CN1160340A - 用于检测平滑肌壁功能的方法及装置 - Google Patents

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Abstract

一种用于确定病人的身体结构是否功能正常或异常的方法，身体结构包括由平滑肌组织构成的肌肉壁部分(如膀胱)，该方法包括：(1)测量肌肉壁部分的微动，(2)在所测的微动的基础上产生身体结构状态特征参数；(3)将这个参数与一个预定性能范围相比较来确定身体结构是否正经历正常功能及非正常功能。

Description

用于检测平滑肌壁功能的方法及装置
本发明涉及一种将病人的主诉作为生理状态征象加以确认的方法。特别地，本发明涉及一种尿流动力技术以及实现这样的工艺的装置，这种技术用于将病人关于膀胱(如尿急或痉挛)的主诉作为一种生理状态征象加以确认。
在临床膀胱压力容积测定中，将腔内压与膀胱容量的关系记录下来[Griffiths，D.J.等人：“儿童逼尿肌不稳定”《神经泌尿学尿流动力学》(Neurourol.Urodyn.)，1，187-192页(1982)；Abrams，P.：“逼尿肌不稳定与膀胱出口梗阻”《神经泌尿学尿流动力学》，4,317-328页(1985)；Coolsaet，B.L.R.A.：“在聚集相中膀胱顺应性与逼尿肌活动”，《神经泌尿学尿流动力学》，4，263-273(1985)]。通常观测腔内压中的自发的相的及张力的变化[国际尿控学会：“关于下尿道功能术语标准化的第四次报告”《泌尿学杂志》(J.Urol.)，53,333页(1980)]。人们注意到正常人的逼尿肌中的自发变化直至取得相对高的容量时才发生(Plum，F.：“正常人的自动膀胱活动”，《神经病学》(Neurol.)，2，497-503页(1960))；并且假定通过输入刺激由这些自发收缩来触发排尿反射的开始(Plum，F.等人：“膀胱协调性的产生”，美国医学协会，《神经病学档案》(AMA.Archives of Neurology)，第2卷，487-496页(1960))。有时压力中的一定量变化被表示为“不稳定指数”，它被假定与尿急的症状相连系(Murray，K.，等人：“关于原发逼尿肌不稳的鸦片样阻塞效应”，第12届年会，论文集，雷顿，85-87(1982))。在膀胱压力容积测定中当看到大的自发相压力波时(如大于15厘米的H2O)，将尿急标定为运动性尿急。在原位观测到的自发活动被认为是神经源的(Griffiths，P.J.等人：“健康女性的膀胱功能及其控制”《美国生理学杂志》(Am.J.Physiol.)，251R225-230(1986))。因而，在人体内观测到的自发活动(膀胱不稳定性)被认为具有一个起源这与在体外实验中观察到的自发活动是不同的。
基于对体外试验中整个猪膀胱的观察及病人体内膀胱的观察，一个最近的模型指示出在体外试验中观看到的自发活动在人体内正常的是当神经中枢所抑制的并且可能成为受到干扰的神经控制病例的征象(Coolsaet，B.L.R.A.等人：“尿急与逼尿肌活动联系中的新概念”《神经泌尿学尿流动力学》，12,463-471(1993)；Van Duyl，W.A.，等人：“通过伸张唤起不稳定逼尿肌收缩”，提交给《欧洲泌尿学杂志》(Eur.J.Urol.)(1994)；Van Os-Bossagh，P.，等人：“膀胱的充盈状态及膀胱壁活动：一个功能模型”，提交给《神经泌尿学尿流动力学》(1994))。
通常，尿流动力学研究的主要兴趣一直在于发现依照压力来确认病人尿急的主诉的技术。在几种研究中尿急症状与逼尿肌过度活动之间的因果关系在临床上已被测定。为了增加根据膀胱压力来验正病人主诉的机会，进行了动态尿流动力学[Waalwijk van Doorn，E.S.C.等人：“对病人尿失禁时的遥测(telemetric)尿流动力学临床值与标准尿流动力学比较的追溯研究”，《生物测距术》第九章159-160，H.P.Kimmich及M.R.Newman，Eds.(1987)]及刺激性试验[Coolsaet，B.L.R.A，等人：“逼尿肌过度活动”《神经泌尿学尿流动力学》，5，435-447页(1988)]。尽管已有这些改进的技术，逼尿肌压力与临床症状之间的相互关系仍是缺乏的(Jorgensen，L.等人：“女性运动性尿急失禁的阴道修补”，《欧洲泌尿学》，13，2，382页(1978))。逼尿肌压力与尿急之间相互关系的缺乏也许可以用逼尿肌压力是膀胱壁中相关联现象的不完全反射这一事实来解释。
