心排血量作為心血管疾病診斷和治療的重要指標之一, 能及時地反映心血管系統的狀態, 從而對相關疾病的治療起到指導作用。近年來與心排血量相關的檢測技術得到了極大的關注, 尤其是微創和無創檢測心排血量的方法。本文主要就各類無創檢測方法的原理和近年來的發展情況進行了闡述, 對各種檢測方法進行對比分析。
引用本文： 閆曉元, 高樹枚, 宋義林. 心排血量檢測方法及進展. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(3): 697-701. doi: 10.7507/1001-5515.20150127 復制
引言
心排血量(cardiac output, CO)是指單側心室每分鐘射出的總血量。在一個心動周期內，左心室的輸出血量則稱為每搏輸出量(stroke volume, SV)。而每搏輸出量與心率的乘積，即為心排血量，是對心臟功能進行評價的重要指標。準確測定危、重患者的心排血量及其他相關的血流動力學指標，有利于及時有效地對患者進行治療。另外，心排血量監測有助于循環系統疾病的早期發現。而且，監測心排血量的變化情況對充血性心力衰竭等心血管疾病患者的診斷治療具有重要意義[1]。這使得在家庭監護中，心排血量的監測顯得尤為重要，在其他動態場合的應用也逐漸增多。為了滿足這一需求，心排血量監測技術必須具備便捷、無創、易于操作等特點，這既對現有心排血量測量方法提出了挑戰，也指出了未來的研究方向。
從有創到無創，從靜態到動態，心排血量的測量歷經多年發展，已形成了幾種比較成熟的方法。首先，以熱稀釋法和Fick法為代表的有創測量方法，到目前為止，仍是心排血量測量的“金標準”，但由于操作復雜、價格昂貴、有創測量等因素，二者都未能得到普遍應用。微創、無創測量作為近年來的研究方向，得到了極大的關注，主要包括超聲多普勒法、部分CO2重呼吸法、核磁共振法、脈搏波描記法和電阻抗法等。
1 有創檢測方法
心排血量有創測量方法以Fick法和熱稀釋法作為代表，常常用于檢驗其他測量方法的準確性。
Fick法是以氧為指示劑測心排血量的經典方法，該方法的重點(也是難點)是需要插管操作，雖然能夠準確測得心排血量，但會對患者造成損傷，且易引起并發癥。另外，當人體血流動力學狀態改變時，會使測量產生誤差。雖然隨著技術的進步，測量方法也逐漸得到改進，但是Fick法在臨床上的應用已越來越少。熱稀釋法作為心排血量測量的“金標準”[2]，最早是由Stewart在19世紀90年代提出的，后經Hamilton的修訂及Swan和Ganz的改進，逐步發展成為一項成熟的、可以準確測量心排血量的技術，在手術和重癥監護中有著重大意義。其基本原理是：通過插管操作，將一定量溫度已知的指示劑注入到心房中，利用導管前方的熱敏裝置記錄血液和指示劑混合后的溫度變化，繪制出溫度時間曲線，最后利用Stewart-Hamilton方程計算心排血量。熱稀釋法避免了吸入氧氣的影響，可重復操作，獲得準確的測量結果。熱稀釋法仍是臨床上心排血量檢測的主要方法。
但是，插管操作的種種約束性，使得人們不斷尋找可以替代該測量方法的無創檢測技術，從而有了下面幾種在一定場合可以獲得較準確測量結果的微創、無創檢測方法。
2 微創檢測方法
2.1 超聲多普勒法
