尿動力學檢查標準化及操作規(guī)范

1、.尿動力學檢查標準化及操作規(guī)范 摘要：2002年國際尿控學會首次發(fā)表了有關尿動力學操作規(guī)范，該操作規(guī)范涵蓋了尿動力學的各項檢查，如尿流率、充盈期膀胱測壓及壓力流率測定。并討論了相關的尿動力學操作規(guī)范，測定方法、設備的配置及設定，信號測試、圖形認辨、贗象糾正等。尿動力學操作規(guī)范通常推薦最認可的技術，但并非是唯一的可能性，只因其得到廣泛的承認和應用才作為推薦為操作規(guī)范。因此在理解和應用操作規(guī)范時需要結合臨床和研究的實際需要，才能更好地理解和應用尿動力學操作規(guī)范。以下將全文介紹國際尿控學會的尿動力學檢查操作規(guī)范。 關鍵詞：尿動力學 標準化 簡介 良好的尿動力學操作規(guī)范應包括以下三個基本要素： 對相應

2、的檢查和測定參數的選擇有明確的指證。 數據質量控制和完整的資料作保障的準確測定。 結果的準確分析和報告。 臨床尿動力學檢查的目的是再現臨床癥狀的同時，進行準確的測定，以了解產生這些癥狀的潛在原因，并確定相關的病理生理機制。要達到此目的，在進行尿動力學檢查時，應盡可能地確定功能障礙的證據，并了解其臨床意義。這樣才能作出有臨床意義的尿動力學診斷。影像尿動力學可對定量測定作更準確的補充。 除了尿流率外，尿動力學檢查不能僅依靠設備自動完成。原因并非是測定方法本身有問題，是目前的設備的局限性。對測定方法，信號處理、定量、記錄和解讀等方面也缺乏統(tǒng)一的認識。隨著國際尿控學會有關尿動力學操作規(guī)范的標準化文件出

3、版，預計將還會出現有關自動化的必要技術進展。 尿動力學通過測定相關的生理參數可直接評估下尿路功能。首先應從詳盡的病史、體檢和標準泌尿外科研究中確定有關尿動力學問題或需要回答的問題。在進行有創(chuàng)的充盈期膀胱測壓和壓力流率分析之前，排尿日記（反應病人排尿和癥狀現狀）以及反復尿流率檢查和殘余尿量測定均可提供客觀、無創(chuàng)的重要信息，有助于確定可能存在的特殊尿動力學問題。 一 排尿和癥狀記錄 排尿時間表通常記錄每次排尿的時間。而排尿日記還應包括記錄期間出現的癥狀，如尿急、尿痛、尿失禁，以及所用的尿墊數量等。一般建議記錄連續(xù)兩天的排尿日記。 從排尿日記中可以了解到平均每次排尿量和排尿次數；同時標注患者就寢時間

4、，還可確定晝夜尿量和夜尿次數。這類信息可提供患者癥狀的客觀證據，也可為尿動力學檢查提供可靠的參考依據，如事先了解了患者的膀胱生理容量，檢查時不至于過度充盈膀胱。 二 尿流率 尿流率是無創(chuàng)和經濟的檢查，故為下尿路功能障礙篩選的不可或缺的一線檢查。 尿流率有助于初步了解下尿路儲尿排尿期癥狀的原因。 尿流率檢查力求精確，病人應在常態(tài)下排尿，檢查后應詢問病人此次排尿是否如常。尿流率的自動分析資料應經目測確定，贗象必須排除。應將尿流率結果與患者的排尿日記進行比較。尿流率結束后應即可行超聲殘余尿量測定即完成排尿功能無創(chuàng)評估的全部檢查。 （一） 正常尿流率 膀胱出口松弛及逼尿肌正常收縮方可產生正常尿流率。正

5、常尿流率曲線形態(tài)為一平滑，對稱的高幅度曲線；如出現低平、不對稱、或多個尖峰（尿流速波動或間斷）即提示存在不正常排尿，但尿流率本身很難發(fā)現排尿異常的原因。 假設一松弛的膀胱出口的機械特性是正常的話，這種特性可由尿流控制區(qū)內尿道壓力和尿道內腔截面積的相關性決定。典型情況下，膀胱壓力低于尿道最小開放壓時尿道內腔處于關閉狀態(tài)。而尿道內腔充分開放后并不伴隨膀胱壓力的明顯上升。如膀胱逼尿肌壓力正常，而尿道壓力較低時，尿流率曲線則表現為以最大尿流率為峰值的鐘型正常曲線（圖1）。圖1： 正常尿流率曲線，以最大尿流率為峰值的鐘型曲線，最大尿流率多出現在尿流時間的前三分之一，故鐘型的頂部略偏左側。 正常尿流率曲線

