心臟病患者非心臟手術圍術期風險大，死亡率高，其麻醉管理復雜且難度高。合理運用循環監測手段有利于制定合理的臨床決策，改善患者預后。本文從壓力監測、血流動力學監測以及心臟結構功能監測方面將目前心臟病患者非心臟手術循環監測技術研究進展進行綜述。根據各種監測技術的優缺點和干擾因素、患者疾病狀態及手術特點，合理選擇個體化循環監測方式, 為臨床決策提供參考。
引用本文： 徐夢倩. 心臟病患者非心臟手術術中循環監測技術概述. 中國胸心血管外科臨床雜志, 2019, 26(10): 1026-1031. doi: 10.7507/1007-4848.201812006 復制
許多心臟病患者的前負荷、后負荷、心肌收縮力等所允許的改變范圍非常狹窄，圍術期所帶來的輕微改變可能打破循環系統的平衡而導致預后不良。非心臟手術不能像心臟手術可以在直視下觀察心臟功能，也不能及時建立體外循環支持，對于心臟病患者來說其潛在風險更大。運用合適的循環監測技術可以指導圍術期液體管理以及血管活性藥物使用，保障患者生命安全。本文總結目前在壓力監測、血流動力學監測及心臟形態功能監測方面循環監測技術的現狀，為臨床決策提供參考。
1 壓力監測
1.1 動脈血壓
有創動脈壓是目前心臟病患者循環監測的基礎，動脈置管的位置對于壓力數值有一定的影響，外周動脈的收縮壓比中心動脈壓更高，這主要是因為外周脈搏反射波和前向波重疊[1]，但在有些情況下外周動脈壓會低于中心動脈壓[2]，例如遠端血管阻塞性損害、大劑量的血管活性藥物使用。目前常選用的動脈穿刺位置為橈動脈及股動脈。近年來利用扁平測壓原理通過皮膚壓力傳感器可無創地進行動脈血壓連續監測。由于該法傳感器位于皮膚表面并非直接測壓，因此受到介入組織、體液及組織順應性的影響。肥胖、脈搏無法觸及、血管硬化以及傳感器大小與患者匹配性差[3-4]等會導致無創連續血壓監測的準確性受到影響。動脈壓力反映了各器官的灌注壓，為循環監測提供了重要的基本信息，但動脈壓并不能真正反映各個器官的灌注量、心輸出量以及容量情況，對于一些危重的心臟病患者來說還非常不足，常常還需要結合其他監測技術。
1.2 肺動脈坎壓及中心靜脈壓
肺動脈坎壓（pulmonary artery occlusion pressure，PAOPs）間接反映了左室前負荷，中心靜脈壓（central venous pressure，CVP）間接反映了右室前負荷，PAOPs 及 CVP 的壓力測值可用來反映容量狀態，但這種靜態壓力測定對于舒張期末容積以及液體反應的評估受到心臟和血管順應性、心臟收縮力、胸腔內壓力，瓣膜病理狀態等因素影響，因此不能準確指導液體管理[5-6]，現在多被其他評估容量的技術所替代。
1.3 肺動脈壓
肺動脈置管風險及并發癥較多，包括局部血腫、動脈穿刺損傷、氣胸，以及導管引起的血栓，放置的過程也容易引發心律失常，甚至有些會造成三尖瓣損傷，心內起搏器導線纏結，這些并發癥限制了其應用 [7-8]。然而一些合并肺動脈高壓的患者例如合并肝肺綜合征、肺功能差、長期存在左向右分流的心臟病患者常常因為圍術期缺氧，酸中毒或刺激過強加重肺動脈高壓而發生右心衰。對于合并肺動脈高壓的患者來說，肺動脈壓的控制與死亡率密切相關[9]。肺動脈壓監測因為其風險性并不常規使用，但是對于合并肺動脈高壓的患者來說是非常重要的；見表 1。
表1
各種壓力監測類型的優缺點
2 血流動力學監測
血流動力學監測以測定心輸出量（cardiac output，CO）為基礎，并據此衍生出容量及外周阻力評估，目前測定 CO 的技術主要可分為稀釋技術、脈搏波形描記技術、生物阻抗技術及超聲多普勒技術。
2.1 稀釋技術
該類技術通過在循環系統一端注射指示物質，在另一端通過傳感器監測該指示物質特異性指標—時間曲線及時間延遲后，通過計算公式計算出 CO。目前應用該技術計算 CO 的有熱稀釋技術（包括肺動脈熱稀釋技術及經肺熱稀釋技術）、鋰稀釋技術、超聲稀釋技術。該技術均為間斷測量。
2.1.1 肺動脈熱稀釋
