Estimación de la presión venosa central con fuerza.

Scientific Reports volumen 13, número de artículo: 1500 (2023) Citar este artículo

870 Accesos

3 altmétrico

Detalles de métricas

Estimamos la presión venosa central (PVC) con imágenes de ultrasonido de fuerza acoplada de la vena yugular interna (IJV). Adquirimos imágenes de ultrasonido mientras medimos la fuerza aplicada sobre la VYI por la superficie de imagen de la sonda de ultrasonido. Registramos la fuerza de colapso, la fuerza necesaria para ocluir completamente la vena, en 27 sujetos sanos. Encontramos que la fuerza de colapso supino y la altura de pulsación venosa yugular (JVP), el estándar clínico no invasivo, tienen un coeficiente de correlación lineal de r2 = 0,89 y una diferencia absoluta promedio de 0,23 mmHg al estimar la PVC. Perturbamos nuestra estimación negativamente al inclinarnos 16 grados por encima de la posición supina y observamos disminuciones en la fuerza de colapso para cada sujeto que son predecibles a partir de nuestras estimaciones de PVC. Perturbamos la presión venosa positivamente a los valores experimentados en la insuficiencia cardíaca descompensada al hacer que los sujetos realicen la maniobra de Valsalva mientras se colapsa la IJV y observamos un aumento en la fuerza de colapso para cada sujeto. Finalmente, derivamos una forma de onda CVP con una optimización tridimensional inversa de elementos finitos que utiliza fuerza de colapso supino y datos de ultrasonido segmentados acoplados a fuerza con una fuerza aproximadamente constante.

La insuficiencia cardíaca congestiva (ICC) es un síndrome clínico en el que disminuye la capacidad de bombeo del corazón, lo que provoca una acumulación de líquido en el sistema circulatorio1. Actualmente afecta a unos 6,2 millones de personas y se registra en unos 380.000 certificados de defunción anualmente en los Estados Unidos2. En la progresión de la insuficiencia cardíaca, esta acumulación de líquido, que aumenta la presión venosa, comienza como la forma en que el sistema circulatorio compensa la disminución de la capacidad de bombeo para mantener un gasto cardíaco adecuado para perfundir oxígeno a los órganos1. La insuficiencia cardíaca descompensada ocurre cuando el aumento en el volumen de líquido ya no es capaz de mantener el gasto cardíaco, iniciando un círculo vicioso de aumento continuo del volumen de líquido a pesar de los efectos eventualmente perjudiciales para el gasto cardíaco1,3. En este punto, la presión venosa es lo suficientemente alta como para liberar líquido del sistema circulatorio, provocando edema periférico y pulmonar, que puede provocar la muerte1,4,5.

El tratamiento de la presión venosa elevada en la insuficiencia cardíaca descompensada implica la administración de diuréticos informados por la medición de la presión venosa central (PVC)6. El estándar de oro para la evaluación de la PVC es la medición directa de la presión en la vena cava superior o en la aurícula derecha con cateterismo7,8. Sin embargo, a menudo se opta por una evaluación no invasiva a menos que el paciente ya esté cateterizado6,8. Las mediciones estándar de la presión venosa no invasiva son la medición de la altura de pulsación venosa yugular (JVP) y la medición del diámetro de la vena cava inferior9,10. Aunque se basan en principios fisiológicos, estos métodos no logran lograr un estándar no invasivo confiable para guiar las decisiones de tratamiento en comparación con su contraparte de presión arterial, el manguito de presión arterial braquial, que tiene una metodología no replicable en venas10,11,12,13. En los últimos años se han realizado varios intentos de mejorar la evaluación de la presión venosa, especialmente en el campo de la ecografía médica14,15,16,17,18.

La ecografía de fuerza acoplada es una técnica que combina la obtención de imágenes por ultrasonido con la medición simultánea de la fuerza aplicada por la superficie de imagen de la sonda de ultrasonido a la piel sobre el plano de la imagen3,19,20. Esta técnica ha tenido un éxito moderado en la estimación precisa de la presión arterial en la arteria carótida, en la que la arteria carótida nunca está cerca de colapsarse por completo21,22,23. Además, un estudio de ultrasonido de un solo elemento con fuerza acoplada muestra que los cambios en la presión venosa yugular media se pueden detectar midiendo la fuerza necesaria para ocluir completamente la vena yugular interna (VYI)24. Un manguito de presión arterial Korotkoff (esfigmomanómetro) estima la presión arterial sistólica y diastólica braquial registrando las presiones máxima (sistólica) y mínima (diastólica) del manguito a las que se produce el sonido de la acción del colapso de la pared arterial25. Si bien reconocemos que la aplicación simétrica de presión externa a la VYI no es factible, creemos que la compresión asimétrica de la VYI con imágenes de ultrasonido con fuerza acoplada debe estudiarse como un análogo venoso del manguito de Korotkoff1. La VYI tiene menor presión y rigidez que cualquiera de los puntos anatómicos circundantes, lo que debería permitir su compresión con una fuerza menor que la que comprimiría otros tejidos circundantes. Además, dado que no hay ninguna válvula entre la VYI en la base del cuello y la aurícula derecha, la forma de onda de presión de la aurícula derecha debe reflejarse en la de la VYI1.

Para este estudio de validación preliminar de nuestra técnica de ultrasonido de fuerza acoplada para medir la fuerza de colapso de la VYI, no contamos con una comparación estándar de oro. Por lo tanto, comparamos la compresión ultrasónica acoplada por fuerza de la IJV con una versión cuantitativa de la medición estándar no invasiva de la JVP en los mismos sujetos en posición supina y cuando se eleva a un ángulo pequeño por encima de la supina. Hacemos que sujetos sanos realicen la maniobra de Valsalva para aumentar artificialmente la presión venosa al rango medido durante la insuficiencia cardíaca descompensada1,26. Finalmente, utilizamos la correlación de las fuerzas de colapso en decúbito supino con las mediciones de JVP y las mediciones del área de IJV por ultrasonido acoplado a fuerza para derivar una forma de onda de presión venosa yugular en un esfuerzo por identificar componentes de la forma de onda de presión auricular derecha. Nuestro objetivo central es demostrar que nuestra técnica tiene una precisión similar a la JVP en el pequeño rango de presiones venosas que podemos comparar en individuos sanos. También esperamos mostrar el potencial de nuestro método para proporcionar mediciones precisas y ricas en información para toda la gama de presiones venosas imaginables que podrían observarse, donde el JVP estándar no invasivo falla.

