalità, tempo di ricovero e disfunzione d’ organo è stata riscontrata25
Il PACMAN trial del 2005 ha arruolato più di 1000 pazienti trattati seguendo il monitoraggio del PAC o senza, non si è apprezzata alcuna differenza di mortalità intraospedaliera26
ESCAPE trial ha arruolato più di 400 pazienti ammessi con scompenso cardiaco, i pazienti sono stati randomizzati in due gruppi uno trattato
seguendo le informazioni ottenute da PAC; nessuna differenza in mortalità e durata dell’ ospedalizzazione27
Shah et al hanno pubblicato una metanalisi di 13 studi randomizzati includendo più di 5000 pazienti; nessun beneficio è stato ottenuto con l’ utilizzo del PAC28
Nel 2006 l’ ARDSNET group studia il ruolo del PAC nei pazienti con ALI, i pazienti sono stati randomizzati in due gruppi di trattamento protocollati uno con PAC e uno con CVC, nessun beneficio dall’ utilizzo del PAC è stato riscontrato29.
Alla luce dei suddetti lavori possiamo asserire che, l’ utilizzo del catetere polmonare non deve essere considerato terapeutico, ma solo un mezzo di diagnosi. Una interessante review pubblicata da Kanu Chatterjee su Circulation nel 2009 conclude l’ analisi sostenendo che l’ abuso nell’ utilizzo del PAC è associato a complicazioni evitabili se usato da operatori esperti, ma si può vedere come un uso routinario possa associarsi ad aumentate complicanze; comunque il PAC continua ad essere necessario in pazienti con shock cariogeno, per la diagnosi differenziale di ipertensione polmonare e per la diagnosi ed il trattamento di cause non comuni o complicazione dello scompenso cardiaco. Nei pazienti con grave scompenso cronico che necessitano di supporto con inotropi, vosopressori e vasodilatatori, il monitoraggio emodinamico è essenziale, non che per i pazienti da sottoporre a trapianto cardiaco, polmonare o epatico30.
IL MONITORAGGIO MINI-INVASIVO
Il monitoraggio mini-invasivo del CO utilizza uno dei seguenti quattro principali principi:
analisi del contorno del polso
principio di Fick
Doppler esofageo
bioimpedenza e bioreactanza
In oltre i dispositivi si possono dividere in calibrati e non calibrati31.
METODICHE DI ANALISI DEL CONTORNO DEL POLSO CHE
NECESSITANO DI CALIBRAZIONE
Pulse power analysis
L’ analisi del contorno del polso si basa sul principio per cui la fluttuazione della pressione arteriosa è direttamente correlata alla quantità di sangue eiettato con la contrazione cardiaca: stroke volume (SV). Ci sono vari fattori che complicano l’ accuratezza della misurazione32:
la compliance non lineare delle arterie
la riflessione dell’ onda: la pressione pulsatile misurata in periferia è composta sia dall’ onda causata dall’ eiezione cardiaca che dall’ onda riflessa nella circolazione periferica, questa seconda componente varia con le resistenze periferiche (SVR)
eventuale dumping o aumentata risonanza del sistema di trasduzione del segnale arterioso
Il metodo LiDCO (Lithium Dilution Carddiac Output) utilizza l’ algoritmo PulseCO che considera i fattori sopra menzionati; si assume che dopo la calibrazione e correzione per la compliance si ha conservazione dell’ energia per cui la relazione tra questa e il flusso è lineare.
Il sistema LiDCO plus è stato descritto nel 1993 da Linton e colleghi. Sono necessari un accesso venoso centrale o periferico e una linea arteriosa alla quale è attaccato un sensore sensibile al litio33. Il sistema richiede la
calibrazione del CO con la tecnica di diluizione ogni otto ore, ma la calibrazione deve anche essere ripetuta quando le condizioni emodinamiche del paziente cambiano34; per la calibrazione sono necessarie da 0.02 a 0.04 mmol/Kg di cloruro di litio, la soluzione è iniettata endovena e il CO è derivato dalla dose e l’ area sotto la curva concentrazione-tempo, Cecconi e colleghi sostengono che per l’ accuratezza dovrebbero essere fatte tre misurazioni35. Ci sono circostanze che possono compromettere l’ accuratezza dell’ algoritmo PulseCO16:
insufficienza Aortica
ricostruzione chirurgica dell’ Aorta
IABP
linea arteriosa molto dumpata
vasocostrizione periferica severa
aritmie
shunt intra o extra cardiaci
misurazioni non accurate di sodio ed emoglobina (ogni g/dL di differenza nella concentrazione dell’ emoglobina provoca un cambiamento nella misurazione del CO del 4%36)
la terapia con sali di litio è una controindicazione
La validazione della metodica trova molte discordanze in letteratura, gli studi effettuati sono tutti su piccole popolazioni di pazienti ed in differenti scenari clinici ma non c’ è accordo sulla precisione della metodica. Per esempio Costa e colleghi hanno riportato correlazione con la TD intermittente via PAC in 23 pazienti sottoposti a trapianto di fegato37, Yamashita e colleghi hanno valutato la metodica in cardiochirurgia trovando scarsa correlazione con il PAC38, la metodica è anche stata valutata in pazienti pediatrici, Kim e colleghi hanno studiato 20 bambini di età compresa tra 2.5 e 15.5 anni trovando correlazione con il PAC39.
