液体和气体尿动力学测压导管的比较

赵海涛，廖利民

1.首都医科大学康复医学院，北京市100068；2.中国康复研究中心北京博爱医院，北京市100068

尿动力学(urodynamics)是一门研究尿液从肾输送到膀胱及其在膀胱内储存和排空的生理和病理过程的医学科学[1]，被广泛应用于下尿路功能障碍的诊断。尿动力学已在临床应用数十年，在这段时间内，尿动力学的研究和应用得到极大发展。

尿动力学是一项侵入性检查[2]，需要将导管插入膀胱和直肠内，分别测量膀胱腔内压(intravesical pressure,Pves)和腹腔压(intra-abdominal pressure, Pabd)。由于腹压难以测量，所以通常将放入直肠内导管测得的压力作为Pabd[3]。

1 尿动力学导管

目前，一共有4 种尿动力学导管曾经或正在应用于临床：液体传导导管(water filled catherters,WFC)、气体传导测压导管(air charged catheters,ACC)、顶端传感器导管(microtipped transducer catheters)和光纤维导管(fiberoptic catheters)。其中，顶端传感器导管和光纤维导管较为精密[4-5]，利用顶端的感受器，分别将局部压力相应地转换为光信号和电信号并传导。

虽然顶端传感器导管的频率响应较高，足以测量快速咳嗽样反应或测量咳嗽压力传动比，但是与液体传导测压导管相比，其价格昂贵，传感器工艺较为精密，操作要求高，还要严格消毒等，若长期使用，有可能累积蛋白质沉积物而影响测量结果，因此没有普及。

1.1 WFC

WFC 最初用来测量食管压力。1969 年Brown 等[6]首先把WFC 作为尿动力学研究(urodynamic study, UDS)的测压导管，并受到国际尿控协会(International Continence Society,ICS)的推荐。由于WFC 属于一次性导管，经济卫生，因此得到临床UDS 的广泛认可，垄断了尿动力学导管市场。目前，WFC 是UDS中最常用的导管。

WFC 也存在不足之处[7]：首先，压力感受器与膀胱相对高度的不同可能导致初始测压值的不同，需要繁琐的体外置零过程；其次，导管的长度和粗细，导管内的气泡，导管弯折会给压力传导造成延迟，导管硬度会影响压力值的大小，患者活动导致的曲线峰值可能会造成结果难以解释等[8]。

WFC 系统的技术标准和要求已经成熟[9-12]。压力传感器的重要技术参数和标准均符合临床UDS 要求，WFC 测得的压力值的典型值范围与典型信号模式已经建立，并用来进行临床尿动力学质量控制。

1.2 ACC

1978 年，James[9]研发出ACC。1998 年Laborie 公司研发出T-DOC ACC。ACC 操作简单，通过低质量、高顺应性的空气传导压力，可减少赝像的产生或传导[13-14]。

在过去15 年中，市场占有率逐年增加，并且逐渐得到临床认可。但是，ACC 的可信度仅做过少数评估，要应用于临床还需要更多的准备。

ACC 系统的实验室研究表明，电信号的输出与压力测定呈线性相关，仅有微小的滞后效应，可接受的容量位移足以捕捉大部分临床相关压力的频率响应，ACC 技术参数足以测量并传导压力，适合用作尿动力学研究测压。

2 结构与原理

2.1 测定系统的连接

液体传导测压系统中，膀胱腔内压作用在导管顶端的侧孔上，尿道压作用在距离导管顶端5 cm的两个侧孔上[15]，然后通过管内的生理盐水传导压力。这两种压力在管内分别有自己的通道，所以传导至各自传感器的压力并不互相干扰。膀胱的灌注则是通过管内的灌注通道执行，直肠内的导管虽然也称作气囊测压导管，但是气囊内充盈的依然是生理盐水，并且体积要大很多。