6、為一平滑的曲線，其中無快速變化的波峰，正常情況下，尿流率這種平滑的曲線特征取決于逼尿肌的動力學特性。逼尿肌收縮力的減低或尿道壓力的持續(xù)增加兩者均可引起尿流率的下降，產生持續(xù)低平的尿流率曲線。尿道縮窄性梗阻（如尿道狹窄），由于尿道內徑減小，產生一低平的曲線。圖2：縮窄性尿流率曲線特征。圖中虛線部分為尿道狹窄導致尿流率下降的尿流率典型曲線，表現為有明顯平臺的低平狀曲線。 老年人逼尿肌收縮力減弱也可產生類似尿道狹窄的尿流率曲線。逼尿肌收縮功能的改變、腹壓的影響和出口狀態(tài)的變化（如尿道括約肌的間歇活動）將產生更為復雜的尿流率曲線。 尿流率的快速變化可為生理性或物理性因素，如尿道括約肌和盆底肌松弛或收縮

7、、尿道內腔受到機械性壓迫、尿道口狹窄或腹壓作用等，這些體內因素將引起尿流率的變化。尿流率的快速變化也可為贗象，如尿流在收集器表面的移動、病人排尿時的移動、收集器和尿流之間的干擾均可導致類似的贗象（圖3）。圖3：尿流或病人的移動，可產生快速波動的尿流率贗象，可影響到最大尿流率數值，需通過目測進行校正。 （二） 尿流率的準確性 尿流率檢查為測定流出尿道外的尿流速度，并以毫升/秒（ml/s）為單位表示。國際尿控學會技術報告委員會曾制定了有關尿流率檢查的技術推薦意見，但并未比較不同尿流率儀的差異。但是不同的尿流率儀其準確性并不相同，這種差異為尿流信號處理、使用方式和尿流率儀校對的不同所致。尿流率儀的所

8、需準確性和實際準確性應通過比較臨床和研究的資料進行評估。 臨床所需的準確性可與尿流率儀技術要求的準確性不同。國際尿控學會技術報告委員會建議以下標準：最大尿流率（Qmax）范圍為050ml/s，排尿量（voided volume）范圍為01000ml，最大時間常數（maximum time constant）為0.75秒，全尺度精確度為±5%。盡管仍需要代表測定范圍的百分誤校對曲線，但來自廠家的技術特征仍未包括國際尿控學會要求的此項內容，這種狀況應該得到糾正. 多數尿流率儀為質量尿流量器（如重力傳感器或轉盤傳感器），液體比重的變化將對尿流速度的測定有直接的影響。比如高濃度尿液可能人為增

9、加尿流率達3%；如加入造影劑，尿流率可人為增加10%左右。這些誤差應通過計算機軟件進行校對糾正。 因此，尿流信號的總精確度應低于±5%，最大尿流率精確至毫升整數即可。在研究條件控制良好的情況下，通過尿流校對能達到更高的精確度，但在臨床常規(guī)應用中并不需要如此高的精確度。大部分尿流率儀的動力學特征足以滿足臨床尿流率測定的要求。 然而，壓力流率分析時，應充分考慮信號動力學的局限性，尿流信號反應速度較慢，其精確度不如壓力信號高。 （三） 尿流率測定中存在的問題 測定中存在的問題，以及從尿流速信號中獲得的信息在自由尿流率和壓力流率測定之間存在著明顯的不同。在自由尿流率測定中，流速曲線的形態(tài)可能

10、提示某種特殊的異常病狀，但其可靠性、特異性和有關產生異常排尿的原因都不能單純從曲線形態(tài)發(fā)現。 只有將尿流率測定與膀胱內壓、腹壓測定相結合，通過分析壓力流率的相關性，才有可能判斷出逼尿肌收縮力或膀胱出口梗阻兩者各自對排尿異常的影響。因此尿流率測定受到很多因素的影響 （四） 逼尿肌收縮力 排功能是松弛的出口和收縮的逼尿肌之間相互作用之結果，兩者任意之一發(fā)生變化都將影響尿流率的結果。如出口狀態(tài)保持穩(wěn)定，則尿流率的變化將于逼尿肌的活動有關。逼尿肌收縮力無論發(fā)生神經原性或肌原性的改變，尿流率均可隨之發(fā)生明顯的變化（圖4）。圖4：如圖所示，尿流率出現明顯的波動，其發(fā)生波動的時間正好與逼尿肌收縮波動同步，而