Pulse Contour Analysis
La misurazione del CO con questa metodica si basa sull’ ipotesi che l’ area sotto la porzione sistolica della curva arteriosa sia proporzionale allo SV40. Lo SV si calcola dividendo l’ area sotto la porzione sistolica della curva arteriosa (dalla fine della diastole alla fine della fase eiettiva) per l’ impedenza aortica; il CO si ottiene moltiplicando il risultato per la frequenza cardiaca (HR) 16. Il sistema PiCCO è il primo device introdotto nella pratica clinica, per il suo funzionamento sono necessari sia una linea arteriosa, generalmente femorale, che un CVC; la linea arteriosa è munita di un termistore necessario per la calibrazione del sistema, questa può anche essere posizionata in arteria Radiale o Brachiale ma in questo caso il catetere deve essere più lungo per stimare la pressione aortica. Il sistema è calibrato con il metodo della termodiluizione transpolmonare, sono richieste dalle tre alle cinque misurazioni per ottenere una calibrazione affidabile, in oltre come per il LiDCO la calibrazione deve essere effettuata ogni volta che cambiano le condizioni emodinamiche del paziente o in caso di stabilità ogni otto ore.
Il sistema PiCCO ci fornisce vari dati:
misurazione del CO in continuo
volume sanguigno intratoracico (ITBV)
acqua polmonare extravascolare (EVLW)
volume globale di fine diastole (GEDV)
stroke volume variation (SVV)
Il sistema presenta dei limiti e delle condizioni in cui le misurazioni non sono del tutto affidabili16:
aritmie severe
IABP
insufficienza valvolare severa
cambiamenti rapidi di temperatura corporea
fenomeni di ricircolo dell’ indicatore (shunt intracardiaci, pazienti pediatrici con dotto di Botallo aperto).
Il metodo di misurazione del CO con il sistema PiCCO è stato validato in varie condizioni contro la PATD ed è sembrato correlare bene16, in alcuni lavori però la correlazione non c’ è stata: Halvorsen e colleghi per esempio hanno riportato scarsa correlazione durante off-pump CABG41, anche Della Rocca e colleghi hanno riportato discrepanza in situazioni di instabilità emodinamica42.
METODICHE DI ANALISI DEL CONTORNO DEL POLSO CHE
NON NECESSITANO DI CALIBRAZIONE
L’ analisi della curva di pressione arteriosa è alla base di due recenti metodiche di monitoraggio in continuo del CO che non richiedono calibrazione, questo porta ad una semplificazione e ad una minore invasività del monitoraggio, nonché ad un guadagno in termini di rapidità di applicazione1.
FloTrac/Vigileo
Questo device fornisce una misurazione continua del CO tramite un sensore (FloTrac) collegato ad una linea arteriosa periferica, il sensore si connette poi ad un monitor (Vigileo). La calibrazione non è necessaria perché il sistema estrapola la gittata grazie ad un algoritmo che utilizza sia i dati demografici del paziente che l’ analisi dell’ onda pressoria. La curva pressoria è registrata
2000 campionamenti la cui deviazione standard (ds-PA) consente di calcolare lo SV secondo la formula:
SV = K(ds-PA)
dove K è una costante che permette di convertire i mmHg della deviazione standard della pressione arteriosa in mL/battito dello SV; essa quantifica le caratteristiche compliance e resistenza del tono vascolare, e viene derivata dalle informazioni relative al paziente (età, sesso, peso e altezza) 1.
Il sensore in questione presenta alcune limitazioni:
il segnale arterioso deve essere di ottima qualità per l’ accuratezza
aritmie
IABP
pazienti pediatrici
Oltre allo SV il sistema fornisce indici di riempimento volemico come SVV e PPV, ed attraverso alla connessione ad un sensore ossimetrico anche la ScVO2.
Il sistema di monitoraggio FloTrak è stato studiato in vari scenari clinici, con risultati discordanti: Manecke e Auger hanno trovato concordanza con il PAC in pazienti sottoposti a chirurgia cardiaca43, allo stesso modo McGee ha riportato correlazione in pazienti critici44, Biancofiore e colleghi invece non hanno trovato buona correlazione in pazienti sottoposti a chirurgia epatica45, alle stesse conclusioni giungono Krejci e colleghi studiando pazienti con basse SVR sottoposti a trapianto di fegato46.
Pressure Recording Analytical Method (PRAM)
Questa seconda metodica non richiede alcuna calibrazione e neanche l’ inserimento di dati antropometrici, si fonda esclusivamente sull’ analisi matematica del profilo dell’ onda di pressione arteriosa. L’ analisi è basata sulla teoria delle perturbazioni, secondo la quale ogni sistema sottoposto all’ effetto di una perturbazione tende a variare il suo stato nella direzione del minimo dispendio energetico; il principio di base è il seguente: in ogni vaso del sistema arterioso le variazioni di volume avvengono per espansione radiale della parete arteriosa in risposta alla variazione pressoria. L’ onda di pressione, rilevata alla frequenza di 1000 Hz, viene elaborata battito per battito, così da riconoscere, oltre ai picchi di sistole e diastole, i punti rappresentativi dell’ incisura dicrota e delle fasi di instabilità caratteristiche di quella singola onda; tali punti, unitamente all’ andamento della curva, vengono valutati secondo la suddetta teoria fisica delle perturbazioni, per ottenere l’ impedenza del sistema e le grandezze emodinamiche. Il metodo stima l’ impedenza tenendo in considerazione l’ area dovuta alla componente pulsatoria, l’ area associata alla componente continua del flusso e l’ impedenza, sia continua che pulsatoria legate al flusso.