T-DOC导管是一种新兴的测压系统。压力作用在导管顶端一个围绕聚乙烯导管周向放置的微型充气球囊上，通过管内空气传递到外部换能器[16]。传压介质和感压结构是气体传导测压导管区别于液体传导测压导管的最明显之处。

2.2 液体与气体的流体力学差异

流体是液体和气体的统称[17]。流体的第一个特性是具有质量，流体密度为单位体积所具有的流体彻底质量。空气的密度比水小很多，1 标准大气压下，ACC 中的空气质量可忽略不计，因此，相较WFC 很大程度上减少了赝像的产生与传导，所形成的静水压也可忽略不计。

对WFC 而言，导管内液体重度随温度的改变而改变。而对ACC 而言，导管内的气体重度不仅与温度有关，并且随着压强的改变而改变[18]。这个特性可能是多次连续测量结果变异性较大、可重复性较小的原因之一。

压力传感器应用压阻效应将力学量转化为易于测量、传输和处理的电量。传感器所收集的压力来源有两个。一为输送流体动力源的输送压力即为逼尿肌上升的压力。根据流体压力等值传递理论，在膀胱内相对静止的流体任意一边界上压强的变化将等值传递到其他各点。二为管壁上升的压力。流体总是在永不停息地做无规则的热运动，当其被约束于管道中时，这种分子间的不断相互碰撞，也形成对管道的冲击力，单个的分子聚集起来，不停地、密集地对管壁形成连续的撞击，宏观上产生持续的有一定大小的压力，大小则取决于单位时间内分子撞击管壁的次数与每次撞击力量大小的乘积。因此，导管硬度不同也是二者测压值差异的来源之一[19]。

3 设置

3.1 零参考平面零压力点设置

WFC 传感器置于受试者体外，膀胱压或直肠压经充满液体的管道从体内传递到传感器。ICS 1999年颁布的尿动力学质量控制标准中规定不同的压力采用相同的零参考平面[20]，即均以大气压下耻骨联合上缘水平为零参考平面。由于WFC 使用测量大气相对压力值传感器[21]，传感器弹性膜一侧始终与大气连通，是以大气压力为参考压，因此，所测得的压力与传感器的高度有关。

描述Pves与Pabd时，可将腹腔模拟为一个充满流体的容器。

(Pc 为收缩压；h0为传感器所在位置；g 为重力常数；ρ 为液体密度)

从此公式可看出，将传感器置于同一水平面调零可以不考虑传感器的相对位置导致的压力差[22]。但是患者体位的改变会导致零参考平面的变化，因此，需要改变传感器的位置使其始终保持在耻骨联合上缘水平。

由于T-DOC 导管内空气质量可忽略，因此导管端和传感器的静水压可忽略[23]，其外部传感器参考点为任一水平面。测绝对压力时，ACC 传感器内自身带有真空参考压，可做自身对照而与大气压力无关。因此，无需繁琐的调零过程，患者变换体位后也无需重新调零。调零时任一水平面都可以作为膀胱压和直肠压测压管道系统的调零平面。但是，这种调零方法不能有效地调节膀胱压和腹压的初始压力值，从而会出现Pdet过高或过低的情况。虽然T-DOC 法可以通过体内调零，即通过人为使Pabd等同于Pves，从而强行使Pdet初始值为0来避免这一情况，但是这样做所得到的Pabd并不是在大气压下调零的值，与人体生理情况不符。

3.2 频率响应

由于液体不可压缩，WFC 表现为第二低阻尼系统，有放大低频信号，衰减高频信号的作用[24]。WFC 在频率为10.13 Hz时发生共振，压力信号增加50%，频率高于19 Hz 时衰减，压力信号减少50%。当压力下降时，WFC 记录到的压力立刻降到0，然后在0附近波动，直至稳定。

