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心输出量监测：技术与选择

危急重症 淋床医学
2024-08-28

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介绍




危重症患者的血流动力学优化是一项复杂的任务。器官灌注不仅由灌注压力决定，还由心输出量 （CO） 决定。这需要对 CO 进行准确量化，或者至少在围手术期以及重症监护病房中精确检测 CO 的变化。使用肺动脉导管 （PAC） 进行有创监测是过去的金标准，但现在有许多替代的微创设备可用。术语微创 CO 监测 （MICOM） 统称为不需要插入 PAC 来计算 CO 的所有设备。使用 CO 监测和围手术期方案来指导静脉输液治疗和正性肌力支持，旨在改善 CO 和氧输送 （DO2）是目标导向疗法（GDT）的重要组成部分。研究表明，MICOM 联合 GDT 方案可改善高危手术患者的围手术期结局。

了解CO测量设备工作原理的基本原理及其使用的误差和局限性，将有助于更有效、更安全地使用。

CO测量的主要原理和技术如下：
  1. 1.Fick原理
  2. 2.包括的指示剂稀释技术
    1. 热稀释
    2. 脉冲染料密度测定法
    3. 锂稀释技术
  3. 3.动脉波形分析技术
  4. 4.经胸阻抗和生物反应分析
  5. 5.多普勒原理。

Fick心输出量测量


阿道夫·欧根·菲克（Adolf Eugen Fick）于1870年首次描述了一种测量人体CO的方法，他假设肺部对氧气的总吸收或释放是通过肺部的血液流动和动静脉氧含量差异的乘积。根据他的假设，CO 可以使用以下公式计算：
CO = VO2/([CaO2-CvO2] × 100)
VO2 指耗氧量；CaO2 和 CvO2 分别指动脉血氧含量和混合静脉血氧含量。虽然这种技术非常精确，并被用于心导管实验室，但对于床旁使用或连续 CO (CCO) 监测并不实用。

NICO™ 系统（Novametrix 医疗系统公司，美国沃灵福德）利用二氧化碳 (CO2) 对菲克原理进行了改进，以获得插管、镇静和机械通气患者的 CO 测量值。该监护仪由一个连接到呼吸机回路的专有一次性呼气回路、一个主流红外二氧化碳传感器、一个一次性气流传感器和一个脉搏血氧计组成[图 1]。二氧化碳产生量（VCO2）是根据一个呼吸周期内二氧化碳浓度和气流的乘积计算得出的，动脉二氧化碳含量则是根据潮气末二氧化碳得出的，并根据二氧化碳解离曲线的斜率和死腔通气的程度进行调整。附加的再呼吸回路每 3 分钟产生部分再呼吸状态，导致潮气末二氧化碳增加和二氧化碳排出减少。正常和再呼吸比率之间的差值用于计算CO，假设CO在正常和再呼吸状态之间变化不大。这样就可以省略费克方程中所需的静脉二氧化碳含量测量。由于存在各种要求，该设备的使用存在一些限制，例如：(a) 插管；(b) 固定呼吸机设置的机械通气；(c) 最少的气体交换异常。



图 1：使用 NICO™ 系统时的再呼吸回路、再呼吸顺序和稳定状态

热稀释心输出量


PAC 测量始于 1970 年，被视为黄金标准。将预定量的冷盐水注入 PAC 近端端口后，即可测量血液的热变化。然后根据基于 Stewart-Hamilton 公式计算得出的热稀释曲线推算出一氧化碳和其他指数[图 2]。


图 2：利用斯图尔特-汉密尔顿方程测量热稀释曲线下面积计算心输出量


使用这种技术有许多常见的误差来源，包括注射液的温度和容量、呼吸过程中的时间、注射速度、是否存在分流以及心脏瓣膜异常。此外，对所获数据的误读是导致并发症的最常见原因。此外，许多并发症都归因于 PAC 的侵入性，导致大量死亡和发病。因此，PAC 的使用应仅限于心力衰竭患者和需要滴定肺血管扩张剂治疗的肺动脉高压患者。