微动的概念涉及到平滑肌特别是膀胱平滑肌中分布的自发收缩活动现象(Van Duly，W.A.：“膀胱平滑肌中的自发收缩：初步结果”，《神经泌尿学尿流动力学》，4,301-308(1985))。已发表了几种用于测量组织中的微小移动的技术(Paolini，P.J.等人：“利用线性成象传感器电荷-耦合装置的二元衍射仪”，《美国科学仪表评论》(Rev.Sci.Instr.)，47,698-702(1976)；及Roos，K.P.，等人：“用高分辨率光学显微技术及数字成象处理从分离的心脏细胞中确定各个肌小节长度”，《生理物理学杂志》(Biophys.J.)40,233-244(1982))。为了研究横纹肌内的(微)移动，可用此结构(肌小节)作为参考界碑(Drake，A.D.等人：“用于测量微小的生物移动的纤维Fizeau干扰仪”，美国电气与电子工程师学会，《生物医学工程学刊》生物医学电子学-31(IEEE，Trans.B.Biomed.Eng.BME-31)，第7号，507-511(1984))。由于平滑肌缺乏这样一种用于参照的结构，所以用标识物来测量肌条(strip)中微动(的分布)是必要的。用乏图视频技术(videotechnique)的方法可以测量这样的标识物的移动(Hoffman，A.，等人“测量软组织中张力的方法”，《生物机械学杂志》(J.Biomech.)，第12卷，第10号，795-800页(1984))。
在体外实验中在猪膀胱组织的肌条上的研究中观测到了微动模型。作为标识物，使用由薄的光学纤维透过组织而实现的光斑；通过纤维触点的移动观测局部偏移。可以用一个图像系统跟随纤维触点，然而，为了分析运动，最好使用位置一敏感平面半导体。通过这种技术，以约50μm的分辨率观测微动(Van Duyl，W.A.：“膀胱平滑肌中的自发收缩：初步结果”，《神经泌尿学尿流动力学》，4,301-308(1985)；及Van Duly，W.A.等人：“在组织肌条中测量微动模型的纤维技术”，《制备》(In Preparation)(1994))。
在这些文献中，许多作者都报告了在体外实验中由于横断平滑肌的力的变化所观测到的自发收缩(如Levin，R.B.等人“自发活动与膀胱功能的关联：一个体外实验和一个人体内实验的研究”，《泌尿学杂志》，136,514-521(1986))。已经示出对于取自膀胱的下部，中部及上部的纵肌条和横向肌条来说，膀胱(兔子膀胱)肌条的这些自发收缩是不同的(Potjer，R.M.等人：“纵向和横向膀胱肌条中的自发收缩频率”，《美国生理学杂志》，(Am.J.Physiol.)257，R781-R787(1989))。
然而，大多数作者将这个自发活动看作人为现象，因而认为它与原位情形并不是生理性相关联的。一些作者提到将体外实验中对自发活动的观察用于药理学研究的可能性。在体外实验中自发活动仍然被认为是肌性人为现象。
以我们的观点，自发活动可以称为分布的微动，在等距的条件下由于其微动模型的结果引起横断一个肌条上的力。此外，与上述提到的以前工艺相对照，我们相信这种微动对于原位上的膀胱行为是生理和病理生理相关的。特别地，我们已阐述到这种微动具有聚集相膀胱的状态，它可用沿膀胱特性范围内的一个变量来表示(Van Duly，W.A.，“与膀胱功能相关连的膀胱组织的被动和主动特性的模式”，《神经泌尿学尿流动力学》，4,275-283(1985))，
对肌条内微动模型的观察显示横断一个肌条的力与肌条内的微动并不唯一相联系(Van Duyl，W.A.，等人“膀胱平滑肌肉的自发收缩活动的同步性”《神经泌尿学尿流动力学》，9,547-550(1990))，即使那样，在没有观察到横断肌条上的力的变化的同时，微动可以存在。
很明显逼尿肌压力的变化是由壁的收缩引起。我们假定逼尿肌压力中的自发变化是由收缩模型引起，这个模型与在膀胱组织肌条上观察到的(微观或宏观)移动的分布模型相类似。从这个由对整个膀胱的肌条观察而来的结论推断，膀胱压力变化与壁的移动模型并不唯一相关而且可能存在有作为压力变化没有被观察到的自发移动。微动在逼尿肌压力中的变化被反映的程度依赖于膀胱同步活动及顺应性。结果，从逼尿肌压力并不能可靠地判断出依照微动模型来表示的膀胱状态。
进一步，微动可以刺激膀胱壁内的感受器，所以微动是输入神经活动源。这种活动告之中枢神经系统膀胱的状态。因此，微动可以是膀胱充盈状态的感受，最终导致排尿愿望或导致尿急感觉的起源。因而，微动是与尿急病理学相连的基本现象。由此，逼尿肌压力在临床上的重要性要小于逼尿肌壁内的微动。此外，已经示出这个压力只是对微动模型的一个粗略、非直接的及不可靠的测量。换句话说，优先发展测量微动的技术而不是改进基于逼尿肌压力的诊断技术是有着根本原因的。
因此，本发明提供一种方法，它用于确定病人包括肌肉壁部分的身体结构是否功能正常或不正常，这个方法包括：
(i)测量肌肉壁部分的微动；
(ii)基于所测微动产生一个表征身体结构状态的参数；而且
(ii)将此参数与一预定性能范围相比较来确定身体结构是否行使着正常或非正常功能。
在另一方面，本发明提供一个装置，它用于测量一空心器官的壁的微动，包括：
具有第一端和第二端的导管；
放置在导管第一端上方的可膨胀橡皮囊，这个可膨胀橡皮囊位于某个介于第一和第二端的位置上被流体密封性密闭于所说导管上；
至少四个电极附贴在橡皮囊的内表面，这至少四个电极在橡皮囊至少部分膨胀时相互分开；
一个各自的导电线与这至少四个电极的每一个电连接，每个各自的导电线在其上具有电绝缘覆盖，每个各自的导电线经过导管并延伸超过其第二端。
图1是膀胱壁的内窥镜图，示出了其内的血管图案。
图2示出了一个由本发明设想的探针，它位于在病人膀胱内。
图3A详细示出了由本发明设想的、安装于橡皮囊壁的一个电极。
图3B示出了用于取得如图3A所示的将电极安装于橡皮囊壁上的技术。
图4示出了本发明设想的被安装于可膨胀橡皮囊之前的探针，。