11、在此期間，腹壓并無波動，提示逼尿肌收縮力的變化是導致尿流率出現波動的主要原因。 （五） 膀胱出口阻力 如逼尿肌收縮力均衡，尿流率則取決于出口阻力的變化，如逼尿肌括約肌協(xié)同失調則為此類情況。 （六） 膀胱容量 膀胱容量增加，逼尿肌肌纖維勢必被拉長，膀胱膀胱勢能和與收縮相關的功隨之增加，并在膀胱充盈至150200ml時達到最大值；而膀胱充盈超過400500ml時，逼尿肌被過度拉長，逼尿肌收縮力將會減小。 因此，從生理上來說，最大尿流率取決于膀胱的容量。各自之間尿流率與膀胱容量之間的這種相關性有所不同，病理狀態(tài)的嚴重程度或類型不同也會產生差異。如就縮窄性梗阻而言，最大尿流率幾乎與容量無關，而壓迫性梗

12、阻中，隨著梗阻嚴重程度的增加和尿流率的減低，這種相關性將逐漸減弱。 （七） 技術方面的考慮 流速信號受到測定技術和信號處理方法的影響。尿路外尿流應盡可能不耽及誤毫無改變排入尿流率儀內。然而，任何一種漏斗或集尿器，或尿流率儀都有對尿流率記錄信號的修正。 從物理角度看，流出尿道口外的尿流會變成許多水滴，水流的這些細微結構經光譜測定儀測定有較高的頻率，包含有很多有用的信息。對標準尿流率檢查而言，這些高頻作用應該通過信號處理剔除。 對自由尿流率檢查而言，所有對尿流率有影響的體內調節(jié)因素均可產生生理性贗象并應盡可能避免，如要求病人排尿時放松，盡量不要使用腹壓等。通過小于10Hz的濾過軟件或數字A/D轉換

13、器過濾可以消除這類生理性贗象。精確解釋尿流信號的動態(tài)變量只有通過結合同步壓力信號才能實現。因此只有進行壓力流率分析測定時才能準確理解尿流信號的詳盡含義。 為確定真正的最大尿流率值，尤其是進行自由尿流率（即無尿道測壓導管）的測定，如此高頻率的信號變化很可能產生明顯的誤差，這些變化應通過計算機軟件進行處理修正。 （八） 尿流率檢查的推薦意見 為了更好地進行尿流率及其圖形的測定，應對以下進行標準化： 在X軸上，1毫升（ml）應等于1秒（s）； Y軸上，則等于1毫升/秒（ml/s）或10毫升排尿量。 至于尿流率儀的技術精確度，在臨床檢查中尿流率值達到整毫升數，排尿量達到整10毫升數即可。為使最大尿流率

14、（Qmax）電子讀數更為準確，建議采用尿流率曲線的內部數字平滑技術，建議如下： 曲線兩秒之內的正負尖波贗象應去除。 如手動平滑所得尿流率曲線也遵循同樣的原則，即目測Qmax時，通過肉眼畫一平滑的曲線，并去除兩秒以內的所有尖波。通過平滑處理后Qmax數值通常會比電子自動記錄的有所減小（圖5、圖6）。圖6：經手動平滑處理后，兩秒以內的尖波去除，最大尿流率會有所降低。尿流率標準報告模式：Qmax/Vvoid/Vres. 有關曲線平滑處理的原則建議如下： 無論尿流率為電子數值或經平滑處理數值，在報告中均須注明。 如最大尿流率值未經所建議的計算機軟件平滑處理，僅通過計算機記錄單純的峰值信號，應特別注明為

15、Qmax.raw。這類初始信號僅在尿流率的特殊研究中有一定的意義。 自由尿流率中任何動態(tài)變量（信號模式）的解讀取決于個人的經驗，可以簡單描述，通常為臨床分析提供資料。 有關尿流率檢查的文件記錄，建議如下： 最大尿流率（已平滑處理）應以接近整數表示（如10.25ml/s可記錄為10ml/s）； 排出尿量和殘余尿量應以接近10ml表示（如342ml則記錄為340ml）； 最大尿流率應與排出尿量和殘余尿量一并報告，標準模式如下：VOID: 最大尿流率（Qmax）/排出尿量（Vvoid）/殘余尿量（Vres）。 例如，一尿流率儀自動測得的尿流率，分別為16.6和21.3ml/s，而排出尿量分別為86和