最近，为了达到 PAC 热稀释的准确性，同时避免其并发症，人们开始使用经肺热稀释法。PiCCOplus（德国 Pulsion 医疗系统公司）和 EV1000/VolumeView（美国 Edwards Lifesciences 公司，加利福尼亚州尔湾市）使用这种技术对其基于连续脉压分析的二氧化碳监测仪进行间歇校准。通过中心静脉导管将冷盐水注入上腔静脉。动脉插管放置在大动脉（股动脉、腋动脉或肱动脉）中，其中集成了一个热敏电阻。它可以测量血液温度的变化，并使用计算机软件绘制出温度随时间变化的热稀释曲线[图 3]。[如果股静脉是计划进行中心静脉通路的部位，导管应放置在股动脉导管的对侧，以避免串扰现象。这些监护仪还能计算其他数值，如全心舒张末期容积 (GEDV)、ITBV、血管外肺水 (EVLW) 以及通过经肺热稀释得出的肺血管通透性指数。

图 3：经肺热稀释技术（容积视图和 PiCCO plus）


目前已发现一些潜在的误差来源。与 PAC 热稀释技术相比，经肺热稀释技术更容易因漂移和指示剂再循环而产生误差，但却不容易因呼吸变化而产生误差。由于 PAC 热稀释法测量的是右心CO，而跨肺热稀释法测量的是左心CO，因此存在心内或肺内分流会导致CO测量值不同。瓣膜返流造成的误差大小无法预测，取决于瓣膜返流的部位和严重程度。不过，在各种实验和临床环境中，包括在心脏手术、脓毒症和烧伤患者的重症监护中，PAC 和跨肺热稀释之间已建立了高度的相关性。

尽管存在于肺动脉中的指示剂约有 96%-97% 会在主动脉中回收，但仍有报告称由于指示剂再循环而导致 CO 被低估。指示剂再循环指的是冷注射液离开血液进入组织后又重新进入血液的量。因此，在一些研究中，指示剂流失到肺部（尤其是肺水肿患者）被认为是相关性较差的一个原因。指示剂流失和再循环的影响往往会相互抵消；但是，这两个参数中哪个更重要仍有待了解。

动脉波形分析


虽然血液是不可压缩的，但动脉本身是可扩张的，因此在任何给定时刻进入和离开动脉段的血液量可能与同一时刻进入和离开另一动脉段的血液量不同。只有在心动周期内取平均值时，血量才会相同。总搏出量（SV）必须等于收缩期的前向流量（Qs）加上舒张期的前向流量（Qd），假定主动脉瓣功能正常（SV = Qs + Qd）。在舒张期开始时，主动脉不再有流入量，因此 Qd 与主动脉压力和动脉床压力之差成正比。这就是收缩末期平均舒张压（Pmd）。因此，Qd = k × Pmd，其中 k 是一个比例常数，取决于上述阻力和顺应性的特性[图 4]。由于外周血管阻力在一个心动周期内不会发生变化，因此 Qs 和 Qd 的值应分别与收缩期和舒张期的压力曲线下面积 As 和 Ad 成正比。因此
Qs/As = Qd/Ad or Qs = (Qd/Ad) × As = Qd (As/Ad)

重新排列这些等式：
SV = Qd (As/Ad) + Qd = Qd (1+ As/Ad)
SV = k × Pmd (1+ As/Ad)

图 4：利用动脉波形计算每搏量的脉压分析模型

该模型依赖于一个附加值 k，该值必须通过将该模型的预测与 SV 的另一种测量方法（如经食道超声心动图或指示剂稀释）进行校准来确定，或者通过基于患者年龄、性别、身高和体重等变量的提名图估算其值来确定。

继 Otto Frank 之后，Erlanger 和 Hooker 于 1904 年描述了脉压分析的原理，并将注意力转向使用主动脉-动脉脉压来估算 SV。这一概念的核心理论是：围绕平均值的血压波动（脉搏高度）与每次收缩时被迫进入动脉导管的血量成正比[图 5]。在这种脉压分析技术中，通过动脉导管或手指探针获得的动脉波形用于计算 SV 和全身血管阻力（SVR）。这种技术的一个主要缺点是主动脉壁的顺应性是非线性的，而且与年龄有关。1983年，Wesseling 等人开发了一种算法来补偿主动脉壁顺应性的非线性。这使得通过积分动脉波形曲线收缩期下的面积来计算 SV 成为可能。 随后，又开发了几种基于代表全身循环模型的 SV 估算方法。这些方法通称为脉搏轮廓分析方法。