Utilizamos una sonda de ultrasonido acoplada por fuerza para obtener simultáneamente imágenes de ultrasonido de la VYI mientras registramos la fuerza aplicada por la superficie de imagen de la sonda de ultrasonido. La figura complementaria 1 y la tabla complementaria 1 describen en detalle el acoplamiento de fuerza. La Fig. 2 complementaria muestra detalles de las interfaces de ultrasonido y LabVIEW con respecto a la adquisición de imágenes de sección transversal de eje corto de alta calidad de la VYI bajo compresión, de modo que el posprocesamiento pueda realizarse de forma automatizada.

En las figuras 1A a C se muestran un diagrama de bloques del sistema de adquisición de datos, un diagrama de transmisión de fuerza de la sonda y una imagen de la sonda con gel de ultrasonido. Para cada secuencia de imágenes de la sección transversal del eje corto de la VYI izquierda adquirida con una sonda de ultrasonido acoplada por fuerza, debemos (1) sincronizar para asignar una fuerza a cada imagen de ultrasonido, (2) detectar la VYI en una imagen que buscamos analizar, y (3) segmentar el IJV en cada imagen que buscamos analizar. El posprocesamiento totalmente automatizado se describe con más detalle en las figuras 1D-G y refleja lo que se hizo en nuestro estudio carotídeo anterior23,27. La Tabla complementaria 2 y la Figura complementaria 3 describen con más detalle la parte de detección de IJV del posprocesamiento.

(A) Diagrama de bloques de recopilación de datos de ultrasonido acoplado por fuerza. (B) Diagrama CAD de la sección transversal longitudinal de la sonda de ultrasonido acoplada por fuerza. La transmisión de fuerza se muestra en verde desde la superficie de imagen de la sonda de ultrasonido hasta la conexión de abrazadera de la celda de carga. (C) Imagen de una sonda portátil con gel de ultrasonido. (D) Presincronización de superposición de fuerza y flujo óptico. La fuerza está en azul mientras que el flujo óptico está en naranja. Los picos relevantes para la sincronización están marcados. (E) Post-sincronización de superposición de fuerza y flujo óptico. La fuerza está en azul mientras que el flujo óptico está en naranja. Los picos relevantes para la sincronización están marcados. (F) Detección de IJV con punto de semilla indicado por un asterisco azul en el tema 2. (G) Segmentación de un IJV abierto con todos los pasos intermedios incluidos en el tema 2. El rosa indica la producción creciente de la región de la primera etapa. Los asteriscos verdes representan la salida de maximización del gradiente de intensidad de la línea radial de la segunda etapa. Los círculos rojos representan el gradiente de intensidad de la tercera etapa y la optimización de la forma. El trazado azul representa la etapa final de interpolación de 2000 puntos.

Nuestro estudio implica la obtención de datos de ultrasonido acoplado por fuerza en las venas yugulares internas izquierdas de 27 voluntarios sanos. La Junta de Revisión Institucional del MIT aprobó este estudio con el número de protocolo 2007000193. Se obtuvo el consentimiento informado de todos los sujetos del estudio. Toda la recopilación de datos no es invasiva y se lleva a cabo de acuerdo con el anonimato del sujeto y prácticas de riesgo mínimo.

La Tabla 1 incluye detalles de la población de sujetos no identificados. Mientras se garantiza que el eje largo de la VYI sea perpendicular a la compresión del eje corto que se ve en las imágenes de ultrasonido, como se muestra en el diagrama de la figura complementaria 2, cada VYI se comprime hasta completar la oclusión en diversas condiciones: respirar normalmente en posición supina, respirar normalmente mientras está elevado (perturbación de la presión venosa negativa) y realizar la maniobra de Valsalva en decúbito supino (perturbación de la presión venosa positiva). En las imágenes de ultrasonido con fuerza acoplada de las figuras 2A a C se muestra un ejemplo de segmentación durante la compresión en posición supina con respiración normal. Cuando la VYI está casi en oclusión completa, la segmentación se simplifica para incluir solo el paso inicial de crecimiento de la región (Fig. 2B). Definimos la fuerza de colapso como la fuerza a la que el área de la sección transversal del IJV está primero por debajo del umbral de colapso de 0,5 mm2, que se muestra en la Fig. 2D con fuerza en el eje x y en la Fig. 4A complementaria con el tiempo en el eje x.

(A) Segmentación de una IJV abierta en el tema 21. Se utiliza el algoritmo de segmentación completo. (B,C) Sólo se utiliza el primer paso de crecimiento de la región. (B) Segmentación de una VYI casi colapsada en el sujeto 21. (C) Segmentación de una VYI colapsada en el sujeto 21. (D) Contribución a la incertidumbre de la fuerza de colapso debido al ciclo cardíaco en el sujeto 21. Usando puntos con un área inferior a 5 mm2, las líneas se dibujado para estimar la fuerza de colapso en los puntos mínimo y máximo del ciclo cardíaco. (E) Contribución a la incertidumbre de la fuerza de colapso debido a la segmentación en el sujeto 21. Los píxeles de incertidumbre están sombreados en dorado. (F) Correlación con la incertidumbre de la altura del JVP y la fuerza de colapso en decúbito supino. (G) Gráfico de Bland-Altman del JVP previsto basado en la fuerza de colapso en comparación con el JVP medido.

Cuantificamos la incertidumbre en la medición del colapso a partir de dos fuentes: (1) variación en el área (presión) de la VYI basada en el ciclo cardíaco de la aurícula derecha (Fig. 2D) y (2) incertidumbre de segmentación (Fig. 2E). En cuanto a la incertidumbre del ciclo cardíaco, al representar la fuerza en el eje x y el área IJV en el eje y, no vemos una curva de área decreciente puramente monótona sino más bien una curva decreciente monótona con variación superpuesta. Esta variación surge de la contracción y relajación de la aurícula derecha durante el ciclo cardíaco provocando variación en la presión de la aurícula derecha y la presión venosa central1. La fuerza de colapso podría ocurrir en cualquier punto del ciclo cardíaco. La incertidumbre de segmentación se deriva del posible rango de coordenadas de píxeles donde podría residir la pared verdadera en función del umbral de intensidad de píxeles de crecimiento de la región y de cuánta fuerza se utiliza para comprimir el área de esos píxeles (0,25 mm2 en el umbral de fuerza de colapso). Estos píxeles están resaltados en dorado en la Fig. 2E. Comparamos nuestras mediciones de la fuerza de colapso en cada sujeto con una versión cuantitativa de la altura de pulsación venosa yugular estándar clínica no invasiva (JVP). Suponemos que la distancia desde la aurícula derecha hasta la clavícula es de 10 cm y medimos el ángulo de reclinación cuando las pulsaciones comienzan a ser visibles justo encima de la clavícula. Este método se ilustra en la figura complementaria 4B. La incertidumbre aquí se cuantifica mediante un estudio de repetibilidad reciente a 0,1 mmHg28. Estas son las barras de error horizontales en la figura 2F-G. Las barras de error verticales representan las sumas de las incertidumbres del ciclo cardíaco y las incertidumbres de segmentación para cada sujeto.