肺動脈熱稀釋法通過肺動脈導管向接近右心房的位置注射一定量 0℃ 冰水，通過溫度傳感器監測肺動脈遠端一定時間內溫度變化計算出 CO。自肺動脈導管 1970 年引入臨床使用以來，肺動脈熱稀釋法一直都被作為臨床測量 CO 的金指標。雖然肺動脈稀釋法測量 CO 較為準確，但注射冰水的速度和量、呼吸周期、三尖瓣反流以及心內分流等也會干擾其測量準確性[10-11]，肺動脈置管的風險大、并發癥較多（詳見肺動脈壓），且其安置并不能減少死亡率[8]，隨著微創及無創循環監測技術的發展已逐漸被替代。
2.1.2 經肺熱稀釋
經肺熱稀釋法從深靜脈導管中注射一定量的 0℃ 冰水，通過體循環動脈導管獲得熱稀釋波形從而計算出 CO。股動脈是動脈置管常選擇的位置，橈動脈也是可行的[12]。靜脈置管應選擇最接近右心房的位置，否則會影響準確性[13]。在臨床可接受的范圍內，經肺熱稀釋法和肺動脈熱稀釋法在各類人群中具有相當的準確性[14]。經肺熱稀釋法注射端與監測端經過了右心房，肺循環及左心系統到體循環，相較于僅經過右心系統的肺動脈熱稀釋法，距離更長時間更久，受熱傳導溫度損失及血液反流干擾更大。在嚴重主動脈反流性瓣膜疾病、安置了循環輔助裝置例如主動脈內球囊反搏及心律失常的患者中經肺動脈熱稀釋所測 CO 準確性受影響[15-16]。在低溫治療的患者中（例如冰袋腦保護的患者，腦創傷患者），熱稀釋法的準確性也會受到干擾，受到干擾的臨界溫度為 35.95℃[17]。在低體重小兒中應用時，冰水注射量少，相對較短的導管，注射冰水時引起的心動過緩可能是造成經肺熱稀釋法不準確的原因，雖然其絕對值不能替代經肺熱稀釋法，但是其變化趨勢與經肺熱稀釋法有很好的相關性[18]。
除熱稀釋期間體溫過低、體溫變化較大，循環系統存在異常通道及方向，測量期間心律失常等特殊情況外，經肺熱稀釋法測量 CO 較為準確，且相較于肺動脈熱稀釋法其僅需要動脈穿刺和深靜脈穿刺，損傷小、并發癥少，目前臨床上常用經肺熱稀釋法取代肺動脈熱稀釋法作為測量 CO 的金指標[19]。
2.1.3 鋰稀釋
鋰稀釋法與熱稀釋法類似，通過中心靜脈導管注射氯化鋰，外周動脈導管安置的鋰感受器監測記錄鋰濃度-時間曲線，構造出鋰稀釋曲線從而計算出 CO。鋰稀釋法與金指標肺動脈熱稀釋所測 CO 有相當的準確性[20]，不同于熱稀釋法的是鋰不容易散失到體外，不會隨著注射位置到監測位置的距離增加而受到影響，因此鋰稀釋法不需要在中心靜脈注射氯化鋰，外周靜脈注射與中心靜脈注射可獲得同等的準確性[21]，故僅需要外周靜脈及動脈穿刺置管操作，創傷更小操作更簡便。鋰稀釋技術優勢頗多，但鋰毒性是該技術應用于臨床的主要障礙，雖然鋰毒性僅在長期使用后出現[22]，但是圍術期可能需要在短期內多次使用鋰稀釋法計算 CO，造成鋰劑量短期內蓄積過多，引起毒性反應。
2.1.4 超聲稀釋
血液的超聲多普勒速度為 1 560～1 585 m/s，而體溫下等張鹽水超聲多普勒速度約為 1 533 m/s，超聲稀釋法利用二者的超聲多普勒速度差異，從中心靜脈導管注入等同于體溫的等張鹽水，造成血液的超聲速度減慢，從動脈端檢測出血液的超聲速度-時間曲線從而構造稀釋曲線計算出 CO[23]。超聲稀釋法的準確性在成人和小兒中均得到了證實[23-24]。該技術也受到心臟分流的影響，且僅能間斷監測。該法所用體溫下的等張鹽水，避免了熱稀釋法中冰水對機體造成的不良反應，但由于指示劑與血液超聲多普勒速度的差異相對較小，故每次需要注射的生理鹽水量較多，為 0.5～1.0 mL/kg，對于一些低體重及對容量耐受較差的患者多次注射后可能造成容量過負荷[25]，見表 2。
表2
各種血流動力學監測的優缺點
2.2 脈搏波形描記技術
脈搏波形描記技術通過動脈波形特點計算出血流動力學相關數據。脈搏波形描記技術分為計算型和非計算型。
2.2.1 計算型脈搏波形描記
計算型脈搏波形描記法初始 CO 的獲得并不是來源于動脈血壓波形而是獨立可靠的其他方式。脈搏指示持續心排血量（pulse index continuous cardiac output，PICCO）儀器及 LiDCO 儀器就是從經肺循環熱稀釋法或鋰稀釋法得出 CO 之后，計算出大動脈阻抗及患者特異性矯正系數等相關參數后再利用脈搏波形輪廓持續計算 CO。