Lo SV è calcolato secondo la formula: SV = A/(R/t) x K
dove A rappresenta l’ area totale sotto la componente pulsatoria della curva, P/t è il profilo dell’ onda pressoria espresso come la variazione della pressione nel tempo durante l’ intero ciclo cardiaco, e K è un fattore adimensionale, inversamente legato all’ accelerazione istantanea dell’ area di sezione del vaso, il cui valore è ottenuto dal rapporto tra la pressione media attesa e quella misurata; K dunque non è una costante in quanto il suo valore cambia ad ogni ciclo cardiaco.
Nel determinare lo SV il metodo PRAM prende in considerazione sia l’ area dovuta alla componente pulsatile, sia quella prodotta dalla componente continua del flusso ematico, in modo che i risultati forniti non siano inficiati dalla presenza di supporti emodinamici meccanici quali ECMO, IAPB o supporti
Questa metodica è associa ad un monitor il Mostcare che si collega direttamente al trasduttore della linea arteriosa, quindi è anche di semplice e rapida applicazione.
Un altro aspetto di questo strumento è che attraverso l’ algoritmo PRAM fornisce due indici innovativi per la valutazione emodinamica: il dP/dt ed il Cardiac Cycle Efficency (CCE). Il primo rappresenta la pendenza della curva arteriosa durante la fase eiettiva, ed è messo in relazione alla contrattilità del cuore e all’ impedenza dell’ aorta e dei grossi vasi. Il CCE è un parametro che descrive l’ efficienza della performance cardiovascolare. Entrambi questi indici necessitano una maggiore comprensione dal punto di vista fisiologico, e necessitano di un ampia validazione clinica1.
La metodica per il calcolo dello SV è stata validata in un modello animale in comparazione con il PAC47, in cardiochirurgia48, in pazienti pediatrici49 e i risultati sono incoraggianti, cmq sono tutti soggetti a critiche da parte della comunità scientifica a causa del conflitto di interessi visto che gli autori principali sono i produttori dello strumento. Paarmann H e colleghi per esempio hanno pubblicato nel 2011 un articolo che non conferma quanto detto dai detentori dei diritti dell’ algoritmo50.
PRINCIPIO DI FICK APPLICATO ALLA CO
2Il sistema NICO è stato introdotto nel 1999, utilizza un circuito di rirespirazione parziale per calcolare il CO in pazienti sedati e ventilati meccanicamente. La formula rivista in funzione della CO2 è la seguente:
Dove VCO2 rappresenta il consumo di anidride carbonica, CvCO2 e CaCO2 rappresentano rispettivamente il contenuto venoso e quello arterioso di CO2. CaCO2 può essere calcolata dalla PaCO2 o dall’ end-tidal CO2; VCO2 si calcola dalla differenza tra il contenuto di CO2 inspirato ed espirato; infine CvCO2 si calcola con un circuito di rirespirazione parziale.
Per il monitoraggio sono necessari: un circuito di rirespirazione che viene aggiunto a quello di ventilazione, munito di apposita valvola (valvola di rirespirazione) che apre il circuito di rirespirazione al paziente ed un sensore di CO2 ad infrarossi. Ogni tre minuti inizia il processo di rirespirazione parziale16, la differenza tra i risultati ottenuti con il circuito normale e quello di rirespirazione viene usata per calcolare il flusso polmonare51, viene eseguita una correzione per gli shunt, si utilizzano le curve di Nunn che descrivono la relazione tra PaO2 e FiO2 per i diversi livelli di shunt intrapolmonare.
Importante limite del sistema è il fatto che quando la PaCO2 del paziente è inferiore a 30 mmHg non è possibile ottenere risultati attendibili, in oltre la curva di dissociazione tra anidride carbonica ed emoglobina deve essere lineare16.
DOPPLER ESOFAGEO
Il CO può essere misurato utilizzando sonde esofagee che utilizzano la tecnologia Doppler. Le sonde esofagee Doppler misurano il flusso sanguigno nell’ Aorta discendente e stimano il CO moltiplicando l’ area della sezione dell’ arteria Aorta per la velocità del flusso; il diametro dell’ aorta può essere misurato direttamente con ecocardiografia oppure può essere stimato dallo strumento secondo i dati antropometrici del paziente in esame.