图 5：根据动脉波形的脉压分析得出心输出量


另一种非形态学方法（不使用脉搏轮廓分析）是脉搏功率分析。这种方法假定心脏搏动的净功率变化是输入的血液质量（SV）减去搏动过程中流失到外周的血液质量之间的平衡。它以质量/功率守恒定律为基础，以整个搏动而非部分搏动为准，与反射波的位置无关。使用的是基于时间的自相关技术，因此避免了使用频率测量功率的方法（如傅里叶变换）。因此，改变频率响应的动脉阻尼的影响以及因特定部位波形失真而造成的测量差异都受到了限制。这种方法无法测量 SV 的绝对值，只能计算 SV 的变化。因此，为了获得准确的数值，需要根据标准方法（锂稀释技术）进行校准。


在所有这些技术中，SV 都是根据波形的收缩、舒张或收缩和舒张部分估算的。考虑的参数包括压力波形的收缩和舒张部分、主动脉阻抗和顺应性以及外周血管阻力。然后通过将 SV 与心率（HR）相乘来计算 CO。值得注意的是，所有动脉波形分析方法在很大程度上都依赖于理想的动脉压力描记。这就造成了动脉波形欠阻尼或过阻尼的潜在误差源。此外，这些系统基本上要求动脉波完全反映前向 SV。因此，在人为、生理或病理生理现象（心律失常、主动脉内球囊反搏或主动脉瓣反流）造成动脉波形扭曲的情况下，都会导致误差。

通过脉压分析技术计算 CO 的准确性与金标准 PAC 热稀释法进行了广泛研究。用于计算 CO 的新一代 Flotrac/Vigileo 软件与 PAC 热稀释技术在心律规律、呼吸模式稳定的患者中具有良好的相关性。此外，用这种方法计算出的 SV 变异（SVV）可预测脓毒性休克患者对液体的反应，准确性相当高。相比之下，与 PAC 或超声心动图得出的 CO 值相比，在输注去甲肾上腺素诱发血流动力学变化时、在离泵冠状动脉搭桥手术中以及在开放式腹主动脉瘤修补术中，该技术的准确性较低。这表明，对于需要大量正性肌力或血管加压支持的患者，或在手术室等血流动力学发生快速变化的环境和场合，建议谨慎使用该方法。

基于动脉波形分析方法的商用系统分为两类：(a) 自动/非校准；(b) 外部校准。

1.FloTrac 传感器（美国 Edwards Lifesciences 公司）采用改进的算法，从标准留置动脉导管得出的动脉波形的脉压分析中推导出 SV。Pulsioflex 监护仪（德国 Pulsion 医疗系统公司）中的 ProAQT 传感器也采用了类似的方法。该系统可通过输入其他方法（如超声心动图）测得的 CO 值进行外部校准，以提高其准确性。

2.LidCO 快速系统（英国 LidCO 有限公司）监测仪使用脉搏功率分析来确定 SV 变化。它使用列线图来计算 CO.

3.Nexfin 监护仪（荷兰 BMEYE 公司）是一种完全无创的监护仪，它使用手指中指骨周围的充气袖带来获取手指动脉压力波形。然后将其重建为肱动脉压力波形。随后，根据该波形的收缩压区域和生理三要素 Windkessel 模型（为每位患者量身定制），采用一种新颖的脉搏轮廓分析算法（Nexfin CO-Trek）来确定 CCO。Nexfin HD 测量的参数包括连续血压（收缩压、舒张压和平均血压）、心率、CCO、SV、SVR 和左心室收缩力指数（dp/dt）。该方法已经过验证，结果良好。

