各种心输出量测定方法及其评价.ppt
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心输出量测定方法及其评价
山东大学齐鲁医院于金贵
心输出量(cardiac outcome，CO)指心脏每分钟射出的血量。是衡量心功能的重要指标，有利于及时反映心血管系统状态并指导治疗。
测定方式从单次到连续
测定结果从不精确到相对精确
技术操作从有创到微创和无创
有些已经被淘汰，有些正在广泛被使用
基础理论由Adolph Fick 于19世纪70年代提出。
器官对某种物质的摄取和释放取决于流经该器官的血流，即该物质在动脉、静脉之间含量的差值。
当某种指示物在某一定部位进入血循环时，其进入速率等于该物质在进入某段循环两侧(例如肺动脉和肺静脉内) 的浓度差乘以流量。
以氧气作为被测定的物质，以肺脏作为代谢器官，测定动脉、静脉的氧含量以获得动静脉氧含量差值( CaO2 - CvO2 )，通过吸入和呼出的氧含量差值和通气频率可以计算出肺氧耗量(VO2)。
CO =VO2/(CaO2 - CvO2)
例如测得被试者每分钟氧耗量为250ml，如果该时间内其每升动脉血含氧量为200ml，每升静脉血含氧量为150ml，则每分钟流过肺循环的血量即心输出量为： 250(ml/min)/[(200-150)ml/L]= 5L。
优点：心输出量测定的标准方法。
缺点：
采取混合静脉血时需用心导管插入右心室或肺动脉，操作不便而且对于技术不熟练者带有一定危险性，从而限制其广泛采用。
Fick 法测定心输出量需要准确测量氧代谢指标。
氧含量指标的轻微错误就可能导致氧耗量结果的巨大差异。
氧耗量的正常范围为200～250ml/min。危重患者的氧耗量指标可能不在正常范围。
19 世纪90 年代由Stewart 首先提出，后经Hamilton 作过修订。
将一定量无害、不易透出毛细血管并易于定量的染料注入体内，与体液充分混合后，指示剂被稀释，最后下降而达零点。
连续采集血样，测定该染料的血浆浓度。可以得到一条时间-浓度曲线，即指示剂稀释曲线。
可用曲线下降坡度外推法或用半对数坐标绘图法而得到零点浓度的时间。
一旦曲线绘制后，心输出量可由Stewart-Hamilton公式计算得出。
计算这段时间内动脉血中所含染料的平均浓度(C)，假定Q为肺循环血流量，m为染料注入量，则 m＝Q×C
即Q＝m/C
由此式即可算出CO。
例：5mg(m)染料注入后6秒钟在动脉血内出现，第12～13秒浓度达峰值，据外推法到第30秒时浓度降至零点，通过实测在此24秒钟内动脉血中染料的平均浓度如果是2.5mg /L( C)。则得：
优点：此法较易操作，无需插心导管，也无需测定氧耗量。故在人体上用指示剂稀释法测定心输出量，逐渐代替了费克氏法，特别对婴儿、心脏病患者更为广泛应用。
缺点：实际上染料在血液中是重复循环的，CO计算值有误差。连续采集血样测定其血浆浓度操作繁琐。
20 世纪70 年代早期，由Swan与Ganz 发明。
通过放置带有特殊测温装置的肺动脉导管进行温度稀释。
可靠性和可重复性。
成为临床实践中的金标准。
应用染料稀释法原理，用温度作为指示剂。
将一定温度、一定容量的液体快速注入肺动脉导管近端的管腔内。
注入的冰冷液体与周围血液充分混合后，植入于导管内部的热敏电阻会测定出肺动脉下游血液的温度。
根据温度变化情况可绘制出时间-温度曲线，此曲线与染料稀释法得到的曲线大致相同。
以温度变化代替指示剂测定CO，Stewart-Hamilton公式应做适当修正。
包括注射液体的温度、病人的血温以及注射液体的比重。
CO =V·(TB-TI)/A·(SI·CI)/(SB·CB)·(60·CT·K)
CO =V·(TB-TI)/A·(SI·CI)/(SB·CB)·(60·CT·K)
CO = 心输出量；
V = 注射液体容量(ml)；