Ci sono varie sonde in commercio: ODM II (Abbott), CardioQ (Deltex Medical Ltd), HemoSonic100 (Arrow); tutti gli strumenti presentano delle limitazioni importanti legati alla metodologia di misurazione. Per prima cosa il flusso viene misurato in Aorta discendente e lo strumento assume la ripartizione del flusso tra l’ Aorta discendente ed i vasi cefalici, ciò può essere valido in soggetti sani ma la relazione può variare di fronte ad instabilità emodinamica o più semplicemente in pazienti con comorbidità. Secondo le sonde hanno le
inavvertitamente, limitando così la misurazione in continuo del CO31. In oltre per una misurazione accurata il posizionamento della sonda è cruciale, quindi il device è considerato operatore dipendente ed è stato dimostrato che per ottenere una corretta acquisizione sono necessari 10-12 tentativi52.
BIOIMPEDENZA E BIOREACTANZA
La bioimpedenza si basa sul fatto che la conduttività di una corrente alternata, ad alta frequenza e bassa magnitudine, che passa attraverso il torace cambia col variare del flusso sanguigno in ogni ciclo cardiaco. Questi cambiamenti possono essere misurati con elettrodi posti sul torace del paziente, e usati per generare un onda dalla quale il CO può essere calcolato.
La bioreactanza è estrapolata dalla bioimpedenza e misura i cambiamenti di frequenza della corrente elettrica che attraversa il torace53.
Queste tecnologie sono state utilizzate per studi fisiologici in individui sani e possono essere utili in ambito perioperatorio54, ma sono meno realizzabili in pazienti critici55.
MONITORAGGIO ECOCARDIOGRAFICO
L’ ecocardiografia è una metodica relativamente semplice e non invasiva per la misurazione del CO; il suo utilizzo al letto del malato, senza la necessità di alcun cateterismo è stato validato in diversi lavori negli anni ‘8056-58. La misurazione ecocardiografica del CO si basa sull’ equazione di flusso:
F = AS x V
Ammettendo che il flusso per il tempo ci dà il volume:
Vol = F x T; sviluppando il flusso: Vol = AS x V x T; infine sapendo che V x T non è altro che l’ integrale velocità tempo (VTI), abbiamo:
Vol (cm3) = AS (cm2) x VTI (cm)1
Di conseguenza la misura della gittata cardiaca può essere calcolata dalla velocità del flusso sanguigno, misurata con il Doppler, per l’ area dell’ orifizio attraversato dal flusso, misurata con l’ ecografia bidimensionale.
Quinones et al. nel 2002 hanno pubblicato per l’ American Society of Echocardiography un report sulle raccomandazioni per ecocardiografia Doppler: queste sostengono che il fattore determinante l’ accuratezza è che il sito dove viene calcolato il VTI sia corrispondente a quello dove viene misurata AS, in oltre la misurazione è più accurata quando il flusso è laminare e le cellule del sangue viaggiano tutte alla stessa velocità, perché questo avvenga è preferibile che AS venga misurata in un punto dove non ci siano variazioni di diametro durante il periodo di efflusso; per queste caratteristiche il sito preferibile per il calcolo dello SV è ritenuto essere il tratto di efflusso del ventricolo sinistro (LVOT) 59.
Le raccomandazioni consigliano la proiezione “parasternale asse lungo” per misurare AS, preferibile è ingrandire l’ immagine dell’ LVOT e salvare 1-2 cicli cardiaci; questa visualizzazione permette una accurata misurazione in sistole
precoce, dalla giunzione del lembo della valvola Aortica con l’ epicardio settale alla giunzione dell’ altro lembo con la valvola Mitrale, la misurazione deve essere fatta partendo dal bordo interno ed arrivando allo stesso modo internamente. La misurazione dovrebbe essere il diametro maggiore tra 3-5 tentativi perché il più frequente errore è la sottostima59. Ottenuto il diametro non ci resta che calcolare l’ area del cerchio.
Il flusso del LVOT si acquisisce dalla proiezione “5 camere” con il Doppler pulsato posizionato a 5 mm dalla valvola Aortica59.
Dopo aver acquisito il flusso il VTI viene calcolato dalla macchina in seguito alla tracciatura del profilo del flusso.
Questa metodica deve essere evitata in caso di non corretta visualizzazione dell’ immagine o in caso di ostruzione dell’ LVOT59.
Questa metodica deve essere considerata operatore dipendente, ma Robson e colleghi hanno descritto in letteratura la sua riproducibilità indipendentemente dall’ operatore purché esperto60.
STUDIO CLINICO
Gli intensivisti hanno a disposizione oggi un bagaglio di nuove tecniche che consentono una valutazione emodinamica minimamente invasiva. Al momento nessuno di questi metodi riesce a soddisfare completamente i criteri del “monitoraggio ideale”. Tuttavia, questi sistemi di monitoraggio possono essere considerati complementari nella valutazione del paziente poiché possiedono vantaggi e limitazioni diversi e ognuno di essi ha qualcosa da offrire in base alla popolazione di pazienti in studio, alle possibilità economiche della struttura sanitaria e alle necessità dell’utenza clinica.
SCOPO DELLO STUDIO
Lo scopo principale di questo studio sarà valutare la correlazione tra MostCare ed ecocardiografia nella determinazione della gittata cardiaca in pazienti critici in differenti condizioni cliniche.
CRITERI DI INCLUSIONE
1. Pazienti monitorati con una linea arteriosa standard (arteria femorale o radiale) per il monitoraggio invasivo della pressione arteriosa.
