血行動態

血行動態 とは、 血流の力学です。循環器系は、油圧回路が制御システムによって制御されるのと同様に、自己調節の恒常性メカニズムによって制御されます。血行動態の反応は、身体とその環境の状態を継続的に監視し、調整します。血行動態は、血管内の血液の流れを支配する物理法則を説明します。

血流は、栄養素、ホルモン、代謝老廃物、酸素、二酸化炭素を体全体に輸送し、細胞レベルの代謝を維持し、全身のpH、浸透圧、温度を調節し、微生物や機械的な損傷から体を守ります。^[1]

血液は非ニュートン流体であり、流体力学よりもレオロジーを用いて最も効率的に研究されます。血管は硬い管ではないため、古典的な粘度計を使用する古典的な流体力学と流体力学では血行動態を説明することができません。^[2]

血流の研究は血行動態学と呼ばれ、血流の特性の研究は血液レオロジーと呼ばれます。

血液は複雑な液体です。血液は血漿と有形成分で構成されています。血漿には 91.5% の水、7% のタンパク質、1.5% のその他の溶質が含まれています。有形成分は血小板、白血球、赤血球です。これらの有形成分の存在と血漿分子との相互作用が、血液が理想的なニュートン流体と大きく異なる主な理由です。^[1]

正常な血漿は、生理的なせん断速度ではニュートン流体のように振舞います。37 °C での正常なヒト血漿の粘度の典型的な値は 1.4 mN·s/m ²です。^[3]正常な血漿の粘度は、その溶媒である水と同様に温度によって変化します^[4]。生理的範囲 (36.5 °C ～ 39.5 °C) で 3 °C の温度変化があると、血漿の粘度は約 10% 低下します。^[5]

溶液の浸透圧は、存在する粒子の数と温度によって決まります。例えば、ある物質の1モル溶液には、^{その物質の1リットルあたりの浸透圧は}6.022 × 1023分子で、0℃では浸透圧は2.27MPa（22.4気圧）である。血漿の浸透圧は、いくつかの方法で循環の力学に影響を及ぼします。血球の膜を挟んだ浸透圧差の変化は、水の移動と細胞容積の変化を引き起こします。形状と柔軟性の変化は、全血の機械的特性に影響を及ぼします。血漿浸透圧の変化は、血管内と血管外の空間間で水を再分配することにより、ヘマトクリット、つまり全血中の赤血球の容積濃度を変化させます。これは、今度は全血の力学に影響を及ぼします。^[6]

赤血球は非常に柔軟で、両凹面の形状をしている。その膜のヤング率は106  Pa程度である。赤血球の変形はせん断応力によって引き起こされる。懸濁液がせん断されると、赤血球は速度勾配のために変形して回転するが、変形と回転の速度はせん断速度と濃度に依存する。これは循環の力学に影響を及ぼし、血液粘度の測定を複雑にする可能性がある。粘性流体が流体中に浸漬された剛体球体を通過する定常流では、慣性は無視できると仮定すると、粒子の下向きの重力は粘性抗力と釣り合っていると考えられる。この力のバランスから、落下速度はストークスの法則 によって与えられることが示される^[要出典]

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

ここで、aは粒子の半径、ρ _p、ρ _fはそれぞれ粒子と流体の密度、μは流体の粘性、g は重力加速度です。上記の式から、粒子の沈降速度は半径の 2 乗に依存することがわかります。粒子が流体内で静止状態から解放されると、その沈降速度U _{s は}、上記に示すように、終端速度 (U) と呼ばれる定常値に達するまで増加します。^{[引用が必要]}

血液希釈とは、血液の一部をコロイドや晶質で置き換えることで赤血球と血漿成分の濃度を希釈することである。これは、同種血輸血の潜在的な危険に患者がさらされるのを避けるための戦略である。^{[7] [8]}

血液希釈は、膨張剤の使用により正常な血液成分が希釈されることを意味する、正容積血液希釈である。急性正容積血液希釈（ANH）の間、手術中にその後に失われる血液は、1 ミリリットルあたりの赤血球数が比例して少なくなるため、手術中の全血の損失が最小限に抑えられる。したがって、手術中に患者が失った血液は、実際には患者から失われるわけではなく、この量は浄化されて患者に再供給される。^{[引用が必要]}