超聲多普勒法是利用超聲和多普勒效應進行心排血量測量的一種微創方法，是對血流動力學參數進行檢測的重要手段之一，且常常代替熱稀釋法，用于檢驗其他檢測方法的準確性[3]。其方法是：經食管或氣管放置多普勒超聲探頭，通過發出特定頻率的電磁波(4 MHz或5 MHz)，測定紅細胞的移動速度，推算出降主動脈的血流量，進而計算出心排血量。近年來多采用多普勒超聲心動圖法測定心排血量，該方法可重復、連續操作，且與熱稀釋法的相關性較好[4]，一些超聲心排血量多普勒儀也已在臨床上得到了應用[5]。而且，超聲多普勒法的一大優勢是其可以用于胎兒心排血量的測量[6]。
該方法也存在一定的局限性，例如主動脈病變、手術操作以及其他使血液組分改變的因素都會影響心排血量測定結果的準確性。另外，由于檢測信號會隨著導管位置的輕微改變而急劇變化，使得只有具有較高技術水平的操作者才能夠獲得和保持最佳的多普勒信號，并且反復調整導管可能會造成創傷。這些因素約束了該方法在臨床上的廣泛應用。
2.2 動脈壓力波形分析法
國外開發出的監測系統FloTrac/Vigileo，提供了一種新型的微創心排血量檢測技術。這種基于動脈壓力波形對心排血量進行監測的方法稱為動脈壓心排血量(arterial pressure-based cardiac output measurement，APCO)。該技術是通過橈動脈或股動脈穿刺導管，再利用與動脈壓力導管相連的傳感器，獲得動脈波形，從而對心排血量進行連續監測[7]。該檢測系統可連續監測每搏量、每搏量變異、心排血量及外周血管阻力。Saraceni等[8]將其與熱稀釋法進行了相關性分析，盡管結果不盡如人意(r=0.62)，但仍顯示該方法具有較大的潛力，能夠對心臟、血管、循環系統進行綜合評估，如血壓、血氧飽和度等，不久的將來可能會大量用于臨床心排血量檢測。王宏宇等[9]則觀察了該系統監測單肺通氣患者心排血量變化的效果, 為臨床提供了參考。
歐洲生產的心排血量儀MostCare?(Vytech Health, Germany)也是基于動脈壓力波形實現心排血量的檢測。依據其獨有的壓力記錄分析法(pressure recording analytical method, PRAM)，通過對每次心跳時整個動脈壓力波形態的客觀分析，對心排血量進行評估。由于對數據的處理是基于一個復雜的專利算法，所以該方法不需要校準程序，且可以應用到任何患者而沒有局限性。
同樣是利用動脈壓力波形，近年來有人開發出了另一種新型微創心排血量監測技術——脈搏指示連續心排血量(pulse indicator continuous cardiac output, PiCCO)監測技術[10]，該技術是通過將肺熱稀釋法與動脈脈搏輪廓分析技術結合起來而形成的，通過動脈壓力波曲線下面積的分析，實現對心排血量的連續監測。該技術不僅具備心排血量連續監測功能，同時可以對容量指標進行監測，從而量化了心臟的容量負荷。
另外，有人利用動脈壓力波形估計心排血量相對變化的同時，利用脈搏傳導時間對該技術中動脈順應性變化造成的影響進行校正，從而降低了估計誤差[11]。而Dabanloo等[12]則是利用神經網絡技術來進一步提高估計的準確性，經與其他估計方法比較，該估計得到的心排血量與熱稀釋法獲得結果間的平均絕對誤差明顯減小。
3 無創檢測方法
3.1 部分二氧化碳重復呼吸法
部分二氧化碳重復呼吸法是在Fick原理的基礎上，以彌散能力強的二氧化碳作為指示劑，利用衍生的Fick方程推算心排血量。該方法最早是由Gedeon和Roy于1985年提出的，經過臨床實踐證實，其與溫度稀釋法有較好的相關性。其無創、可靠、操作簡單的優點避免了插管操作的繁瑣和可能造成的損傷及并發癥，尤其是對于那些不宜進行插管的患者。現在利用這種方法制造的心排血量檢測儀已在市場上銷售，但根據其測量原理，凡影響死腔/潮氣量比、混合靜脈血CO2濃度及肺內分流的情況均有可能影響到測量結果的準確性[13]。