2. Pazienti che necessitano di una valutazione ecocardiografica come valutazione di routine o nel contesto di un’insufficienza cardiocircolatoria acuta con sospetta disfunzione cardiaca o di un’insufficienza respiratoria acuta e sospetto di insufficienza cardiaca.
CRITERI DI ESCLUSIONE
1. Relativi al MostCare:
- Patologie che potrebbero influenzare la qualità e l'affidabilità del segnale arterioso (patologie della valvola aortica, aneurismi aortici) e aritmie che generano instabilità emodinamica (ad esempio, variazioni nelle misurazioni della PA media> 10%);
2. Relativi alla tecnica Echo-Doppler: non-fattibilità per scarsa finestra ecografica e qualità insoddisfacente delle immagini.
3. Pazienti di età inferiore ai 18 anni.
PROGETTAZIONE DELLO STUDIO
A. Acquisizione dei dati con il MostCare
Prima di ogni misura di CO, la qualità del trasduttore e del catetere di pressione arteriosa saranno valutati come segue: semplice aspirazione di 5 ml di sangue, re-iniettato senza resistenza; valutazione visiva della qualità del contorno della forma d'onda arteriosa; risposta adeguata alla prova flush (onda quadra). Se necessario, la posizione migliore per la qualità del segnale sarà controllata tramite l'estensione del polso e la manipolazione del catetere. Per ogni determinazione Eco-Doppler, dovrà essere ottenuto un valore corrispondente per il MostCare facendo la media dei singoli battiti (in numero di 5) nello stesso tempo necessario per ottenere le misurazioni CO con l'eco-doppler.
B. Acquisizione dei dati con l’Eco-Doppler
Eco-Doppler-CO sarà misurata utilizzando la formula standard CSA x VTI (area della sezione trasversale aortica x integrale della velocità nel tempo x frequenza cardiaca in ml / min). La misurazione 2D del diametro dell’anello aortico consente il calcolo del CSA che viene poi moltiplicato per il VTI (integrale della velocità nel tempo) del profilo di velocità del flusso Doppler (pulsato) attraverso la valvola aortica per determinare la SV.
ANALISI STATISTICA
La concordanza tra Gold-CO (metodo di riferimento) e MostCare-CO sarà valutata utilizzando l’analisi di Bland-Altman. Saranno calcolati i bias e i rispettivi Intervalli di Confidenza al 95% (CI 95%). I limiti di concordanza (limits of agreement, LoA) saranno calcolati come 2 volte la deviazione standard (SD) del bias. Saranno inoltre calcolati gli CI 95% del LoA inferiore e quello del LoA superiore.
La percentuale di errore (PE) sarà calcolata come rapporto tra 2 volte la deviazione standard dei bias e la gittata cardiaca media (CO) dei due metodi: 100 × (2 × SD di Bias) / [(Gold-CO + MostCare-CO) / 2].
RISULTATI
Sono stati studiati 36 pazienti ammessi nella Terapia Intensiva Universitaria dell’ ospedale di Pisa, uno dei quali è stato escluso per il riscontro di insufficienza aortica severa.
Paziente Età Peso Altezza Sesso Categoria Arteria SAPSII PAD PAS PADic FC ECHO-CO MC-CO 1 58 70 170 M Medico Rad 28 63 120 76 78 3,9 4 2 64 70 170 M Chirurgico Fem 30 54 139 62 80 5,5 4,8 3 68 68 165 M Chirurgico Rad 36 61 134 75 80 5,2 5,1 4 53 75 162 M Chirurgico Rad 30 69 122 99 74 4,9 3,7 5 60 85 160 M Medico Fem 69 60 90 73 72 2,8 2,7 6 72 90 171 M Chirurgico Rad 37 57 121 68 86 4,7 4 7 83 65 175 M Medico Fem 53 60 125 105 75 3,7 3,4 8 38 90 180 M Medico Fem 25 52 102 56 104 4,3 4,1 9 69 55 162 F Chirurgico Rad 27 67 150 87 92 5,1 4,7 10 32 170 180 M Medico Rad 22 63 104 61 90 4 3,6 11 73 120 163 F Chirurgico Rad 18 92 133 90 61 4,4 4,5 12 52 59 165 F Chirurgico Rad 7 75 178 122 77 4,1 4 13 66 78 165 F Chirurgico Rad 40 70 146 85 93 5,5 7 14 62 45 160 F Medico Fem 40 77 139 103 80 4 4 15 54 70 160 F Medico Rad 20 78 131 82 103 5,1 3,8 16 74 68 178 M Chirurgico Fem 40 57 131 78 61 4 4,3 17 76 78 178 M Chirurgico Rad 41 52 127 70 68 5,2 4,1 18 41 110 147 F Chirurgico Rad 40 77 146 94 92 5,8 6,4 19 37 64 167 F Chirurgico Rad 23 51 107 48 100 6,7 6 20 84 80 166 F Chirurgico Rad 20 56 128 78 90 5,5 5,04 21 48 43 160 M Chirurgico Rad 13 79 103 80 112 3 2,9 22 42 83 190 M Chirurgico Rad 7 81 142 94 72 5 5,6 23 70 80 172 M Medico Rad 23 48 147 65 62 6,4 6,6 24 57 125 175 M Chirurgico Rad 7 80 143 102 68 5,7 5,8 25 57 95 160 M Chirurgico Rad 7 83 178 110 67 7,5 7,8 26 58 99 166 F Chirurgico Rad 7 67 177 108 50 4,8 5,5 27 37 179 179 M Chirurgico Rad 7 82 143 102 87 5 4,5 28 73 88 180 M Chirurgico Rad 15 65 143 85 62 5,5 5,1 29 81 80 168 M Chirurgico Rad 18 52 122 72 63 4,6 4,9 30 47 101 150 F Chirurgico Rad 7 73 149 86 92 6,1 6 31 38 111 165 F Chirurgico Rad 0 64 157 110 78 5,2 5 32 35 49 170 F Chirurgico Rad 0 93 175 112 89 5,1 5,3 33 38 80 170 M Medico Rad 6 79 154 98 82 5,7 5,3 34 60 100 182 M Chirurgico Rad 14 76 166 102 60 6,1 6,4 35 81 82 175 M Chirurgico Rad 20 58 180 85 68 7 7,5
Abbiamo studiato 22 soggetti di sesso maschile e 13 di sesso femminile, 9 appartenenti alla categoria medica e 26 a quella chirurgica, 6 pazienti avevano cateteri arteriosi posizionati in arteria Femorale e 29 in arteria Radiale.