一方、高容量血液希釈法（HVH）では、術前に血液を除去しない急性の体積拡張法を使用します。ただし、液体を選択する際には、混合時に残りの血液が元の血液と同じように微小循環内で挙動し、粘性のすべての特性を保持することを保証する必要があります。^[9]

ANH をどのくらいの量塗布すべきかを示す研究で、患者の体重H _iとH _mを前提として ANH を使用した場合の RCM の最大節約量を計算する ANH の数学的モデルが提案されている。^[要出典]

正常血液量を維持するには、自己血の採取と同時に適切な血液希釈液で置き換える必要があります。理想的には、これはコロイド浸透圧(OP) を持つ血漿代替物の等容量交換輸血によって達成されます。コロイドは、微小血管膜全体に浸透圧を及ぼすのに十分な大きさの粒子を含む液体です。コロイドと晶質液のどちらを使用するかを検討するときは、スターリング方程式のすべての要素について考えることが不可欠です。

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

特定の患者にとって望ましい最小安全ヘマトクリットを特定するには、次の式が役立ちます。^{[引用が必要]}

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

ここで、EBV は推定血液量です。このモデルでは 70 mL/kg が使用され、H _i (初期ヘマトクリット) は患者の初期ヘマトクリットです。上記の式から、ANH 中にH _mまで除去される血液の量はBL _sと同じであることがわかります。除去される血液の量は通常、量ではなく体重に基づきます。最大安全ヘマトクリット (ANH) まで血液希釈するために除去する必要がある単位数は、次のように求められます。

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

これは、血液希釈によって除去された各ユニットの容量が 450 mL であるという仮定に基づいています (収集の完了は重量によって決まり、容量によって決まるわけではないため、ユニットの実際の容量は多少異なります)。このモデルでは、血液希釈値が手術前のH _mに等しいと仮定しているため、血液希釈によって得られた血液の再輸血は SBL の開始時に開始する必要があります。ANH 後の再輸血に使用可能な RCM (RCMm) は、患者のH _iと血液希釈後の最終ヘマトクリット ( H _m ) から計算できます。

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

ANHを使用した場合にHm(BLH)を下回ることなく可能な最大のSBLは、ANH中に除去されたすべての血液が、ヘマトクリットを最小安全レベルに維持するのに十分な速度で患者に戻されると仮定して求められます。

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

SBL がBL _{H を}超えない限り、 ANH が使用される場合、輸血の必要はありません。以上のことから、H はs を超えてはならないと結論付けることができます。したがって、 BL _HとBL _sの差は、 ANH を使用する場合に起こり得る手術による出血量の増加 ( BL _i ) です。

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

RCMで表現すると

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

ここで、RCM _{i は}、ANH を使用せず、失血量が BLH に等しい場合に、H _mを維持するために同種血液を使用して投与する必要がある赤血球量です。 ^{[引用が必要]}

使用したモデルは、体重70kgの患者にANHを使用し、推定血液量が70ml/kg（4900ml）であると仮定しています。患者の利益のために血液希釈が必要な条件を理解するために、 H _iとH _mの範囲が評価されました。^{[10] [11]}

モデル計算の結果は、付録の表に、最小ヘマトクリット値 0.30 ～ 0.15 で ANH を実施し、H _{i を0.30 ～ 0.50 の範囲で示しています。H i}が 0.40 で、H _{m を0.25 と仮定すると、上の式から RCM 数はまだ高く、BL s が}2303 ml を超えない場合は ANH は不要です。これは、血液希釈中に 5 単位の血液を除去する必要があるものの、ヘマトクリットが H _{m を}下回らないためです。これらの条件下では、ANH を使用する場合にこの技術から最大の利益を得るために、失血が 2940 ml を超えなければ、 H _{m を}維持するために同種血は不要です。このような場合、ANH によって節約できる赤血球単位換算値は最大で 1.1 個であり、 ANH を使用する場合でもH _{m を}維持するために同種血輸血が必要です。 ^{[引用が必要]} このモデルは、特定の患者に対して ANH をいつ使用できるか、またその利点を最大化するために必要な ANH の程度を特定するために使用できます。^{[引用が必要]}