ACC 则表现为过阻尼系统，有衰减更低频率信号的作用[25]。在1～30 Hz 频扫中没有表现出任何放大效应，当频率大于3.02 Hz时衰减压力信号，相当于低通滤波器。压力下降时，ACC 记录到的压力呈指数形式下降到0，但不会降到0 以下。ACC记录到的曲线更平滑[26]，这是由于流体的黏滞性，管中流体运动黏性系数是非常重要的参数，压力对动力黏滞系数的影响不大，等温条件下可忽略其对流体的影响。

然而温度对二者的影响却截然相反。液体的黏滞系数与温度呈负相关，气体的黏滞系数与温度呈正相关，这是二者微观结构差异所致。由于水分子和气体分子之间的内聚力、各自与管壁的附着力及分子不规则的热运动引起动量交换，内摩擦力由此产生，部分机械能转换为热能。液体分子内聚力由于间距增大而显著下降，动量交换产生的内摩擦力又不足以补偿，故而温度升高，黏滞系数下降。而气体的分子热运动产生的内摩擦对黏滞系数起主要作用，温度升高，分子热运动频繁，黏滞系数故而增加[17]。由于水的密度比空气大几百倍，因此空气的运动黏性系数是水的10倍以上[18]。随着检查的进行，温度的影响将二者之间的差距进一步扩大，这种液体的欠阻尼特性与气体的过阻尼特性随着检查时间的延续或多次检查而直接体现在所测的压力差上。

Cooper 等[24]表明，ACC 截止频率是3 Hz，Couri 等[14]测得的值高一些(5 Hz)。Gammie 等[23]证实，频率响应至少为3 Hz，Thind 等[27]评估6 个健康志愿者的咳嗽测试频谱后，发现88%的咳嗽成分在3 Hz 以下，5 Hz 则足够捕捉大多数临床相关压力事件，所以尽管3 Hz会过滤掉高频信号，但是可以保证信号的完整形状。若尿动力事件均发生在3 Hz 以下，使用ACC 测压获益更大[28]，但是测定过程中会出现由于患者咳嗽、说话和运动等所致的膀胱内压力快速变化。因此，频率反应提高到15 Hz 才不至于丢失有用的快速压力信号变化[29]。气囊会在压力作用下发生形变，静息时测到的压力依赖于气囊一定程度的膨胀，即充气容积。由于气体体积会因温度上升至体温而增加，因此，应充气至气囊部分膨胀以容纳增加的体积，从而避免过度充气对结果的影响。多次使用后，气囊顺应性增加、空气的可缩性，使压力传感器的频率响应降低，导致灵敏度下降。

4 测定

4.1 充盈期膀胱压力-容积测定

Digesu 等[30]发现，当测量充盈开始、结束、排尿前站立或坐位及出现最大逼尿肌收缩这五种状态下的压力时，ACC 所测得的Pves和Pabd值始终高于WFC，而ACC 所测得的Pdet一直较WFC低。

Sheng 等[31]进行WFC 与ACC 同时测量，比较特定容量下患者做Ⅴalsalva 动作和咳嗽时的压力，发现两种测压系统测得的压力值高度线性相关。做Ⅴalsalva 动作时的相关性更高。对于一个给定患者，在充盈前，膀胱容量为(50±10)ml 时，这两种状态下，Ⅴalsalva 动作的Pves可有6 cmH2O 的差异，这在临床接受的误差范围内，而Pabd可达10 cmH2O；患者咳嗽的Pabd差异达14 cmH2O，Pves达19 cmH2O。因此，两种系统的测量值不可互换使用。

Gammie 等[32]研究患者从仰卧到坐位再到立位压力幅度的改变。结果表明，当采用WFC 测压时，从仰卧到站立压力持续增加，而ACC 所测得的压力值无明显变化，但总体较WFC高。误差来源可能是由于同时纳入并比较多种下尿路症状，如：压力性尿失禁、逼尿肌过度活动、逼尿肌活动低下患者和健全人，导致影响不同姿势下压力读数的变量不仅只有导管类型，而且还有疾病种类。