16、182ml，平滑處理后最大尿流率則為8和17ml/s，一并報告的排尿量分別為90和180ml。估計尿流率VOID1= 8/90/0，以及VOID2=17/180/20（圖6）。 采用這種報告標準有助于理解尿流率的結果。如缺乏相應的數值，則用連字符。如只得到排出尿量，則表示為：VOID:- /340/- ，或無排出尿量則表示為：VOID: 10/-/ 90。 如采用尿流率/容積圖，也需進行相應的說明。來自壓力流率分析的尿流率資料，應在報告中加上一個p符號以注明，如，Qmax.p表示該尿流率紀錄來自壓力流率分析的資料。 三 侵襲性尿動力學檢查：充盈期膀胱測壓和排尿期壓力流率分析（圖7，8，9，10

17、，11） （一） 簡介 只有在有明確的指證，或需要了解特殊的尿動力學問題時才可考慮侵襲性尿動力學檢查。先前的排尿日記和尿流率有助于確定是否有適當的檢查指證。有一些關鍵的推薦意見，將有助于進行成功的尿動力學研究。 與患者良好溝通，了解患者的癥狀，并在檢查中重復這些癥狀，才能得到良好的尿動力學評估。 在檢查中，應連續(xù)而詳盡地觀察資料記錄的過程，應持續(xù)評估所收集信號的質量和可靠性。 應避免贗象，任何贗象發(fā)生均須即刻修正?；仡櫺苑治鲑Y料時糾正這些贗象幾乎是不可能的，也更費時費力。在尿動力學檢查時需持續(xù)觀察，定時檢測才能及時發(fā)現任何贗象。 目前，便攜式或移動性尿動力學檢查有賴于回顧性質量控制和贗象糾正。

18、但是，從原則上來說，便攜式尿動力學檢查也應遵循先前的原則才能保證得到質量良好的尿動力學資料。這使得有關質量控制的意見統(tǒng)一顯得更為重要。只有相關的標準得到準確的定義，自動智能的移動尿動力學檢查系統(tǒng)才可能實現。 質量控制有賴于對曲線形態(tài)的認知和相關的正常值知識，以及先前所獲得的非侵襲性尿動力學資料和其他與尿動力學問題相關的資料。因此在進行侵襲性尿動力學檢查之前，需排尿日記和多次自由尿流率評估。 來自非侵襲性檢查的有價值信息有典型的排出尿量，殘余尿量和最大尿流率。這些資料應作為侵襲性尿動力學檢查的對比參考。只有進行充分的準備，才可能保證在尿動力學檢查結束之前對所存在的尿動力學問題找到適當的原因。為得

19、到必要的信息，對尿動力學參數的必要修正、補充和重復測定也是必需的。 有效的尿動力學臨床檢查需要： 從理論上理解尿動力學參數的物理特性； 對尿動力學設備和操作程序有一定的實際經驗； 理解如何確保尿動力學信號的質量控制； 有嚴謹分析尿動力學結果的能力 由于尿動力學檢查涉及眾多的機械測定，如壓力和容量，以及這些參數隨著時間的變化。由于許多分析模型是利用機械概念，如流體阻力和收縮能量等，對這些測定參數和概念的特征，尤其是對壓力和流率的理解是必需的。因此尿動力學不但需要解剖和生理的綜合知識，也要求有生物機械學和物理學的基本知識。 尿動力學測定的質量控制需要全盤考慮。不同層面需要利用不同類型和資料質量水平

20、，以及可靠性控制： 物理和技術層面， 生物機械層面， 和病理生理層面 尿動力學常見的問題是醫(yī)生即刻作出臨床解讀。如水平C指未經嚴格分析的病理生理信息，水平a指未考慮信號的可靠性，水平b指未考慮測定的生物機械性，以及測定參數的物理特征，技術局限性和信號的精確度等。因此現建議如下： 侵襲性尿動力學檢查不應在無明確的指證和需要了解的可能存在的尿動力學問題之前進行。 （二） 壓力流率分析中的尿流率測定 資料分析時尿流率控制區(qū)概念的應用需要同時記錄尿流率信號和壓力信號。正常情況下，在膀胱內壓力和實際尿流率之間并不存在可測得的時間延遲。但是由于尿流率為體外測得，因此兩者之間應存在明顯的時間延遲現象。 這種