脈搏波形不僅與每搏量有關，還與大動脈的阻抗有關，初始計算 CO 時通過經肺熱稀釋法或鋰稀釋法可計算出大動脈阻抗，并據此進行此后的持續監測，影響經肺熱稀釋法或鋰稀釋法準確性的干擾因素均會干擾此后脈搏波形描記法持續監測的準確性。此外主動脈阻抗不僅在不同患者之間存在差異，在同一患者不同時期也會有改變。在容量變化較快時例如腹主動脈瘤手術阻斷前后以及體外改變前后、大出血前后，其大動脈阻抗都會發生明顯改變，此時通過脈搏波形描記技術測量的 CO 與金指標之間差異較大，通過增加稀釋法矯正頻率可增加準確性[26-28]。
2.2.2 非計算型脈搏波形描記
非計算型脈搏波形描記不需要通過其他方式獲得 CO 即可開始用脈搏波形輪廓計算 CO。Vigileo/Flow track 是該類儀器中應用較為普遍且最早被應用的，它通過將患者動脈脈搏血壓波形幾何特性與其數據庫中患者血管生物特性比較獲得該患者的大動脈阻抗等參數。Flow track 在血管張力改變的情況下準確性受到影響。ProAQT/Pulsioflex 是新一代的脈搏分析儀器，它與 Flow track 的不同主要體現在兩方面：一是其脈搏壓力分析軟件不同于 Flow track；二是其初始 CO 值并非來自脈搏輪廓曲線，而是通過其專有的無創計算獲得，且可在任意時候通過自矯正重置 CO，還可隨時輸入其他方式獲得的 CO 測量值進行外部矯正。
目前還出現了無創脈搏波形描記技術，屬于非計算型脈搏波形描記，Nexfin（clearSight）儀器使用動脈容量鉗制法通過指端套囊推算出指端動脈血壓波形[29]，繼而轉化出肱動脈血壓波形，然后與脈搏描記法一樣通過壓力-時間曲線，結合患者性別、年齡、身高、體重等信息與數據庫中人群的血管順應性情況計算出 CO。該技術不需要動脈置管，操作更簡單，創傷性更小，在一些低 CO 及肥胖的患者中不能與有創脈搏描記技術達到臨床可替換水平[30]，對于肥胖患者使用理想體重代替實際體重或許可提高準確性[19]。
動脈描記法的絕對值并不準確，主要是通過其動態變化趨勢來指導臨床決策。然而在一些容量變化迅速、循環波動劇烈、血流通道改變的情況下，例如阻斷腹主動脈等，由于大動脈順應性發生了迅速改變，而動脈描記技術計算公式中的大動脈阻抗默認未改變，其對循環變化趨勢的監測出現較大偏差[31]。計算型動脈描記法可結合稀釋法獲得矯正，通過提高矯正頻率，在可能出現大動脈順應性迅速波動時及時矯正，可提高準確性。非計算型動脈描記法中 ProAQT 雖可提供自矯正，但是其自矯正對提高準確性仍然有限[30]。計算型脈搏波形描記技術將脈搏波形描記與稀釋法相結合，既可利用稀釋法的準確性進行矯正，又可利用脈搏波形描記法的持續性，實現了循環系統血流動力學的準確而持續性監測。
2.3 生物阻抗技術
無創持續心輸出量監測儀（non-invasive continuous cardiac output monitoring，NICOM）通過傳感器的外側端輸入已知頻率的電流，由于胸腔內血流量的生物阻抗會對電流信號進行調制，因此傳感器內側端記錄的電信號會產生頻率改變及時間延遲，據此可計算每搏輸出量（stroke volume，SV）[32]，SV 乘以心率得出 CO。該技術只需要放置 4 個電極片，且 4 個電極片可貼于前胸后背的任意位置，只要保證電極片將心臟包裹起來即可，減小了手術消毒范圍對電極片的影響。NICOM 技術測量的 CO 與肺動脈熱稀釋法相近且對于 CO 變化趨勢的監測也與金標準一致。主動脈胸段存在解剖異常例如動脈瘤、血管假體、開胸等會影響 NICOM 測量的準確性[33]。NICOM 技術完全無創，且可持續監測，其電極片的放置部位較靈活。
ICON檢測儀則是利用血流阻抗周期性改變來計算 CO。紅細胞在舒張期雜亂排列電阻大，導電性低。心臟收縮期，搏動的血流使紅細胞變成線性排列而使電阻減小導電性增強。ICON 也同樣需要在體表放置 4 個電極片，一對在頸動脈附近，另一對在心尖附近。通過一對電極釋放持續固定的電流，另一對電極可記錄到電流得出阻抗-時間曲線，通過曲線拐點及峰值可得出左室收縮時間和平均主動脈流速，再結合患者身高體重計算出 SV，SV 乘以心率得出 CO。ICON 測量 CO 的準確性在臨床可接受的誤差范圍內[34]。
