Hemodinámica

El plasma sanguíneo normal se comporta como un sólido suspendido en un fluido, y la sangre se modela como un fluido newtoniano a velocidades de flujo fisiológicas normales. Los valores típicos para la viscosidad del plasma humano normal a 37  °C son 1,4  mN·s/m² ^. [ ^{3 ] La} viscosidad del plasma normal varía con la temperatura de la misma manera que la de su disolvente, el agua; ^{[ 4 ]}  un cambio de 3 °C en la temperatura dentro del rango fisiológico (36,5  °C a 39,5  °C) reduce la viscosidad del plasma en aproximadamente un 10 %. ^{[ 5 ]}

La presión osmótica de una solución está determinada por el número de partículas presentes y por la temperatura . Por ejemplo, una solución 1 molar de una sustancia contiene6,022 × 10²³ ^moléculas por gramo de esa sustancia y a 0  °C tiene una presión osmótica de 2,27 MPa (22,4 atm) . La presión osmótica del plasma afecta la mecánica de la circulación de varias maneras. Una alteración de la diferencia de presión osmótica a través de la membrana de un glóbulo rojo provoca un desplazamiento de agua y un cambio en el volumen celular. Los cambios en la forma y la flexibilidad afectan las propiedades mecánicas de la sangre total. Un cambio en la presión osmótica del plasma altera el hematocrito, es decir, la concentración volumétrica de glóbulos rojos en la sangre total, al redistribuir el agua entre los espacios intravascular y extravascular. Esto, a su vez, afecta la mecánica de la sangre total. ^{[ 6 ]}  

El glóbulo rojo es altamente flexible y de forma bicóncava. Su membrana tiene un módulo de Young del orden de 10⁶ Pa . La deformación de los glóbulos rojos se induce por el esfuerzo cortante. Cuando una suspensión se somete a cizallamiento, los glóbulos rojos se deforman y giran debido al gradiente de velocidad, y la tasa de deformación y giro depende de la velocidad de cizallamiento y la concentración. Esto puede influir en la mecánica de la circulación y complicar la medición de la viscosidad sanguínea . Es cierto que, en un flujo estacionario de un fluido viscoso a través de un cuerpo esférico rígido inmerso en el fluido, donde se supone que la inercia es despreciable en dicho flujo, se cree que la fuerza gravitatoria descendente de la partícula se equilibra con la fuerza de arrastre viscoso. A partir de este equilibrio de fuerzas, se puede demostrar que la velocidad de caída viene dada por la ley de Stokes . 

${\displaystyle U_{s}={\frac {2}{9}}{\frac {\left(\rho _{p}-\rho _{f}\right)}{\mu }}g\,a^{2}}$^{[ 6 ]}

Donde a es el radio de la partícula, ρp y ρf son la densidad de la partícula y del fluido, respectivamente, _{μ es} la viscosidad del fluido y g es la aceleración gravitatoria. De la ecuación anterior podemos ver que la velocidad de sedimentación de la partícula depende del cuadrado del radio. Si la partícula se libera desde el reposo en el fluido , su velocidad de sedimentación U_{_s} aumenta hasta alcanzar un valor constante llamado velocidad terminal (U_s), como se muestra arriba.

La hemodilución consiste en la dilución de la concentración de glóbulos rojos y componentes del plasma mediante la sustitución parcial de la sangre por coloides o cristaloides . Es una estrategia para evitar la exposición de los pacientes a los riesgos potenciales de las transfusiones de sangre homóloga . ^{[ 7 ] [ 8 ]}

La hemodilución puede ser normovolémica, lo que implica la dilución de los componentes sanguíneos normales mediante el uso de expansores. Durante la hemodilución normovolémica aguda (HNA), la sangre que se pierde posteriormente durante la cirugía contiene proporcionalmente menos glóbulos rojos por mililitro, minimizando así la pérdida intraoperatoria de sangre total. Por lo tanto, la sangre que pierde el paciente durante la cirugía no se pierde realmente, ya que este volumen se purifica y se reinfunde en él.