La Figura 2F correlaciona las fuerzas de colapso medidas de 26 sujetos en posición supina respirando normalmente con sus respectivas mediciones de JVP. El coeficiente de correlación lineal es \({r}^{2}=0,89\). Podemos utilizar la línea de correlación de mínimos cuadrados de mejor ajuste para predecir el JVP a partir de la fuerza de colapso. En la Fig. 2G, medimos el desacuerdo entre el JVP predicho y el JVP medido con un desacuerdo absoluto promedio de \(\mathrm{mean}\left|\Delta \right|=0.23 \mathrm{mmHg}\).

A continuación perturbamos la presión venosa en dirección negativa y positiva. Disminuimos la presión en la VYI para cada sujeto elevándola sobre una mesa inclinada a 16° por encima de la posición supina para disminuir la presión hidrostática. Vemos en la Fig. 3A que la IJV está mucho más colapsada en el mismo sujeto con la misma fuerza cuando el sujeto está elevado a 16° que cuando el sujeto está en decúbito supino. Observamos la tendencia a aumentar la diferencia entre las fuerzas de colapso en decúbito supino y elevadas a 16 ° cuando la fuerza de colapso en decúbito supino aumenta en la Fig. 3B. También observamos que no podemos medir una fuerza de colapso inferior a 2 N porque esa es la fuerza de contacto mínima requerida para obtener imágenes claras.

(A) Demostración del efecto hidrostático al elevar a un paciente desde la posición supina a 16° con imágenes con la misma fuerza en el sujeto 20. El azul delinea la segmentación de la IJV mientras que el punto magenta significa una IJV cerca del colapso. (B) Diferencias entre CF en decúbito supino y CF de 16° en sujetos individuales. La línea negra continua indica el efecto esperado sobre la fuerza de colapso si solo estuviera presente el efecto hidrostático y nuestra regresión lineal pudiera predecir perfectamente la fuerza de colapso a partir de una medición perfecta de la presión venosa. (C) Efectos de la maniobra de Valsalva en el aumento del área del IJV mientras está bajo fuerza en el sujeto 20. El azul describe la segmentación del IJV mientras que el punto magenta significa un IJV cerca del colapso. (D) Diferencia entre la fuerza de colapso de Valsalva y la fuerza de colapso en decúbito supino en los mismos sujetos. La línea azul sólida representa la diferencia de medias. (E) Fuerzas de colapso cuando los sujetos miden entre 10 y 20 mmHg de presión en las vías respiratorias mediante la maniobra de Valsalva en comparación con las fuerzas de colapso cuando los sujetos respiran normalmente en decúbito supino y elevados 16°.

Para perturbar la presión venosa en la dirección positiva, simulando presiones venosas descompensadas de insuficiencia cardíaca en sujetos sanos, medimos la presión de las vías respiratorias durante la maniobra de Valsalva como un indicador de la presión venosa29. La Figura 3C muestra el aumento en el área de la VYI como resultado del aumento de la presión en las vías respiratorias durante la maniobra de Valsalva con una fuerza relativamente constante. Este aumento del área de la VYI implica un aumento de la presión venosa. Mientras medimos la presión de las vías respiratorias, comprimimos la VYI durante la maniobra de Valsalva a una presión de las vías respiratorias entre 10 y 20 mmHg. Consideramos la diferencia entre la fuerza de colapso de Valsalva y la fuerza de colapso en decúbito supino en la Fig. 3D. Vemos que prácticamente no existe correlación entre la fuerza del colapso en decúbito supino y esta diferencia, aunque existe una amplia gama de diferencias. La diferencia media indicada por la línea azul continua es de aproximadamente 9,5 N.

Vemos en la Fig. 3E que para cada sujeto que tenía datos registrados para las mediciones en decúbito supino y cada una de las dos perturbaciones, las fuerzas de colapso durante Valsalva en decúbito supino son mayores que las fuerzas de colapso mientras respira normalmente y en decúbito supino, que son mayores que las fuerzas de colapso. mientras respira normalmente y elevado a 16° por encima de la posición supina. Examinamos las relaciones entre las mediciones de la fuerza de colapso perturbada y JVP en la figura complementaria 5.

Utilizamos datos de segmentación de la IJV de fuerza constante cuadro por cuadro, nuestra presión venosa prevista a partir de la fuerza de colapso y modelado tridimensional inverso de elementos finitos para producir una forma de onda de presión venosa en la IJV. Primero creamos un modelo de elementos finitos tridimensional cilíndrico mallado con prisma triangular para la vena yugular interna y el tejido circundante. La vena se modela como un agujero cilíndrico en la estructura hiperelástica de Ogden, que de otro modo sería uniforme. Observamos una condición de límite fija en el centro del modelo para indicar la columna vertebral, pero no hay ninguna arteria carótida presente en el modelo. Una sonda de ultrasonido acoplada por fuerza se modela como un material elástico lineal rígido que comprime la parte superior del modelo sobre la VYI. En el centro del cilindro engranado hay un orificio fijo que representa las vértebras. La malla se representa en la Fig. 4A, mientras que el desplazamiento tras la compresión se muestra en la Fig. 4B,C. Este modelo se ajusta a datos segmentados por ultrasonido acoplado por fuerza de sección transversal de eje corto bidimensional de la VYI izquierda a medida que se comprime, como se ve en la Fig. 4D y se demarca con las líneas discontinuas blancas en la Fig. 4B, C. En nuestro modelado inverso iterativo, configuramos la presión venosa del marco de área promedio de IJV para que sea la presión venosa predicha a partir de la regresión lineal de la fuerza de colapso medida en la Fig. 2F, G ajustando los parámetros del modelo de elementos finitos. Luego llegamos a una presión venosa convergente para cada cuadro de la secuencia mediante una optimización simplex descendente. Para cada cuadro de ultrasonido acoplado por fuerza, la presión venosa converge y usamos esa presión como estimación inicial para el cuadro siguiente. Minimizamos la siguiente ecuación de costos:

donde \({A}_{seg}\) es el área de la IJV observada a partir de la segmentación y \({A}_{mod}\) es el área de la IJV encontrada al ejecutar el modelo directo de elementos finitos para una estimación de presión venosa determinada. El superíndice y el subíndice 2 indican que estamos tomando el cuadrado de la norma L2. La Figura 4E muestra la forma de onda del área IJV, la forma de onda del área carotídea, la fuerza externa aplicada, los resultados de regresión lineal relevantes de la medición de la fuerza de colapso para predecir la PVC y la forma de onda de presión venosa. Observamos que la forma de onda de presión venosa tiene una morfología idéntica a la forma de onda del área IJV. Los elementos etiquetados de la forma de onda (a, c, x, v, y) se refieren al llenado y vaciado de la aurícula derecha y a la apertura y cierre de la válvula tricúspide. La figura complementaria 6 detalla el filtrado de la forma de onda del área carotídea.

(A) Malla modelo de elementos finitos tridimensional de la VYI que pasa a través del cuello y la sonda de ultrasonido acoplada por fuerza que entra en contacto con la superficie de la piel que se encuentra encima. (B) Desplazamiento euclidiano del modelo directo de elementos finitos en 3D (vista x-z). El cuadro blanco discontinuo es análogo a la ventana de imágenes por ultrasonido. (C) Desplazamiento euclidiano del modelo directo de elementos finitos en 3D (vista y-z). La línea blanca discontinua indica el plano x-z de la imagen ecográfica. (D) Imagen de ultrasonido 2-D de secciones transversales de eje corto segmentadas de la VYI (azul sólido) y de la arteria carótida (rojo discontinuo) para el sujeto 20. (E) Área de la VYI, área carótida, estimación de la presión de la VYI y gráfico de fuerza en un fuerza externa casi constante para el sujeto 20. La estimación de la presión venosa escalar a partir de la fuerza de colapso se muestra con datos de correlación y error de la fuerza de colapso y JVP. Las líneas verticales negras simbolizan el final de la diástole evaluado visualmente a partir de las imágenes de ultrasonido. Se superpone una forma de onda de presión venosa central de referencia del cateterismo de Tansey et al.30. Los componentes de la forma de onda de presión auricular derecha reflejados en la forma de onda del área de la VYI están etiquetados. a: La aurícula derecha (RA) bombea hacia el ventrículo derecho (VD). c: la válvula tricúspide se cierra al inicio sistólico. x: la AR se relaja y la válvula tricúspide desciende. v: RA se llena pasivamente; Se abre el tricúspide. y: RA se vacía pasivamente antes de bombear.

Observamos que en la Fig. 4D, la sección transversal segmentada del eje corto de la arteria carótida se encuentra justo debajo de la de la VYI. Además, en la Fig. 4E, observamos que cuando la carótida está en sístole, la forma de onda IJV está deprimida en relación con la referencia de forma de onda CVP30. Cuando comparamos nuestra estimación de la onda de presión venosa para la VYI con un modelo físico de la transmisión de la forma de onda de presión auricular derecha a la VYI, vemos que todos los componentes de la forma de onda están presentes. Dicho esto, observamos que el modelo físico tiene una variación de presión máxima en el IJV en la onda a, mientras que nuestra forma de onda la tiene en la onda c. También observamos que la onda v en la IJV del modelo físico no está deprimida en relación con la onda v en la forma de onda CVP de referencia31,32.

Nuestro objetivo al crear una metodología de ultrasonido acoplado por fuerza para estimar la presión de la luz en la VYI es proporcionar un enfoque no invasivo, cuantitativo y automatizado para la medición de la presión venosa. Dada nuestra alta correlación de la fuerza de colapso con los sujetos en posición supina respirando normalmente en comparación con JVP, presentamos un método con precisión similar a JVP en sujetos sanos. Al igual que la capacidad del manguito de presión arterial Korotkoff para medir la presión arterial midiendo la cantidad de presión externa necesaria para colapsar una arteria principal de una extremidad, nuestro método produce una fuerza de colapso de la VYI proporcional a la PVC. Dado que el manguito envuelve todo el brazo, puede aplicar una presión uniforme alrededor de la arteria de interés. En nuestro caso, la sonda de ultrasonido acoplada por fuerza proporciona una presión externa sujeta a pérdida, de modo que no toda la presión externa se dedica a comprimir la VYI. En nuestro estrecho y saludable rango de presión venosa con el mismo ultrasonido acoplado por fuerza, la proporción de pérdida es predecible. Probablemente esto se deba a la baja presión de la VYI en relación con su entorno anatómico. Dados específicamente los resultados en posición supina, nuestra hipótesis para la medición de la fuerza de colapso por ultrasonido acoplado a la fuerza que predice la PVC funciona bien en el rango relativamente estrecho de presiones venosas saludables.

Además, la medición de la fuerza de colapso se produce sólo con información bidimensional a pesar de utilizar una sonda de ultrasonido tridimensional y no debería requerir una resolución de píxeles tan alta para discernir con precisión la fuerza de colapso. Por lo tanto, para adquirir la fuerza de colapso de la VYI con cualquier transductor de ultrasonido vascular comercial, se debe construir un acoplamiento de fuerza de costo relativamente bajo para el transductor. Sin embargo, observamos que esta medición de la fuerza de colapso aún no es una medición independiente. Más bien, para este estudio, se calibra con mediciones de JVP. Por lo tanto, los resultados de la fuerza de colapso en decúbito supino no pueden demostrar una mayor precisión que los del JVP en este estudio. Además, se necesita una comparación estándar de oro con la medición invasiva de PVC para una validación completa de nuestra metodología de fuerza de colapso y aún no se ha realizado.

Cuando perturbamos la presión venosa, nuestros experimentos arrojan varios resultados notables. El análisis más simple es que cada perturbación de la presión venosa produjo un cambio concomitante en la fuerza de colapso para cada sujeto. Con respecto a la perturbación negativa, observamos una fuerte tendencia de que a medida que la fuerza de colapso en decúbito supino disminuye, la diferencia entre la fuerza de colapso en decúbito supino y de 16° disminuye hasta acercarse a cero. Esta tendencia es en realidad bastante intuitiva. Las fuerzas de colapso solo se pueden medir con precisión por encima de 2 N, mientras que las presiones venosas cercanas a cero se pueden inferir a partir de la compensación hidrostática desde la posición supina y la medición de JVP. Además, la VYI no alcanza presiones inferiores a 0 mmHg porque está expuesta a la presión atmosférica de forma transmural, a diferencia del seno sagital que es subdural y colapsará a 0 mmHg1. Por lo tanto, a medida que las presiones venosas en decúbito supino se aproximan a cero, se esperaría una menor disminución de la presión venosa cuando se eleva a 16° por encima del decúbito supino.