目前微創監測儀器例如 PICCO 等已經逐漸取代有創肺動脈導管，但是在小兒手術中微創監測也存在較成人更多的導管相關風險，NICOM 及 ICON 以其無創且持續性監測的優勢在小兒中具有很好的應用前景。任何影響胸腔阻抗的因素例如開胸、正壓通氣等均會干擾 NICOM 的測量，目前其準確性受到質疑[35]。ICON 儀器基于硬件、軟件的升級，特別是其計算公式采用了 Bernstein-Osypka 等式進行優化，極大提高了其在低血壓以及應用了血管活性藥物的循環不穩定患者中的準確性[36]。隨著無創監測儀器硬軟件的不斷升級以及計算公式的改善，其與金標準的差異逐漸減小，關于一些特殊病理生理情況對其準確性的影響還有待繼續探索。
2.4 超聲多普勒技術
超聲多普勒技術（ultrasound Doppler）通過多普勒測出流速，繼而算出整個心動周期流出道血流速度時間積分（velocity time integral，VTI），然后再乘以流出道面積得出每搏量，再結合心率得出 CO。目前運用該技術進行術中監測的儀器分為體表超聲及經食管超聲心動圖（transesophageal echocardiography，TEE）。
超聲心排血量檢測儀（ultrasonic cardiac output monitor，USCOM）屬于體表超聲監測，該儀器僅需將便攜小巧的探頭放置于胸骨角，便可獲得持續的經主動脈瓣的血流多普勒從而計算出 VTI，通過輸入身高信息推算出瓣膜面積, 再結合心率得出 CO。TEE 通過多普勒測量左室流出道血流 VTI，通過二維超聲測得左心室流出道面積（left ventricular outflow tract cross-section area，LVOTCSA），再結合心率得出 CO。多普勒測量技術的準確性依賴于探頭的位置以獲得最佳多普勒信號，因此與操作者的熟練程度密切相關[37]。相較于 USCOM，TEE 不僅需要操作者測量出 VTI 還需要測量出 LVOTCSA，其準確性受到操作者的影響更大[38]，且其監控界面不像 USCOM 那樣直接顯示 CO 等參數，需要操作者計算。TEE 計算 CO 時流出道面積由測量得出，若操作者有經驗，其準確性將會比 USCOM 更高。USCOM 更容易操作，但探頭需要在體表放置，不適用于消毒范圍包括胸骨角的手術類型。超聲技術測量血流動力學指標由于受到操作者的影響較大，其準確性在不同實驗中存在差異[37, 39]。
3 功能和結構監測
TEE 除了可通過多普勒計算出血流動力學相關數據，還可直觀、可視地分別監測左右心的功能和結構，包括左右心前負荷、心功能及瓣膜結構功能等。TEE 可通過經胃中段短軸測量左室舒張期末容積（ LVEDV），反映容量狀態，即使在左心室壁運動異常的患者中，TEE 所測得 LVED 也能很好地個體化反映其容量狀態[40]，LVED 反映容量狀態不像每搏輸出量變異度、脈壓變異等受到心率呼吸狀態等影響，其干擾因素小。TEE 可以更細節地監測心臟局部功能，例如心臟的室壁節段運動、心包情況、心室腔內氣泡以及血栓等[41-42]。73% 的心肌缺血患者在出現血壓、心率及肺動脈壓力改變之前就會出現心室壁運動異常[43]，TEE 可通過監測心室壁區域性運動異常，能更早期發現心肌缺血。
TEE 具有直觀、準確的優勢，但也存在局限，不同于其他的設備，TEE 循環相關指標不能直接在 TEE 界面上顯示，其操作和圖像解讀均需要專業的培訓。嚴重食管胃底曲張是放置食管超聲探頭的禁忌[44]。手術操作影響食管及胃與心臟的鄰近關系時會影響超聲圖像的獲取[44]。雖然 TEE 的應用受到操作者的影響較大，但若能提高操作技術，TEE 將提高全面細致可視的心臟功能形態結構監測。
4 小結
壓力監測、血流動力學監測以及心臟形態功能監測相結合為心臟患者非心臟手術圍術期提供了全面的循環功能監測。大量研究表明循環監測技術在臨床的應用中為麻醉醫生提供了豐富、及時、有效的數據，更有利于及時發現患者血流動力學的變化，積極有效地處理，避免和預防患者情況的進一步惡化，降低患者圍手術期心腦血管風險，同時提高患者的拔管率，縮短患者的麻醉蘇醒時間、住ICU 時間、住院時間，降低死亡率。隨著科技技術的提高，監測手段逐漸從有創發展為微創繼而向無創發展，目前無創技術在大多數情況下獲得了與臨床常用微創技術一致的準確性，但在一些特殊情況下偏差較大。掌握各個循環監測技術的優勢、局限性以及可能影響準確性的因素有助于我們根據心臟病患者病情及各類非心臟手術特點個體化地選擇監測手段、解讀測量值以作出更有利于患者病情發展的臨床決策。