21、時間延遲隨著解剖、病理、尿流率速度和測定設置的不同而異。目前對尿流率變化的實際動力學特征的了解很有限，多數尿流率儀反應速度較慢，可能不足以匹配速度較快的壓力信號變化的動力學需要。 實際所需的時間延遲在0.52秒之間，尿道關閉和任意尿流終點記錄之間的時間差異可能更長，前列腺梗阻和終末滴瀝患者中尤其如此，這種情況下尿流率與壓力之間的時間差異明顯大于尿道開放和尿流率信號之間的時間差異。 因此，目前建議采用更多的描述性定義來描述同步壓力和尿流率之間的相關性，如采用Pdet.Qbeg指尿流率開始時的逼尿肌壓力以取代Pdet.open，采用Pdet.end表示尿流率結束時的逼尿肌壓力以取代Pdet.clo

22、se。在分析壓力流率時這種時間延遲是必須考慮的。 一般來說，壓力流率研究時所記錄的最大尿流率一般小于自由尿流率的最大尿流率。這種現象不能單純歸結于由于插管所致的流出道阻力的增加，因此這種現象也同樣鑒于恥骨上穿刺插管的壓力流率分析研究。 移動尿動力學檢查和常規(guī)尿動力學也存在同樣的問題。尿流率的變化可能存在更為復雜的原因，如精神因素，也可能有生理因素。如逼尿肌收縮力的變化可能是其中原因之一，臨床檢查中膀胱過速充盈對逼尿肌收縮力會產生明顯的影響。這種可能性可以解釋常規(guī)尿動力學檢查和移動尿動力學檢查兩者時間所存在的差異。 （三） 膀胱壓和腹壓的測定 建議嚴格遵循國際尿控學會的零點壓力和參考高度的標準。

23、只有這種病人時間和各醫(yī)院之間的結果才可能有比較性。 零點壓力和參考高度這兩概念在尿動力學界常有混淆。比如常有錯誤的"零點參考高度"說法。由于兩者是壓力的獨立而不同的特性，所以必須加以區(qū)別。兩者的應用應遵循國際尿控學會所推薦的定義： 零點壓力指環(huán)境大氣壓 將傳感器開放于環(huán)境并關閉其他任何通道，或將充滿液體的連接導管置于傳感器相同垂直水平所測得的壓力為零點壓力，只有在這種狀態(tài)下才能進行傳感器置零。 參考高度指受試者恥骨聯合上緣水平。 參考高度即指傳感器必須放置的水平，這樣所有的尿動力學壓力具有相同的流體靜力成份。常有爭論認為對大多數尿動力學參數來說，并無多大區(qū)別；如參考高度不同

24、對膀胱壓（Pves）和直腸壓（Pabd）產生同樣的誤差，因此逼尿肌壓力（Pdet）并無明顯的改變。 這種論點是不能被接受的。流體靜力壓力是真實和重要的，對體內壓力的測定其中重要的作用。質量和可靠性控制的許多重要方面，如不同病人體位的典型靜態(tài)值范圍，都基于壓力的準確記錄，而未遵循國際尿控學會標準所得的參考值范圍將不會得到應用。而且，只有兩者壓力都基于同一參考高度進行測定，兩壓力之差才有意義（如Pdet=Pves-Pabd）。 （四） 壓力傳感器 尿動力學技術已發(fā)展至采用體外傳感器，通過充滿液體的連接系統(tǒng)與體內連接以測定體內壓力變化。這種測定方法能簡便修正零點和參考高度。導管傳感器（cathete

25、r mounted pressure transducer） ，又稱微頂傳感器導管（microtip transducer catheter）在臨床中已逐漸流行，由于該類傳感器準確性高，更好的動力學解析度，并獨立于流體靜力之外。 在壓力性尿道壓力描記和移動尿動力學檢查中微頂傳感器有其優(yōu)勢。對微頂傳感器而言，幾乎不可能準確這些傳感器在體內的準確位置，也不可能將這些傳感器同時置于恥骨聯合上緣的參考高度水平。 為避免這個問題，越來越多的人主張測壓導管放置妥并開始測壓之前進行置零。這樣做的結果是壓力的零點和參考高度都被忽略了，所得的數據在各醫(yī)院之間也沒有可比性。事實上，開始測壓之時膀胱和直腸初始壓力是