4.esCCO（日本光电）：这种无创监护仪采用脉搏波转换时间（PWTT）分析技术。esCCO 中 CCO 的推导基于 SV 与 PWTT 之间的反相关性原理。脉搏波转运时间的定义是从心电图（ECG）R 波峰值到脉搏波上升点的时间，脉搏波上升点的定义是分化的脉搏波达到其峰值振幅 30% 的点。PWTT 由三个时间段组成[图 6]：（1）. 射血期（PEP），即从心电图 R 波到主动脉根部压力波上升点的时间；（2）. 通过弹性动脉的 PWTT（T1），即从主动脉根部压力波上升点到桡动脉压力波上升点的时间；以及 (3)。通过外周动脉的脉搏波速度（T2），即从桡动脉压力波的上升点到指尖 SpO2 探头测量的脉搏氧饱和度波的上升点之间的时间。PWTT 是通过脉搏氧饱和度波形与每个心动周期的心电图-R 波信号之间的延迟获得的。其变化可通过公式计算 SV 和 CCO：
CO = K × (α × PWTT + β) × HR；其中 α 和 β 是实验常数。
图 6：脉搏波传输时间的组成部分。PEP：射前时间，T1：通过弹性动脉的脉搏波转运时间，T2：通过外周动脉的脉搏波转运时间：PWTT=PEP+T1+T2。

      
校准设备
1.LidCOplus 设备（英国 LidCO 有限公司）采用锂稀释 CO 来间歇校准基于脉冲功率分析的 CCO 测量值。

2.PiCCOplus 监护仪（德国 Pulsion 医疗系统公司）使用经肺热稀释法进行间歇校准，并通过脉压分析计算连续的实时 CO。病情稳定的患者至少需要每 8 小时校准一次；但在复苏期间或血流动力学不稳定的患者中，该监护仪可能需要每 15 分钟校准一次。在儿科患者、单肺通气和肾脏替代疗法期间，该监护仪的可靠性均已得到证实。

3.EV1000/VolumeView 监护仪（Edwards Lifesciences，Irvine，CA，USA）也使用脉搏轮廓分析得出连续的实时 CO 和跨肺热稀释，用于间歇校准。除 EVLW 和 GEDV 等其他容量参数外，该监护仪还显示名为 “全射血分数 ”的新变量。一项验证研究表明，这种新方法在计算 GEDV 方面优于 PiCCOplus 监测器。

经胸阻抗和生物反应分析


1950 年，Nyboer 利用经胸电阻抗的变化，将 SV 外推为与心动周期同步的交流电。随后，Kubicek 等人于 1966 年将这一技术引入临床实践，用于计算 CO。通过使用皮肤电极（BIOZ，Cardiodynamics，美国圣地亚哥）或安装在气管导管上的电极（ECOM TM，Conmed Corp，美国尤蒂卡）接收到的电信号，可连续计算出 CO。这些电极用于确定经胸电压在搏动间随胸廓外加高频电流的变化[图 7]。

图 7：阻抗心动图中电极的应用

            
SV 的计算公式如下：SV = ρ × L/Z02 × (dZ/dt) maxVET

其中，ρ-血液电阻率；L-内电极之间的平均距离（胸廓长度）；心室射血时间（VET）；(dZ/dt) max-收缩期一阶导数最大值的绝对值；Z0-基本胸廓阻抗。VET 可从 dZ/dt 与时间的关系曲线中获得[图 8]。

图 8：心室、主动脉和心房压力、主动脉流量、胸腔阻抗变化以及阻抗一阶导数（dZ/dt）随时间（t）的变化。同时显示的还有心电图和心音图。曲线描述了心脏事件/表现。B：主动脉瓣打开，X：主动脉瓣关闭，Y：肺动脉瓣关闭，O：二尖瓣开放/心室快速充盈，B-X：心室射血时间；C：dz/dt 的最大偏转（峰值流量）；B-C：斜率-加速收缩指数；A：心房收缩；Q：心室除极开始。

各种误差来源包括运动伪影、电干扰、心律失常、解剖分流、胸腔和心包积液、胸腔异物和肺水肿。尽管对数学算法进行了多次修改，但临床验证并不可靠。一项荟萃分析计算出，该监测设备与 PAC 热稀释技术之间的平均误差百分比为 43%。该监测仪的实用性仍有待验证。

