本章では、2017年CICMプライマリーシラバスのセクションG7(iv)で受験者に求められている「キャリブレーション、エラー源、限界を含む心拍出量の測定方法について説明する」の関係について探ります。 また、血流の測定方法は、全血流と局所血流のいずれを測定する場合でも同じであるため、セクションG7（vi）の「局所血流の測定に用いられる方法と原則の概要」にも関連します。 これは過去のCICM第一部試験に共通する特徴であり、ここに記載された多くの手技がベッドサイドでの人気を徐々に失っているにもかかわらず、改訂する受験生にとって優先されるべきものである。 過去の出題例：

• 2017年第2回試験 第10問（2つの方法の比較）
• 2014年第1回試験 第19問（熱希釈単独）
• 2011年第1回試験 第12問（指標希釈法）

これらの問題の最も恐ろしいバリエーションとして考えられるのは、おそらく研修者が各方法の利点と限界を比較対照する表を作ってもらうものだろうと思います。 願わくば、この表でまとめたものが、もしまた同じようなことが起こったときに役に立つといいのですが。

理由はさまざまですが、このように、超音波の照射角度は、その時の状況によって変化します。 心拍出量の熱希釈測定との関連もさることながら、指示薬希釈法とフィックの原理は、主にスワンガンツ肺動脈カテーテルに関するセクションで説明されています。 これらの概念は独自の章を設けているため、ここでは薄暗い背景の一部を形成するに過ぎない。

すべてのコアトピックと同様に、質の高い査読付き文献に不足はない。 Ehlersら(1986)は、実用的な「利点/欠点」のような内訳を特徴とする、主な技術の優れた概要を提供しています。 Lavdaniti (2008)によるフリーで入手可能な論文は、同じ構成でないだけで、ほとんど同じように優れています。 2607>

Cardiac output measurement by the Fick method

最も簡単な方法で言うと、Fick 法による心拍出量の測定は、身体による酸素の総取込量が心拍出量と動脈-静脈酸素濃度差の積に等しいという観測に依存している。 論理的には、その原理をフィックの原理という。 式を並べ替えると、

この全体像については、フィックの原理を扱う別の章でより詳しく説明します。 この方法を正しく適用するには、面倒な吸入酸素と呼気酸素の合計の測定（通常はある種のマスクや収集袋を使用）と、動脈血と混合静脈血の同時測定が必要だということだけ言っておけば十分でしょう。 これが “直接法 “フィック法の基本的な要素である。 「間接的」な方法としては、より不便な測定値をある種の推定値で置き換える方法もあります。例えば、年齢/体重/性別に基づいたノモグラムを使ってVO2を推定する方法です。 明らかに、推定値の使用は、すでに特に正確でない測定に誤差の要素を導入します。 Seelyら（1950）による興味深い動物実験によれば、完璧な実験条件下で行われたとしても、直接Fick法の誤差は約±8%に達します。

方法：

• 酸素消費量（VO2）は、吸入酸素量と呼気酸素量を比較することにより、通常は採血バッグおよび／または流量計を用いて測定する
• 混合静脈酸素量と動脈酸素量は、血流から直接測定する
• あるいは間接法では推定することが可能である。
  • VO2はノモグラムから推定する
  • 混合静脈酸素量は正常値に基づいて仮定するか、中心静脈のサンプルから推定する
  • 動脈酸素量はパルスオキシメトリから推定できる

  誤差の源となる。

  • 測定値が収集されている間、心拍出量が不安定な場合、直接法は不正確になる
  • 間接法はさまざまな不正確さが生じるが、その大きさと方向は主に、どの測定値が推定値に置き換えられるかによって決まるだろう。

  利点：

  • この方法は広く「ゴールドスタンダード」とみなされている
  • 精度は日々の血行動態管理の目的で受け入れられる
  • 間接Fick心拍出量を計算するために必要なデータは、すでに多くのICU患者（すなわち、ICU患者）で利用可能である。

  制限事項：

  • VO2の測定に数分かかる
  • 測定中、心拍出量は安定していなければならない
  • 直接法の場合、侵襲的測定が必要、すなわち、
  • Fick式は、心拍出量を測定し、その測定値を記録する必要がある。すなわち、動脈血サンプリングと肺動脈カテーテルが必要である
  • 誤差は前述のように±8％程度（主肺動脈の血流を測定するフローロータメータと比較して）

  指標希釈による心拍出量測定

  何らかの理由で、明らかにその試験の重要性と全く関係のないところで、一章全体が心拍数測定の指標希釈法に割かれています。 幸いなことに、基本的なことはここにまとめられているので、それを読む意味はないのですが。 要するに、ある物質を既知の量で静脈内投与し、その物質の下流の検出器での通過速度を測定することによって心拍出量を測定することを前提とした方法である。 より正確には、濃度/時間曲線下の面積を使用して流量を決定することができます：

