武陸琪，程云章，邊俊杰

1.上海理工大學(xué)上海介入醫(yī)療器械工程技術(shù)研究中心，上海200093；2.浙江善時(shí)醫(yī)療器械有限公司，浙江杭州310016

前言

心輸出量（Cardiac Output,CO）即單側(cè)心室每分鐘的射血量，是圍手術(shù)期血流動力學(xué)監(jiān)測的核心參數(shù)，開展CO 監(jiān)測能為臨床心血管疾病患者的診斷和治療提供直觀的參數(shù)依據(jù)［1］。在一個(gè)心動周期內(nèi)，左心室的射血量稱為每搏輸出量（Stroke Volume,SV），SV 與心率（Heart Rate, HR）的乘積即為CO。CO 監(jiān)測技術(shù)發(fā)展從有創(chuàng)到微創(chuàng)再到無創(chuàng)監(jiān)測，已經(jīng)形成幾種比較成熟的方法，如有創(chuàng)的熱稀釋法、微創(chuàng)及無創(chuàng)的超聲多普勒法、生物阻抗法、脈搏波分析法等，其中以脈搏波為核心的CO 微創(chuàng)和無創(chuàng)監(jiān)測技術(shù)是近年來的研究熱點(diǎn)。

脈搏波是由心臟的間歇性搏動以及血液在血管中流動所遇到的各種阻力相互作用而形成，其中主動脈血液壓力隨心臟搏動在動脈血管中周期性變化的波形稱為壓力脈搏波，而當(dāng)血液流經(jīng)微血管時(shí)，血液容積出現(xiàn)的脈動性變化稱為容積脈搏波。在CO監(jiān)測上，壓力脈搏波已經(jīng)有了成熟的應(yīng)用，容積脈搏波因其包含豐富的血流動力學(xué)信息，并且測量簡單無創(chuàng)，是近年的研究熱點(diǎn)，但尚未有能達(dá)到臨床應(yīng)用要求的技術(shù)。本文將依次介紹兩種脈搏波測量CO的理論基礎(chǔ)以及相關(guān)的微創(chuàng)和無創(chuàng)監(jiān)測技術(shù)的原理和特點(diǎn)。

1 理論基礎(chǔ)

壓力脈搏波通常由壓力傳感器在人體淺表動脈處以微創(chuàng)或無創(chuàng)的方式測得，以壓力脈搏波為核心的監(jiān)測方法都是基于一個(gè)共同前提，即壓力波與SV之間存在比例和可預(yù)測的關(guān)系。由于壓力波是心臟噴射的血液與動脈系統(tǒng)相互作用的結(jié)果，因此通過評估動脈系統(tǒng)建立相應(yīng)的壓力-體積關(guān)系，能實(shí)現(xiàn)由壓力波確定SV，進(jìn)而確定CO［2］。

但是人體動脈系統(tǒng)是一個(gè)復(fù)雜的密閉管道系統(tǒng)，涉及到動脈順應(yīng)性、血管阻力、特性阻抗、動脈波反射等諸多參數(shù)，當(dāng)動脈系統(tǒng)發(fā)生變化，壓力-體積關(guān)系也將改變，這將導(dǎo)致脈搏波和SV 之間的關(guān)系復(fù)雜且難以預(yù)測［3-4］。因此在利用壓力波監(jiān)測時(shí)，需要經(jīng)常通過各種內(nèi)外部校準(zhǔn)來實(shí)時(shí)確定動脈系統(tǒng)的當(dāng)前狀態(tài)以修正壓力-體積關(guān)系，以便更準(zhǔn)確地估計(jì)SV［2］，校準(zhǔn)過程如圖1所示。

圖1 CO監(jiān)測校準(zhǔn)示意圖Fig.1 Schematic diagram of calibrations for Cardiac output monitoring

容積脈搏波一般由光電式傳感器在人體指端、耳垂等處無創(chuàng)獲得。將一定波長的紅外光穿過人體肢端皮膚表面時(shí)，光信號會因生物組織和血液的影響產(chǎn)生相應(yīng)變化，通過傳感器可以捕獲這種變化并將其轉(zhuǎn)換為波形信號，即容積脈搏波。在每個(gè)心動周期內(nèi)，人體皮膚組織對光的衰減量基本不變，構(gòu)成波形信號的直流分量，而皮膚內(nèi)血流容積的脈動性變化則構(gòu)成波形信號的交流分量，一般交流分量的幅值是直流分量的1%～2%且疊加在直流分量上［5］。