Por otro lado, la hemodilución hipervolémica (HVH) utiliza la expansión de volumen preoperatoria aguda sin extracción de sangre. Sin embargo, al elegir un fluido, debe asegurarse que, al mezclarse, la sangre restante se comporte en la microcirculación como en el fluido sanguíneo original, conservando todas sus propiedades de viscosidad . ^{[ 9 ]}

Al presentar qué volumen de ANH se debe aplicar, un estudio sugiere un modelo matemático de ANH que calcula el máximo ahorro posible de RCM utilizando ANH, dado el peso del paciente H _i y H _m .

Para mantener la normovolemia, la extracción de sangre autóloga debe ser reemplazada simultáneamente por un hemodiluido adecuado. Idealmente, esto se logra mediante una transfusión de intercambio isovolémico de un sustituto de plasma con una presión osmótica coloidal (PO). Un coloide es un fluido que contiene partículas lo suficientemente grandes como para ejercer una presión oncótica a través de la membrana microvascular. Al debatir el uso de coloides o cristaloides, es imperativo considerar todos los componentes de la ecuación de Starling:

${\displaystyle \ Q=K([P_{c}-P_{i}]S-[P_{c}-P_{i}])}$

Para identificar el hematocrito mínimo seguro deseable para un paciente determinado, resulta útil la siguiente ecuación:

${\displaystyle \ BL_{s}=EBV\ln {\frac {H_{i}}{H_{m}}}}$

donde EBV es el volumen sanguíneo estimado ;  se utilizaron 70 mL/kg en este modelo y H _i (hematocrito inicial) es el hematocrito inicial del paciente. De la ecuación anterior se deduce que el volumen de sangre extraído durante la ANH hasta el H _m es el mismo que el BL _s . La cantidad de sangre que se debe extraer generalmente se basa en el peso, no en el volumen. El número de unidades que se deben extraer para hemodiluir hasta el hematocrito máximo seguro (ANH) se puede encontrar mediante

${\displaystyle ANH={\frac {BL_{s}}{450}}}$

Esto se basa en la suposición de que cada unidad extraída por hemodilución tiene un volumen de 450  mL (el volumen real de una unidad variará ligeramente ya que la finalización de la recolección depende del peso y no del volumen). El modelo asume que el valor hemodiluido es igual al H _m previo a la cirugía; por lo tanto, la retransfusión de sangre obtenida por hemodilución debe comenzar cuando comienza la SBL. El RCM disponible para retransfusión después de ANH (RCMm) se puede calcular a partir del H _i ​​del paciente y el hematocrito final después de la hemodilución ( H _m ).

${\displaystyle RCM=EVB\times (H_{i}-H_{m})}$

La SBL máxima posible cuando se utiliza ANH sin caer por debajo de Hm(BLH) se encuentra asumiendo que toda la sangre extraída durante ANH se devuelve al paciente a una velocidad suficiente para mantener el hematocrito en el nivel mínimo seguro.

${\displaystyle BL_{H}={\frac {RCM_{H}}{H_{m}}}}$

Si se utiliza ANH siempre que SBL no supere BL _H, no será necesaria la transfusión de sangre. De lo anterior, podemos concluir que H no debe superar s . La diferencia entre BL _H y BL _s es, por lo tanto, la pérdida de sangre quirúrgica incremental ( BL _i ) posible al utilizar ANH.

${\displaystyle \ {BL_{i}}={BL_{H}}-{BL_{s}}}$

Cuando se expresa en términos del RCM

${\displaystyle {RCM_{i}}={BL_{i}}\times {H_{m}}}$

Donde RCM _i es la masa de glóbulos rojos que tendría que administrarse utilizando sangre homóloga para mantener el H _m si no se utiliza ANH y la pérdida de sangre es igual a BLH.