たとえば、H _iが 0.30 以下の場合、患者をH _m 0.15 まで血液希釈しても、同種 PRBC 2 単位に相当する赤血球量を節約することはできません。これは、RCM 方程式から、患者の RCM が上記の方程式に満たないためです。H _iが 0.40 の場合、ANH 中に少なくとも 7.5 単位の血液を除去する必要があり、 2 単位相当を節約するにはH _mが 0.20 になります。明らかに、 H _{i が}大きく、血液希釈中に除去される単位数が多いほど、同種血輸血を防ぐための ANH の有効性は高まります。ここでのモデルは、H _i、SBL の可能性、およびH _mの推定値に関する知識に基づいて、医師が患者にとって ANH が有益な場合を判断できるように設計されています。モデルでは 70 kg の患者を使用しましたが、結果はどの患者にも適用できます。これらの結果を任意の体重に適用するには、表に示されているBL、BLH、ANHH、またはPRBCのいずれかの値を、Tと呼ぶ係数で乗算する必要があります。

${\displaystyle T={\frac {\text{患者の体重（kg）}}{70}}}$

基本的に、上で検討したモデルは、ANH を節約できる最大の RCM を予測するように設計されています。^{[引用が必要]}

要約すると、ANHの有効性は、手術による出血量と血液量流量の測定によって数学的に説明されています。この分析形式により、技術の潜在的な効率を正確に推定することができ、医療分野における測定の応用が示されます。^[10]

心臓は循環器系の駆動力であり、リズミカルな収縮と弛緩によって血液を送り出します。心臓から出る血液の流量（通常は L/分で表されます）は、心拍出量（CO）として知られています。

心臓から送り出された血液は、まず体内で最も大きな動脈である大動脈に入ります。その後、だんだんと細い動脈に分かれ、次に細動脈、そして最終的に毛細血管に分かれ、ここで酸素の移動が行われます。毛細血管は細静脈につながり、血液は静脈網を通って大静脈を経て右心臓に戻ります。微小循環 (細動脈、毛細血管、細静脈) は、血管系の領域の大部分を占め、O ₂、グルコース、酵素基質が細胞内に移される場所です。静脈系は酸素を失った血液を右心臓に戻し、そこから肺に送り込まれて酸素化され、呼吸中に CO ₂やその他のガス状老廃物が交換されて排出されます。その後、血液は心臓の左側に戻り、再びこのプロセスが始まります。

正常な循環器系では、1分間に心臓に戻る血液の量は、1分間に送り出される量（心拍出量）とほぼ同じです。^[12]このため、循環器系の各レベルを流れる血流速度は、主にそのレベルの総断面積によって決まります。

心拍出量は 2 つの方法で決定されます。1 つは、フィックの式を使用する方法です。

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

もう一つの熱希釈法は、スワンガンツの近位ポートから遠位ポートに注入された液体の温度変化を感知する方法です。

心拍出量は数学的には次の式で表されます。

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

どこ

• CO = 心拍出量（L/秒）
• SV = 拍出量（ml）
• HR = 心拍数 (bpm)

通常の人間の心拍出量は安静時に5～6L/分です。左心室に入った血液のすべてが心臓から出るわけではありません。拡張期末（EDV）に残った血液から拍出量を引いたものが収縮期末容積（ESV）となります。^[13]

起立性血圧にさらされる種（樹上性ヘビなど）の循環器系は、循環障害を克服するために生理学的および形態学的特徴を発達させてきた。例えば、樹上性ヘビでは、水生ヘビと比較して心臓が頭部に近い。これにより、脳への血液灌流が容易になる。^{[14] [15]}

血流は血管の滑らかさにも影響され、乱流（無秩序）または層流（滑らか）のいずれかになります。動脈壁に脂肪沈着物が蓄積すると、滑らかさが低下します。

レイノルズ数 (NR または Re と表記) は、チューブ内の流体 (この場合は血管内の血液) の挙動を決定するのに役立つ関係です。

この無次元関係を表す式は次のように表される: ^[16]

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

• ρ : 血液の密度
• v : 血液の平均速度
• L : 容器の特性寸法、この場合は直径
• μ : 血液の粘度

レイノルズ数は、管の速度と直径に正比例します。NRは平均速度と直径に正比例することに注意してください。レイノルズ数が2300未満の場合は層流で、一定の流れの動きが特徴ですが、4000を超えると乱流として表されます。^[16]他の血管と比較して半径が小さく速度が最も低いため、毛細血管でのレイノルズ数は非常に低く、乱流ではなく層流になります。^[17]