胸腔生物阻抗被称为生物反作用，是指血液和生物组织的电阻、电容和电感特性的总和。由于生物反应，外加电流和由此产生的电压信号之间会产生相移。因此，在生物反作用技术中，振荡电流通过胸腔，分析响应心脏循环血流的频谱变化来计算 SV，而生物阻抗则是通过推断经胸电压幅值变化来计算 SV。连续测量的相移与主动脉血流之间几乎呈线性关系[图 9]。由于信噪比较高，这种方法可减少患者运动、电气噪声、导联位置、呼吸强度和体重指数的干扰。除 CO 外，它还能测量 HR、收缩压、舒张压、平均动脉压 (MAP)、SV、SVV、VET、动脉血氧饱和度 (SpO2) 和胸腔积液 (TFC)。此外，该系统还可根据上述测量参数或手动输入的参数（如手动输入的血红蛋白、手动输入的血氧饱和度 (SpO2)，或手动输入的 MAP）计算临床参数，如心脏指数、SV 指数、总外周阻力 (TPR)、TPR 指数 (TPRI)、心脏功率 (CP)、CP 指数、DO2 指数、TFC delta (TFCd) 和 TFCd 基线。然而，尽管数据量惊人，但该技术在动态条件下测量 CO 的准确性方面仍有局限性，导致所有其他导出参数在实际临床环境中成为信息噪音。在接受心脏手术的患者中，与 PAC 相比，该技术在术后初期的相关性不强。

图 5：根据动脉波形的脉压分析得出心输出量

多普勒心输出量监测装置


经胸多普勒探头或食道探头可用于无创估测CO；后者于 20 世纪 70 年代首次用于此目的。探头发出的超声波会根据降主动脉中红细胞的速度发生反射和频率偏移。血液速度的计算公式为 v = 音速 × cosθ × 发射频率 × 频率偏移/2（θ = 光束与反射血液之间的入射角）。将红细胞速度乘以测得的射血时间，即可计算出冲程距离[图 10。再乘以横截面积 (CSA)，就可以量化多普勒检查时通过的 SV。CSA 可根据年龄、体重和身高（Deltex 监护仪）通过提名图得出，或使用 M 模式直接用传感器测量（Hemosonic）。然后，假定降主动脉接收总 CO 的 70%，从而估算出左心室流出水平的实际 SV。另一种无创超声探头 USCOM™ （澳大利亚悉尼 USCOM 公司）使用胸骨上探头测量 CO。该方法已用于病情稳定的重症监护室患者，并显示出与 PAC 的良好相关性。

图10：将食道主动脉多普勒探头插入食管，以获得最佳速度-时间曲线。速度时间积分由曲线下的面积计算得出。心输出量由速度时间积分、心率和主动脉横截面积的乘积计算得出。

虽然多普勒超声是一种无创且易于设置的监测仪，但它有几个局限性，使其无法在许多情况下使用。首先，设备测量降主动脉的血流，然后将其推断为左心室流出的血流，其假设是左室流出和降主动脉之间存在固定的血流比例；然而，在血流动力学不稳定的患者中，这一比例可能会改变。此外，主动脉的 CSA 并不固定，使用列线图可能会产生错误的结果。其次，这些设备依赖于操作者，可能需要插入 10-12 次才能获得准确读数，观察者之间和观察者内部的变异性为 10%-12%。

大量支持食道多普勒的数据表明，各种研究都降低了死亡率和发病率，这促使美国国家健康与临床优化研究所于 2011 年发布指南，倡导使用食道多普勒。

微创心输出量监测和目标导向疗法：临床意义


一般来说，所有 MICOM 设备都以评估 SV 为目标，评估 SV 的绝对值或相对变化。此外，这些设备上描述的一些衍生指数旨在通过 SV 在液体挑战下的增加来预测液体反应性。但在临床实践中，应根据特定患者的目标而不是 SV 本身来确定方法。目前还没有验证 MICOM 设备的单一最佳方法。各种研究都采用了不同的方法，例如在健康志愿者中使用分级下半身负压来模拟出血性低血容量，或在相对稳定的临床条件下使用布兰-阿尔特曼分析法与金标准进行比较。临床环境与实验条件不同，因为急性和慢性并发症都会造成显著差异。临床情况往往需要更多关于干预措施动态反应的信息，而不是绝对值。迄今为止，关于 MICOM 是否能在实际临床情况下提供适当信息以指导临床管理的文献还很少。