El modelo utilizado asume una ANH aplicada a un  paciente de 70 kg con un volumen sanguíneo estimado de 70  ml/kg (4900  ml). Se evaluó un rango de H _i y H _m para comprender las condiciones en las que la hemodilución es necesaria para beneficiar al paciente. ^{[ 10 ] [ 11 ]}

El corazón es el motor del sistema circulatorio, bombeando sangre mediante contracciones y relajaciones rítmicas. El flujo sanguíneo que sale del corazón (que suele expresarse en litros por minuto) se conoce como gasto cardíaco (GC).

La sangre que sale del corazón entra primero en la aorta , la arteria más grande del cuerpo. Luego se divide en arterias cada vez más pequeñas, después en arteriolas y finalmente en capilares , donde se produce la transferencia de oxígeno. Los capilares se conectan con las vénulas , y la sangre regresa a través de la red de venas hasta las venas cavas , que llegan al corazón derecho . La microcirculación —las arteriolas, los capilares y las vénulas— constituye la mayor parte del sistema vascular y es donde se transfieren el O₂ _, la glucosa y los sustratos enzimáticos a las células. El sistema venoso devuelve la sangre desoxigenada al corazón derecho, donde se bombea a los pulmones para oxigenarse y se intercambian y expulsan el CO₂ _y otros desechos gaseosos durante la respiración. La sangre regresa entonces al lado izquierdo del corazón, donde el proceso se repite.

En un sistema circulatorio normal, el volumen de sangre que regresa al corazón cada minuto es aproximadamente igual al volumen que se bombea cada minuto (el gasto cardíaco). ^{[ 12 ]} Debido a esto, la velocidad del flujo sanguíneo a través de cada nivel del sistema circulatorio está determinada principalmente por el área transversal total de ese nivel.

El gasto cardíaco se determina mediante dos métodos. Uno de ellos es utilizar la ecuación de Fick:

${\displaystyle CO=VO2/C_{a}O_{2}-C_{v}O_{2}}$

El otro método de termodilución consiste en detectar el cambio de temperatura de un líquido inyectado en el puerto proximal de un catéter de Swan-Ganz hasta el puerto distal.

El gasto cardíaco se expresa matemáticamente mediante la siguiente ecuación:

${\displaystyle CO=SV\times HR}$

dónde

• GC = gasto cardíaco (L/seg)
• VS = volumen sistólico (ml)
• FC = frecuencia cardíaca (lpm)

El gasto cardíaco humano normal es de 5-6 L/min en reposo. No toda la sangre que entra al ventrículo izquierdo sale del corazón. Lo que queda al final de la diástole (VTD) menos el volumen sistólico constituye el volumen telesistólico (VTS). ^{[ 13 ]}

El flujo sanguíneo también se ve afectado por la lisura de los vasos, lo que da lugar a un flujo turbulento (caótico) o laminar (suave). La acumulación de depósitos grasos en las paredes arteriales reduce la lisura.

El número de Reynolds (denominado NR o Re) es una relación que ayuda a determinar el comportamiento de un fluido en un tubo, en este caso la sangre en el vaso sanguíneo.

La ecuación para esta relación adimensional se escribe como: ^{[ 16 ]}

${\displaystyle NR={\frac {\rho vL}{\mu }}}$

• ρ : densidad de la sangre
• v : velocidad media de la sangre
• L : dimensión característica del vaso, en este caso el diámetro
• μ : viscosidad de la sangre

El número de Reynolds es directamente proporcional a la velocidad y al diámetro del tubo. Cabe destacar que el NR es directamente proporcional a la velocidad media y al diámetro. Un número de Reynolds inferior a 2300 corresponde a un flujo laminar, caracterizado por un movimiento de flujo constante, mientras que un valor superior a 4000 se representa como un flujo turbulento. ^{[ 16 ]} Debido a su menor radio y velocidad en comparación con otros vasos, el número de Reynolds en los capilares es muy bajo, lo que resulta en un flujo laminar en lugar de turbulento. ^{[ 17 ]}