利益沖突：無。
許多心臟病患者的前負荷、后負荷、心肌收縮力等所允許的改變范圍非常狹窄，圍術期所帶來的輕微改變可能打破循環系統的平衡而導致預后不良。非心臟手術不能像心臟手術可以在直視下觀察心臟功能，也不能及時建立體外循環支持，對于心臟病患者來說其潛在風險更大。運用合適的循環監測技術可以指導圍術期液體管理以及血管活性藥物使用，保障患者生命安全。本文總結目前在壓力監測、血流動力學監測及心臟形態功能監測方面循環監測技術的現狀，為臨床決策提供參考。
1 壓力監測
1.1 動脈血壓
有創動脈壓是目前心臟病患者循環監測的基礎，動脈置管的位置對于壓力數值有一定的影響，外周動脈的收縮壓比中心動脈壓更高，這主要是因為外周脈搏反射波和前向波重疊[1]，但在有些情況下外周動脈壓會低于中心動脈壓[2]，例如遠端血管阻塞性損害、大劑量的血管活性藥物使用。目前常選用的動脈穿刺位置為橈動脈及股動脈。近年來利用扁平測壓原理通過皮膚壓力傳感器可無創地進行動脈血壓連續監測。由于該法傳感器位于皮膚表面并非直接測壓，因此受到介入組織、體液及組織順應性的影響。肥胖、脈搏無法觸及、血管硬化以及傳感器大小與患者匹配性差[3-4]等會導致無創連續血壓監測的準確性受到影響。動脈壓力反映了各器官的灌注壓，為循環監測提供了重要的基本信息，但動脈壓并不能真正反映各個器官的灌注量、心輸出量以及容量情況，對于一些危重的心臟病患者來說還非常不足，常常還需要結合其他監測技術。
1.2 肺動脈坎壓及中心靜脈壓
肺動脈坎壓（pulmonary artery occlusion pressure，PAOPs）間接反映了左室前負荷，中心靜脈壓（central venous pressure，CVP）間接反映了右室前負荷，PAOPs 及 CVP 的壓力測值可用來反映容量狀態，但這種靜態壓力測定對于舒張期末容積以及液體反應的評估受到心臟和血管順應性、心臟收縮力、胸腔內壓力，瓣膜病理狀態等因素影響，因此不能準確指導液體管理[5-6]，現在多被其他評估容量的技術所替代。
1.3 肺動脈壓
肺動脈置管風險及并發癥較多，包括局部血腫、動脈穿刺損傷、氣胸，以及導管引起的血栓，放置的過程也容易引發心律失常，甚至有些會造成三尖瓣損傷，心內起搏器導線纏結，這些并發癥限制了其應用 [7-8]。然而一些合并肺動脈高壓的患者例如合并肝肺綜合征、肺功能差、長期存在左向右分流的心臟病患者常常因為圍術期缺氧，酸中毒或刺激過強加重肺動脈高壓而發生右心衰。對于合并肺動脈高壓的患者來說，肺動脈壓的控制與死亡率密切相關[9]。肺動脈壓監測因為其風險性并不常規使用，但是對于合并肺動脈高壓的患者來說是非常重要的；見表 1。
表1
各種壓力監測類型的優缺點
2 血流動力學監測
血流動力學監測以測定心輸出量（cardiac output，CO）為基礎，并據此衍生出容量及外周阻力評估，目前測定 CO 的技術主要可分為稀釋技術、脈搏波形描記技術、生物阻抗技術及超聲多普勒技術。
2.1 稀釋技術
該類技術通過在循環系統一端注射指示物質，在另一端通過傳感器監測該指示物質特異性指標—時間曲線及時間延遲后，通過計算公式計算出 CO。目前應用該技術計算 CO 的有熱稀釋技術（包括肺動脈熱稀釋技術及經肺熱稀釋技術）、鋰稀釋技術、超聲稀釋技術。該技術均為間斷測量。
2.1.1 肺動脈熱稀釋
肺動脈熱稀釋法通過肺動脈導管向接近右心房的位置注射一定量 0℃ 冰水，通過溫度傳感器監測肺動脈遠端一定時間內溫度變化計算出 CO。自肺動脈導管 1970 年引入臨床使用以來，肺動脈熱稀釋法一直都被作為臨床測量 CO 的金指標。雖然肺動脈稀釋法測量 CO 較為準確，但注射冰水的速度和量、呼吸周期、三尖瓣反流以及心內分流等也會干擾其測量準確性[10-11]，肺動脈置管的風險大、并發癥較多（詳見肺動脈壓），且其安置并不能減少死亡率[8]，隨著微創及無創循環監測技術的發展已逐漸被替代。