多くの場合、cm/s で表されます。この値は血管の総断面積に反比例し、また、正常な状態では血流は層流特性を持つため、断面積ごとに異なります。このため、血流速度は血管の中央で最も速く、血管壁で最も遅くなります。ほとんどの場合、平均速度が使用されます。^[18]血流速度を測定する方法は多数あり、フレームツーフレーム分析によるビデオ毛細管顕微鏡検査やレーザードップラー流速測定法などがあります。^[19]動脈 内の血流速度は、収縮期の方が拡張期よりも高くなります。この差を定量化するパラメーターの 1 つが脈動指数( PI ) で、これは心拍周期中の平均速度で割った最大収縮期速度と最小拡張期速度の差に等しくなります。この値は心臓からの距離とともに減少します。^[20]

${\displaystyle PI={\frac {v_{収縮期}-v_{拡張期}}{v_{平均値}}}$

抵抗は血管の半径、血管の長さ、血液の粘度にも関係します。

流体に基づく最初のアプローチは、ハーゲン・ポアズイユ方程式^[16]で示される。方程式は以下のとおりである。

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

• ∆ P : 圧力降下/勾配
• μ : 粘度
• l : 管の長さ。無限に長い容器の場合は、l は容器の直径に置き換えられます。
• Q : 血管内の血液の流量
• r : 容器の半径

2 番目のアプローチは、血管抵抗をより現実的にし、血流の実験的観察から来ており、サーストンによると^[22]、詰まった流れを囲む壁に血漿放出細胞の層がある。これは距離 δ にある流体層で、粘度 η は η(δ) と書かれる δ の関数であり、実際の血流ではこれらの周囲の層は血管中心で交わらない。代わりに、高濃度の赤血球を保持しているため高粘性の詰まった流れがある。サーストンはこの層を流れ抵抗に組み立て、粘度 η(δ) と壁層の厚さ δ によって血流を説明した。

血液抵抗の法則は、血流プロファイルに適応した R として現れます。

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

どこ

• R = 血流抵抗
• c = 一定流量係数
• L = 容器の長さ
• η(δ) =壁血漿放出細胞層における血液の粘度
• r = 血管の半径
• δ = 血漿放出細胞層内の距離

血液抵抗は、血液の粘度やその閉塞流（またはシース流、血管断面全体で相補的であるため）の大きさ、血管の大きさによって変化する。血管内の安定した層流を想定すると、血管の挙動はパイプの挙動に似ている。例えば、p1とp2がチューブの端の圧力である場合、圧力降下/勾配は次のようになる。^[23]

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

拡大せずに見えるほど大きい動脈を含む、太い動脈は、血管抵抗が低く（進行した動脈硬化性変化がないと仮定）、流量が高く、圧力低下が小さい導管です。細い動脈と細動脈は抵抗が高く、循環器系の毛細血管に主要な血圧低下をもたらします。

細動脈では、血圧は大動脈よりも低くなります。これは分岐が原因で、圧力が低下します。分岐が多いほど断面積の合計が大きくなり、表面全体の圧力が低下します。これが、細動脈の圧力低下が最も大きい理由です^{[要出典] 。細動脈の圧力低下は、流量と抵抗の積です: ∆P=Q x 抵抗。∆P に大きく影響する細動脈で観察される高い抵抗は、半径が約 30} μmと小さいことに起因します。^[24]チューブの半径が小さいほど、流体の流れに対する抵抗が大きくなります。

細動脈のすぐ後には毛細血管が続く。細動脈で観察される論理に従うと、毛細血管の血圧は細動脈に比べて低いと予想される。圧力は単位面積あたりの力の関数（P  =  F / A）であるため、表面積が大きいほど、外力が作用したときに圧力が低くなる。毛細血管の半径は非常に小さいが、毛細血管のネットワークは血管ネットワーク内で最大の表面積を持つ。毛細血管はヒトの血管ネットワーク内で最大の表面積（485 mm^2）を持つことが知られている。総断面積が大きいほど、平均速度と圧力は低くなる。^[25]

血管収縮剤と呼ばれる物質は血管のサイズを縮小し、それによって血圧を上昇させます。血管拡張剤（ニトログリセリンなど）は血管のサイズを拡大し、それによって動脈圧を低下させます。