近年來，有人開始將惰性氣體用于重呼吸法，進行心排血量的測量，并得到了越來越多的認可。但主要的檢測對象是成年人，只有個別研究者公布了對兒童采用惰性氣體重呼吸法的研究結果[14]。
3.2 脈搏波描記法
研究發現，脈搏波包含了豐富的血流動力學信息，目前普遍采用光電容積脈搏波法來獲取脈搏波波形。而脈搏波描記法就是在分析脈搏波的基礎上，通過一定的算法來估算心排血量。李閃珠等[15]以脈圖法為理論基礎，設計了心排血量檢測儀，通過與其他檢測方法的正常范圍進行比對，顯示其設計的系統的計算數據具有較高的符合度。
同樣，在脈搏波的基礎上，也有人提出利用脈搏波傳導時間(pulse wave transit time, PWTT)來對心排血量進行連續估計，該方法不需要任何附加的傳感器，僅需對心電圖、脈搏血氧儀波這兩個基本監測量進行監測即可。且實驗結果表明，該方法與熱稀釋法獲得的心排血量相關性較好，相關性系數達到0.79。而該技術的精確度可能受全身血管阻力的影響[16]。Sugo等[17]也通過實驗證明，該技術與回聲多普勒速度-時間積分法測得的心排血量相關性較好(r=0.87)，從而說明該技術的應用有進一步被擴大的可能性。
3.3 阻抗法
生物阻抗法作為一種無創檢測心排血量的方法，最早是由Kubieck等提出的。其基本原理是利用每個心動周期內的胸腔阻抗變化測定心排血量。當心臟收縮時，血液容量的增加、血流速度的變快等都會使胸腔阻抗降低，反之亦然。測量胸腔阻抗一般采用伏安法，利用一對激勵電極注入恒定的正弦電流(一般為50 kHz，2 mArms)，再利用一對測量電極檢測輸出電壓，即胸腔阻抗變化信號。然后利用公式(1)計算每搏輸出量SV，最后與心率相乘，就可獲得心排血量。
| $ {\rm{SV=}}{\rho _b}{\left({\frac{L}{{{Z_0}}}} \right)^2}{\left({\frac{{{\rm{d}}Z}}{{{\rm{d}}t}}} \right)_{\min }}{T_S}, $ |
式中ρb是血液電阻率，L為檢測電極間間距，Z0為人體基礎阻抗，dZ/dt為阻抗一階導數，Ts是心室射血時間。
血液電阻率ρb與血球壓積有關，由于其數值處于動態變化中，一般取常值150Ω·cm。已證明，Z0與胸腔內總液體量呈負相關，正常值為25～35Ω，受到年齡、性別、體位、呼吸等因素影響。兒童高于成人，女性高于男性，隨呼吸變化2~5Ω。太胖太瘦、水腫氣腫等都會出現明顯的Z0個體差異[18]。而射血時間的測定，國內外也頗不一致，一般是以阻抗微分圖中基線與升支交點作為計時起始點，降支的最低點作為結束點。研究發現，這種方法獲取的心排血量隨著測試者年齡和體重的變化而變化，且測量值大多數情況下都稍低于正常范圍[19]。其與熱稀釋法的相關性相對而言較差(休息時r=0.46，運動時r=0.35)，但變化趨勢是一致的，現階段還不能夠代替熱稀釋法[20]。
該方法也有其優勢，研究發現，阻抗法在人體處于不同姿勢下獲得的結果也基本相同，甚至在輕到中度的有氧運動下，也具有可接受的重復性[21]。阻抗法依據電極位置不同，主要有以下三類。
3.3.1 胸部生物阻抗法測量心排血量