A menudo se expresa en cm/s. Este valor es inversamente proporcional al área transversal total del vaso sanguíneo y también difiere según la sección transversal, ya que en condiciones normales el flujo sanguíneo tiene características laminares . Por esta razón, la velocidad del flujo sanguíneo es más rápida en el centro del vaso y más lenta en la pared del vaso. En la mayoría de los casos, se utiliza la velocidad media. ^{[ 18 ]} Existen muchas maneras de medir la velocidad del flujo sanguíneo, como la videocapilaroscopia con análisis fotograma a fotograma o la anemometría láser Doppler . ^{[ 19 ]} Las velocidades sanguíneas en las arterias son mayores durante la sístole que durante la diástole . Un parámetro para cuantificar esta diferencia es el índice de pulsatilidad ( IP ), que es igual a la diferencia entre la velocidad sistólica máxima y la velocidad diastólica mínima dividida por la velocidad media durante el ciclo cardíaco . Este valor disminuye con la distancia al corazón. ^{[ 20 ]}

${\displaystyle PI={\frac {v_{sístole}-v_{diástole}}{v_{media}}}}$

La resistencia también está relacionada con el radio del vaso, la longitud del vaso y la viscosidad de la sangre.

En una primera aproximación basada en fluidos, como lo indica la ecuación de Hagen-Poiseuille . ^{[ 16 ]} La ecuación es la siguiente:

${\displaystyle \Delta P={\frac {8\mu lQ}{\pi r^{4}}}}$

• ∆ P : caída/gradiente de presión
• μ : viscosidad
• l : longitud del tubo. En el caso de vasos con longitudes infinitas, l se reemplaza por el diámetro del vaso.
• P : Caudal sanguíneo en el vaso
• r : radio del recipiente

En un segundo enfoque, más realista de la resistencia vascular y proveniente de observaciones experimentales sobre flujos sanguíneos, según Thurston, ^{[ 22 ]} existe una capa de liberación de plasma-células en las paredes que rodean un flujo obstruido. Es una capa fluida en la que, a una distancia δ, la viscosidad η es una función de δ escrita como η(δ), y estas capas circundantes no se encuentran en el centro del vaso en el flujo sanguíneo real. En cambio, existe el flujo obstruido que es hiperviscoso debido a que contiene una alta concentración de glóbulos rojos. Thurston incorporó esta capa a la resistencia al flujo para describir el flujo sanguíneo mediante una viscosidad η(δ) y un espesor δ desde la capa de la pared.

La ley de resistencia sanguínea aparece como R adaptada al perfil de flujo sanguíneo  :

${\displaystyle R={\frac {cL\eta (\delta )}{(\pi \delta r^{3})}}}$^{[ 22 ]}

dónde

• R = resistencia al flujo sanguíneo
• c = coeficiente constante de flujo
• L = longitud del vaso
• η(δ) = viscosidad de la sangre en la capa de células de liberación de plasma de la pared
• r = radio del vaso sanguíneo
• δ = distancia en la capa de células de liberación de plasma

La resistencia sanguínea varía según la viscosidad de la sangre y el tamaño de su flujo obstruido (o flujo de vaina, ya que son complementarios a lo largo de la sección del vaso), así como el tamaño de los vasos. Suponiendo un flujo laminar constante en el vaso, el comportamiento de los vasos sanguíneos es similar al de una tubería. Por ejemplo, si p1 y p2 son presiones en los extremos del tubo, la caída/gradiente de presión es: ^{[ 23 ]}

${\displaystyle {\frac {p_{1}-p_{2}}{l}}=\Delta P}$

Las arterias de mayor calibre, incluidas todas aquellas lo suficientemente grandes como para ser visibles sin aumento, son conductos con baja resistencia vascular (siempre que no existan cambios ateroscleróticos avanzados ) y altos flujos sanguíneos que generan solo pequeñas caídas de presión. Las arterias y arteriolas más pequeñas presentan mayor resistencia y son las responsables de la principal caída de presión sanguínea que se produce en los capilares del sistema circulatorio, a través de las arterias principales.