由于容積脈搏波本身就代表動脈血流，在循環(huán)系統(tǒng)為封閉管路的特定情況下，容積脈搏波經(jīng)積分和標(biāo)定后就可以代表CO的大小，而無需建立復(fù)雜的壓力-體積關(guān)系。這種思路的關(guān)鍵在于如何對容積脈搏波實(shí)現(xiàn)可靠準(zhǔn)確的標(biāo)定，但是由于對容積脈搏波的產(chǎn)生機(jī)理研究不足，相關(guān)的模型尚未完善建立，導(dǎo)致現(xiàn)有的血流標(biāo)定方法普遍準(zhǔn)確性不高，不能滿足臨床應(yīng)用要求［6］。

2 微創(chuàng)CO監(jiān)測技術(shù)

目前各種基于脈搏波的微創(chuàng)CO 監(jiān)測技術(shù)都是以壓力脈搏波為核心建立不同的壓力-體積轉(zhuǎn)換算法，主要有脈搏輪廓分析法、脈搏功率分析法以及壓力記錄分析法（PRAM），其中前兩種都需要采用熱稀釋校準(zhǔn)以保證其準(zhǔn)確性，操作相對后一種方法會復(fù)雜。容積脈搏波在微創(chuàng)的方法中并無應(yīng)用。

2.1 脈搏輪廓分析法

脈搏輪廓分析法的計(jì)算思路是依據(jù)Windkessel動脈系統(tǒng)模型所提出的理論，即壓力脈搏波形收縮部分下的曲線（從心臟舒張末期到射血期結(jié)束）面積與主動脈阻抗的比值即為SV 的量度，將結(jié)果校準(zhǔn)后乘以心率可得到CO［7］。該方法的主要商用設(shè)備是德國的PiCCO 系統(tǒng)，它能在人體血流動力學(xué)不穩(wěn)定期間實(shí)現(xiàn)連續(xù)可靠的CO 監(jiān)測，但同時(shí)該系統(tǒng)需要頻繁使用經(jīng)肺熱稀釋技術(shù)校準(zhǔn)當(dāng)前的主動脈阻抗值，因此要將熱敏電阻導(dǎo)管置于動脈中，對人體的創(chuàng)傷性較大［8］。

2.2 脈沖功率分析法

脈沖功率分析法基于如下假設(shè)：單次心跳中，動脈系統(tǒng)內(nèi)的凈功率變化等于進(jìn)入系統(tǒng)的血流量（即每搏輸出量）與流出系統(tǒng)的血流量之差。該方法以質(zhì)量守恒原理為基礎(chǔ)，認(rèn)為在校準(zhǔn)動脈順應(yīng)性后，血管中的凈功率與凈流量之間存在線性關(guān)系［9］。此方法的主要應(yīng)用是英國的LiDCO 系統(tǒng)，不同于PiCCO 系統(tǒng)只分析脈壓波形的收縮部分，它根據(jù)均方根方法（脈沖功率分析）將整個(gè)動脈壓波形轉(zhuǎn)換為標(biāo)準(zhǔn)化的體積波形以得到SV 的值，與心率相乘得到CO［10］。該系統(tǒng)在正常人群中也能實(shí)現(xiàn)可靠的CO 監(jiān)測，并且對波形信號質(zhì)量要求也不高，但是它需要使用鋰指示劑稀釋技術(shù)校準(zhǔn)血管順應(yīng)性，在監(jiān)測嚴(yán)重心律失常以及接受鋰療法的患者中可靠性不高［11］。

2.3 PRAM

PRAM的基本原理是基于物理的擾動理論，它假定任何血管中血容量的改變都是由壓力變化產(chǎn)生的徑向膨脹所導(dǎo)致。徑向膨脹過程涉及到左心室射血分?jǐn)?shù)、對搏動血流的動脈阻抗、動脈順應(yīng)性等物理參數(shù)之間的相互聯(lián)系，通過壓力記錄分析可以同時(shí)測得這些參數(shù)并建立起壓力-體積關(guān)系［12］。PRAM 法的主要商用儀器是意大利的Mostcare系統(tǒng)，不同于其他脈搏分析方法的100 Hz 采樣頻率，MostCare 系統(tǒng)以1 000 Hz/s 的高采樣頻率獲取壓力波形，并且根據(jù)PRAM 算法可以直接由采樣數(shù)據(jù)計(jì)算得到CO，無需其他額外的校準(zhǔn)，因此比上兩種監(jiān)測系統(tǒng)的創(chuàng)傷性更小，操作也更方便。研究表明，Mostcare 系統(tǒng)在心臟手術(shù)期間能實(shí)現(xiàn)連續(xù)可靠的CO 監(jiān)測，但同時(shí)該系統(tǒng)對信號波形質(zhì)量要求較高，在存在干擾信號檢測的因素時(shí)準(zhǔn)確性不高［13］。