目前，阻抗法采用的電極主要有帶電極和點電極兩種。早期，Kubieck等采用的電極就是帶電極，并得到了廣泛的應用，但隨后發現帶電極會對人體造成一定的影響，長時間使用易引發皮炎等并發癥，人們便開始研究如何利用點電極來代替帶電極。Ikarashi等[22]對比了幾種點電極陣得到的基礎阻抗圖，提出了一種最優的點電極陣，即前額和左膝內側作為電流注入點時得到的基礎阻抗圖呈梯度變化。而就最佳點電極陣問題，宋義林等[23]通過實驗得出，通電用點狀電極粘附在兩耳朵的后邊和下腹部(腰骨附近)，檢測用點狀電極粘附在鎖骨中央—劍凸在胸廓前部的正中附近時，血液泵出時所引起的電位變化近似于等梯度變化。另外，實驗中還觀測到胸廓正中附近血液泵出時所引起的電阻抗分布存在兩種變化模式。故需根據滿足無創性心排血量檢測時胸部圓柱模型電阻抗分布的條件確定適合的檢測用電極的粘貼位置[24]。
3.3.2 氣管內阻抗法測量心排血量
康美公司依據阻抗心動描記法開發出一個血流動力學監測裝置ECOM(Endotracheal CO monitor)，Maus等[25]將該裝置所測的結果與金標準熱稀法進行對比，發現監測結果仍存在較大的百分誤差。不過在臨床上，其測得的心排血量變化趨勢是可以被接受的，這也是該方法在臨床心臟手術中被使用的原因所在。同樣基于阻抗心動描記法開發的監測裝置PhysioFlow，通過阻抗信號的形態分析，擺脫了對基準胸部阻抗的依賴，但研究發現，該儀器給兒童進行心排血量檢測時，準確度較差[26]。
3.3.3 手部阻抗法測量心排血量
Cho等[27]則發明了使用雙手阻抗監測心排血量的裝置和方法，用以獲得高分辨率的評價循環系統功能的數據。檢測裝置包括：一個電流供應單元，在電流引入區域產生體阻抗，并采用手握式電流電極進行測量；一個阻抗心動描記術(impedance cardiography, ICG)檢測單元，使用電壓電極測量電流導入區域的電位差，來檢測基于體內阻抗變化的ICG數據；一個主控制單元，控制ICG檢測單元，并從ICG數據中提取出評價整個循環系統功能的參數；以及顯示單元，它通過主控制部分的控制，顯示ICG數據以及由主控制單元計算出的參數。這項發明利用手握式電極，擺脫了傳統方法中胸部電極的約束，更加便于操作。
另外，還有其他新技術如生物電抗(bioimpedance)技術。Cheetah Medical公司經過數年時間的研究，開發創建出生物電抗技術。生物電抗技術是一種相對較新的無創、連續、完全非侵入性技術。其基本原理是：當血液流出心臟時，施加在患者胸部的交變電流產生相位移，這里所說的相位移在概念上類似調頻收音機中的頻率調制(或調頻FM)。已經證實，連續測量的相位移與主動脈內的血流量呈線性關系。Cheetah Medical公司利用其獨創的生物電抗專利技術開發的Reliant系統，能夠連續以無創方式對心排血量進行監測，為多種不同的臨床環境提供診療決策。但Fagnoul等[28]對比了該技術和半連續熱稀釋法獲得的數據，可能由于患者的間質性水腫干擾了該技術的測量，二者的相關性非常差(r=0.145)。最后，作者提出，對于危重病患者來說這項技術要慎用。
4 總結
上述檢測心排血量的方法，雖然原理不同、手法各異，但根據其各自的特點優勢，都有適合的應用領域。Fick法和熱稀釋法作為經典的檢測技術，在臨床重癥監護和術中監測中具有重要意義，但由于其有創及可能引起并發癥，不適合常規檢測和長期監測；超聲多普勒法則可對心血管參數進行綜合評估，在臨床上得到了極大的應用，但也不適合長期監測；動脈壓力波形分析法逐漸成熟，潛力很大；部分CO2重呼吸法由于結合了呼吸動力學的相關原理，因而有自己的優勢；脈搏波描記法建立在脈搏波監測的基礎上，可謂事半功倍；阻抗法后來居上，但穩定性有待改進。幾種無創檢測技術大多能夠對心排血量進行長期連續監測，操作相對簡單，在檢測準確性進一步提高的前提下，必將獲得越來越多的認可。另外，隨著人們生活水平的提高，家庭式醫療監護必將越來越受到人們的歡迎，所以更加便捷和安全的心排血量檢測技術是一個重要的發展方向。