En las arteriolas la presión sanguínea es menor que en las arterias principales. Esto se debe a las bifurcaciones, que provocan una caída de presión. Cuantas más bifurcaciones, mayor es el área transversal total, por lo tanto, la presión a través de la superficie disminuye. Por eso las arteriolas tienen la mayor caída de presión. La caída de presión de las arteriolas es el producto del caudal y la resistencia: ∆P=Q x resistencia. La alta resistencia observada en las arteriolas, que influye en gran medida en ∆P, es resultado de un radio menor de aproximadamente 30 μm. ^{[ 24 ]} Cuanto menor es el radio de un tubo, mayor es la resistencia al flujo de fluido. 

Inmediatamente después de las arteriolas se encuentran los capilares. Siguiendo la lógica observada en las arteriolas, se espera que la presión sanguínea sea menor en los capilares que en las arteriolas. Dado que la presión es función de la fuerza por unidad de área ( P  = F / A ), cuanto mayor sea el área superficial, menor será la presión cuando actúa una fuerza externa sobre ella. Aunque los radios de los capilares son muy pequeños, la red capilar posee la mayor área superficial de la red vascular. Se sabe que tienen la mayor área superficial (485 mm²) en la red vascular humana. Cuanto mayor sea el área transversal total, menor será la velocidad media y la presión. ^{[ 25 ]}  

Las sustancias llamadas vasoconstrictores pueden reducir el tamaño de los vasos sanguíneos, aumentando así la presión arterial. Los vasodilatadores (como la nitroglicerina ) aumentan el tamaño de los vasos sanguíneos, disminuyendo así la presión arterial.

Si la viscosidad de la sangre aumenta (se vuelve más espesa), el resultado es un aumento de la presión arterial. Ciertas afecciones médicas pueden alterar la viscosidad de la sangre. Por ejemplo, la anemia (baja concentración de glóbulos rojos ) reduce la viscosidad, mientras que una mayor concentración de glóbulos rojos la aumenta. Se creía que la aspirina y otros anticoagulantes disminuían la viscosidad de la sangre, pero los estudios han demostrado que actúan reduciendo la tendencia de la sangre a coagularse. ^{[ 26 ]}

Para determinar la resistencia vascular sistémica (RVS) se utiliza la fórmula para calcular toda la resistencia.

${\displaystyle R=(\Delta pressure)/flow.}$

Esto se traduce para SVR en:

${\displaystyle SVR=(MAP-CVP)/CO}$

Dónde

• RVS = resistencia vascular sistémica (mmHg/L/min)
• PAM = presión arterial media (mmHg)
• PVC = presión venosa central (mmHg)
• GC = gasto cardíaco (L/min) ^{[ 27 ]}

Para obtener esto en unidades Wood, la respuesta se multiplica por 80.

La resistencia vascular sistémica normal se encuentra entre 900 y 1440 dinas/seg/cm−5. ^{[ 28 ]}

Independientemente de la ubicación, la presión arterial está relacionada con la tensión de la pared del vaso según la ecuación de Young-Laplace (suponiendo que el grosor de la pared del vaso es muy pequeño en comparación con el diámetro de la luz ):

${\displaystyle \sigma _{\theta }={\dfrac {Pr}{t}}\ }$

dónde

• P es la presión arterial
• t es el espesor de la pared
• r es el radio interior del cilindro.
• ${\displaystyle \sigma _{\theta }\!}$es la tensión del cilindro o "tensión circunferencial".