2.1.2 經肺熱稀釋
經肺熱稀釋法從深靜脈導管中注射一定量的 0℃ 冰水，通過體循環動脈導管獲得熱稀釋波形從而計算出 CO。股動脈是動脈置管常選擇的位置，橈動脈也是可行的[12]。靜脈置管應選擇最接近右心房的位置，否則會影響準確性[13]。在臨床可接受的范圍內，經肺熱稀釋法和肺動脈熱稀釋法在各類人群中具有相當的準確性[14]。經肺熱稀釋法注射端與監測端經過了右心房，肺循環及左心系統到體循環，相較于僅經過右心系統的肺動脈熱稀釋法，距離更長時間更久，受熱傳導溫度損失及血液反流干擾更大。在嚴重主動脈反流性瓣膜疾病、安置了循環輔助裝置例如主動脈內球囊反搏及心律失常的患者中經肺動脈熱稀釋所測 CO 準確性受影響[15-16]。在低溫治療的患者中（例如冰袋腦保護的患者，腦創傷患者），熱稀釋法的準確性也會受到干擾，受到干擾的臨界溫度為 35.95℃[17]。在低體重小兒中應用時，冰水注射量少，相對較短的導管，注射冰水時引起的心動過緩可能是造成經肺熱稀釋法不準確的原因，雖然其絕對值不能替代經肺熱稀釋法，但是其變化趨勢與經肺熱稀釋法有很好的相關性[18]。
除熱稀釋期間體溫過低、體溫變化較大，循環系統存在異常通道及方向，測量期間心律失常等特殊情況外，經肺熱稀釋法測量 CO 較為準確，且相較于肺動脈熱稀釋法其僅需要動脈穿刺和深靜脈穿刺，損傷小、并發癥少，目前臨床上常用經肺熱稀釋法取代肺動脈熱稀釋法作為測量 CO 的金指標[19]。
2.1.3 鋰稀釋
鋰稀釋法與熱稀釋法類似，通過中心靜脈導管注射氯化鋰，外周動脈導管安置的鋰感受器監測記錄鋰濃度-時間曲線，構造出鋰稀釋曲線從而計算出 CO。鋰稀釋法與金指標肺動脈熱稀釋所測 CO 有相當的準確性[20]，不同于熱稀釋法的是鋰不容易散失到體外，不會隨著注射位置到監測位置的距離增加而受到影響，因此鋰稀釋法不需要在中心靜脈注射氯化鋰，外周靜脈注射與中心靜脈注射可獲得同等的準確性[21]，故僅需要外周靜脈及動脈穿刺置管操作，創傷更小操作更簡便。鋰稀釋技術優勢頗多，但鋰毒性是該技術應用于臨床的主要障礙，雖然鋰毒性僅在長期使用后出現[22]，但是圍術期可能需要在短期內多次使用鋰稀釋法計算 CO，造成鋰劑量短期內蓄積過多，引起毒性反應。
2.1.4 超聲稀釋
血液的超聲多普勒速度為 1 560～1 585 m/s，而體溫下等張鹽水超聲多普勒速度約為 1 533 m/s，超聲稀釋法利用二者的超聲多普勒速度差異，從中心靜脈導管注入等同于體溫的等張鹽水，造成血液的超聲速度減慢，從動脈端檢測出血液的超聲速度-時間曲線從而構造稀釋曲線計算出 CO[23]。超聲稀釋法的準確性在成人和小兒中均得到了證實[23-24]。該技術也受到心臟分流的影響，且僅能間斷監測。該法所用體溫下的等張鹽水，避免了熱稀釋法中冰水對機體造成的不良反應，但由于指示劑與血液超聲多普勒速度的差異相對較小，故每次需要注射的生理鹽水量較多，為 0.5～1.0 mL/kg，對于一些低體重及對容量耐受較差的患者多次注射后可能造成容量過負荷[25]，見表 2。
表2
各種血流動力學監測的優缺點
2.2 脈搏波形描記技術
脈搏波形描記技術通過動脈波形特點計算出血流動力學相關數據。脈搏波形描記技術分為計算型和非計算型。
2.2.1 計算型脈搏波形描記
計算型脈搏波形描記法初始 CO 的獲得并不是來源于動脈血壓波形而是獨立可靠的其他方式。脈搏指示持續心排血量（pulse index continuous cardiac output，PICCO）儀器及 LiDCO 儀器就是從經肺循環熱稀釋法或鋰稀釋法得出 CO 之后，計算出大動脈阻抗及患者特異性矯正系數等相關參數后再利用脈搏波形輪廓持續計算 CO。
脈搏波形不僅與每搏量有關，還與大動脈的阻抗有關，初始計算 CO 時通過經肺熱稀釋法或鋰稀釋法可計算出大動脈阻抗，并據此進行此后的持續監測，影響經肺熱稀釋法或鋰稀釋法準確性的干擾因素均會干擾此后脈搏波形描記法持續監測的準確性。此外主動脈阻抗不僅在不同患者之間存在差異，在同一患者不同時期也會有改變。在容量變化較快時例如腹主動脈瘤手術阻斷前后以及體外改變前后、大出血前后，其大動脈阻抗都會發生明顯改變，此時通過脈搏波形描記技術測量的 CO 與金指標之間差異較大，通過增加稀釋法矯正頻率可增加準確性[26-28]。