引言
心排血量(cardiac output, CO)是指單側心室每分鐘射出的總血量。在一個心動周期內，左心室的輸出血量則稱為每搏輸出量(stroke volume, SV)。而每搏輸出量與心率的乘積，即為心排血量，是對心臟功能進行評價的重要指標。準確測定危、重患者的心排血量及其他相關的血流動力學指標，有利于及時有效地對患者進行治療。另外，心排血量監測有助于循環系統疾病的早期發現。而且，監測心排血量的變化情況對充血性心力衰竭等心血管疾病患者的診斷治療具有重要意義[1]。這使得在家庭監護中，心排血量的監測顯得尤為重要，在其他動態場合的應用也逐漸增多。為了滿足這一需求，心排血量監測技術必須具備便捷、無創、易于操作等特點，這既對現有心排血量測量方法提出了挑戰，也指出了未來的研究方向。
從有創到無創，從靜態到動態，心排血量的測量歷經多年發展，已形成了幾種比較成熟的方法。首先，以熱稀釋法和Fick法為代表的有創測量方法，到目前為止，仍是心排血量測量的“金標準”，但由于操作復雜、價格昂貴、有創測量等因素，二者都未能得到普遍應用。微創、無創測量作為近年來的研究方向，得到了極大的關注，主要包括超聲多普勒法、部分CO2重呼吸法、核磁共振法、脈搏波描記法和電阻抗法等。
1 有創檢測方法
心排血量有創測量方法以Fick法和熱稀釋法作為代表，常常用于檢驗其他測量方法的準確性。
Fick法是以氧為指示劑測心排血量的經典方法，該方法的重點(也是難點)是需要插管操作，雖然能夠準確測得心排血量，但會對患者造成損傷，且易引起并發癥。另外，當人體血流動力學狀態改變時，會使測量產生誤差。雖然隨著技術的進步，測量方法也逐漸得到改進，但是Fick法在臨床上的應用已越來越少。熱稀釋法作為心排血量測量的“金標準”[2]，最早是由Stewart在19世紀90年代提出的，后經Hamilton的修訂及Swan和Ganz的改進，逐步發展成為一項成熟的、可以準確測量心排血量的技術，在手術和重癥監護中有著重大意義。其基本原理是：通過插管操作，將一定量溫度已知的指示劑注入到心房中，利用導管前方的熱敏裝置記錄血液和指示劑混合后的溫度變化，繪制出溫度時間曲線，最后利用Stewart-Hamilton方程計算心排血量。熱稀釋法避免了吸入氧氣的影響，可重復操作，獲得準確的測量結果。熱稀釋法仍是臨床上心排血量檢測的主要方法。
但是，插管操作的種種約束性，使得人們不斷尋找可以替代該測量方法的無創檢測技術，從而有了下面幾種在一定場合可以獲得較準確測量結果的微創、無創檢測方法。
2 微創檢測方法
2.1 超聲多普勒法
超聲多普勒法是利用超聲和多普勒效應進行心排血量測量的一種微創方法，是對血流動力學參數進行檢測的重要手段之一，且常常代替熱稀釋法，用于檢驗其他檢測方法的準確性[3]。其方法是：經食管或氣管放置多普勒超聲探頭，通過發出特定頻率的電磁波(4 MHz或5 MHz)，測定紅細胞的移動速度，推算出降主動脈的血流量，進而計算出心排血量。近年來多采用多普勒超聲心動圖法測定心排血量，該方法可重復、連續操作，且與熱稀釋法的相關性較好[4]，一些超聲心排血量多普勒儀也已在臨床上得到了應用[5]。而且，超聲多普勒法的一大優勢是其可以用于胎兒心排血量的測量[6]。