图5是目前所设想的四针测量技术中所用的装置之示意图。
图6A和6B示出了用四针测量技术的一个16-电极阵列的开关次序中的二个相继位置。
图6C示出了16-电极阵列相对于导管的径向取向。
图6D示出了16-电极阵列相对于导管的纵向取向。
图7示出了用于目前设想的探针的一个电极支架的构成，它使得可以容易的通过尿道。
图8A、8B及9示出了将电极安装在橡皮囊壁上的可选择方法。
图10示出了用印刷导线在导管中划分空间。
图11示出了用于利用本发明16电极阵列的装置的示意方框图。
图12A是体外膀胱1号试验过程所获取的压力与距离信号曲线图。
图12B是在体外膀胱2号试验过程中所获取的压力与距离信号曲线图。
图12C是在体外膀胱3号试验过程中所获取的压力与距离信号曲线图。
图12D是在体外膀胱4号试验过程中所获取的压力与距离信号曲线图。
图12E是在体外膀胱5号试验过程中所获取的压力与距离信号曲线图。
图12F是在体外膀胱6号试验过程中所获取的压力与距离信号曲线图。
图13A是在体外膀胱2号试验过程中与变化的温度相对应的压力信号变化的能谱。
图13B是在体外第7号膀胱试验过程中对应于变化温度的距离信光变化的能谱。
图14示出了在体外第7号膀胱试验过程中在测量压力及距离信号时将乙酰胆碱加入代射槽(metabolic bath)的效应。
图15A、15B、15C及15D示出了在体外第8号膀胱试验中取自在不同的充盈容积(100ml，200ml，300ml及再次在100ml)时的压力及距离信号曲线。
图16是在第一号病人体内试验中获得的压力与距离信号曲线。
图17是在第二号病人体内试验中获得的压力与距离信号曲线。
图18A、18B、18C是在第三号病人体内试验中不同充盈容积(50ml，100ml，150ml及再次在100ml)时获得的压力与距离信号曲线。
图19是在第四号病人体内试验中在二个充盈容积(50ml和100ml)时获得的压力与距离信号曲线。
微动概念涉及平滑肌肉分布的自发收缩活动现象。这样的微动现已确认为对于含有平滑肌壁部分的身体结构是生理和病理生理相关联的。事实上，这样的微动可以具有这样的身体结构状态的特点(身体结构可包括膀胱、血管、输卵管、肠、子宫、子宫颈、胃，尿道，及窦)。
因此，现已开发出一种方法，它用于确定病人身体结构是否行使正常或异常功能，身体结构包括由平滑肌组织组成的肌肉壁部分，这种方法包括(i)测量肌肉壁部分的微动；(ii)产生基于所测微动的表示身体结构状态特征的参数；及(iii)将此参数与预定性能范围相比较来确定是否身体结构行使着正常或异常功能。
在其最简单的形式中，这样一种方法可仅包括在一个时间周期内确定微动是否正发生和/或这样微动的振幅并将这个数据与病人主诉如痉挛、疼痛，尿急(感觉)等的时间记录相比较。如果与病人的主诉没有明显相互联系，这将说明病人的主诉可能是以心理而非生理为依据的。
作为可选择的，更复杂的方法可以包括产生一由实验得出的性能范围。在这样一种方法中，性能范围将通过实验来确定，(a)对已知具有正常身体结构功能的多个个体测量其身体结构的肌肉壁部分之微动；(b)基于步骤(A)所测微动，产生一个具有步骤(a)中多个个体的每一个的身体结构状态特征的参数值；(c)确定具有指示身体结构正常功能的身体结构状态特征的参数值范围；(d)对已知具有非正常功能身体结构的多个个体测量其身体结构的肌肉壁部分的微动；(e)基于步骤(d)的所测微动，产生一个具有步骤(d)中多个个体的每一个的身体结构状态特征的参数值；及(f)确定一个参数值范围，这些参数值具有说明身体结构非正常功能的身体结构状态特征。
具有身体结构状态特征的参数可以是一个可直接确定的参数如微动的振幅或频率，或者是根据随机非线性动力学(无程序理论)代表微动(或其模型)特征的一个更复杂参数。
肌肉壁部分的微动的实际测量可通过将至少一个可探测标识物连到肌肉壁部分并探测至少一个可探测标识物的运动。标识物的探测可以是视觉的，如被注入壁表面层的白蛋白小球或涂在壁上的伊斯蓝斑点，然后它们的运动可用带有视频记录系统的摄像机(内窥镜性)来监测。(可选择的是可探测标识物可以是一个壁上的血管，如图1所示而且血管的运动或其一部分可以用与前面所述人工标识物同样方式来进行视觉跟踪)。
标识物的探测在实际上可以是磁性的如用磁性共振成象(MRI)，这里标识物包含一个原子核，原子核具有至少一个质子或一个不成对中子。(可选择的是，标识物可以是平滑肌肉在固有的生物磁性活动，它是由SQUID磁强计(超导量子干涉仪)来测定的(见：Golzarian，J.，等人：“用高分辨率磁强计对体内进肠基本电律动(BER)行的第一次生物磁性测量”，摘要，美国运动协会(American Motility Society)，二年一次的研讨会，1992年9月；Golzarian，J.，等人：“在局部缺血的小肠中生物磁性信号的非接触测量”摘要，AC外科学协会，第26届年会，蒙特利尔，1992年11月；Staton，D.J.，等人：“使用高分辨率DC(直流)-SQUID磁强计在体外实验第一次对平滑肌进行磁性测量”IEEE生物医学工程学刊113，2，(1991)年))。
标识物的探测可以用雷达(RADAR)技术，其中标识物可反映无线电波频率范围内电磁辐射。