26、真實的，但各病人之間可能不同，而且明顯取決于病人的體位?？赡軙a生明顯的誤差，如忽略修正環(huán)境零點壓力誤差可達50cmH2O，膀胱充盈時，忽略參考高度則可能產生10cmH2O壓力誤差。 此外，檢查開始前置零的腹壓，在檢查開始后，排尿時伴隨盆底的逐漸松弛腹壓會逐漸下降，并產生負值腹壓，使得逼尿肌壓力超過膀胱壓。對于充氣導管和連接管系統(tǒng)也會出現同樣的問題。由于在氣囊覆蓋的測壓孔和外置傳感器之間缺乏水柱充盈，對充氣系統(tǒng)而言，參考高度應以導管上的傳感氣囊內標志，而非外置傳感器。 建議采用液體介質充盈系統(tǒng)測定膀胱壓和腹壓。如采用微頂傳感器或氣體介質系統(tǒng)，應將起自標準零點和參考高度的誤差減至最低，資料分析時

27、應考慮此誤差的影響。 （五） 尿動力學測壓管 為病人之間和醫(yī)院之間的資料有可比性，應鼓勵采用標準的測壓導管，現建議如下： 為便于膀胱測壓及灌注，建議常規(guī)尿動力學檢查采用經尿道雙腔測壓導管。 只有兒童和有嚴重的縮窄性梗阻（如尿道狹窄）患者采用恥骨上穿刺插管測壓才有肯定的優(yōu)勢。經尿道測壓導管應盡可能細，受限于插管和足夠內腔徑的需要。足夠的內腔徑可避免壓力傳到受阻和灌注受阻。目前，6F雙腔測壓導管是最細的導管。 雙腔導管的優(yōu)勢在于膀胱充盈和排尿的過程可以重復進行，而無需再次插管。如采用6F雙腔導管，灌注速度則限于2030ml/min，采用如此的細管，典型的轉輪式灌注泵不能達到更高的灌注速度。如根據泵

28、轉速計算灌注量，管腔過細者會出現灌注量的誤差。 比如，灌注速度設在60ml/min，而實際灌注速度只能達到30ml/min，儀器所顯示的灌注量會比實際的高一倍；排尿后儀器會顯示出人為的大量殘余尿。對某些特殊設備可能能達到更高的速度。因此對任何設備進行以下檢測是必要的： 測定某種測壓導管在該泵中所能達到的最大灌注速度。 修正和校對所灌注的液體量。 采用雙導管分別用于膀胱灌注和測壓較為不便。排尿期時拔除較粗的膀胱灌注管并近留較細的單腔測壓管看似對膀胱測壓有利。但是目前尚無資料顯示，在一壓迫性梗阻病例，如BPO（良性前列腺梗阻），6F測壓導管對壓力或流率有不利的影響。反而有資料顯示單腔導管也可產生誤

29、差。雙腔導管還有無需再次插管就可重復測定，而單腔導管重復測定時反復插管會引起明顯的不適。 建議采用直腸氣囊測壓管進行腹壓（Pabd）的測定。盡管多種導管均能成功記錄直腸壓，但放置于直腸壺腹部的弛緩無空氣氣囊能有效而方便地測定腹壓信號。在女性，經陰道測定腹壓可能更易被接受，也能提供可比性資料。 腹壓的記錄使得任何對膀胱內壓產生影響的膀胱旁壓力得到測定。氣囊的作用是在測壓孔周圍有一體液環(huán)境有助于壓力傳導并防止糞便阻塞測壓孔而影響壓力傳導。此外，直腸壺腹部和陰道并無液體充盈，而氣囊能與腸道或陰道壁緊密接觸，防止因接觸不良所致的壓力傳導減低現象。氣囊注水量大約在其容量的1020%（氣囊壁出于弛緩狀態(tài)）

30、時工作狀態(tài)最為良好。 過度充盈測壓管氣囊使氣囊壁因被牽拉是造成腹壓測定誤差的最常見原因。為避免這類誤差，可在氣囊用針扎一細小的孔，如氣囊充盈合適則無此必要。采用末端開口的一般直腸測壓管時，如同時經測壓腔道低速（2ml/min灌注，既能得到可重復性直腸壓結果，也能防止糞便阻塞測壓孔產生的誤差。但是直腸壺腹部灌注過量的液體會引起不適和其他問題。 （六） 設備：充盈期膀胱測壓需要的基本設備 國際尿控學會尚未就充盈期膀胱測壓和壓力流率分析所需的必要設備作出技術規(guī)定，此內容也尚未列入國際尿控學會的技術設備報告和有關壓力流率分析的附件內。僅建議一資料交換的標準。在此會就有關問題作進一步的探討。 （七） 有