  Cardiac output = indicator dose / area under the concentration-time curve

  これはStewart-Hamilton equationを単純化したもので、Cardiac output = indicator dose / area under the concentration-time curve

  は、この式で表されます。

  • V̇ = m/Ct,
    ここで
    • V̇ = flow, or cardiac output
    • C = concentration
    • m = dose of the indicator.ここで、
      V̇ = flow, or cardiac output

    C = concentration

  m = dose of the indicator, および

• t = time

方法

• 指標物質を血流に注入する。 検出器の上流で測定する
• 検出器は、時間経過に伴う指示薬の濃度を曲線として記録する
• この曲線下の面積を積分して、心拍出量の式（V̇ = m/CT）の分母が得られる
• この希釈法には、複数の種類が用意されています。
  • 熱希釈（PAカテーテルまたはPiCCOによる）
  • リチウム希釈（LiDCO）
  • 生理食塩水を用いた伝導度希釈（オリジナルのStewart法）
  • 指標色素希釈（インドシアニン・グリーンまたはエヴァンスブルーを用いる）

  エラー源は、以下の通りです。

  • 注射液の注入技術（温度、注入速度、注入液の量、呼吸周期とのタイミング）は、測定値を正しく記録する上で大きな役割を担っています。
  • 患者要因（例：心内シャント、弁膜症）は、注入された指標を分散または希釈し、心拍出量を過小評価する結果になることがあります。 例えば、注射液の量が多いと、小児の心拍出量を過大評価してしまう。
  • 熱希釈式の場合、多数の補正係数が必要で、そのほとんどは測定ではなく推定である。
    • 混合静脈血と動脈血へのアクセスは不可欠ではありません
    • 多数の指標オプション（冷たいまたは室温生理食塩水、色素、リチウムなど）
    • それは便利です。
    • 心拍出量のゴールドスタンダード測定値と良好な相関がある

    制限事項：

    • 染料の使用は、再循環を生じ、最も急速に消失する染料でさえ数分後に消失するので、測定頻度と再現性に制限があります。
    • 濃度/時間曲線下の面積を手動で積分するのは手間がかかる
    • 心拍出量の自動計算には、補正係数や係数を使用する必要がある。 6646>
    • The method relies on uniform mixing of blood and unidirectional flow
    • Thermodilution measurements have numerous potential sources of error
    • Under laboratory conditions, this method and direct Fick method between agreement is within the margin of 25% of laboratory.

    パルスコンター解析による心拍出量測定

    パルスコンター心拍出量モニター装置（PiCCO）による心拍出量モニタリングは、動脈圧波形の形状を利用して心拍数を連続的にモニタリングする方法である。 Jörn Grensemann (2018)にも詳しく述べられていますので、詳細がお望みであれば、そちらをご参照ください。 もっとも、そうでない場合は:

    方法

    • 動脈波形は圧力測定であり、較正係数によって体積測定に変換することができる。
    • この較正係数は、大動脈の圧力-容積関係に関する情報から導き出され、動脈インピーダンス、動脈コンプライアンス、全身血管抵抗を組み込んでいます。
    • 圧力/時間動脈波形を流量/時間波形に変換し、流量/時間曲線下の面積を積分することによって、ストロークボリュームを決定することができます。
    • 較正係数がノモグラムから推定される場合、ノモグラムは任意の患者の現実を表していない可能性があるため、明らかに誤差が生じます。
    • 装置を長期間使用し、患者の状態（具体的には、動脈血管系の特性）が変化した場合、較正係数を再計算する必要があり、さもなければ測定値が不正確になる。

    利点：

    • 侵襲性が低い（通常、混合静脈血を必要としない-動脈および中心静脈カテーテルのみ )
    • 便利（どのみち動脈カテーテルとCVCが必要）
    • 連続（パルス・コンター分析は自動かつ継続可能）

    制限事項：。

    • 熱希釈測定間のキャリブレーションからのずれ
    • 心房細動により脈拍輪郭が乱れる
    • IABPにより乱れる
    • 非脈動流であれば効果がない（例:脈動がない。 ECMO）

    Doppler velocity measurementによる心拍出量測定

    また、LVOTドップラーによる心拍出量測定は、試験の場では一度も触れられたことがないのに、なぜか独自の（非常に短い）章を持つことになった。 この手法とその限界についてのより詳細な議論は、Huntsman et al ( 1983 ) によって発表されている。 つまり、収縮期に心臓から出る血液の体積は、数学的には基本的に円柱状に表せるという前提のもとに成り立っている。 この円柱の平面寸法（すなわちLV流出路の断面積）は当然完全な円形ではないが、心拍出量モニタリングの精度基準としては十分に近く、LVOTの2回のエコー測定から近似的に求める傾向がある。 この円形のLVOTを底辺とする柱は、ある種の速度で全身循環の方向へ移動する。 心拍出量は拍動性なので、その速度は明らかに一定ではありませんが、測定して時間とともに速度としてプロットする限り、それは問題ではありません。 これによって、速度-時間曲線下の面積が得られ、これは速度-時間積分と呼ばれる。 したがって、大動脈の断面積に血液柱の移動距離をかければ、1回の拍出量となり、1回の拍出量と心拍数がわかれば、心拍出量となる。