作为一种选择，在具有肌肉壁的较大空心器官如膀胱，肠、子宫、子宫颈等内可将位移传感器连接到肌肉壁来测量局部收缩。
一个进一步的技术包括使用至少二个被连到肌肉壁部分的可探测标识物，这二个标识物互相隔开并且探测这至少二个可探测标识物之间的相对运动。这样的相对运动可由以前讨论过的技术来探测。
用于测量微动的本最佳技术包括使用这样的一个二个标识物系统并且将在这之后将它与用于实现这一技术的新颖装置一并加以描述。
特别地，本最佳技术基于对肌肉壁上的点之间的电阻的测量并且对这一技术的描述将根据其对空心器官特别是膀胱肌肉壁上的测量的适用性来进行。
如图2及4所示，充盈导管1由一薄壁弹性橡皮囊3来环绕，橡皮囊可以用胶乳橡皮来制造(如在实验室中用一阴茎套作为橡皮囊)，用一硅酮环5将它流体密封性地连到导管10上。
带有连结于上的被抽空橡皮的导管经尿道被送入膀胱腔内并且通过用一具有预定电阻的液体，如0.9％NaCl浓度的盐溶液来充盈橡皮囊使膀胱扩展。小银盘7(约3mm直径，厚度约1mm)用作电极9。每一个小银盘7带有小球体11(直径约3mm)，如图3A中清晰所见。如图3B所示，通过橡皮环13电极被固定于橡皮囊3的壁上，通过将小球体11压入小管12的开放端，使橡皮囊壁位于小球体与小管之间，这样电极可被安装在橡皮囊壁3上，然后从放置于小管周围的一定量的膨胀橡皮环中而来的橡皮环13可从小管上滑离(如所示管头方向)以便在小球体周围收缩从而使小球体固定于橡皮囊壁上。以这种方式，四个电极的一个阵列被固定于橡皮囊壁上。在膀胱中，当橡皮囊3充满液体时，橡皮囊壁被压靠在膀胱壁15上；而且每个电极9上的小球体11被靠在膀胱壁上结果电极与其在膀胱壁中的位置相对应的位置被固定。关于这点，关键是薄壁橡皮囊的弹性是这样的，它使得膀胱的局部运动不受阻止并由电极来跟随。
图4示出了探针(没有将橡皮囊安装在其上)，探针构成有导管1及带有绝缘导线17的4个电极9，每个电极的导线通过导管的管道，一个韧性连接元件19，一个Y型连接器21及在Y型连接器一条腿上的液体密封圈23。导管1的管道借助于与Y型连接器21的另一条腿连结的液体供应线25也可用来充盈橡皮囊。当橡皮囊膨胀时将流体压力计(或其它压力量计)连接于上液体供应线25也可用来测量膀胱的腔内压力。
使用前述装置，二个电极间的膀胱组织的收缩和膨胀被转换成这些电极间的距离的一个变量。由于充盈橡皮囊的导电液体(盐水)与电极相接触，这个距离变量可以作为电极澡电阻的一个变量被测量。根据距离对电阻进行的描述是基于体外实验中探针的校准刻度分隔的。
为了避免电极极化及充盈橡皮囊的溶液电解极化，用10KHz的AC(交流)-电流。考虑到各种安全规程，所提供电流大约为10μA。这意味着在电极间要被测量的电压在μV的范围。对于这样低的电压，减少由电极/盐水之间界面所引起的误差是必要的。为此原因，使用四针测量技术，使用的装置如图5所示。
如图5所示，在4针测量技术中，从电源27经4个电极阵列的外电极对9a，9d提供电流，被称作电流-电极，而在内电极对9b，9c间测量电压，被称作电压-电极。这个电压是由电压-电极间距离的变量所调制振幅的并由电流-电极间距离的变量来调制到更小程度。
通过应用带有同步探测及对相移进行补偿的解调技术(锁定放大器29：围绕10KHz的带宽是1KHz，输入阻抗100M欧姆)取得一电压，这个压力根据10KHz交流电压的振幅而变化，10KHz交流电压具有足够高的信号对噪声比率。
为了以高分辨率研究电极间距离内的变量，用从锁定放大器29离开的电压信号30减去所测电压的常数值，这是通过将所说电压和一个偏移电压31馈入加法放大器33而进行的(可将这个看作电极间一定距离并可选择来与电压电极9b，9c间的初始距离相对应)。
为了减少在代射槽中在体外实验中气泡对运动信号的影响，将从加法放大器33中离开的电压信号32通过低通滤波器35滤波(减去0.5Hz的频率)。这个被滤波信号34被记录在磁带记录仪37上。在实验期间，通过将被滤波信号34在记录前通过一高通滤波器41(减去0.01Hz的频率)用钢笔记录仪39仅记录了电压信号36内的相(小的)变量。
用钢笔记录仪39还同时记录了腔内压信号42(通过没有示出但使用者很熟知的方式所获得)。
在等容积条件下进行这些测量，结果电极位置的变量仅仅是由于在膀胱壁内小的局部自发运动引起的。因为微动是在膀胱壁的全部壁上分布的，不仅是沿电压一电极(间距离)的位置，而且沿电流-电极的位置分布。这就意味着电压-电极间电压变量并不是这些电极间距离变量的直接测量，而是需要对由电流-电极位置的变量引起的影响进行校正。
在对该仪器进行校准期间已研究了这个效应。为了4个电极阵列的对称排列对这个系统进行校准。当电压-电极间的距离是d而电流-电压间的距离为D时，那么变量δD对电压电极间电压变量有影响，这可以被看作是等于δd的电压-电极间误差性距离变量(串扰)。这个“串扰”将被计算(一级近似)相当于
δd＝fδD    (1)其中“f”是“串扰”因子，它被计算相当于
f＝d/D      (2)这意味着在电压-电极间距离d与电流-电极间距离D之间的比率较小时，串扰因子也较小。当用D＝45mm及d＝5mm的值校准仪器时，灵敏度为每1mm的d的变量是10μV。电流-电极间距离D的变量δD在电压-电极间产生一个电压的变量，这个变量与电压-电极间距离的变量δd相对应，所以