2.2.2 非計算型脈搏波形描記
非計算型脈搏波形描記不需要通過其他方式獲得 CO 即可開始用脈搏波形輪廓計算 CO。Vigileo/Flow track 是該類儀器中應用較為普遍且最早被應用的，它通過將患者動脈脈搏血壓波形幾何特性與其數據庫中患者血管生物特性比較獲得該患者的大動脈阻抗等參數。Flow track 在血管張力改變的情況下準確性受到影響。ProAQT/Pulsioflex 是新一代的脈搏分析儀器，它與 Flow track 的不同主要體現在兩方面：一是其脈搏壓力分析軟件不同于 Flow track；二是其初始 CO 值并非來自脈搏輪廓曲線，而是通過其專有的無創計算獲得，且可在任意時候通過自矯正重置 CO，還可隨時輸入其他方式獲得的 CO 測量值進行外部矯正。
目前還出現了無創脈搏波形描記技術，屬于非計算型脈搏波形描記，Nexfin（clearSight）儀器使用動脈容量鉗制法通過指端套囊推算出指端動脈血壓波形[29]，繼而轉化出肱動脈血壓波形，然后與脈搏描記法一樣通過壓力-時間曲線，結合患者性別、年齡、身高、體重等信息與數據庫中人群的血管順應性情況計算出 CO。該技術不需要動脈置管，操作更簡單，創傷性更小，在一些低 CO 及肥胖的患者中不能與有創脈搏描記技術達到臨床可替換水平[30]，對于肥胖患者使用理想體重代替實際體重或許可提高準確性[19]。
動脈描記法的絕對值并不準確，主要是通過其動態變化趨勢來指導臨床決策。然而在一些容量變化迅速、循環波動劇烈、血流通道改變的情況下，例如阻斷腹主動脈等，由于大動脈順應性發生了迅速改變，而動脈描記技術計算公式中的大動脈阻抗默認未改變，其對循環變化趨勢的監測出現較大偏差[31]。計算型動脈描記法可結合稀釋法獲得矯正，通過提高矯正頻率，在可能出現大動脈順應性迅速波動時及時矯正，可提高準確性。非計算型動脈描記法中 ProAQT 雖可提供自矯正，但是其自矯正對提高準確性仍然有限[30]。計算型脈搏波形描記技術將脈搏波形描記與稀釋法相結合，既可利用稀釋法的準確性進行矯正，又可利用脈搏波形描記法的持續性，實現了循環系統血流動力學的準確而持續性監測。
2.3 生物阻抗技術
無創持續心輸出量監測儀（non-invasive continuous cardiac output monitoring，NICOM）通過傳感器的外側端輸入已知頻率的電流，由于胸腔內血流量的生物阻抗會對電流信號進行調制，因此傳感器內側端記錄的電信號會產生頻率改變及時間延遲，據此可計算每搏輸出量（stroke volume，SV）[32]，SV 乘以心率得出 CO。該技術只需要放置 4 個電極片，且 4 個電極片可貼于前胸后背的任意位置，只要保證電極片將心臟包裹起來即可，減小了手術消毒范圍對電極片的影響。NICOM 技術測量的 CO 與肺動脈熱稀釋法相近且對于 CO 變化趨勢的監測也與金標準一致。主動脈胸段存在解剖異常例如動脈瘤、血管假體、開胸等會影響 NICOM 測量的準確性[33]。NICOM 技術完全無創，且可持續監測，其電極片的放置部位較靈活。
ICON檢測儀則是利用血流阻抗周期性改變來計算 CO。紅細胞在舒張期雜亂排列電阻大，導電性低。心臟收縮期，搏動的血流使紅細胞變成線性排列而使電阻減小導電性增強。ICON 也同樣需要在體表放置 4 個電極片，一對在頸動脈附近，另一對在心尖附近。通過一對電極釋放持續固定的電流，另一對電極可記錄到電流得出阻抗-時間曲線，通過曲線拐點及峰值可得出左室收縮時間和平均主動脈流速，再結合患者身高體重計算出 SV，SV 乘以心率得出 CO。ICON 測量 CO 的準確性在臨床可接受的誤差范圍內[34]。
目前微創監測儀器例如 PICCO 等已經逐漸取代有創肺動脈導管，但是在小兒手術中微創監測也存在較成人更多的導管相關風險，NICOM 及 ICON 以其無創且持續性監測的優勢在小兒中具有很好的應用前景。任何影響胸腔阻抗的因素例如開胸、正壓通氣等均會干擾 NICOM 的測量，目前其準確性受到質疑[35]。ICON 儀器基于硬件、軟件的升級，特別是其計算公式采用了 Bernstein-Osypka 等式進行優化，極大提高了其在低血壓以及應用了血管活性藥物的循環不穩定患者中的準確性[36]。隨著無創監測儀器硬軟件的不斷升級以及計算公式的改善，其與金標準的差異逐漸減小，關于一些特殊病理生理情況對其準確性的影響還有待繼續探索。