A = 温度稀释曲线下的平方毫米面积；
K = 校正系数(mm/℃)；
TB、TI = 血液温度、注射液温度；
SB、SI = 血液比重、注射液比重；
CB、CI = 血液比热、注射液比热；
(SI·CI)/(SB·CB)= 1.08(使用5%葡萄糖时)；
60 = 60(sec/min)；
CT = 注射液温度校正系数。
热稀释曲线：注射液快速注入时出现快速上升支(温度升高)，随后是平缓的下降支直至基线(温度回降)。
曲线下面积与CO成反比关系。CO减少时，温度回复到基线所需时间延长，曲线下面积增大。CO增加时，低温注射液很快被心脏射血带走，所以温度回复至基线更快，曲线下面积减小。
影响TDICO准确性和可重复性的因素：
注射液的温度不准确。
注射容量不准确。
Bolus 测量时如有快速扩容。
呼吸周期影响。
通过调整热稀释法间断测量的工作原理得到连续的心输出量数据。
此系统包括改良的Swan-Ganz 导管和一台更为高级的心输出量计算机。
漂浮导管管身上有一段10cm 长的热敏导丝，将其放置在右房与右室之间，可以反复通过开关模式随机释放脉冲能量。
肺动脉导管远端的温度传感器可以测得肺动脉温度变化。
输入与输出信号的交互相关解码生成热稀释的冲刷曲线。
修正的Stewart-Hamilton公式用于CO的计算。
大约每30～60 秒此过程就进行一次，数据被加权平均处理后得到连续的显示数值。
连续测定心输出量法会避免单次测定法时出现的很多相关误差。
PiCCO技术将经肺温度稀释技术(TPTD法)与动脉搏动曲线分析技术相结合，采用温度稀释法测量单次CO，并通过分析动脉压力波型曲线下面积与CO存在的相关关系获取连续CO数值。
从中心静脉导管注射室温水或冰水，在大动脉内测量温度-时间变化曲线，因而可测量全心相关参数，而不仅以右心代表全心。其所测量的全心舒张末期容积(GEDV)、胸腔内血容积(ITBV)能更充分反映心脏前负荷的变化，避免了以CVP、PAOP等压力代替容积的缺陷。
其它优点：损伤小，只需建立一中心静脉导管和动脉通路，无需使用右心导管；导管放置过程简便，无需行胸部X线定位。
PiCCO技术禁用于股动脉移植和穿刺部位严重烧伤的患者；对存在心内分流、主动脉瘤、主动脉狭窄者及肺叶切除和体外循环等手术易出现测量偏差。
动脉脉搏法测定心输出量 (APCO)
CO = HR·SV
SV = Sd(AP)·χ
CO = HR·Sd(AP)·χ
HR：心率
Sd(AP)：脉搏压的标准差
χ：血管常数
= f (HR, BSA, C(P)Lang, MAP,σAP, ?3AP,...?4T)
此方法仅需外周动脉插管，无需通过中心静脉插管，也无需热稀释法注射进行校正，在术中及术后提供可靠监护，操作简便，创伤小。许多临床研究证明APCO测量数值与TDICO及TDCCO法测得的数值相关性好。
基本原理：测定生物体容积变化时引起的电阻抗变化。心脏射血时血管容积变化相应地引起阻抗变化，容积增大时阻抗变小，反之亦然。
可利用阻抗改变反映血管容积的变化，再根据血管容积的变化计算出SV，SV与HR的乘积即为CO。
与有创CO检测进行比较, 相关系数为0.85 ( n = 180) 。
尽管阻抗法可无损伤快速测量CO，但影响因素太多，如肥胖、胸腔引流管、机械通气、发热、胸膜渗液、心律失常、严重的心瓣膜病、急性心肌梗死和血液动力学不稳定等因素均可导致测定结果准确性下降，临床应用有困难。
基本原理：采用多普勒超声测定红细胞移动的速度来推算降主动脉血流。
降主动脉的血流量占心输出量的70%，CO = 降主动脉血流×降主动脉的横截面积÷70 %。
根据多普勒超声探头所放位置不同又分为经食管、经气管两种途径。
将一带有多普勒和M型超声探头的导管经口插入食道，距门齿30～45 cm(此点的食管恰与降主动脉相平行)。