L’ età media è stata 58 anni con un massimo di 84 e un minimo di 32, il peso medio è risultato 87 Kg (max. 179, min. 43), l’ altezza media 169 cm (max. 190, min. 147).
Lo score di gravità SAPSII è stato in media 46 con un massimo di 69 ed un minimo di 0.
Pressione sistolica media 138 mmHg con un massimo di 180 e minimo di 90. Pressione diastolica media 68 mmHg con un massimo di 93 e minimo di 48. Pressione dicrota media 86 mmHg con un massimo di 122 e minimo di 48. Frequenza cardiaca media 79 bpm con un massimo di 112 e minimo di 50.
Analisi del Cardiac Output
I valori del CO calcolati con ecocardiografia vanno da 2.8 a 7.5 litri min-1 con un valore medio di 5.06 litri min-1; i valori calcolati con MostCare variano da 2.7 a 7.8 litri min-1 con un media di 4.95 litri min-1.
2
3
4
5
6
7
8
9
-2.0
-1.5
-1.0
-0.5
0.0
0.5
1.0
1.5
Mean of ECHO and PRAM
E
C
H
O
P
R
A
M
Mean
0.11
-1.96 SD
-1.01
+1.96 SD
1.23
Come si vede dal plot il mean bias tra echo e PRAM è 0.11 litri min-1.
Gli intervalli di confidenza al 95% calcolati come più o meno 1.96 SD del bias sono rispettivamente 1.23 litri min-1 e -1.01 litri min-1.
La percentuale di errore calcolata come rapporto tra due deviazioni standard del bias e CO medio dei due metodi risulta 22.23%.
Come si vede dal grafico solo due dei nostri risultati sono al di fuori dell’ intervallo di confidenza al 95%, in percentuale sono il 5.7%.
DISCUSSIONE
Negli ultimi anni l’ invasività del PAC, le sue possibili complicanze nonché i lavori svolti a metà del primo decennio di questo secolo26-29 che non hanno dimostrato alcun miglioramento di outcome con il suo utilizzo hanno orientato gli intensivisti verso tecniche meno invasive.
MostCare, che utilizza l’ algoritmo PRAM, è l’ unica metodica mini-invasiva che non richiede né calibrazione né l’ inserimento di dati antropometrici, ma calcola il CO con la sola analisi dell’ onda di pressione arteriosa. Questa metodica non è ancora validata in letteratura, ci sono lavori scientifici discordanti: una parte dichiarano la metodica paragonabile al gold-standard47-49, mentre altri autori contestano la sua attendibilità50-61-62; questo rende necessarie ulteriori valutazioni.
Noi abbiamo comparato MostCare con l’ ecocardiografia che risulta una metodica validata in letteratura56-58 ed intercambiabile con il gold-standard; i nostri risultati sono promettenti e si accostano ai valori che indicano la metodica attendibile.
Abbiamo analizzato 35 pazienti, calcolando il CO medio di 5 battiti consecutivi contemporaneamente con entrambe le metodiche, il bias è risultato 0.11 litri min-1, la percentuale di errore 22.23 % e solo il 5.7 % delle nostre misurazioni è risultata al di fuori degli intervalli di confidenza; non abbiamo notato nessuna variabile significativa nei pazienti in cui c’ è stata discordanza tra le due metodiche cioè sia l’ emodinamica al momento della misurazione che i parametri antropometrici dei pazienti non sono risultati avere caratteristiche particolari; per questa ragione è risultato difficile stabilire la causa dell’ errore
minime, abbiano reso fallace l’ algoritmo PRAM; nonostante ciò la percentuale di errore totalmente accettabile.
CONCLUSIONI
Secondo la nostra esperienza il MostCare è una metodica attendibile per la misurazione del CO, nonostante ciò presenta dei limiti come la dipendenza da una perfetta trasduzione del segnale di pressione, l’ esperienza dell’ operatore nel riconoscere e migliorare tali alterazioni; questo non significa che la metodica è fallace ogni device presenta limiti e può essere fallace, la cosa importante è che l’ operatore sia a conoscenza dei limiti e non cada in errori interpretativi.