δd＝0.15δD
当橡皮囊具有各向均匀的弹性时，d/D的比率不依赖于橡皮囊的体积，所以由等式(1)计算出的误差，作为一级近似，与体积无关。但是在溶液中的电流分布几何形状可以引起从所计算的误差而来的偏差，这个偏差是与体积有关的。这些非线性方面尚未得到仔细研究。
作为对电阻测量技术的一种选择，可视标识物可固定于橡皮囊的内壁。在这个实施例当中壁的微动可以用内窥镜技术与视频记录技术相结合来追踪。(但是由于内窥镜的位置是非固定的，因此为了补偿总运动必须在任何给定时间内看两个以上的标识物)。
无论何种情况，为了调查运动的不均匀性，需要一个使用多个标识物(即：多于2个如4，6，8，10，12，14，16，18，20，22，24等)的系统以便在膀胱壁上的多个区域探测运动。使用如图6A，6B，及6D示出的一个基于十六个电极的系统。
使用这样一个多电极系统的一个重要限制涉及导管，即导管的直径需尽可能地小以便无障碍的通过尿道。为此原因，选择橡皮囊壁上的电极初始位置相对导管为纵向，如图6D所示，因为如果它被径向放置如6C所示，电极则需被安放成环状围绕于导管，这使得探针太厚。为了使得通过尿道变得容易，使用如图7示出的安装于导管1的末端上的小韧性条43。在条43内的孔45通过橡皮囊3内一个微稍降低的压力(真空)将电极9夹持在其初始位置。
理想的是未被伸张的橡皮囊的初始直径是小的，这样可避免环绕导管的橡皮囊起折皱而且电极被更容易地支持在其位置上。因为在橡皮囊(胶乳)材料的伸起中(近似因数为10)有个限制，所以我们需要一个与我们所期望达到的体积有依赖关系的初始未伸张直径，没有损坏橡皮囊的危险。当然，有损坏危险的点是在电极区域。
在体外实验中已测出经阴茎套壁通过膀胱壁的电通路效应(电阻的和电容的)并被推断出是可忽略不计的，这时橡皮囊内外是盐水。然而当橡皮囊壁被过度伸张时电的分流可以引入一更严重的误差。为了获得最佳几何图形，并考虑被比较膀胱顺应性的橡皮囊顺应性，可使用二个或更多个尺寸的橡皮囊(如，一个体积至多到300ml而另一个具更大型的体积)。
对于4电极系统，我们对病人简单地使用与在体外实验中所用的同样的技术，而且我们并不操心电极尺寸是个问题。对于多电极系统，关键是探针尺寸的实际保持。
为了防止橡皮囊与膀胱壁间的滑脱，已如上面所说明的采用了带小球体的电极。然而，硬的小球体的缺点是它们阻止探针通过尿道并使探针更易受损。小颗粒如胶乳的小颗粒，在橡皮囊外提供了一个好的选择。
为了使壁内运动对在一个恰当限定区域的电极具有良好转换，如图8A和8B所示的那样电极(或导线的非绝缘端)可在胶乳颗粒中被刺穿)。如图8A所示，电极9实际上刺穿橡皮囊3的壁，但是通过固化在穿刺点的胶乳液滴47从而在橡皮囊外表面上形成小的突起物这样封闭了橡皮囊的壁。作为一种选择，导线17的裸露端17A(其余下部分17B是绝缘覆盖的)实际上可刺穿橡皮囊3的壁，但通过固化穿刺点上胶乳液滴封闭橡皮囊的壁(而且裸露端固定于原位，裸露端的一部分如大约2mm的长度露于橡皮囊内部)，固化的胶乳液滴在橡皮囊外表面上形成一小突起物如直径约1.5mm而高约2mm。通过在位于橡皮囊外的导线的裸露端内形成小的绳结(knot)，由于胶乳的固化导线被原位牢固固定。而且从电学观点这个技术也是优越的，因为它避免了不同金属的界面(如银电极/钢导线)。
作为一种选择，如图9所示，为了局部加固将胶乳49的小盘粘在橡皮球3的壁上。导线17的非绝缘端17A刺穿橡皮囊壁及盘。在非绝缘部分17A的顶端上焊料小球51防止导线的脱离。非绝缘部分17A的一个小部分保持露于橡皮囊的外部并因而起了电极的作用，同时导线17的余下部分17B被绝缘覆盖。这个技术也导致了大量空间的节省。
这16个电极的使用存在一个将如此多的导线通过导管管内的问题。导线数目可以通过使用多路传输微动开关的方法来减少，多路传输微动开关置于导管末端。这样的微开关是可获得的(Medtronic，Maastricht，荷兰)。
作为一种选择，为了节省导管内的空间，可以将其上印有导线17的薄塑料片55卷起并如图10中剪头所示被送入导管1内部。
图11示出了与带16个电极的一个探针联合使用的电子线路的方框图。我们需要AC(交流)电流作载体，这个电流不会刺激肌肉或神经原。根据I.E.C.-601-1关于电安全性的规章，允许使用的最大AC(交流)电流是100μA，10KHz。(我们使用10μA，10KHz的AC电流)。电子线路放在一个关闭的盒子(是防水的且没有把手)，盒子经一短的扁平电缆(连接矩阵)连到探针上。如图6A和6B所示，根据开关程序，16个电极(E1-E16)阵列的4个电极被切换至用于4针测量，这个测量在以前的研究中已经生效：外部一对(I，II)切换(I1，I2)至电流源，内部的一对(III，IV)切换(V1，V2)至一个差动放大器。通过同步检测和带通滤波，获得一个电压，它是电极间距离的一个测量，电极在那个时间上被切换至电压电极。
这个电压的一个通过PC所选择的偏移值经DAC(数字-模拟转换器)被减去。输出被连到一个12比特的ADC(模拟数字转换器)上，这个输出可作为串行数字数据馈入PC。用这种技术在激活的膀胱病例中也可测量收缩分布。