31、關設備的推薦意見 對尿動力學系統(tǒng)而言至少需要以下設備： 三通道，兩通道用于壓力測定，而一通道用于尿流率測定。 顯示（打印或監(jiān)視器）和儲存三個壓力（Pabd，Pves和Pdet）和一個尿流率（Q）的曲線資料。 灌注容量和排除尿量可以顯示為曲線或數字化。 在線顯示壓力和尿流率，并有適當的尺度和解析度；尺度單位必需清晰顯示在各軸線上；如曲線超出顯示尺度范圍時電子資料不應有所丟失； 有關感覺和事件標注等標準信息在曲線記錄過程中應能隨時記錄。 只有在檢查時，所測定或推算出的信息能以曲線形式，并無時間推移（即為實時性），持續(xù)顯示時，可靠性評估和質量控制才有可能。各顯示曲線和數字標注應遵循國際尿控學會標準，

32、其幅度和時間應標注明確。 各曲線排位建議如下：頂端為腹壓（Pabd），向下一次為Pves，Pdet和尿流率。腹壓曲線超出尺度范圍并部分顯示并不影響結果。此外，肌點圖、膀胱充盈容積、排出尿量應以曲線或數字形式同時顯示。 建議采用以下基本技術特性： 最小精確度：壓力最小精確度為±1cmH2O，尿流率和容積最小精確度全尺度時為±5%； 壓力尺度范圍為0< 尿動力學設備    尿動力學儀是現代泌尿外科不可缺少的設備，但是近十年來國際上尿動力學設備層出不窮，功能也日趨完善。目前多數廠家提供尿動力學儀均具有尿流率測定、膀胱壓測定、尿道壓力描計、肌電圖

33、測定、同步X線或B超影像記錄、陰莖海綿體測壓及胃腸動力學研究有些廠家還提供有關神經電生理方面的相關設備，如美敦力公司的Duet尿動力學儀可選擇配套的神經電生理儀用于誘發(fā)電位的測定，加拿大的Latorie公司也提供有關電刺激和生物反饋儀，可用于神經電刺激和生物反饋治療。由于我國尿動力學研究起步較晚，加之缺乏交流，對尿動力學技術的進展了解不多，本文于以下三個方面簡單介紹一下有關目前國際上尿動力學技術的進 展。1、尿流率    尿流率已成為泌尿外科必備的檢查設備，是尿動力學檢查中唯一一種無創(chuàng)傷檢查。目前尿流率儀主要類型有稱重式（Weight transducer）（圖3

34、-1-1）及轉盤式（Rotating disc transducer）（圖3-1-2）兩種，兩者均有較好的準確率( 10%)及可重復性。目前許多廠家出產帶儲存器的尿流率儀，患者可以帶回家，連續(xù)測定24小時，甚至三天內每次排尿的尿流率，并可將數據輸入計算機內進行 分析，以獲得更準確的數據。二尿動力學儀    一臺完整的尿動力學儀有以下部分組成：計算機主機及相關的尿動力學應用軟件，尿動力學主處理器，尿流傳感器，壓力傳感器，肌電圖，尿道壓力描計拉桿，灌注泵，打印機、同步影像系統(tǒng)。（一）計算機主機及尿動力學主處理器    計算機主機是處理尿動力學資料，

35、顯示曲線，分析及打印報告等功能的執(zhí)行者，是通過專門設計的尿動力學軟件來實現的。最初的尿動力學儀僅為電機械系統(tǒng)，通過描圖儀實時打印所得到的尿動力學曲線，而且無置零功能，使用極為不便，作一次檢查往往費時數小時。隨著計算機硬件的發(fā)展，出現基于DOS系統(tǒng)的電腦化尿動力學儀，可以實時采集數據，校正結果，曲線置零，甚至還能進行影像尿動力學檢查。眾所周知，計算機硬件和軟件發(fā)展極為迅速，中央處理器十多年即從286發(fā)展 至Pentium IV（奔騰4代），個人電腦操作系統(tǒng)也隨之從DOS系統(tǒng)過度到目前的視窗XP，尿動力學儀也隨之發(fā)生巨大變化。尿動力學主處理器是進行壓力電轉換的處理器，或通過導線與電腦相連，或直接插