BIBLIOGRAFIA
1. F. Guarracino “Il monitoraggio emodinamico in area critica” Elsevier-Masson 2009
2. Shoemaker WC et al. “Prospective trial of supranormal values of survivors as therapeutic goals in high risk surgical patients” Chest 1998; 94: 1176-1186
3. Bauling W et al. “ Cardiac output measurement by pulse dyne densitometry in cardiac surgery” Anaesthesia 2005; 60: 968-73
4. Swan HJ et al. "Catheterization of the heart in man with use of a flow-directed balloon tipped catheter" N Eng J Med 1970; 283:447-51
5. Branthwaite MA et al. “Measurement of cardiac output by thermal dilution in man” J Appl Physiol 1968; 24: 434-8
6. Gomez CM et al. “Pulmonary artery catheterization in anaesthesia and intensive care” Br J Anaesth 1998; 81: 945-56
7. Connors AF Jr et al. “The effectiveness of right heart catheterization in initial care of the critical ill patients” JAMA 1996; 276: 889-897
8. The National Heart, Lung, and Blood Institute Acute Respiratory Distress Syndrome (ARDS) Clinical Trials Network: Pulmonary artery versus central venous catheter to guide treatment of acute lung injury. N Eng J Med 2006; 354: 2213-2224
9. Sheila Harvey, David A Harrison, Mervyn Singer, Joanne Ashcroft, Carys M Jones, Diana Elbourne, William Brampton, Dewi Williams, Duncan Young, Kathryn Rowan, on behalf of the PAC-Man study collaboration. “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: 472–77
10. Chaney JC et al. “Minimally invasive hemodynamic monitoring for the intensivist: current and emerging technology” Crit Care Med 2002; 30: 2338-45
11. Lees N et al. “Clinical review: Goal-directed therapy in high risk surgical patients” Crit Care 2009; 13: 231
12. Funk D et al. “A systems approach to the early recognition and rapid administration of best practice therapy in sepsis and septic shock” Curr Opin Crit Care 2009; 15: 301-307
13. Taylor SH “Measurement of the Cardiac Output in Man” Proc R Soc Med 1966; 59(Suppl1): 35-53
14. Stewart GN “Researches on the Circulation Time and on the Influences which affect it” The Journal of Physiology 1897; 22: 159-183 15. Swan HJ et al. “Catheterization of the heart in man with use of a
flow-directed balloon-tipped catheter” N Eng J Med 1970; 283: 447-451 16. Allison JL et al. “Cardiac Output Assessed by Invasive and
Minimally Invasive Techniques” Anesthesiology Research and Practice 2011, Article ID 475151, 17 pages
18. Nishikawa T et al. “Errors in the measurement of cardiac output by thermodilution” Can J Anaesth 1993; 40: 142-153
19. Ganz W et al. “A new technique for measurement of cardiac output by thermodilution in man” Am J Cardiol 1971; 27: 392-396
20. Mueller HS et al. “ACC expert consensus document. Present use of bedside right heart catheterization in patients with cardiac disease. American College of Cardiology” J Am Coll Cardiol 1998; 32: 840-864 21. Paunovic B et al. “Pulmonary Artery Catheterization” 2013;
http://emedicine.medscape.com/article/1824547
22. Toshiaki N et al. ”Errors in the measurement of cardiac output by thermodiluition” Can J Anaesth 1993; 40: 142-153
23. Shellock FG et al. “Reproducibility and accuracy of using room temperature vs ice-temperature injectate for thermodilution cardiac output determination” Heart Lung 1983; 12: 175-176
24. Wyse SD et al. “Measurement of cardiac output by thermal dilution in infants and children” Thorax 1975; 30: 262-265
25. Sandham JD et al. “A randomized, controlled trial of the use of pulmonary-artery catheters in high risk surgical patients” N Eng J Med 2003; 348: 5-14
26. Harvey S et al. “Assessment of the clinical effectiveness of pulmonary artery catheters in management of patients in intensive care (PAC-Man): a randomized controlled trial” Lancet 2005; 366: 472-477 27. Binanay C et al. “Evaluation study of congestive heart failure and
pulmonary artery catheterization effectiveness: the ESCAPE trial” JAMA 2005; 294: 1625-1633
28. Shah et al. “Impact of the pulmonary artery catheter in critically ill patients: meta-analysis of randomized clinical trials” JAMA 2005; 294: 1664-1670
29. Wheeler et al. “Pulmonary-artery versus central venous catheter to guide treatment of acute lung injury” N Eng J Med 2006; 354: 2213-2224
30. Chatterjee K “The Swan-Ganz Catheters: Past, Present and Future: A Viewpoint” Circulation 2009; 119: 147-152
31. Alhashemi JA et al. “Cardiac output monitoring: an integrative perspective” Critical Care 2011; 15: 214
32. Rhodes A et al. “Arterial pulse power analysis: the LiDCOTM plus system” in Functional Hemodynamic Monitoring (Update in Intensive Care Medicine) pp. 183-192, Springer, Berlin, Germany, 2005
33. Linton RAF et al. “A new method of measuring cardiac output in man using lithium dilution” BJA 1993; 71: 262-266