該方法也存在一定的局限性，例如主動脈病變、手術操作以及其他使血液組分改變的因素都會影響心排血量測定結果的準確性。另外，由于檢測信號會隨著導管位置的輕微改變而急劇變化，使得只有具有較高技術水平的操作者才能夠獲得和保持最佳的多普勒信號，并且反復調整導管可能會造成創傷。這些因素約束了該方法在臨床上的廣泛應用。
2.2 動脈壓力波形分析法
國外開發出的監測系統FloTrac/Vigileo，提供了一種新型的微創心排血量檢測技術。這種基于動脈壓力波形對心排血量進行監測的方法稱為動脈壓心排血量(arterial pressure-based cardiac output measurement，APCO)。該技術是通過橈動脈或股動脈穿刺導管，再利用與動脈壓力導管相連的傳感器，獲得動脈波形，從而對心排血量進行連續監測[7]。該檢測系統可連續監測每搏量、每搏量變異、心排血量及外周血管阻力。Saraceni等[8]將其與熱稀釋法進行了相關性分析，盡管結果不盡如人意(r=0.62)，但仍顯示該方法具有較大的潛力，能夠對心臟、血管、循環系統進行綜合評估，如血壓、血氧飽和度等，不久的將來可能會大量用于臨床心排血量檢測。王宏宇等[9]則觀察了該系統監測單肺通氣患者心排血量變化的效果, 為臨床提供了參考。
歐洲生產的心排血量儀MostCare?(Vytech Health, Germany)也是基于動脈壓力波形實現心排血量的檢測。依據其獨有的壓力記錄分析法(pressure recording analytical method, PRAM)，通過對每次心跳時整個動脈壓力波形態的客觀分析，對心排血量進行評估。由于對數據的處理是基于一個復雜的專利算法，所以該方法不需要校準程序，且可以應用到任何患者而沒有局限性。
同樣是利用動脈壓力波形，近年來有人開發出了另一種新型微創心排血量監測技術——脈搏指示連續心排血量(pulse indicator continuous cardiac output, PiCCO)監測技術[10]，該技術是通過將肺熱稀釋法與動脈脈搏輪廓分析技術結合起來而形成的，通過動脈壓力波曲線下面積的分析，實現對心排血量的連續監測。該技術不僅具備心排血量連續監測功能，同時可以對容量指標進行監測，從而量化了心臟的容量負荷。
另外，有人利用動脈壓力波形估計心排血量相對變化的同時，利用脈搏傳導時間對該技術中動脈順應性變化造成的影響進行校正，從而降低了估計誤差[11]。而Dabanloo等[12]則是利用神經網絡技術來進一步提高估計的準確性，經與其他估計方法比較，該估計得到的心排血量與熱稀釋法獲得結果間的平均絕對誤差明顯減小。
3 無創檢測方法
3.1 部分二氧化碳重復呼吸法
部分二氧化碳重復呼吸法是在Fick原理的基礎上，以彌散能力強的二氧化碳作為指示劑，利用衍生的Fick方程推算心排血量。該方法最早是由Gedeon和Roy于1985年提出的，經過臨床實踐證實，其與溫度稀釋法有較好的相關性。其無創、可靠、操作簡單的優點避免了插管操作的繁瑣和可能造成的損傷及并發癥，尤其是對于那些不宜進行插管的患者。現在利用這種方法制造的心排血量檢測儀已在市場上銷售，但根據其測量原理，凡影響死腔/潮氣量比、混合靜脈血CO2濃度及肺內分流的情況均有可能影響到測量結果的準確性[13]。
近年來，有人開始將惰性氣體用于重呼吸法，進行心排血量的測量，并得到了越來越多的認可。但主要的檢測對象是成年人，只有個別研究者公布了對兒童采用惰性氣體重呼吸法的研究結果[14]。