    CO = HR × (VTI × CSA)

    where:

    • CO is the cardiac output,
    • HR is the heart rate,
    • VTI is the velocity-time integral, i. (VTI は速度と時間の積分)です。すなわち、速度/時間曲線の下の面積
    • CSAはLVOT
      • の断面積であるしたがって、VTI×CSAはストロークボリューム

    方法

    • LVOTVTIはパルスドプラー試料容器を流出路に置き、時間の経過に従って速度を記録して算出される。
    • 通常、これはサンプルボリュームを大動脈弁の下に配置した「apical five chamber」ビューを使用して行われます。
    • 脈波ドップラー速度/時間プロットはこの位置で記録され、VTIはモード速度の最外縁からトレースされます。

    誤差の原因：

    • プローブは血流の方向に向ける必要があり、この方向から離れるとVTIが変化して不正確な原因となる。 LVOT VTI法によって決定されたストローク量は、呼吸サイクルによって（最大10％）変化するため、1分間の平均心拍出量を正確に推定するには、連続測定（3～4拍）を収集する必要があることを意味しています。
    • 心房細動におけるストローク量の変動は、心房細動患者においてこの方法の精度を低下させ、これを調整するために、より多くの拍（5-7）をトレースして平均化する必要があります。

    利点：

    • 非侵襲的
    • 容易に利用可能
    • 正しい手では、かなり正確（Villavicencio et al, 2019）

    制限事項：。

    • 再現が困難
    • 観察者間変動
    • 超音波ウィンドウの利用可能性に制限される（i.
    • 正確さはビーム角に依存する

    ちなみに、これらのパラメータを測定する方法はたくさんあり、ドップラー超音波検査はその非侵襲性によってより一般的になった方法の一つに過ぎないのですが、このような方法もあります。 もっと侵襲的な方法もあります。 例えば、Ehlersら（1986）は、機械式人工呼吸器のガス流量を測定するために使用される熱線風速計と同様に、熱線と血液間の熱伝達を使用して流量速度を決定する加熱型留置センサーについて述べている。 クリティカルケアのキャリアを積んでも、これらの方法に一度も出会うことはないでしょうし、何らかの試験にこれらを含めることは、まさに無礼の極みでしょう。

    • 流量測定ロータメーター：この方法は、これまで述べた方法の中で最も残酷なほど愚かな方法ですが、最も正確で、最も侵襲的な方法です。 侵襲的というのは、基本的に生体を破壊しながら心拍出量を測定しなければならないという意味である。 この方法では、主肺動脈を肺循環から切り離す必要があるため、右心から出てくる血流はすべて回転計を通過してから全身循環に戻されなければならない。 少なくともこの方法では、血流は一滴も測定されない。Seelyら（1950）は、これをFick法を直接測定するための「ゴールドスタンダード」であると述べている。 言うまでもなく、この方法は犠牲となった実験動物にのみ使用される。
    • 電磁流量プローブ：血液は導体であり、磁場中を移動すると、その速度に比例して電圧が誘導される。 したがって、磁場の強さがわかっていれば、この電圧を測定することで血液の流速を測定することができます。 そのためには、血管を取り囲む電磁石と、血管壁に接触する電極が必要です。 大動脈のような血管では、明らかに邪魔になる。 Ehlersら（1986）はこの方法を「ほとんどの臨床場面で不適切」と表現している
    • Transthoracic impedance: 胸部の電気伝導度はそこに含まれる血液量と強く関連しており、心臓のポンプ作用によってこの血液量は（一回拍出量とほぼ等しい量だけ）変化する。 これが胸部インピーダンスを用いた心拍出量測定の基本である。 この測定法では、患者に電極を装着し、その間に一定の大きさと高い周波数の電流を流す。 インピーダンスの時間的な変化を電圧信号として記録する。 どうやらその形状は動脈圧波形と似ているようだ。 残念ながら、この方法は、ECGモニタリングの妨げになるようなあらゆるもの（例えば、患者の動きによるアーチファクト）に邪魔される。 さらに、血液組成の違いや電極の位置のばらつきにより、大きく予測不可能な誤差が生じる。
    • 磁化率脈波：この技術は、磁場が心筋に浸透するのと心血液に浸透するのが異なることを利用しており、心血液量と心位置の変化を磁力計で測定することができる。 この装置を胸部に装着し、それ以外の部分は磁場に包まれる。 これは最も侵襲の少ない方法ですが（粘着性の電極や高周波電流を必要としない）、均一な磁場を発生させる巨大な装置の中に患者を閉じ込めておく必要があります。 これはユニット長に説明するのが難しそうです。