En cuanto a la perturbación positiva de la maniobra de Valsalva, por un lado, el resultado nos da confianza de que se podrá medir una fuerza de colapso en pacientes con insuficiencia cardíaca descompensada y presión venosa alta con nuestra configuración actual. Por lo tanto, ninguna de las presiones venosas alcanzadas con la maniobra de Valsalva fue lo suficientemente alta como para requerir una fuerza de colapso de más de 30 N. Se ha demostrado que el acoplamiento de fuerza traduce la fuerza completa y linealmente hasta al menos 45 N, mientras que la capacidad de la celda de carga es 110 N, como se indica en la Información complementaria. Por otro lado, aunque se observa un aumento en la fuerza de colapso para cada sujeto, la alta variabilidad del aumento podría significar que la fuerza de colapso es un predictor menos confiable de presiones venosas altas que de presiones venosas en un rango normal saludable. Sin embargo, nuestra medición altamente ruidosa de la presión de las vías respiratorias hace que determinar una medición de la presión venosa independiente de lo que se puede derivar con la fuerza de colapso sea bastante desafiante y poco confiable. Otras fuentes de variabilidad en nuestra fuerza de colapso de Valsalva podrían ser diferentes niveles de expansión de la IJV aguas abajo hacia la vena cava superior, lo que produce adaptaciones variables en toda la población en cuestión donde se colapsa la IJV y una mala ejecución de Valsalva. Una medición más precisa de la presión venosa a presiones venosas altas podría eliminar gran parte de la variabilidad observada. Una mayor validación de este método a presiones venosas altas con un estándar de oro es de suma importancia para comprender su impacto potencial en los pacientes con insuficiencia cardíaca.

Un supuesto para nuestro estudio es la validez de la medición de JVP, que también depende del supuesto de presión hidrostática. Al calcular el JVP, se mide la altura de las pulsaciones observadas en el IJV en cmH20 y se convierte a mmHg. Esto modela la VYI como un tubo de agua y la aurícula derecha como el cuerpo de agua debajo de ella. Nuestros resultados indican que el JVP es bastante confiable en nuestros sujetos sanos dada su alta correlación con las diferentes metodologías de fuerza de colapso. Dicho esto, las dificultades en la medición de la JVP a menudo tienen que ver con la capacidad de ver las pulsaciones de la VYI en pacientes con un IMC alto o con vello facial que incluye parte del cuello9,33. Por el contrario, la detección de la fuerza de colapso no debería ser más difícil en un paciente con un IMC alto que en un paciente con un IMC bajo y el vello facial no oscurece la claridad de la imagen ecográfica dado el acoplamiento acústico adecuado de la sonda a la piel. Además, la metodología JVP tiene menor precisión al estimar presiones venosas altas, como las observadas en la insuficiencia cardíaca descompensada9, lo cual es una motivación importante para el desarrollo de nuestro método de ultrasonido acoplado a fuerza basado en la fuerza de colapso para estimar la PVC.

Con respecto a nuestra optimización tridimensional inversa de elementos finitos para producir una onda de presión venosa, podemos producir una onda que es posiblemente precisa, debido a la capacidad de la fuerza de colapso para predecir JVP (\({r}^{2}=0,89, mean\left|\Delta \right|=0.23 \mathrm{mmHg}\)), pero no directamente verificable. Está muy restringido porque la presión venosa promedio de la forma de onda está informada por lo que predice la medición de la fuerza de colapso. Además, existe una gran dependencia de la calidad de la segmentación de la VYI en una imagen ecográfica en modo B. Los errores en el área de segmentación se traducen fácilmente en errores en la forma de onda de presión venosa. Dada una segmentación precisa, los elementos de la forma de onda de presión auricular derecha son visibles en la forma de onda de presión venosa producida, pero parecen estar alterados debido a la pulsación cercana de la arteria carótida, para la cual nuestro estudio anterior proporciona una estimación de la presión arterial23. No tenemos en cuenta la arteria carótida en nuestra optimización, lo que introduce un error no verificable en nuestra forma de onda de presión de la VYI, pero podemos suponer que estamos subestimando el pico de la onda V en la estimación de la presión venosa, ya que esto ocurre durante la sístole. Esta suposición se corrobora al referirse a modelos físicos de la onda de presión venosa yugular basados en la captura invasiva de la onda de presión de la aurícula derecha31,32. Se requiere más investigación con acceso a la presión venosa central o a las formas de onda de presión de la aurícula derecha a partir de un cateterismo invasivo para examinar si las condiciones patológicas de la aurícula derecha se pueden inferir con precisión a partir de esta forma de onda obtenida de forma no invasiva.

Además de la necesidad de realizar más estudios con comparación con las métricas invasivas estándar de oro para la presión venosa, también hay razones para hacer que nuestro modelo de elementos finitos directos refleje con mayor precisión las observaciones de las imágenes de ultrasonido acopladas por fuerza distintas de la IJV. En este punto, si bien produce una amplitud realista pero no verificable de una onda de presión venosa yugular, nuestro modelo tridimensional de elementos finitos delanteros con solo seguimiento de la VYI es solo un primer paso excesivamente restringido hacia la producción de una medición de la onda de presión venosa absoluta. La utilización de imágenes del plano ortogonal, como se muestra en la figura complementaria 7, podría conducir a una estimación más informada del colapso del IJV. Es más, un aumento en la complejidad del modelo tridimensional de elementos finitos para incluir la arteria carótida y una rigidez tisular distribuida, informada por la compresión diferencial del tejido observada en nuestras imágenes de ultrasonido acopladas por fuerza, podría permitir que nuestra optimización sea significativamente menos limitada. . Estas mejoras no solo podrían proporcionar una optimización más informada para la forma de onda de presión venosa, sino también para medir simultáneamente una forma de onda de presión de la arteria carótida. La ecografía de fuerza acoplada de la arteria carótida ha demostrado potencial para proporcionar mediciones precisas, rápidas y automatizadas de la presión arterial23. Además, la sección transversal del eje corto de la VYI siempre es visible en el mismo cuadro que la sección transversal del eje corto de la carótida para los 27 sujetos evaluados. Si se demuestra que es preciso y fácil de usar, el ultrasonido de acoplamiento forzado tiene el potencial de proporcionar mediciones de la presión arterial rápidas, no invasivas y de bajo costo, al mismo tiempo que proporciona mediciones de la presión venosa.