3 無創(chuàng)CO監(jiān)測技術(shù)

無創(chuàng)CO 監(jiān)測從脈搏波類型上主要分壓力脈搏波監(jiān)測和容積脈搏波監(jiān)測兩類，其中壓力脈搏波監(jiān)測有K值法、改進(jìn)的PRAM、脈搏波傳播時(shí)間法（Pulse Wave Transit Time, PWTT）幾種，而容積脈搏波監(jiān)測則主要是使用光電容積描記法（Photoplethysmography,PPG）。

3.1 壓力脈搏波監(jiān)測技術(shù)

3.1.1 K 值法 羅志昌等［14］在原有的基于彈性管模型計(jì)算CO 的方法上做了進(jìn)一步的修正，解決了原方法在外周阻力和管路特性阻抗不匹配時(shí)計(jì)算結(jié)果不可靠的問題，提出一種臨床實(shí)用的CO（單位：mL/min）計(jì)算公式，即：

其中，Ps和Pd分別是收縮壓和舒張壓，K是一個(gè)由脈搏波波圖面積提取的特征量，它能從宏觀上描述脈搏波平均特征。K的計(jì)算公式如下：

其中，Pm為平均脈動壓，其值由對一個(gè)心動周期的脈搏壓力取平均值得到。K值法在實(shí)際計(jì)算時(shí)只需要用壓力傳感器無創(chuàng)測量出脈搏壓力的波形，再配合血壓計(jì)測量出收縮壓Ps和舒張壓Pd的數(shù)值，就可以實(shí)現(xiàn)脈搏壓力的函數(shù)標(biāo)定，進(jìn)而得到CO的值。

但是楊琳等［15］發(fā)現(xiàn)當(dāng)脈壓差較大或者較小時(shí)，該方法計(jì)算出來的CO 不準(zhǔn)確，于是提出用一個(gè)修正系數(shù)R來校準(zhǔn)上述公式，取得了較好的效果。Li等［16］則發(fā)現(xiàn)在正常生理?xiàng)l件下，相同的K值對應(yīng)的脈搏波形可能不同，這會導(dǎo)致某些情況下由K值計(jì)算出來的CO 與實(shí)際值差距較大。因此他們通過重博波谷點(diǎn)將脈搏波形分成兩部分，得到兩個(gè)相應(yīng)的脈沖輪廓特征值K1和K2，將原公式中測量生理?xiàng)l件的參數(shù)由一個(gè)單一的K值改進(jìn)成K、K1、K23個(gè)值，提高CO計(jì)算的可靠性。

K值法在普通健康人或者無心衰、心律不齊、主動脈瘤等疾病的患者中計(jì)算比較可靠，雖然相比熱稀釋法，該方法還不夠精確，但它能滿足心血管參數(shù)的趨勢測量等目的，如可用于運(yùn)動員心血管血流動力學(xué)評價(jià)、妊娠高血壓患者的CO預(yù)測等方面［17］。

3.1.2 改進(jìn)的PRAM 前述的PRAM 法是在微創(chuàng)條件下計(jì)算CO 的值，盡管無需額外校準(zhǔn)，但其仍然需要將導(dǎo)管插入外周動脈內(nèi)。Deng等［18］則在其基礎(chǔ)上考慮心率、體質(zhì)量、身高等患者特異性信息對計(jì)算結(jié)果的影響，對原公式做了重大修改，利用腕部測量的橈動脈波形實(shí)現(xiàn)無創(chuàng)的CO 計(jì)算，結(jié)果表明該方法和超聲法的測量值具有良好的相關(guān)性。周娟等［19］則通過樣本優(yōu)化進(jìn)一步提高該方法的估測精度，其計(jì)算公式為：