这种多电极系统提供了校正运动信号的可能性，这些运动信号部分地是来自电流-电极间距离内的变量对电压-电极间电压的“串扰”。
用16个电极的环行排列，就有16个间隔用d1，d2……d16来代表。
让我们用dn’代表所测的在间隔dn(其中n＝1……16)上的电压。选择电流-电极以彼此距离D对称地环绕电压电极。距离D可以选择成封入例如5个间隔，这样D大约＝5d。让我们用Dn代表围绕电压电极间第n个间隔d的电流-电极间距离。这意味着：
Dn＝dn-2+dn-1+dn++dn+1+dn+2    (3)现在
dn’＝dn+f·δDn其中f为“串扰”-因子，参见(2)式。假定δDn与f是已知的，式(4)可用来导出dn的第一级校正值。
δDn可作为在前二个抽样周期内确定的并在前面的周期内由于“串扰”而被校正的封入间隔长度的变化来计算。从体外实验中的校准刻度研究中可获得“串扰”因子。此外，用计算机联机控制可完成这一简单校正程序。
示例
在体外实验中的实验
基于如上面所描述的4电极的微动探针技术已被应用于测量体外实验中整个猪膀胱自发活动。从用于心血管研究的猪身上获取这些膀胱。
将新鲜的猪膀胱与部分完整的尿道悬浮于代谢液中(克雷布斯krebs溶液，37℃，气泡是95％O2，5％CO2)。将探针(带有阴茎套的导管及4-电极(图2和4))经尿道引入膀胱腔内，接下来膀胱环绕导管连接。然后允许膀胱平衡30分钟。接下来，用注射器经导管向膀胱内的橡皮囊内充盈的37.5℃的生理盐水至一定体积(如100，200，300ml)。在一个恒定体积下，在如10-20分的时间内记录壁内逼尿肌压力和微动。从这些记录中粗略计算的一些参数值在表1中示出。
表1
 膀胱号    V[ml]     T[℃]   AP[cmH2O]     TP[s]      Ad[mm]    Td[s]    Te[h]   备注
    1   200   37.8   0.8     10     1.0     10     1
    2   200   37.6   2.0     40     0.5     30     1
    3   200   37.0   10     25     2.0     25     1.5
    4   200   37.0   15     40     1.0     20     1.5
    5   150   37.8   0.1     45     0.1     45
    6   200   37.6   1.0     15     0.1     15
    7   150   37.438.637.6   0.2     0.1 对活动的T效应
    8   100200300100   37.637.537.537.5 对活动的V效应
V＝膀胱的充盈体积(ml)
T＝槽内温度(℃)
Ap＝压力(P-)波振幅的数量级(cmH2O)
Tp＝压力(P-)波持续时间的数量级
Ad＝距离变量(距离d-波)的振幅的数量级(mm)
Td＝距离(d-)波持续时间的数量级
Te＝在所示记录之前消耗的时间(hr)
如在这之后要讨论的记录中所能见到的，压力(P-)波经常与距离(d-)或运动波重合，但不总是这样并且并不总是在同一相。在所示记录中的某些地方，已标注压力变量与运动变量的(不)相似性。在可分别看见压力波或运动波但缺少运动波或压力波的情况在记录中以“0”标注。在收缩与压力增加重合，或膨胀与压力减少重合的情形，就说波是同相的并且以“+”标注。在运动波与压力波逆相的地方，以“-”标注。
不对距离信号作“串扰”校正。在每个记录中，给出距离变量和压力变量的范围，这个范围是由校准刻度测量中导出的。
膀胱1号
如图12A所示，距离信号是律动的，振幅Ad约＝1mm而周期Td约＝10秒(S)。压力的变化具有振幅Ap＝0.8cm H2O，与距离Tp＝10秒(S)相同的周期。然而压力变量与电压一电极间距离变量并不相同。有同相和逆相的情况。这说明压力变量并不只是由所观测的膀胱区域的收缩来确定，而是也由其它区域的收缩来决定。
膀胱2号
如图12B所示，与膀胱1号相比较，波具有同样的数量值但不明显；频率大大地下降。
膀胱3号
如图12C所示，将看到明显的P-和d-波(Ap＝10cm H2O，Tp＝25s，Ad＝2mm，Td＝25s)P-和d-波与其说同步不如说经常逆相。
膀胱4号
如图12D所示，可发现显著同相和逆相的P-波(Ap＝15cmH2O，Tp＝40s)及d-波。这些同步相压力波是如此之大结果如果是在原位膀胱中观测，根据国际科技常数手册细则(I.C.S Criteria)这个膀胱应分类为不稳定并断定引起运动性尿急。换句话说，体外实验中同步收缩(被假定为肌性的)可以在与原位(被假定为神经源的)病理自发收缩同样的范围之中。
距离信号示出在压力中看不到的小的变量。这显示出距离变量具有比压力更高的频率分量。
膀胱5号
如图12E所示，Ap＝0.1cmH2O，Tp＝45s，Ad＝0.1mm及Td＝45s，这是压力波与运动波大大小于以前病例的-个示例。
膀胱6号