Aquí mostramos que la medición de la fuerza de colapso de la IJV izquierda puede estimar la presión venosa tan bien como la JVP en individuos sanos con presiones venosas relativamente bajas. Perturbamos nuestra medición de la fuerza de colapso para medir fuerzas de colapso más bajas cuando los sujetos se elevan a 16 °, lo que demuestra que una disminución de la presión hidrostática se refleja en la fuerza de colapso. Medimos fuerzas de colapso más altas durante la maniobra de Valsalva para simular las presiones venosas experimentadas durante la insuficiencia cardíaca descompensada. Finalmente, creamos una forma de onda de presión venosa mediante segmentación por ultrasonido acoplada por fuerza, medición de la fuerza de colapso y optimización inversa tridimensional de elementos finitos. Creemos que este estudio inicial es lo suficientemente prometedor como para merecer estudios clínicos futuros que incluyan una comparación con la medición directa invasiva estándar de oro de la PVC mediante cateterismo y una evaluación adicional de la eficacia en el diagnóstico y tratamiento de la insuficiencia cardíaca.

Se ensambló una carcasa de detección de fuerza para la sonda de ultrasonido Philips XL14-3 xMATRIX a partir de carcasas de plástico ASA impresas en 3D (MakerBot Industries, LLC, Nueva York, Nueva York, Estados Unidos) y un marco de aluminio. Dentro de la carcasa hay una celda de carga de haz S LSB205 (FUTEK Advanced Sensor Technology, Inc.; Irvine, California, Estados Unidos) para medir la fuerza aplicada a la superficie de imágenes de la sonda de ultrasonido y un acelerómetro ADXL335 (Analog Devices, Inc., Wilmington, Massachusetts, Estados Unidos) para proporcionar información sobre la orientación de la sonda y explicar sus efectos en la medición de la fuerza. La señal de la celda de carga es amplificada por el amplificador diferencial IAA100 (FUTEK Advanced Sensor Technology, Inc.; Irvine, California, Estados Unidos), que digitaliza, junto con la señal del acelerómetro, en el DAQ USB-6001 (National Instruments; Austin, Texas). , Estados Unidos). Se proporcionan más detalles sobre el acoplamiento de fuerza en la Información complementaria.

Los datos de ultrasonido se observan en tiempo real y se registran en el sistema de ultrasonido EPIQ 7C (Philips; Ámsterdam, Países Bajos). Los datos de fuerza se observan en tiempo real y se registran con el software LabVIEW 2016 (National Instruments; Austin, Texas, Estados Unidos). Dada una nueva posición ortostática del sujeto, el ángulo de incidencia ortogonal de la sonda de ultrasonido acoplada por fuerza con el eje largo de la IJV se anota en la interfaz de LabVIEW en términos de orientación y cabeceo. Este ángulo de incidencia debe mantenerse durante cada compresión en la posición ortostática dada. Al grabar, se aplican tres compresiones rápidas a IJV. Luego, el usuario aumenta lenta y linealmente la fuerza hasta un poco más de lo necesario para una oclusión completa de la VYI. Luego, se aplica una compresión rápida. Estos pasos se toman para proporcionar artefactos reconocibles en las imágenes de ultrasonido y la señal de fuerza para su sincronización posterior. Cuando el sujeto realiza la maniobra de Valsalva, la única diferencia es que el sujeto la realiza únicamente durante el barrido de fuerza utilizando el manómetro digital CR410 (EHDIS Car Accessories Co. Ltd.; Guangdong, China) para leer la presión de las vías respiratorias aplicada durante la maniobra. Valsalva.

Un sujeto se inclina lentamente hacia abajo sobre una mesa inclinable comenzando desde 60° hasta el ángulo donde las pulsaciones IJV son visibles en la base del cuello. Este ángulo se registra con una aplicación de sensor de ángulo del iPhone8 y se convierte en presión hidrostática suponiendo 10 cm entre la aurícula derecha y la base del cuello y convirtiendo cmH2O a mmHg.

De manera similar a la sincronización de la fuerza y las imágenes de ultrasonido para las imágenes de ultrasonido acopladas a la fuerza de la arteria carótida23, derivamos una señal de posición basada en el flujo óptico a partir de las imágenes de ultrasonido y utilizamos la detección de picos para encontrar las tres compresiones rápidas que preceden al barrido de fuerza, el barrido de fuerza máximo, y la compresión rápida que sigue al barrido de fuerza. Los pares de primer y último pico se alinean y se verifica que los tres pares de picos intermedios (dos compresiones rápidas y barrido de fuerza) estén dentro del umbral de error de una suma absoluta de aproximadamente 0,7 s de desacuerdo. Luego se asigna una fuerza a cada imagen ecográfica. Todo el procesamiento de datos de sincronización se realiza en MATLAB 2021b (The MathWorks, Inc.; Natick, Massachusetts, Estados Unidos).

Para iniciar la segmentación de la VYI en las imágenes de ultrasonido con acoplamiento de fuerza, se debe detectar la VYI y se debe proporcionar un punto de semilla cerca del centro de la VYI. El IJV se detecta principalmente a través de Faster RCNN, una red neuronal detectora de objetos, entrenada en 3000 imágenes de ultrasonido del IJV de manera similar a la detección automática de la arteria carótida23. Para evitar el pequeño riesgo de no detectar la IJV, el usuario puede hacer clic en la IJV cuando se le presente una imagen de ultrasonido sincronizada con fuerza acoplada para iniciar la segmentación. Se proporcionan más detalles en la Información complementaria (entrenamiento y resultados más rápidos de RCNN). Toda la detección de IJV se realiza en MATLAB 2021b (The MathWorks, Inc.; Natick, Massachusetts, Estados Unidos).