根据显示屏上的主动脉壁、血流波形及多普勒声音调整探头位置直至获得满意信号质量，显示降主动脉血流、主动脉直径、CO、SV、外周血管阻力等血液动力学参数。
有许多研究对TEE 法与TD法测定的CO 进行了比较，两者相关系数为0.74～0.98 。
TEE 法测定CO主要用于术中及ICU 内的监测并指导治疗,也可用于指导左心衰病人获得最佳的左室充盈度和呼气末正压(PEEP) 。
局限性：主动脉病变、动脉血压的剧烈变化、手术操作、电刀操作等因素或使血流组分改变的因素均可影响CO测定值的准确性。
不适合于神志清醒、食道疾患、主动脉球囊反搏(降主动脉血流改变) 及主动脉严重缩窄病人。
测定原理与TEE法相同。
该法适用于麻醉和手术期间以及ICU 中心脏功能的连续监测。
它与热稀释法(TD) 的相关系数高达0.93。
局限性：
必须插入特制气管导管(价格昂贵)
技术水平要求高。
导管位置轻微变动都会使信号瞬时减低而使测
定结果发生改变；
反复调整导管位置引起喉头水肿、声带损伤等。
Gedeon 和Roy 于1985 年研制出对呼出和部分重吸入气体中CO2监测来间接推算CO 的方法。
将弥散能力强的CO2作为指示剂，根据Fick 原理测定CO。
CO =VCO2/(CvCO2 - CaCO2)。
CaCO2 可通过呼气末CO2浓度(ETCO2) 与CO2解离曲线间接推算，肺内分流量可通过血氧饱和度(SpO2) 、吸入氧浓度( FiO2 ) 进行计算。由于CO2在体内储存体积较大，而短时、少量重吸入CO2对混合静脉血CO2浓度几乎无影响，故假设基础状态和重吸入期混合静脉血CO2 浓度不变。
RBCO最大优点是无创、操作简单、可连续监测，与温度稀释法有良好的相关关系, 相关系数为0.96。
由于RBCO测定是建立在假设混合静脉血CO2浓度不变的基础上，且肺动脉分流是通过SpO2和FiO2间接算出，故凡影响混合静脉血CO2、死腔量与潮气量比及肺内分流的情况均有可能影响结果的准确性。
心输出量测定方法及其评价
山东大学齐鲁医院于金贵
心输出量(cardiac outcome，CO)指心脏每分钟射出的血量。是衡量心功能的重要指标，有利于及时反映心血管系统状态并指导治疗。
测定方式从单次到连续
测定结果从不精确到相对精确
技术操作从有创到微创和无创
有些已经被淘汰，有些正在广泛被使用
基础理论由Adolph Fick 于19世纪70年代提出。
器官对某种物质的摄取和释放取决于流经该器官的血流，即该物质在动脉、静脉之间含量的差值。
当某种指示物在某一定部位进入血循环时，其进入速率等于该物质在进入某段循环两侧(例如肺动脉和肺静脉内) 的浓度差乘以流量。
以氧气作为被测定的物质，以肺脏作为代谢器官，测定动脉、静脉的氧含量以获得动静脉氧含量差值( CaO2 - CvO2 )，通过吸入和呼出的氧含量差值和通气频率可以计算出肺氧耗量(VO2)。
CO =VO2/(CaO2 - CvO2)
例如测得被试者每分钟氧耗量为250ml，如果该时间内其每升动脉血含氧量为200ml，每升静脉血含氧量为150ml，则每分钟流过肺循环的血量即心输出量为： 250(ml/min)/[(200-150)ml/L]= 5L。
优点：心输出量测定的标准方法。
缺点：
采取混合静脉血时需用心导管插入右心室或肺动脉，操作不便而且对于技术不熟练者带有一定危险性，从而限制其广泛采用。
Fick 法测定心输出量需要准确测量氧代谢指标。
氧含量指标的轻微错误就可能导致氧耗量结果的巨大差异。
氧耗量的正常范围为200～250ml/min。危重患者的氧耗量指标可能不在正常范围。
19 世纪90 年代由Stewart 首先提出，后经Hamilton 作过修订。
将一定量无害、不易透出毛细血管并易于定量的染料注入体内，与体液充分混合后，指示剂被稀释，最后下降而达零点。
连续采集血样，测定该染料的血浆浓度。可以得到一条时间-浓度曲线，即指示剂稀释曲线。