其中，a,b,…,e等是待優(yōu)化的系數(shù)；Asys是壓力波形收縮區(qū)下的曲線面積；CW、CHW、CHR分別是體質(zhì)量、身高體質(zhì)量比、心率等對SV估測的權(quán)重系數(shù)；Pt是描述脈搏波特征點(diǎn)和SV內(nèi)在關(guān)系的方程式。

該方法目前缺乏更進(jìn)一步的研究，是否能滿足臨床應(yīng)用要求尚未得知，但是在正常人群中該方法能反映出SV 及CO 的變化，有望應(yīng)用在一些家庭式的心血管參數(shù)監(jiān)測設(shè)備上。

3.1.3 PWTT PWTT 是指脈沖壓力波在兩點(diǎn)之間傳播所需要的時(shí)間，可以從對心電圖R波的發(fā)展及其外圍檢測之間的時(shí)間間隔來估計(jì)，如圖2所示。隨著血壓的升高、動脈擴(kuò)張壓力的增加以及動脈順應(yīng)性的降低，PWTT 會縮短，所以PWTT 可以作為反映血壓變化的替代指標(biāo)來建立壓力-體積關(guān)系，進(jìn)而參與到CO 的估測中［20］。目前主要有日本的EsCCO 系統(tǒng)使用該技術(shù)原理，它通過計(jì)算從心電信號中R波出現(xiàn)到由脈搏血氧儀測得的衍生波形上升支起始點(diǎn)的時(shí)間確定PWTT，然后結(jié)合無創(chuàng)測得的血壓值以及患者的若干特征實(shí)現(xiàn)連續(xù)的CO監(jiān)測［21］，其計(jì)算公式為：

其中，該式中唯一的變量就是PWTT，α 是一個(gè)由實(shí)驗(yàn)確定的比例常數(shù)，K和β是由患者的身高、體質(zhì)量、年齡以及血壓值等生理信息確定的校準(zhǔn)系數(shù)。在臨床應(yīng)用上，EsCCO 系統(tǒng)可以很好地跟蹤C(jī)O 變化的趨勢，缺點(diǎn)在于該系統(tǒng)會受到初始時(shí)個(gè)體校準(zhǔn)問題的困擾，盡管對于大多數(shù)正常人它能實(shí)現(xiàn)準(zhǔn)確的估測，但是面對具有廣泛差異性的ⅠCU患者，它的可靠性就會下降［22-23］。

圖2 PWTT示意圖Fig.2 Schematic diagram of pluse wave transit time

此外還有一些無創(chuàng)監(jiān)測CO 的商用儀器，如國內(nèi)善時(shí)醫(yī)療的T-line 系統(tǒng)以及美國的Clearsight 系統(tǒng)以及奧地利的CNAP系統(tǒng)，其基本原理都是基于上述的脈搏輪廓分析法，但是技術(shù)重點(diǎn)則都放在如何獲得更為準(zhǔn)確的脈搏波形以參與計(jì)算。在可靠性上，Tline系統(tǒng)和Clearsight系統(tǒng)適合手術(shù)患者的術(shù)中監(jiān)測，而CNAP 系統(tǒng)則更適合于既往已行肺動脈導(dǎo)管監(jiān)測的患者在拔除導(dǎo)管后的CO監(jiān)測［24］。

3.2 容積脈搏波監(jiān)測技術(shù)

PPG是測量容積脈搏波的一種方法，不同于壓力脈搏波在測量時(shí)對傳感器的位置和檢測精度都有很高的要求，PPG只需要使用一個(gè)指套式光電傳感器就可以獲取到良好的波形，無論是實(shí)用性、重復(fù)性、穩(wěn)定性都遠(yuǎn)優(yōu)于前者。目前PPG 信號（即容積脈搏波）在CO 監(jiān)測上尚未有成熟的應(yīng)用，但已經(jīng)有許多國內(nèi)外學(xué)者對其展開研究,并且取得了一定成果。