Para que la suposición de paredes delgadas sea válida, el recipiente debe tener un espesor de pared no superior a aproximadamente una décima parte (a menudo citado como una vigésima parte) de su radio.

La tensión cilíndrica , a su vez, es la fuerza promedio ejercida circunferencialmente (perpendicular tanto al eje como al radio del objeto) en la pared del cilindro, y puede describirse como:

${\displaystyle \sigma _{\theta }={\dfrac {F}{tl}}\ }$

dónde:

• F es la fuerza ejercida circunferencialmente sobre un área de la pared del cilindro que tiene las siguientes dos longitudes como lados:
• t es el espesor radial del cilindro
• l es la longitud axial del cilindro

Cuando se aplica una fuerza a un material, este comienza a deformarse o moverse. Dado que la fuerza necesaria para deformar un material (por ejemplo, para hacer fluir un fluido) aumenta con el tamaño de la superficie del material A, ^{[ 6 ]} la magnitud de esta fuerza F es proporcional al área A de la porción de la superficie. Por lo tanto, la cantidad (F/A) que es la fuerza por unidad de área se denomina tensión. La tensión cortante en la pared asociada al flujo sanguíneo a través de una arteria depende del tamaño y la geometría de la arteria y puede variar entre 0,5 y 4 Pa . ^{[ 29 ]}

${\displaystyle \sigma ={\frac {F}{A}}}$.

En condiciones normales, para evitar la aterogénesis, la trombosis, la proliferación del músculo liso y la apoptosis endotelial, la tensión de cizallamiento mantiene su magnitud y dirección dentro de un rango aceptable. En algunos casos, debido al golpe de ariete sanguíneo, la tensión de cizallamiento alcanza valores mayores. La dirección de la tensión también puede cambiar por el flujo inverso, dependiendo de las condiciones hemodinámicas. Por lo tanto, esta situación puede conducir a la aterosclerosis. ^{[ 30 ]}

Las venas se describen como los "vasos de capacitancia" del cuerpo porque más del 70% del volumen sanguíneo reside en el sistema venoso. Las venas son más elásticas que las arterias y se expanden para adaptarse a los cambios de volumen. ^{[ 31 ]}

La monitorización hemodinámica consiste en la observación de parámetros hemodinámicos a lo largo del tiempo, como la presión arterial y la frecuencia cardíaca . La presión arterial se puede monitorizar de forma invasiva mediante un transductor de presión arterial insertado (que proporciona monitorización continua) o de forma no invasiva midiendo repetidamente la presión arterial con un manguito inflable .

La hipertensión se diagnostica por la presencia de presiones arteriales de 140/90 o superiores durante dos visitas clínicas. ^{[ 27 ]}

La presión de enclavamiento de la arteria pulmonar puede mostrar si hay insuficiencia cardíaca congestiva, trastornos de las válvulas mitral y aórtica, hipervolemia , cortocircuitos o taponamiento cardíaco. ^{[ 37 ]}

La monitorización hemodinámica no invasiva de los vasos del fondo de ojo se puede realizar mediante holografía láser Doppler, con luz infrarroja cercana. El ojo ofrece una oportunidad única para la exploración no invasiva de enfermedades cardiovasculares . La imagen láser Doppler por holografía digital puede medir el flujo sanguíneo en la retina y la coroides , cuyas respuestas Doppler exhiben un perfil en forma de pulso con el tiempo ^{[ 38 ] [ 39 ]} Esta técnica permite la microangiografía funcional no invasiva mediante la medición de alto contraste de las respuestas Doppler de los perfiles de flujo sanguíneo endoluminal en los vasos del segmento posterior del ojo. Las diferencias en la presión arterial impulsan el flujo sanguíneo a través de la circulación. La tasa de flujo sanguíneo medio depende tanto de la presión arterial como de la resistencia hemodinámica al flujo que presentan los vasos sanguíneos.