可用曲线下降坡度外推法或用半对数坐标绘图法而得到零点浓度的时间。
一旦曲线绘制后，心输出量可由Stewart-Hamilton公式计算得出。
计算这段时间内动脉血中所含染料的平均浓度(C)，假定Q为肺循环血流量，m为染料注入量，则 m＝Q×C
即Q＝m/C
由此式即可算出CO。
例：5mg(m)染料注入后6秒钟在动脉血内出现，第12～13秒浓度达峰值，据外推法到第30秒时浓度降至零点，通过实测在此24秒钟内动脉血中染料的平均浓度如果是2.5mg /L( C)。则得：
优点：此法较易操作，无需插心导管，也无需测定氧耗量。故在人体上用指示剂稀释法测定心输出量，逐渐代替了费克氏法，特别对婴儿、心脏病患者更为广泛应用。
缺点：实际上染料在血液中是重复循环的，CO计算值有误差。连续采集血样测定其血浆浓度操作繁琐。
20 世纪70 年代早期，由Swan与Ganz 发明。
通过放置带有特殊测温装置的肺动脉导管进行温度稀释。
可靠性和可重复性。
成为临床实践中的金标准。
应用染料稀释法原理，用温度作为指示剂。
将一定温度、一定容量的液体快速注入肺动脉导管近端的管腔内。
注入的冰冷液体与周围血液充分混合后，植入于导管内部的热敏电阻会测定出肺动脉下游血液的温度。
根据温度变化情况可绘制出时间-温度曲线，此曲线与染料稀释法得到的曲线大致相同。
以温度变化代替指示剂测定CO，Stewart-Hamilton公式应做适当修正。
包括注射液体的温度、病人的血温以及注射液体的比重。
CO =V·(TB-TI)/A·(SI·CI)/(SB·CB)·(60·CT·K)
CO =V·(TB-TI)/A·(SI·CI)/(SB·CB)·(60·CT·K)
CO = 心输出量；
V = 注射液体容量(ml)；
A = 温度稀释曲线下的平方毫米面积；
K = 校正系数(mm/℃)；
TB、TI = 血液温度、注射液温度；
SB、SI = 血液比重、注射液比重；
CB、CI = 血液比热、注射液比热；
(SI·CI)/(SB·CB)= 1.08(使用5%葡萄糖时)；
60 = 60(sec/min)；
CT = 注射液温度校正系数。
热稀释曲线：注射液快速注入时出现快速上升支(温度升高)，随后是平缓的下降支直至基线(温度回降)。
曲线下面积与CO成反比关系。CO减少时，温度回复到基线所需时间延长，曲线下面积增大。CO增加时，低温注射液很快被心脏射血带走，所以温度回复至基线更快，曲线下面积减小。
影响TDICO准确性和可重复性的因素：
注射液的温度不准确。
注射容量不准确。
Bolus 测量时如有快速扩容。
呼吸周期影响。
通过调整热稀释法间断测量的工作原理得到连续的心输出量数据。
此系统包括改良的Swan-Ganz 导管和一台更为高级的心输出量计算机。
漂浮导管管身上有一段10cm 长的热敏导丝，将其放置在右房与右室之间，可以反复通过开关模式随机释放脉冲能量。
肺动脉导管远端的温度传感器可以测得肺动脉温度变化。
输入与输出信号的交互相关解码生成热稀释的冲刷曲线。
修正的Stewart-Hamilton公式用于CO的计算。
大约每30～60 秒此过程就进行一次，数据被加权平均处理后得到连续的显示数值。
连续测定心输出量法会避免单次测定法时出现的很多相关误差。
PiCCO技术将经肺温度稀释技术(TPTD法)与动脉搏动曲线分析技术相结合，采用温度稀释法测量单次CO，并通过分析动脉压力波型曲线下面积与CO存在的相关关系获取连续CO数值。
从中心静脉导管注射室温水或冰水，在大动脉内测量温度-时间变化曲线，因而可测量全心相关参数，而不仅以右心代表全心。其所测量的全心舒张末期容积(GEDV)、胸腔内血容积(ITBV)能更充分反映心脏前负荷的变化，避免了以CVP、PAOP等压力代替容积的缺陷。
其它优点：损伤小，只需建立一中心静脉导管和动脉通路，无需使用右心导管；导管放置过程简便，无需行胸部X线定位。