Cuando el IJV no está cerca del colapso, la región que crece desde un punto inicial es seguida por una maximización de la diferencia de intensidad de la línea radial, una optimización de la diferencia de intensidad y la forma y, finalmente, una interpolación de tercer orden de 2000 puntos. Las diferencias con trabajos anteriores sobre segmentación carotídea son que se dibujan 32 líneas radiales después del crecimiento de la región en lugar de 16 y la interpolación de 2000 puntos reemplaza el ajuste de elipse al final de la segmentación23. Cuando el IJV está a punto de colapsar (el área de la imagen anterior IJV es inferior a 5 mm2), solo se produce un crecimiento de la región porque los píxeles de la pared del IJV tienden a ser de alta intensidad cuando están cerca del colapso, de modo que la región no crece fuera de las paredes. La medición del área se produce después de que se completa la segmentación de un cuadro mediante la creación de una imagen binaria que diferencia lo que está fuera del límite de segmentación de lo que está dentro y contando los píxeles que están dentro.

La creación del modelo tridimensional de elementos finitos directos se realizó utilizando el software COMSOL Multiphysics versión 5.6 (COMSOL Inc.; Burlington, Massachusetts, Estados Unidos). La ejecución de una optimización inversa implicó el uso de la funcionalidad LiveLink de COMSOL con MATLAB (The MathWorks, Inc.; Natick, Massachusetts, Estados Unidos), lo que permitió a MATLAB ejecutar y ajustar modelos COMSOL.

En el archivo complementario cvp_ijv_fcu_rawdata.zip, proporcionamos datos de 3 de nuestros 27 temas que ya se utilizan para proporcionar ejemplos específicos en las figuras de nuestro manuscrito. Estos sujetos no están identificados y están numerados 2, 20 y 21. El resto de los datos utilizados durante el estudio para producir nuestro manuscrito están disponibles del autor correspondiente previa solicitud razonable.

Hall, JE Guyton y Hall, libro de texto de fisiología médica, 13ª edición. J. química. inf. Modelo. (2013).

Virani, SS y cols. Estadísticas de enfermedades cardíacas y accidentes cerebrovasculares: actualización de 2020: informe de la Asociación Estadounidense del Corazón. Circulación https://doi.org/10.1161/CIR.0000000000000757 (2020).

Artículo de Google Scholar

Zile, MR et al. Transición de insuficiencia cardíaca crónica compensada a insuficiencia cardíaca aguda compensada: conocimientos fisiopatológicos obtenidos de la monitorización continua de las presiones intracardíacas. Circulación 118, 1433-1441 (2008).

Artículo de Google Scholar

Schwinger, RHG Fisiopatología de la insuficiencia cardíaca. Cardiovascular. Diagnóstico. Terapia. 11, 263–276 (2021).

Artículo de Google Scholar

Banerjee, D., Ma, JZ, Collins, AJ y Herzog, CA Supervivencia a largo plazo de pacientes incidentes en hemodiálisis que son hospitalizados por insuficiencia cardíaca congestiva, edema pulmonar o sobrecarga de líquidos. Clínico. Mermelada. Soc. Nefrol. 2, 1186-1190 (2007).

Artículo de Google Scholar

Hospital Albert Schweitzer, Lambarene, Gabón e Instituto de Medicina Tropical, Universidad de Tübingen, Tübingen, G. Estrategias de diagnóstico en pacientes con insuficiencia cardíaca aguda descompensada. N. inglés. J. Med. 365, 687–696 (2011).

Chatterjee, K. Los catéteres Swan-Ganz: pasado, presente y futuro: un punto de vista. Circulación 119, 147-152 (2009).

Artículo de Google Scholar

Magder, S. & Bafaqeeh, F. El papel clínico de las mediciones de la presión venosa central. J. Medicina de cuidados intensivos. 22, 44–51 (2007).

Artículo de Google Scholar

Rizkallah, J. et al. Evaluación no invasiva a pie de cama de la presión venosa central: exploración hacia el futuro. PLoS One 9, 1–9 (2014).

Google Académico

De Lorenzo, RA et al. ¿Se correlaciona una simple medición ecográfica de la vena cava inferior con la presión venosa central? J. Emerg. Medicina. 42, 429–436 (2012).

Artículo de Google Scholar

Chua Chiaco, JMS, Parikh, NI y Fergusson, DJ Revisión de la presión venosa yugular. Cleve. Clínico. J. Med. 80, 638–644 (2013).

Artículo de Google Scholar

Devine, PJ, Sullenberger, LE, Bellin, DA y Atwood, JE Pulso venoso yugular: ventana al corazón derecho. S. Med. J. 100, 1022-1027 (2007).

Artículo de Google Scholar

Picone, DS y col. Precisión de la presión arterial medida con manguito: revisiones sistemáticas y metanálisis. Mermelada. Col. Cardiol. 70, 572–586 (2017).

Artículo de Google Scholar

García-López, I. & Rodriguez-Villegas, E. Extracción del pulso venoso yugular de la fotopletismografía de contacto anterior del cuello. Ciencia. Representante 10, 1-12 (2020).

Artículo de Google Scholar

Lipton, B. Estimación de la presión venosa central mediante ecografía de la vena yugular interna. Soy. J. Emerg. Medicina. 18, 432–434 (2000).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Ciozda, W. et al. La eficacia de la medición ecográfica del diámetro de la vena cava inferior como estimación de la presión venosa central. Cardiovascular. Ultrasonido 14, 1–8 (2016).

Google Académico

Zamboni, P. y col. Estimación de la presión venosa central a partir de la evaluación ecográfica del pulso venoso yugular. MÁS UNO 15, 1–18 (2020).

Artículo de Google Scholar

Zaidi, A. et al. Evaluación ecocardiográfica de las válvulas tricúspide y pulmonar: una guía práctica de la Sociedad Británica de Ecocardiografía. Eco Res. Practica. 7, G95–G122 (2020).

Artículo de Google Scholar

Gilbertson, MW y Anthony, BW Estrategias de control ergonómico para una sonda de ultrasonido portátil controlada por fuerza. IEEE Internacional. Conf. Intel. Robot. Sistema. https://doi.org/10.1109/IROS.2012.6385996 (2012).

Artículo de Google Scholar

Gilbertson, MW y Anthony, BW Una sonda de ultrasonido instrumentada y ergonómica para medición de fuerza/torque en 6 ejes. En la 35ª Conferencia Internacional Anual de la Sociedad de Ingeniería en Medicina y Biología del IEEE (EMBC) 140–143 (2013).

Zakrzewski, AM & Anthony, BW Estimación de la presión arterial mediante ultrasonido: resultados clínicos en voluntarios sanos y un voluntario hipertenso medicado. En Actas de la Conferencia Internacional Anual de la Sociedad de Ingeniería en Medicina y Biología IEEE, EMBS 2154–2157 (2017). https://doi.org/10.1109/EMBC.2017.8037281.