3.2 脈搏波描記法
研究發現，脈搏波包含了豐富的血流動力學信息，目前普遍采用光電容積脈搏波法來獲取脈搏波波形。而脈搏波描記法就是在分析脈搏波的基礎上，通過一定的算法來估算心排血量。李閃珠等[15]以脈圖法為理論基礎，設計了心排血量檢測儀，通過與其他檢測方法的正常范圍進行比對，顯示其設計的系統的計算數據具有較高的符合度。
同樣，在脈搏波的基礎上，也有人提出利用脈搏波傳導時間(pulse wave transit time, PWTT)來對心排血量進行連續估計，該方法不需要任何附加的傳感器，僅需對心電圖、脈搏血氧儀波這兩個基本監測量進行監測即可。且實驗結果表明，該方法與熱稀釋法獲得的心排血量相關性較好，相關性系數達到0.79。而該技術的精確度可能受全身血管阻力的影響[16]。Sugo等[17]也通過實驗證明，該技術與回聲多普勒速度-時間積分法測得的心排血量相關性較好(r=0.87)，從而說明該技術的應用有進一步被擴大的可能性。
3.3 阻抗法
生物阻抗法作為一種無創檢測心排血量的方法，最早是由Kubieck等提出的。其基本原理是利用每個心動周期內的胸腔阻抗變化測定心排血量。當心臟收縮時，血液容量的增加、血流速度的變快等都會使胸腔阻抗降低，反之亦然。測量胸腔阻抗一般采用伏安法，利用一對激勵電極注入恒定的正弦電流(一般為50 kHz，2 mArms)，再利用一對測量電極檢測輸出電壓，即胸腔阻抗變化信號。然后利用公式(1)計算每搏輸出量SV，最后與心率相乘，就可獲得心排血量。
| $ {\rm{SV=}}{\rho _b}{\left({\frac{L}{{{Z_0}}}} \right)^2}{\left({\frac{{{\rm{d}}Z}}{{{\rm{d}}t}}} \right)_{\min }}{T_S}, $ |
式中ρb是血液電阻率，L為檢測電極間間距，Z0為人體基礎阻抗，dZ/dt為阻抗一階導數，Ts是心室射血時間。
血液電阻率ρb與血球壓積有關，由于其數值處于動態變化中，一般取常值150Ω·cm。已證明，Z0與胸腔內總液體量呈負相關，正常值為25～35Ω，受到年齡、性別、體位、呼吸等因素影響。兒童高于成人，女性高于男性，隨呼吸變化2~5Ω。太胖太瘦、水腫氣腫等都會出現明顯的Z0個體差異[18]。而射血時間的測定，國內外也頗不一致，一般是以阻抗微分圖中基線與升支交點作為計時起始點，降支的最低點作為結束點。研究發現，這種方法獲取的心排血量隨著測試者年齡和體重的變化而變化，且測量值大多數情況下都稍低于正常范圍[19]。其與熱稀釋法的相關性相對而言較差(休息時r=0.46，運動時r=0.35)，但變化趨勢是一致的，現階段還不能夠代替熱稀釋法[20]。
該方法也有其優勢，研究發現，阻抗法在人體處于不同姿勢下獲得的結果也基本相同，甚至在輕到中度的有氧運動下，也具有可接受的重復性[21]。阻抗法依據電極位置不同，主要有以下三類。
3.3.1 胸部生物阻抗法測量心排血量
目前，阻抗法采用的電極主要有帶電極和點電極兩種。早期，Kubieck等采用的電極就是帶電極，并得到了廣泛的應用，但隨后發現帶電極會對人體造成一定的影響，長時間使用易引發皮炎等并發癥，人們便開始研究如何利用點電極來代替帶電極。Ikarashi等[22]對比了幾種點電極陣得到的基礎阻抗圖，提出了一種最優的點電極陣，即前額和左膝內側作為電流注入點時得到的基礎阻抗圖呈梯度變化。而就最佳點電極陣問題，宋義林等[23]通過實驗得出，通電用點狀電極粘附在兩耳朵的后邊和下腹部(腰骨附近)，檢測用點狀電極粘附在鎖骨中央—劍凸在胸廓前部的正中附近時，血液泵出時所引起的電位變化近似于等梯度變化。另外，實驗中還觀測到胸廓正中附近血液泵出時所引起的電阻抗分布存在兩種變化模式。故需根據滿足無創性心排血量檢測時胸部圓柱模型電阻抗分布的條件確定適合的檢測用電極的粘貼位置[24]。