PiCCO技术禁用于股动脉移植和穿刺部位严重烧伤的患者；对存在心内分流、主动脉瘤、主动脉狭窄者及肺叶切除和体外循环等手术易出现测量偏差。
动脉脉搏法测定心输出量 (APCO)
CO = HR·SV
SV = Sd(AP)·χ
CO = HR·Sd(AP)·χ
HR：心率
Sd(AP)：脉搏压的标准差
χ：血管常数
= f (HR, BSA, C(P)Lang, MAP,σAP, ?3AP,...?4T)
此方法仅需外周动脉插管，无需通过中心静脉插管，也无需热稀释法注射进行校正，在术中及术后提供可靠监护，操作简便，创伤小。许多临床研究证明APCO测量数值与TDICO及TDCCO法测得的数值相关性好。
基本原理：测定生物体容积变化时引起的电阻抗变化。心脏射血时血管容积变化相应地引起阻抗变化，容积增大时阻抗变小，反之亦然。
可利用阻抗改变反映血管容积的变化，再根据血管容积的变化计算出SV，SV与HR的乘积即为CO。
与有创CO检测进行比较, 相关系数为0.85 ( n = 180) 。
尽管阻抗法可无损伤快速测量CO，但影响因素太多，如肥胖、胸腔引流管、机械通气、发热、胸膜渗液、心律失常、严重的心瓣膜病、急性心肌梗死和血液动力学不稳定等因素均可导致测定结果准确性下降，临床应用有困难。
基本原理：采用多普勒超声测定红细胞移动的速度来推算降主动脉血流。
降主动脉的血流量占心输出量的70%，CO = 降主动脉血流×降主动脉的横截面积÷70 %。
根据多普勒超声探头所放位置不同又分为经食管、经气管两种途径。
将一带有多普勒和M型超声探头的导管经口插入食道，距门齿30～45 cm(此点的食管恰与降主动脉相平行)。
根据显示屏上的主动脉壁、血流波形及多普勒声音调整探头位置直至获得满意信号质量，显示降主动脉血流、主动脉直径、CO、SV、外周血管阻力等血液动力学参数。
有许多研究对TEE 法与TD法测定的CO 进行了比较，两者相关系数为0.74～0.98 。
TEE 法测定CO主要用于术中及ICU 内的监测并指导治疗,也可用于指导左心衰病人获得最佳的左室充盈度和呼气末正压(PEEP) 。
局限性：主动脉病变、动脉血压的剧烈变化、手术操作、电刀操作等因素或使血流组分改变的因素均可影响CO测定值的准确性。
不适合于神志清醒、食道疾患、主动脉球囊反搏(降主动脉血流改变) 及主动脉严重缩窄病人。
测定原理与TEE法相同。
该法适用于麻醉和手术期间以及ICU 中心脏功能的连续监测。
它与热稀释法(TD) 的相关系数高达0.93。
局限性：
必须插入特制气管导管(价格昂贵)
技术水平要求高。
导管位置轻微变动都会使信号瞬时减低而使测
定结果发生改变；
反复调整导管位置引起喉头水肿、声带损伤等。
Gedeon 和Roy 于1985 年研制出对呼出和部分重吸入气体中CO2监测来间接推算CO 的方法。
将弥散能力强的CO2作为指示剂，根据Fick 原理测定CO。
CO =VCO2/(CvCO2 - CaCO2)。
CaCO2 可通过呼气末CO2浓度(ETCO2) 与CO2解离曲线间接推算，肺内分流量可通过血氧饱和度(SpO2) 、吸入氧浓度( FiO2 ) 进行计算。由于CO2在体内储存体积较大，而短时、少量重吸入CO2对混合静脉血CO2浓度几乎无影响，故假设基础状态和重吸入期混合静脉血CO2 浓度不变。
RBCO最大优点是无创、操作简单、可连续监测，与温度稀释法有良好的相关关系, 相关系数为0.96。
由于RBCO测定是建立在假设混合静脉血CO2浓度不变的基础上，且肺动脉分流是通过SpO2和FiO2间接算出，故凡影响混合静脉血CO2、死腔量与潮气量比及肺内分流的情况均有可能影响结果的准确性。
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