如图12F示出的，Ap＝1cmH2O，Tp＝15s(清楚的)，Ad＝0.1mm及Td＝15s(不清楚)，这是与正常压力波相联的小运动波示例。二个信号很不相似。这个记录说明压力波主要由膀胱其它区域的收缩而引起。
膀胱7号
进行这个试验是为了调查自发活动的温度效应。T温度从37.4变到38.6℃并回到37.6℃。压力和距离变量的频谱通过计算信号连续重叠段的快速一傅里叶-变换来确定。每段涉及256秒的记录，而连续段的重叠间隔是64秒。以这种方式获得压力与距离中的自发变量的连续波谱。这些波谱由格雷曲线图(grayplot)来代表，如图13A和13B所示。在格雷曲线图中，格雷码是连续段(n)期间频率(f)能量的一个度量。图13A是关于压力变量的能谱，而图13B是关于被同步记录的距离变量。二个格雷曲线示出了宽的频率范围，但二者也示出了小黑频带说明有主频率存在。当温度较时主频率移向右边并且当温度又降低至其原值时回复其原来位置。在压力的和距离的波谱中的主频率趋势是类似的。d-信号波谱的宽度大于P-信号的波谱宽度。在这个实验的结尾，我们将小量的乙酰胆碱加入槽中。效应如图14所示。压力和距离中的由药理刺激的大波是同步的并同相。
膀胱8号
这个实验的进行是为了发现自发活动与体积的关系。在下列体积做测量：V＝100ml(37.6℃)；V＝200ml(T＝37.5℃)；V＝300ml(T＝37.5℃)；  V＝100ml(T＝37.5℃)。
图15A，15B，15C及15D示出了在不同体积上本实验随连续时间的记录：在15A图中：V＝100ml，在图15B中：V＝200ml，在15C中V＝300ml及在15D中：V＝100ml。时间记录并没有显示出自发活动和体积之间的一个系统关系。
从上面所述，可以说明在体外试验中所有猪膀胱显示出其自发活动的压力相变量在1-20cmH2O范围，作为电极间距离变量所测的运动波在0.1-10％范围内。我们从未在处于静止状态(at rest)的膀胱壁上发现(长的)段。一般来说，压力并不随距离同步变化。P-波及d-波同相或逆相重合，或是一点也不重合。总体上，运动频谱是比压力频谱更宽且具更高的频率分量。
一个重要结论是压力变量是由壁的运动引起的，但是是以一种复杂方法引起的；在壁内存在不同的自发活动孤立区域。压力并不是壁内现象的唯一反映。温度的增加引起压力及运动变量能谱的(主)频率的(可重现性)增加。
体内试验
对于病人使用与用于体外实验研究同样的仪器和电极。病人在一个膀胱切除术位置。将导管在戊二醛(cidex)中消毒。在测量前，膀胱排空。将橡皮囊这样放置即在膀胱壁的脊部端放置电极。在橡皮囊腔内防止气泡是很重要的，因为它可严重地并且以未知的程度影响电极间电压。在脊部端上的放置电极减少这种危险。在测量期间，经一个沿探针放置的附加导尿管将膀胱内的尿液排出。将腔内压及腹内压力与壁的运动同时记录。经一分隔变压器将电子仪器从电源馈入。
病人1号
(主诉：失禁)
将橡皮囊充满生理盐水(20℃)分别至50ml，100ml及200ml的体积。图16示出了当膀胱被充盈到200ml时的一部分记录。膀胱压力的记录受到由呼吸引起的偏移的干扰。此外病人在安静躺下方面出现麻烦，结果在膀胱压力曲线上叠加了人为现象。由呼吸和身体移动引起的人为现象在微动(d-)信号中大大小于在压力信号中，这种现象很明显。尽管如此，在大多数场合膀胱壁的微动对应于膀胱压力的同时变量。这个记录示出了运动与压力波可以同相和逆相重合，或不重合。
病人2号
(主诉：尿急及排尿疼)
图17的记录示出体积分别在100ml及150ml的膀胱压力和移动。在膀胱压力读数中，我们认出由于呼吸导致的变量，这个变量在移动中没有看到。病人在50ml的小体积由已感受到尿急。他感到尿急的时刻，我们在记录中作了标记。在100ml体积时，已看见大的P-及d-波。在大部分时间P-及d-波同相是明显的。这很可能是膀胱壁的大部分包括我们观察的部分是自发同步活动的并同相。这可以解释为什么在低体积水平时感受到尿急。
病人3号
(主诉：下腹痉摩)
这是一个非常有趣的病例。图18A，18B及18C示出了体积在50ml，100ml，150ml及再次为100ml时膀胱P-信号及d-信号的记录。只能看见很小的压力变量，它是由呼吸引起的。作为实验，要求病人咳嗽。图18C示出了咳嗽在P-信号中引起了变化在d-信号中则没引起变化。然而，P-信号显示出带有不寻常的图形的大的变量。最显著的是病人报告的痉挛与d-信号峰值重合，即收缩或膨胀的峰值。这些峰值在压力中则没有。这个测量是微动的测量可提供的一个令人信服的额外信息。
病人4号
(主诉：尿急)
膀胱充盈至50ml及100ml。图19示出了记录。这又是一个有趣的结果。虽然作为d中的一个台阶可以看到其在体积增加期间的拉长，但没有d波被观察到。膀胱所观测部分明显地是安静的，即使在自发发生大的压力波时也是如此。在膀胱壁其它部分的收缩与膀胱所观测部分的膨胀没有联系。这说明所观测部分的弹性是低的(如被动平滑肌或连接组织)。
从以上所述，可以说明在大多数病例中我们观察到逼尿肌压力的自发变量和壁内称动。观察到了2个极端情形。在一个极端病例中，膀胱壁所观测部分明显地是壁内一个“宁静”的岛而在其它区域的自发收缩则引起自发压力波。在另一个极端病例中，我们看到膀胱壁的所观测部分内大的移动但却没有探测到显著的压力波。总的来说，病人体内的自发活动模型与在体外猪膀胱所观测的模型是不同的。所有病人都主诉失禁。