血液の粘度が上昇すると（濃くなると）、結果として動脈圧が上昇します。特定の病状は血液の粘度を変える可能性があります。たとえば、貧血（赤血球濃度が低い）は粘度を低下させますが、赤血球濃度が上昇すると粘度が上昇します。アスピリンや関連する「血液凝固抑制剤」は血液の粘度を低下させると考えられていましたが、研究により、それらは血液が凝固する傾向を低下させることによって作用することがわかりました。^[26]

全身血管抵抗 (SVR) を決定するには、全抵抗を計算する式が使用されます。

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

これを SVR に変換すると次のようになります。

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

どこ

• SVR = 全身血管抵抗（mmHg/L/分）
• MAP = 平均動脈圧（mmHg）
• CVP = 中心静脈圧 (mmHg)
• CO = 心拍出量（L/分）^[27]

これを木材単位で求めるには、答えに 80 を掛けます。

正常な全身血管抵抗は900～1440ダイン/秒/cm−5である。^[28]

部位に関係なく、血圧はヤング・ラプラス方程式に従って血管壁の張力と関連しています（血管壁の厚さが内腔の直径に比べて非常に小さいと仮定）。

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

どこ

• Pは血圧です
• tは壁の厚さ
• r は円筒の内側の半径です。
• ${\displaystyle \sigma _{\theta }\!}$円筒応力または「フープ応力」です。

薄壁の仮定が有効であるためには、容器の壁の厚さは半径の約 10 分の 1 (多くの場合 1/20 と表現される) 以下でなければなりません。

円筒応力は、円筒壁の円周方向（物体の軸と半径の両方に垂直）に作用する 平均力であり、次のように記述できます。

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

どこ：

• F は、次の 2 つの長さを辺とするシリンダー壁の領域に円周方向に加えられる力です。
• tは円筒の半径方向の厚さである
• lは円筒の軸の長さである

物質に力が加わると、物質は変形したり動き始めます。物質を変形させるのに必要な力（例えば、流体を流す力）は物質の表面積 A とともに増加するため、^[6]この力 F の大きさは表面部分の面積 A に比例します。したがって、単位面積あたりの力である量（F/A）は応力と呼ばれます。動脈を通る血流に関連する壁のせん断応力は、動脈のサイズと形状によって異なり、0.5 ～ 4 Paの範囲になります。^[29]

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

通常の状態では、動脈硬化、血栓症、平滑筋の増殖、内皮細胞のアポトーシスを回避するために、せん断応力の大きさと方向は許容範囲内に保たれます。血液ハンマーによって発生する場合、せん断応力はより大きな値に達します。また、血行動態の状態によっては、逆流によって応力の方向が変わることもあります。そのため、この状況は動脈硬化性疾患につながる可能性があります。^[30]

静脈は、血液量の70％以上が静脈系に存在するため、体の「容量血管」と呼ばれます。静脈は動脈よりも柔軟性が高く、変化する量に合わせて拡張します。^[31]

循環内の血圧は、主に心臓のポンプ作用によるものです。^[32]心臓のポンプ作用によって脈動血流が発生し、動脈に導かれ、微小循環を横切り、最終的に静脈系を経由して心臓に戻ります。心拍ごとに、全身動脈血圧は最大（収縮期）圧と最小（拡張期）圧の間で変化します。^{[33]生理学では、これらは}平均動脈圧（MAP）という1つの値に簡略化されることが多く、次のように計算されます。

${\displaystyle MAP=DP+1/3(PP)}$

どこ：

• MAP = 平均動脈圧
• DP = 拡張期血圧
• PP = 脈圧（収縮期血圧から拡張期血圧を引いたもの）。^[34]

平均血圧の差は、循環のある場所から別の場所への血流の原因です。平均血流の速度は、血圧と血管によって生じる流れに対する抵抗の両方に依存します。循環血液が動脈や毛細血管を通って心臓から遠ざかるにつれて、粘性によるエネルギー損失により平均血圧は低下します。平均血圧は循環全体で低下しますが、低下のほとんどは小動脈と細動脈に沿って発生します。^{[35]重力は}静水圧（たとえば、立っているとき）を介して血圧に影響を与え、静脈の弁、呼吸、骨格筋の収縮によるポンプ作用も静脈の血圧に影響を与えます。^[32]

圧力、流量、抵抗の関係は次の式で表される：^[12]