3.3.2 氣管內阻抗法測量心排血量
康美公司依據阻抗心動描記法開發出一個血流動力學監測裝置ECOM(Endotracheal CO monitor)，Maus等[25]將該裝置所測的結果與金標準熱稀法進行對比，發現監測結果仍存在較大的百分誤差。不過在臨床上，其測得的心排血量變化趨勢是可以被接受的，這也是該方法在臨床心臟手術中被使用的原因所在。同樣基于阻抗心動描記法開發的監測裝置PhysioFlow，通過阻抗信號的形態分析，擺脫了對基準胸部阻抗的依賴，但研究發現，該儀器給兒童進行心排血量檢測時，準確度較差[26]。
3.3.3 手部阻抗法測量心排血量
Cho等[27]則發明了使用雙手阻抗監測心排血量的裝置和方法，用以獲得高分辨率的評價循環系統功能的數據。檢測裝置包括：一個電流供應單元，在電流引入區域產生體阻抗，并采用手握式電流電極進行測量；一個阻抗心動描記術(impedance cardiography, ICG)檢測單元，使用電壓電極測量電流導入區域的電位差，來檢測基于體內阻抗變化的ICG數據；一個主控制單元，控制ICG檢測單元，并從ICG數據中提取出評價整個循環系統功能的參數；以及顯示單元，它通過主控制部分的控制，顯示ICG數據以及由主控制單元計算出的參數。這項發明利用手握式電極，擺脫了傳統方法中胸部電極的約束，更加便于操作。
另外，還有其他新技術如生物電抗(bioimpedance)技術。Cheetah Medical公司經過數年時間的研究，開發創建出生物電抗技術。生物電抗技術是一種相對較新的無創、連續、完全非侵入性技術。其基本原理是：當血液流出心臟時，施加在患者胸部的交變電流產生相位移，這里所說的相位移在概念上類似調頻收音機中的頻率調制(或調頻FM)。已經證實，連續測量的相位移與主動脈內的血流量呈線性關系。Cheetah Medical公司利用其獨創的生物電抗專利技術開發的Reliant系統，能夠連續以無創方式對心排血量進行監測，為多種不同的臨床環境提供診療決策。但Fagnoul等[28]對比了該技術和半連續熱稀釋法獲得的數據，可能由于患者的間質性水腫干擾了該技術的測量，二者的相關性非常差(r=0.145)。最后，作者提出，對于危重病患者來說這項技術要慎用。
4 總結
上述檢測心排血量的方法，雖然原理不同、手法各異，但根據其各自的特點優勢，都有適合的應用領域。Fick法和熱稀釋法作為經典的檢測技術，在臨床重癥監護和術中監測中具有重要意義，但由于其有創及可能引起并發癥，不適合常規檢測和長期監測；超聲多普勒法則可對心血管參數進行綜合評估，在臨床上得到了極大的應用，但也不適合長期監測；動脈壓力波形分析法逐漸成熟，潛力很大；部分CO2重呼吸法由于結合了呼吸動力學的相關原理，因而有自己的優勢；脈搏波描記法建立在脈搏波監測的基礎上，可謂事半功倍；阻抗法后來居上，但穩定性有待改進。幾種無創檢測技術大多能夠對心排血量進行長期連續監測，操作相對簡單，在檢測準確性進一步提高的前提下，必將獲得越來越多的認可。另外，隨著人們生活水平的提高，家庭式醫療監護必將越來越受到人們的歡迎，所以更加便捷和安全的心排血量檢測技術是一個重要的發展方向。