尿急的感觉与微动的波相关联，这些波并不总是与压力波重合而是相反。
最后，我们总结出围绕在膀胱周围的压力变化对膀胱壁移动的测量的影响小于在膀胱内所测压力(如与咳嗽相对应)对其的影响。与基于逼尿肌压力(＝腔内压力一腹腔压力)测量的诊断相比这是运动测量的一个额外优点。
因而，本发明提供了用于测量的膀胱壁内部所选区域之间距离变量分布的能力。这个测量可以在不同的膀胱体积下来进行。这意味着也可用这种技术在充盈膀胱压力容积测定期间去探测在膀胱壁的拉伸中的不均匀性并且可探测在被刺激起的收缩期间壁的收缩中的不均匀性(在等容积或受控制的“排尿”条件下)。这意味着本发明也提供一个工具，它用于对膀胱在其聚集和排出相对的特征进行基础研究。如前面所述，在体外实验中在肌条上已对膀胱组织的主动和被动性进行了充分的研究。从在体外实验中利用动物组织进行的这样的测量中而来的并以数字表示的所希望的特征已用来估算原位上人体膀胱的被动和可收缩性参数，这些参数总的是以膀胱体积和压力来表示的。然而，由体外实验中这些参数导出的特性并不代表人膀胱原位条件。相对比的是本发明提供了导出原位人体膀胱的被动和可收缩性的可能性并且并不是导出总的变量而是对壁的局部区域作出区分。

Claims (17)

1.确定病人身体结构是否功能正常或异常的方法，病人身体结构包括由平滑肌组织形成的肌肉壁部分，该方法包括：
(i)测量肌肉壁部分的微动；
(ii)基于所述测量的微动产生一个表征所述身体结构状态的参数；并且
(iii)将所述参数与一预定性能范围相比来确定是否所述身体结构正行使正常或异常功能。
2.如权利要求1的方法，其中所述性能范围由实验来确定，通过：
a.对多个已知其所述身体结构具有正常功能的个体测量所述身体结构有肌肉壁部分的微动；
b.对步骤(a)中所述多个个体的每一个基于步骤(a)的所测微动产生一个参数值，表征所述身体结构状态；
c.确定所述参数的所述值范围，这个范围表征指明所述身体结构正常功能的所述身体结构状态；
d.对多个已知其所述身体结构具有异常功能的个体测量其所述身体结构的肌肉壁部分的微动；
(e)对步骤(d)中所述多个个体的每一个基于步骤(d)所测微动产生一个参数值，表征所述身体结构状态；并且
(f)确定所述参数的所述值的一个范围，这个范围表征指明所述身体结构异常功能的所述身体结构状态。
3.如权利要求1的方法，其中所述身体结构是从由膀胱，血管，输卵管，肠，子宫，子宫颈，窦，胃及尿道构成组中选择的。
4.如权利要求1的方法，其中所述微动测量是通过将至少一个可探测标识物贴在所述肌肉壁部分上并探测所述至少一个可探测标识物的移动来进行的。
5.如权利要求4的方法，其中所述可探测标识物是可凭视觉探测的。
6.如权利要求4的方法，其中所述可探测标识物是磁性可探测的。
7.如权利要求4的方法，其中所述可探测标识物是反射无线电频率范围内电磁辐射的。
8.如权利要求1的方法，其中所述微动测量的进行是，通过将一位移传感器贴在所述肌肉壁的表面并测量所述传感器响应紧靠所述传感器的所述肌肉壁收缩而产生的信号。
9.如权利要求1的方法，其中所述微动测量的进行是通过将至少两个可探测标识物贴在所述肌肉壁部分，所述至少二个可探测标识物是互相分开的，并探测至少二个可探测标识物间的相对运动。
10.如权利要求9的方法，其中所述至少二个可探测标识物由固定在所述肌肉壁部分上的电极构成，二个电极与具有预定电阻的导电体介质相接触，通过测量所述电极间电阻来测量所述至少二个电极间的所述相对移动。
11.用于测量空心器官的壁微动的装置，其构成：
一个具有第一端和第二端的导管；
设置于所述导管第一端上方的可膨胀橡皮囊，所述可膨胀橡皮囊被流体密封性地密闭于所述导管上介于所述第一和第二端之间的位置；
固定于所述橡皮囊内表面上的至少四个电极，所述至少四个电极在所述可膨胀橡皮囊至少部分膨胀时相互分开；
与所述至少四个电极的每一个电连结的各自相应的电导线，每一个各自相应的电导线在基上具有绝缘覆盖，每一个各自相应的电导线通过所述导管并延伸至导管所述第二端之外。
12.根据权利要求11的装置，其中在与所述至少四个电极的每一个紧邻的所述橡皮囊的外表面上形成一个各自相应的突起物，所述突起物凭借所述橡皮囊的至少部分膨胀被压入空心器官的壁使得凭借所述突起物处所述空心器管的运动而引起各自相应的电极运动。
13.根据权利要求12的装置，进一步包括将一导电溶液从所述第二端输送给所述导管，使所述橡皮囊至少部分膨胀的装置。
14.根据权利要求13的装置，进一步包括用于在第一对所述电导线上施加电压的装置及用于测量所述电导线的第二对上的电阻的装置。
15.根据权利要求14的装置，其中所述至少四个电极，当所述橡皮囊膨胀时，绕所述导管的轴径向设置。
16.根据权利要求17的装置，包括十六个电极。
17.根据权利要求16的装置，其中所述空心器官是膀胱并且所述的可膨胀是在其膨胀时基本充盈所述膀胱的尺寸。
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