${\displaystyle Flow=Pressure/Resistance}$

循環器系に適用すると、次のようになります。

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

どこ

• CO = 心拍出量（L/分）
• MAP = 平均動脈圧（mmHg）、心臓から出る血液の平均圧力
• RAP = 右心房圧（mmHg）、心臓に戻る血液の平均圧力
• SVR =全身血管抵抗（mmHg * min/L）

この式の簡略化された形式では、右心房圧がおよそ 0 であると仮定します。

${\displaystyle CO\approx MAP/SVR}$

標準的な血圧計で測定される上腕動脈の理想的な血圧は、120/80 mmHg未満です。他の主要動脈でも血圧記録は同様のレベルであり、主要動脈間の差異が非常に小さいことを示しています。腕頭動脈の平均値は110/70 mmHg、右鎖骨下動脈の平均値は120/80、腹部大動脈は110/70 mmHgです。^[25]動脈内の圧力が比較的均一であることは、これらの血管が血管内を輸送される液体の圧力貯蔵庫として機能していることを示しています。

血液が大動脈から細動脈、毛細血管を経て流れ、筋肉の助けを借りて静脈、静脈、大静脈を経て心臓に押し戻されるまで、圧力は徐々に低下します。圧力低下の度合いにかかわらず、流量は血流に対する抵抗によって決まります。動脈では、病気がなければ、血液に対する抵抗はほとんどないか、まったくありません。血管の直径は、抵抗を制御する最も重要な決定要因です。体内の他の小さな血管と比較すると、動脈の直径ははるかに大きい (4 mm) ため、抵抗は低くなります。^[25]

腕脚間（血圧）勾配とは、腕で測定した血圧と脚で測定した血圧の差である。通常は10mmHg未満であるが^{[36] 、}大動脈狭窄症などでは上昇することがある。^[36]

血行動態モニタリングとは、血圧や心拍数などの血行動態パラメータを経時的に観察することです。血圧は、挿入された血圧トランスデューサーアセンブリを介して侵襲的にモニタリングするか（連続モニタリングを提供）、または膨張式血圧カフを使用して血圧を繰り返し測定することによって非侵襲的にモニタリングできます。

高血圧は、2回の診察で動脈血圧が140/90以上であることで診断されます。^[27]

肺動脈楔入圧は、うっ血性心不全、僧帽弁および大動脈弁の障害、血液量過多、シャント、または心タンポナーデがあるかどうかを示します。 ^[37]

眼底血管の非侵襲的血行動態モニタリングは、近赤外光を用いたレーザードップラーホログラフィーによって行うことができる。眼は、心血管疾患を非侵襲的に調査するユニークな機会を提供する。デジタルホログラフィーによるレーザードップラーイメージングは​​、網膜と脈絡膜の血流を測定することができ、そのドップラー応答は時間とともにパルス状のプロファイルを示す^{[38] [39]}この技術は、眼の後部血管の腔内血流プロファイルからのドップラー応答の高コントラスト測定によって、非侵襲的な機能的微小血管造影を可能にする。血圧の差が循環全体の血流を促進する。平均血流量は、血圧と血管によって示される血流に対する血行動態抵抗の両方に依存する。

アン

急性正常血液量希釈

ああ_​

ANH中のユニット数

BLH_​

同種血輸血が必要になる前にANHを使用した場合の最大出血量

BL _I

ANH では出血量の増加が起こる可能性があります。(BL _H – BL _s )

BL _s

同種血輸血が必要となる前のANHなしの最大出血量

EBウイルス

推定血液量（70mL/kg）

Hct

ヘマトクリットは常に分数で表されます

こんにちは_​

初期ヘマトクリット

Hm_​

最小安全ヘマトクリット値

ＰＲＢＣ

ANH によって保存された赤血球相当量

RCM

赤血球塊。

RCM _H

ANH後の輸血に利用可能な細胞塊

RCM _I

ANH によって救われた赤血球量

エスビーエル

手術による出血

hemodynamics（/ ˌ h iː m ə d aɪ ˈ n æ m ɪ k s , - m oʊ -/ ^[40]）という語は、 hemo-（古代ギリシャ語のhaima（血）に由来）とdynamicsの結合形を使用しており、したがって「血液の力学」となります。hemo-音節の母音はae/eの変化形に応じてさまざまな表記がされます。

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• 血行動態を学ぶ