最佳心脏容积负荷通常采用 Frank-Starling心脏生理模型。根据该模型，接近 Frank-Starling 曲线顶端的受试者在面对液体挑战时将无法进一步提高 SV。然而，“持续反应 ”和 “适当的液体挑战 ”在实际临床环境中很难界定。各种研究使用了各种不同的液体快速输注量，但几乎没有证据证明其选择是正确的。对液体快速输注挑战的 SV 增量必须足以与患者 CO 的基本变化和测量变化区分开来。这些因素的结果表明，液体优化仍然是一门艺术，取决于解释数据的临床医生。

为了使输液反应性评估更加可靠，MICOM 设备衍生出了一些指数，如脉压变化 (PPV)、SVV 和收缩压变化，根据心肺相互作用来估计可能的输液反应性。然而，如果潮气量和胸腔内压力不恒定，上述所有指数都是不准确的。潮气量为 8ml/kg被认为是提高准确性的最小通气量，但并非所有临床情况都能做到这一点。患者的体位是改变 PPV 和 SVV 最佳阈值的另一个因素。这些研究得出的明显结论是，临床医生不应依赖CO监测仪的单独数值，必须从正确的临床角度来解释这些信息。

尽管存在这些考虑因素，但有相当有力的支持性证据表明，作为优化方案的一部分，MICOM 可改善患者预后，尤其是在结直肠手术中。[56] Goepfert 等人报告称，使用经心肺热稀释得出的 GEDVI 对心脏病患者进行单独优化血液动力学治疗后，可减少并发症和 ICU 住院时间。因此，与目标导向方案相关的积极结果可能源于个性化的输液方法。表 1 总结了一些 GDT 方案和所使用的指标。预期终点或实现目标的方法是否基于任何特定的科学仍有待证实。一项研究发现，在所有外科手术中，只有不到四分之一符合微创监测的标准。 目前，只有有限的数据可以证明临床试验中的获益实际上转化为常规临床实践中患者的获益。此外，Joosten 等人最近的荟萃分析对无创方法的有效性提出了质疑。他们报告了无创技术的巨大误差百分比（47%），远高于 30% 的可接受范围。使用准确度甚至不在可接受范围内的技术（当标准方法的效用本身就值得怀疑时），使这些无创技术受到了严格的审查。这表明，当必须进行CO 监测时，最好使用 PAC 而不是依赖这些无创技术。


尽管有关 MICOM 的现有证据似乎相互矛盾，但至少这种监测似乎是安全的，股动脉插管进行经肺热稀释测量时导管相关感染率仅为 0.78%，与常规重症监护的感染率相当。相比之下，插入 PAC 后的并发症发生率在 4% 到 10% 之间，与 PAC 相关的菌血症发生率为 0.7%-1.8%，需要治疗的心律失常发生率为 3%。

结论


从现有文献中可以明显看出，不同的CO监测技术都有各自的局限性。因此，没有一种设备能满足所有临床要求。在典型的临床患者追踪过程中，可根据其侵入性和对额外血流动力学数据的需求，将不同的设备作为一个综合模型使用。我们需要进一步的证据来证明 MICOM 设备在常规实践中使用时的并发症和准确性。作为对病史、临床检查和其他监测方式的补充，MICOM 设备为麻醉师和重症监护医师提供了更多的数字趋势信息，用于决定对患者进行最适当的管理。它们可以促进个性化输液方案的实施，从而达到改善患者预后的目的。目前，这些设备并不能完全阻止但会逐步限制 PAC 的使用。与任何装置或设备一样，测量和衍生数据的质量也存在差异。对于所有这些设备和一般设备来说，真正重要的是使用这些设备的人如何解释所生成的数据。

来源：Kobe. Cardiac output monitoring: Technology and choice. Ann Card Anaesth 2019;22(1):6-17.

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