34. Mayer J et al. “Continuous arterial pressure waveform-based cardiac output using the FloTrac/Vigileo: a review and metanalysis” J Cardiothorac Vasc Anesth 2009; 23: 401-406
35. Cecconi M et al. “Lithium dilution cardiac output measurement in the critically ill patient: determination of precision of the technique” Intensive Care Med 2009; 35: 498-504
36. Sundar S et al. “ LiDCO systems” Int Anesthesiol Clin 2010; 48: 87-100
37. Costa MG et al. “Continuous and intermittent cardiac output measurement in hyperdynamic conditions: pulmonary artery catheter vs. lithium dilution technique” Intensive Care Med 2008; 34: 257-263
38. Yamashita M et al. “Effects of vasodilation on cardiac output measured by PulseCO” J Clin Monit Comput 2007; 21: 335-339
39. Kim JJ et al. “Arterial pulse wave analysis: an accurate means of determining cardiac output in children” Pediatr Crit Care Med 2006; 7: 532-535
40. Hofera KH et al. “Minimally invasive haemodynamic monitoring” Eur J Anesthesiol 2009; 26: 996-1002
41. Halvorsen PS et al. “Continuous cardiac output during off-pump coronary artery bypass surgery: pulse contour analyses vs pulmonary artery thermodilution” Br J Anaesth 2007; 99: 484-492
42. Della Rocca G et al. “Cardiac output monitoring: aortic transpulmonary thermodilution and pulse contour analysis agree with standard thermodilution methods in patients undergoing lung transplantation” CJA 2003; 50: 707-711
43. Maneke GR et al. “Cardiac output dermination from the arterial pressure wave: clinical testing of a novel algorithm that does not require calibration” J Cardiothorac Vasc Anesth 2007; 21: 3-7
44. McGee WT et al. “Validation of a continuous, arterial pressure-based cardiac output measurement: a multicenter, prospective clinical trial” Crit Care 2007; 11: article no. R105
45. Biancofiore G et al. “Evaluation of an uncalibrated arterial pulse contour cardiac output monitoring system in cirrhotic patients undergoing liver surgery” Br J Anaesth 2009; 102: 47-54
46. Krejci V et al. “Comparison of calibrated and uncalibrated arterial pressure-based cardiac output monitors during orthotopic liver transplantation” Liver Transplant 2010; 16: 773-782
47. Scolletta S et al. “Pressure recording analytical method (PRAM) for measurement of cardiac output during various haemodynamic states” Br J Anaesth 2005; 95: 159-165
48. Giomarelli P et al. “Cardiac output monitoring by pressure recording analytical method in cardiac surgery” Eur J Cardiothorac Surg 2004; 26: 515-520
49. Calamandrei M et al. “Assessment of cardiac output in children: a comparison between the pressure recording analytical method and Doppler echocardiography” Crit Care Med 2008; 9: 310-312
50. Paarmann H et al. “Lack of agreement between pulmonary arterial thermodilution cardiac output and the pressure recording analytical method in postoperative cardiac surgery patients” Br J Anaesth 2011; 106: 475-481
51. Stewart NG “The output of heart in dogs” Am J Physiol 1921; 57: 27-50
52. Lefrant JY et al. “Training is required to improve the reliability of esophageal Doppler to measure cardiac output in critically ill patients” Intensive Care Med 1998; 24: 347-352
53. Vincent JL et al. “Clinical review: Update on hemodynamic monitoring – a consensus of 16” Crit Care 2011; 15: 229
54. Marque S et al. “Comparison between Flotrac-Vigileo and Bioreactance, a totally non invasive method for cardiac output monitoring” Crit Care 2009; 13: R73
55. Squara P et al. “Noninvasive cardiac output monitoring (NICOM): a clinical validation” Intensive Care Med 2007; 33: 1191-1194
56. Huntsman LL et al. “Noninvasive Doppler determination of cardiac output in man: clinical validation” Circulation 1983; 67: 593-602
57. Rose JS et al. “Accuracy of determinations of changes in cardiac output by transcutaneous continuous wave Doppler computer” Am J Cardiol 1984; 54: 1099-1101
58. Nishimura RA et al. “Noninvasive measurement of cardiac output by continuous wave Doppler echocardiography: initial experience and review of literature” Mayo Clin Proc 1984; 59: 584-589
59. Quinones et al. “Recommendations for Quantification of Doppler Echocardiography: A Report From the Doppler Quantification Task Force of the Nomenclature and Standards Committee of American Society of Echocardiography” J Am Soc Echocardiogr 2002; 15: 167-184
60. Robson SC et al. “Reproducibility of cardiac output measurement by cross sectional and Doppler echocardiography” Br Heart J 1988; 59: 680-684
61. Gopal S et al. “Validation of cardiac output studies from the MostCare compared to a pulmonary artery cathter in septic patients” Minerva Anestesiologica 2014; 80: 314-323
62. Saxena R et al. “Pressure recording analytical method for measuring cardiac output in critically ill children: a validation study” BJA 2013; 110: 425-431