2.4 超聲多普勒技術
超聲多普勒技術（ultrasound Doppler）通過多普勒測出流速，繼而算出整個心動周期流出道血流速度時間積分（velocity time integral，VTI），然后再乘以流出道面積得出每搏量，再結合心率得出 CO。目前運用該技術進行術中監測的儀器分為體表超聲及經食管超聲心動圖（transesophageal echocardiography，TEE）。
超聲心排血量檢測儀（ultrasonic cardiac output monitor，USCOM）屬于體表超聲監測，該儀器僅需將便攜小巧的探頭放置于胸骨角，便可獲得持續的經主動脈瓣的血流多普勒從而計算出 VTI，通過輸入身高信息推算出瓣膜面積, 再結合心率得出 CO。TEE 通過多普勒測量左室流出道血流 VTI，通過二維超聲測得左心室流出道面積（left ventricular outflow tract cross-section area，LVOTCSA），再結合心率得出 CO。多普勒測量技術的準確性依賴于探頭的位置以獲得最佳多普勒信號，因此與操作者的熟練程度密切相關[37]。相較于 USCOM，TEE 不僅需要操作者測量出 VTI 還需要測量出 LVOTCSA，其準確性受到操作者的影響更大[38]，且其監控界面不像 USCOM 那樣直接顯示 CO 等參數，需要操作者計算。TEE 計算 CO 時流出道面積由測量得出，若操作者有經驗，其準確性將會比 USCOM 更高。USCOM 更容易操作，但探頭需要在體表放置，不適用于消毒范圍包括胸骨角的手術類型。超聲技術測量血流動力學指標由于受到操作者的影響較大，其準確性在不同實驗中存在差異[37, 39]。
3 功能和結構監測
TEE 除了可通過多普勒計算出血流動力學相關數據，還可直觀、可視地分別監測左右心的功能和結構，包括左右心前負荷、心功能及瓣膜結構功能等。TEE 可通過經胃中段短軸測量左室舒張期末容積（ LVEDV），反映容量狀態，即使在左心室壁運動異常的患者中，TEE 所測得 LVED 也能很好地個體化反映其容量狀態[40]，LVED 反映容量狀態不像每搏輸出量變異度、脈壓變異等受到心率呼吸狀態等影響，其干擾因素小。TEE 可以更細節地監測心臟局部功能，例如心臟的室壁節段運動、心包情況、心室腔內氣泡以及血栓等[41-42]。73% 的心肌缺血患者在出現血壓、心率及肺動脈壓力改變之前就會出現心室壁運動異常[43]，TEE 可通過監測心室壁區域性運動異常，能更早期發現心肌缺血。
TEE 具有直觀、準確的優勢，但也存在局限，不同于其他的設備，TEE 循環相關指標不能直接在 TEE 界面上顯示，其操作和圖像解讀均需要專業的培訓。嚴重食管胃底曲張是放置食管超聲探頭的禁忌[44]。手術操作影響食管及胃與心臟的鄰近關系時會影響超聲圖像的獲取[44]。雖然 TEE 的應用受到操作者的影響較大，但若能提高操作技術，TEE 將提高全面細致可視的心臟功能形態結構監測。
4 小結
壓力監測、血流動力學監測以及心臟形態功能監測相結合為心臟患者非心臟手術圍術期提供了全面的循環功能監測。大量研究表明循環監測技術在臨床的應用中為麻醉醫生提供了豐富、及時、有效的數據，更有利于及時發現患者血流動力學的變化，積極有效地處理，避免和預防患者情況的進一步惡化，降低患者圍手術期心腦血管風險，同時提高患者的拔管率，縮短患者的麻醉蘇醒時間、住ICU 時間、住院時間，降低死亡率。隨著科技技術的提高，監測手段逐漸從有創發展為微創繼而向無創發展，目前無創技術在大多數情況下獲得了與臨床常用微創技術一致的準確性，但在一些特殊情況下偏差較大。掌握各個循環監測技術的優勢、局限性以及可能影響準確性的因素有助于我們根據心臟病患者病情及各類非心臟手術特點個體化地選擇監測手段、解讀測量值以作出更有利于患者病情發展的臨床決策。
利益沖突：無。