4.2 尿道压力测定

尿道压力和尿道闭合压都是人们针对尿道阻止尿液漏出的能力所提出的理想化概念。通过沿尿道腔连续测量多个点的压力并形成一条连续的尿道压力描记图进行尿道压力测定[1]。

导管侧孔灌注法是使用液体传导测压导管测量尿道压的方法，尿道压作用在导管两侧的开口上，通过侧孔以恒定的大小、适度的速度灌注膀胱腔或尿道，然后匀速拖动拉杆，导管随拉杆缓慢匀速地退出尿道，同时，外部压力传感器记录出尿道壁对液体的连续压力，但诸多精细的配合如灌注速度与退管速度，以及定性但缺乏定量的描述，多凭操作者的经验或者千篇一律地使用同一速度，使得测压结果变异性大，可重复性差。

使用T-DOC 测量尿道压时，空气为传压介质，气囊与尿道壁相互之间的作用力传至传感器并描记出尿道不同点的压力分布图，操作简便，易行，只需匀速拖动拉杆而无需拉杆速度和灌注速度之间的配合。Zehnder 等[16]研究比较ACC 和顶端传感器导管，发现ACC 通常给出更高的读数，这可能与ACC 采用小气囊感应尿道压力变化，其气囊部位管径较管身粗有关。

WFC 侧孔不能充分与尿道黏膜接触以及压力测定的方向性使得导管旋转也影响测定结果[33]。而ACC更灵活，具有圆周测量能力(压力的周向测量)，与导管定位相关性较小，导管方向不会影响测量结果，因此可能具有更少的伪影。

4.3 校准方法

在每次尿动力学测试结束后检查导管准确性，可通过使用30 cmH2O、20 cmH2O 和0 cmH2O 的蒸馏水柱校准直肠和膀胱ACC系统。测量从每个气囊的中心到水面(0 cmH2O)的压力值。

使用标尺进行WFC 的校准，将每根导管的末端放置在传感器的水平面上、传感器上方20～30 cm 处，分别代表0 cmH2O、20 cmH2O和30 cmH2O下的压力。

4.4 压力值的转换

Hassan 等[34]在一个压力室中重复ACC 与WFC 同时测压的实验，收获了高度可重复的结果，发现ACC 显著低估了快速变化的压力峰值，并开发一个算法转换峰值压力，算法可纠正ACC 90%的峰值压力，使其在WFC 值的5%之内，造成ACC读数和预期的WFC 读数一致。但是算法仅转换咳嗽和Ⅴalsalva动作的最大压力值，没有扩展到全部压力轨迹。

5 尿路感染

在膀胱压力容积测定中，使用WFC 会增加尿路感染的机会。由于测压管与压力感受器之间的液体是细菌良好的培养基，细菌通过测压管间接与膀胱腔相通，从而导致较高的尿路感染副作用。

而使用T-DOC导管后尿路感染的机会显著减少[35]，导管尖端气囊相对封闭，不会与膀胱腔直接相通，完成每例检查后仅需更换测压管，而不需更换其他连接管等部件，检查后尿路感染发生率仍相对较低。

6 小结

WFC 和ACC 在导管构造、信号传导方式、零参考平面的选择、频率响应、压力测量值、校准方法和尿路感染等诸多方面存在差别。

WFC 在UDS 中一直沿用至今，典型值范围及典型信号模式也已建立[36]，但是不可避免地存在气泡和患者活动影响测压结果及尿路感染发生率较高等缺点。ACC 可避免由于气泡及患者活动导致的误差来源，可周向测量尿道压力，尿路感染发生率较低，但是体内调零法、空气和气囊的流体力学特性又成为测压过程中的不可控因素。二者的诸多差异导致患者不同状态下的尿动力学测压值不同，误差来源有待进一步探索。

进一步比较特定患者的WFC 和ACC 尿动力学测压值，选择更合适的尿动力学测压导管，可为下尿路功能障碍的诊断提供临床指导。