國內(nèi)羅志昌等［25］通過指端微循環(huán)模型深入分析容積脈搏波的特征信息，成功建立起容積脈搏波和壓力脈搏波的聯(lián)系，后有學(xué)者在其基礎(chǔ)上成功實(shí)現(xiàn)由PPG 波形測量心搏出量，雖然準(zhǔn)確性不足，但是能反映心搏出量的變化趨勢［26］。Wang 等［27-28］根據(jù)雙元素Windkessel模型，由PPG信號導(dǎo)出一個(gè)能成功追蹤運(yùn)動前后CO 變化的指標(biāo)ⅠHAR，后又根據(jù)彈性管模型利用PPG 信號及心電圖提出一個(gè)新指標(biāo)PTRR，也取得了較好的實(shí)驗(yàn)結(jié)果，但是這兩種方法都需要初始校準(zhǔn)并且需要進(jìn)一步驗(yàn)證在不同人群中的效果。此外還有學(xué)者從每搏量和PPG 信號之間的關(guān)系出發(fā)，提出一種能由PPG 信號計(jì)算CO 的K-校準(zhǔn)算法，實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明其與微創(chuàng)的監(jiān)測方法之間具有較高的相關(guān)性。但是該方法必須要通過有創(chuàng)方式加以校準(zhǔn)，同時(shí)也缺乏進(jìn)一步的臨床驗(yàn)證［29］。

國外McCombie 等［30］提出一種盲系統(tǒng)識別方法,利用雙通道PPG 信號的血流動力學(xué)參數(shù)，成功獲得CO 波形，但未給出CO 的最終值。Awad 等［31］對來自耳朵的PPG 信號的脈沖寬度、幅度和斜率進(jìn)行多維線性分析，得到連續(xù)CO 估計(jì)值，但準(zhǔn)確度低于臨床使用要求。

PPG有著操作簡單、無創(chuàng)、信號穩(wěn)定、可重復(fù)性高并且包含豐富的生理信息等優(yōu)勢，已經(jīng)成功應(yīng)用在心率、血氧飽和度等生理參數(shù)監(jiān)測上，盡管在CO 監(jiān)測方面還存在諸多問題，但隨著相關(guān)學(xué)者更深入的研究，PPG法必將受到越來越多的認(rèn)可。

4 總結(jié)與展望

脈搏波包含了豐富的心血管系統(tǒng)生理病理信息，它的波性特征、諧波信息與心血管系統(tǒng)中的特征參數(shù)變化密切相關(guān)，因此脈搏波在以CO 為首的血流動力學(xué)監(jiān)測中應(yīng)用廣泛。表1 分別從準(zhǔn)確性、無創(chuàng)性、便攜性及其適用情況等幾個(gè)指標(biāo)對上述方法作了總結(jié)，其中各個(gè)指標(biāo)程度由高到低分別表示為+++、++、+和-、--。

在各種基于脈搏波的監(jiān)測方法中，從有無創(chuàng)傷性的角度來看，微創(chuàng)技術(shù)及相關(guān)產(chǎn)品不僅會對人體有一定創(chuàng)傷性，還可能會引起一系列并發(fā)癥，但是其能提供準(zhǔn)確的脈搏波信號以及及時(shí)的校準(zhǔn)，所以可以保證CO 測量的連續(xù)性和準(zhǔn)確性，適用于臨床重癥患者的術(shù)中和術(shù)后監(jiān)護(hù)；無創(chuàng)監(jiān)測相關(guān)的技術(shù)及產(chǎn)品則無論是從校準(zhǔn)方式還是獲取的波形信號質(zhì)量都不如微創(chuàng)方式，因而目前CO 監(jiān)測的準(zhǔn)確性普遍不高，但是無創(chuàng)法有安全性高、并發(fā)癥少、操作便捷、成本低等特點(diǎn)，而且使用范圍也不僅僅局限于臨床上，這是微創(chuàng)技術(shù)不可比擬的優(yōu)勢，因此會有很大的發(fā)展空間。

表1 CO監(jiān)測技術(shù)特點(diǎn)Tab.1 Characteristics of cardiac output monitoring techniques

從使用的脈搏波類型來看，壓力脈搏波是主要的使用對象，在微創(chuàng)和無創(chuàng)的技術(shù)中都有成熟的應(yīng)用，缺點(diǎn)在于壓力波形的測量相對麻煩，對使用者的體位、傳感器的位置和精度都有較高的要求，不適合長時(shí)間的監(jiān)測；容積脈搏波因?yàn)閷ζ洚a(chǎn)生機(jī)理尚不明確，在CO 的監(jiān)測上多用于科研實(shí)驗(yàn)，還未有成熟的臨床應(yīng)用，但是與壓力脈搏波相比，它的測量簡單可靠而且更加經(jīng)濟(jì)，適合使用者長期穿戴式監(jiān)測，因此在未來的移動醫(yī)療和家庭醫(yī)療中將會有廣闊的應(yīng)用前景。