Zakrzewski, AM y Anthony, BW Estimación no invasiva de la presión arterial mediante ultrasonido y modelos simples de elementos finitos. Traducción IEEE. Biomédica. Ing. 65, 2011-2022 (2018).

Artículo de Google Scholar

Jaffe, AT, Zubajlo, RE, Daniel, L. y Anthony, BW Método automatizado de ultrasonido acoplado por fuerza para la estimación de la presión arterial de la arteria carótida sin calibración. Médico de ultrasonido. Biol. 48, 1806–1821 (2022).

Artículo de Google Scholar

Singh, R. y otros. Evaluación no invasiva de la presión venosa yugular mediante ultrasonido monocristalino acoplado por fuerza. Traducción IEEE. Biomédica. Ing. 65, 1705-1710 (2018).

Artículo de Google Scholar

Perloff, D., Grim, C., Flack, J. & Frohlich, ED Declaración médica/científica de la AHA Determinación de la presión arterial humana mediante esfigmomanometría. Biblioteca (Londres). 88, 2460–2470 (2012).

Google Académico

Uthoff, H. y col. Presión venosa central y función renal alterada en pacientes con insuficiencia cardíaca aguda. EUR. J. Fallo cardíaco. 13, 432–439 (2011).

Artículo de Google Scholar

Fan, Q., Brown, L. y Smith, J. Una mirada más cercana a Faster R-CNN para la detección de vehículos. Intel IEEE. Veh. Síntoma. Proc. 2016, 124-129 (2016).

Google Académico

Mondal, H., Mondal, S., Das, D., Alam, N. y Saha, K. Fiabilidad de una escala de presión venosa yugular en el examen clínico cardiovascular. J.Clin. Anterior. Cardiol. 9, 61 (2020).

Artículo de Google Scholar

Maniobra de Valsalva PA baja. Encíclica. Neurol. Ciencia. https://doi.org/10.1016/B978-0-12-385157-4.00517-0 (2014).

Artículo de Google Scholar

Tansey, EA, Montgomery, LEA, Quinn, JG, Roe, SM & Johnson, CD Comprensión de la fisiología venosa básica y la presión arterial venosa mediante evaluaciones físicas simples. Adv. Fisiol. Educativo. 43, 423–429 (2019).

Artículo de Google Scholar

Sisini, F. Descripción física del flujo sanguíneo desde la vena yugular interna hasta la aurícula derecha del corazón: nuevas perspectivas de aplicación de la ecografía. 1–5 (2016) https://doi.org/10.13140/RG.2.1.2399.5289.

Sisini, F. y col. Aplicabilidad clínica de la evaluación del flujo yugular durante el ciclo cardíaco individual. Médico de ultrasonido. Biol. 42, 1750-1763 (2016).

Artículo de Google Scholar

Conn, RD y O'Keefe, JH Evaluación simplificada de la presión venosa yugular: importancia del colapso inspiratorio de las venas yugulares. Missouri Med. 109, 150-152 (2012).

Google Académico

Descargar referencias

Este trabajo fue apoyado por Philips con el número de cuenta 69422405. Los autores agradecen a MathWorks por su apoyo. Las opiniones y puntos de vista expresados en esta publicación pertenecen a los autores y no necesariamente a MathWorks. Nos gustaría agradecer al Prof. Luca Daniel por su orientación en la cuantificación de la incertidumbre en las mediciones de la fuerza de colapso. Agradecemos al Dr. Aaron Aguirre y al Dr. Anand Chandrasekhar por sus valiosos consejos al diseñar experimentos y al Prof. Thomas Heldt por sus consejos generales sobre el sistema cardiovascular con respecto a la insuficiencia cardíaca congestiva. Nos gustaría agradecer a Melinda Chen por los excelentes comentarios sobre la investigación de los últimos dos años en la producción de esta publicación. Finalmente, nos gustaría agradecer a Tatiana Urman, RN, por su ayuda en la recopilación de datos de nuestro estudio y su consentimiento.

Instituto Tecnológico de Massachusetts, Cambridge, EE.UU.

Alex Jaffe, Ivan Goryachev, Charles Sodini y Brian W. Anthony

También puedes buscar este autor en PubMed Google Scholar.

AJ diseñó los experimentos, creó el software de análisis, produjo figuras manuscritas y escribió la mayor parte del manuscrito. IG diseñó y fabricó el acoplamiento de fuerza y escribió detalles técnicos sobre el acoplamiento de fuerza en el manuscrito. CS asesoró a AJ durante todos los pasos previos a la presentación de este artículo y editó el manuscrito. BA asesoró a AJ e IG durante todos los pasos previos a la presentación de este artículo y editó el manuscrito.

Correspondencia a Brian W. Anthony.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

Springer Nature se mantiene neutral con respecto a reclamos jurisdiccionales en mapas publicados y afiliaciones institucionales.

Acceso Abierto Este artículo está bajo una Licencia Internacional Creative Commons Attribution 4.0, que permite el uso, compartir, adaptación, distribución y reproducción en cualquier medio o formato, siempre y cuando se dé el crédito apropiado al autor(es) original(es) y a la fuente. proporcione un enlace a la licencia Creative Commons e indique si se realizaron cambios. Las imágenes u otro material de terceros en este artículo están incluidos en la licencia Creative Commons del artículo, a menos que se indique lo contrario en una línea de crédito al material. Si el material no está incluido en la licencia Creative Commons del artículo y su uso previsto no está permitido por la normativa legal o excede el uso permitido, deberá obtener permiso directamente del titular de los derechos de autor. Para ver una copia de esta licencia, visite http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/.

Reimpresiones y permisos

Jaffe, A., Goryachev, I., Sodini, C. et al. Estimación de la presión venosa central con ultrasonido de fuerza acoplada de la vena yugular interna. Informe científico 13, 1500 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-022-22867-w

Descargar cita

Recibido: 31 de mayo de 2022

Aceptado: 20 de octubre de 2022

Publicado: 27 de enero de 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-22867-w

Cualquier persona con la que compartas el siguiente enlace podrá leer este contenido:

Lo sentimos, actualmente no hay un enlace para compartir disponible para este artículo.

Proporcionado por la iniciativa de intercambio de contenidos Springer Nature SharedIt

Al enviar un comentario, acepta cumplir con nuestros Términos y pautas de la comunidad. Si encuentra algo abusivo o que no cumple con nuestros términos o pautas, márquelo como inapropiado.

Noticias