36、于電腦工業(yè)主板插槽內。一般來說，尿動力學主處理器適用時間較長，隨著尿動力學軟件的更新，尿動力學主處理器仍可長期 適用。（二）尿動力學應用軟件    通過尿動力學應用軟件才能實現對尿動力學參數的采集，編輯，曲線顯示，分析和報告打印，最能體現設備的先進水平。目前先進的尿動力學軟件應具備一下特征： 基于目前主流計算機操作系統(tǒng)； 軟件操作簡便； 具備對數據或曲線的編輯功能。目前國內流行的尿動力學儀，如加拿大Laborie公司，美國美敦力公司，荷蘭MMS公司，德國Wiest公司等，都能符合 目前臨床的需要。（三）壓力傳感器    壓力傳感器是尿

37、動力學儀中最重要的傳感器，一般有兩種類型，一種稱之為復用性壓力傳感器（圖3-1-3），這種傳感器裝備成本較高，但是使用成本很低，如 有破損只需更換園蓋即可，比較符合我國國情。另一種傳感器為一次性傳感器，壓力電流轉換裝置位于傳感器內，裝備成本較低，使用成本較高（圖3-1-4）。 還有一種傳感器稱之為微頭傳感器（Micro-tip transducer），該傳感器位于測壓導管的頂端，無需水介質，該傳感器昂貴，臨床應用受限。（四）肌電圖    尿動力學儀所配置的肌電圖與神經科專用的肌電圖儀有所不同（圖3-1-5），該肌電圖并不能行誘發(fā)電位檢查，只能粗略測定橫紋肌平均肌電

38、圖的變化，主要用 于判斷逼尿肌尿道外括約肌或肛門括約肌的協(xié)調性，基本上能滿足泌尿外科臨床的需要。最常用的肌電圖電極有表面電極（類似心電圖電極），單導絲電極，同心軸電極等。表面電極貼于肛門兩旁，參考電極貼于一側大腿，以肛門括約肌肌電活動變化來間接判斷逼尿肌外括約肌的協(xié)調性2，多用于小兒尿動力學檢查。單導絲電極通過一注射器針頭插入肛門兩側，旁開1cm，導絲柔軟，置入患者無明顯不適，參考電極為表面電極貼于一側大腿。同心軸電極只插入肛門旁一側即可，旁開1cm，參考電極貼于一側大腿。兩種針型電極準確性均較高。目前有些廠家為尿動力學儀配備了能進行誘發(fā)電位測定和神經電刺激等神經電生理設備，嚴格來說，這些設備

39、屬于獨立的診斷或治療儀器，與尿動力學檢查本身無關。（五）尿道壓力描計拉桿    該裝置是尿道壓力描計檢查所需部件，其工作原理很簡單，只需依照規(guī)定的速度移動拉桿頭即可，尿道壓力描計拉桿的速度一般由計算機控制，尿道壓力描計功能主要用于壓力性尿失禁的診斷，目前不主張用于尿道梗阻的診斷。（六）灌注泵    尿動力學儀采用的灌注泵有兩種，一種為重力泵，工作原理如同電子稱，通過計算機計算瞬時減少的液體重量來計算灌注的速度，該泵結構簡單使用，而且價格便宜。由于重力泵液體依靠一加壓氣囊擠出，因此液體均速流出，在行尿道壓力描計時無需加接阻尼管，減少檢查

40、成本。但這種泵的流速需通過輸液管上的血止手工調 節(jié)，盡管速度調節(jié)不一定很準確，卻足以滿足尿動力學檢查的需要。另一種水泵為由電腦控制，旋轉計擠壓式水泵（圖3-1-6），類似臨床中常用的輸液泵。這 種水泵價格較貴，有通過計算機隨時調節(jié)水流速度之方便。由于這種水泵是通過旋轉積壓輸液管而實現的，水流常以脈沖形式流出，行尿道壓力描計時需加接阻尼管，以緩沖脈沖水流對壓力產生的影響，檢查成本自然有所增加。（七）打印機    尿動力學儀所配的打印機無特殊要求，如需要節(jié)約時間可采用激光打印機，如要求彩色報告，可采用彩色噴墨打印機，而彩色激光打印機價格昂貴，并非物有所值。（八）影像同步系統(tǒng)    影像同步系統(tǒng)是隨著電腦科技的發(fā)展而出現，該系統(tǒng)的出現極大地提高了尿動力學儀的檢測功能及準確性，是目前尿動力學儀的發(fā)展潮流。廠家一般采用商