综述icg与容量管理模板.doc

ICG和容量管理
摘 要 应用漂浮导管监测血流动力学改变能够改善高危患者预后, 但其放置过程是创伤性操作且费用昂贵, 以经胸生物阻抗技术为基础无创心排监测系统以其无创, 实时, 简便, 测量正确, 反复性好等优点越来越受到大家重视, 尤其是对患者容量状态指示作用对临床医生诊疗和诊疗全部必不可少。
关键词 ICG, TFC, 容量管理
伴随医学发展, 大家对危重症患者诊疗越来越深入, 对血流动力学监测手段要求不停提升, 传统以肺动脉导管为基础监测系统已不能满足不一样患者多样性需求。 测心排血量在临床中已得到广泛使用, 其方法应该是既简单又正确（1）。 但现在应用最广泛是指示剂稀释法、 温度稀释法或直接Fick法, 这些技术是有创伤, 代价又较昂贵且易引发并发症, 如因置管引发感染、 出血、 气胸等（2）。 美国每十二个月有超出60万患者接收心脏手术, 应用漂浮导管将造成住院时间延长和住院费用额外增加。 所以无创血流动力学监测日益受到关注, 因为它和患者连接方便, 无需担心给患者带来创伤, 且患者乐于接收, 费用相对低廉。 新一代胸腔阻抗法（Thoracic Electrical Bioimpedance, TEB）血流动力学监测仪（即心阻抗血流图仪ICG）含有操作简便、 实时测量、 测量正确、 可反复性好等优点, 。 ICG操作是经由点状或带状电极发射一个低压（-4mA）高频（70-100kHz）交流电流穿过胸腔。 由感知电极探知电阻改变。 胸主动脉血流容量和速度改变引发了可感知胸腔导电率改变。 搏动血流经过胸主动脉引发胸阻抗改变作为血容量改变方法（function）（1, 3）。 这种震荡基线组成总体胸阻抗（Z0）显示为阻抗震荡性降低（△Z）, 而且能深入表示为阻抗函数（dZ/dt）。 这种函数显示和SV成百分比, 当知道心率时, 能够推出CO（1, 4-8）。 依据CO, 胸腔液体含量（TFC）等参数, 能够帮助临床医生愈加好进行液体管理。 本文就心阻抗血流图（ICG）发展历程, 实用性研究, 尤其是容量管理做了相关探讨。
历史及理论发展
1932 年Atzler 利用高频弱电流成功地描记了循环系统阻抗图。 1937 年Mann 利用惠斯电桥原理测量了生物电阻抗改变。 假如把这两个人实践作为阻抗图检测技术和检测仪器研究工作开始, 那么至今已经有60 多年。 然而真正给阻抗图理论奠基要算是Nyboer , 她最早采取四电极法对阻抗图作定量计算研究, 1940 年她证实了圆柱形血管容积改变和阻抗成正比, 但容积增加时阻抗减小。 这就是有名Nyboer 公式。 公式告诉我们, 在给生物体通电情况下, 就可利用阻抗改变来反应体内搏动性血流和呼吸造成容积改变Kubicek等首次将ICG用于实践。 1966 年Kubicek 采取恒流式仪器,用环形四电极, 经过阻抗微分图(阻抗对时间一阶导数图) 计算每搏量取得成功, 并可据此深入计算心脏泵功效及血液动力学部分指标。
胸腔阻抗法血流动力学监测仪测量原理是: 依据欧姆定律, 电流和电阻成反比。 高频电流经过人体时产生阻抗且能够进入深部组织, 从而反应内脏血流容积改变。 伴随心脏收缩和舒张活动, 主动脉内容积随血流量而改变, 故其阻抗也随血流量而改变。 心脏射血时, 左心室内血液快速流入主动脉, 主动脉血容量增加, 体积增大, 阻抗减小; 当心脏舒张时, 主动脉弹性回缩血容量降低, 体积减小, 阻抗增大。 所以胸腔阻抗将伴随心脏收缩和舒张发生搏动性改变。 自20世纪60年代Kubicek为美国太空总署研制出世界第一台应用胸腔阻抗法血流动力学检测设备至今已发展了30余年, 新一代胸腔阻抗法采取数字化阻抗信号定量技术将对其对应阻抗改变进行数字化处理, 可自行感知阻抗信号增益, 以提升测量和计算正确性和更新性。 它能够连续同时显示生理指标, 有利于对心、 肺脏进行完整而系统诊疗。 这么有利于早期发觉并可能预防多器官功效衰竭发生。 阻抗图检测生物体功效最大优点在于无创伤, 反复性好, 所以除了心脏检测上应用外, 在其它方面也有较多应用。 比如: 肺阻抗呼吸图能够作窒息监视; 肺阻抗血流图可诊疗肺心病。
实用性研究
血流动力学监测手段多个多样, 有创监测如经过Swan-Ganz导管热稀释法, Fick法和染色剂稀释法属于有创方法; 微创检测形式有经食道多普勒超声学检测和不经过Swan-Ganz导管热稀释法; 无创检测核素心血池显像, 胸腔阻抗法和部分反复呼吸法。
因为胸腔阻抗法无创血流动力学监测系统含有没有可替换优势, 受到众多医学界教授青睐, 将其和现存有创及无创血流动力学监测方法做了多方面比较, 以确定这种方法正确性, 可靠性和可行性等中国