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在大多数神经外科中心及几乎所有的儿科中心，采用脑脊液分流术来治疗脑积水是一个非常普通的手术。毋容置疑，对一些特殊的病人 , 置入一个分流装置是一种最好的选择。但常常造成混乱的是关于一种特殊分流装置的作用、或者如何工作；对分流装置的了解，许多神经外科医师的知识主要来自于广告或卖主的介绍、以及从那些发明分流装置的神经外科医师那里得到，这些人都对他们设计的产品性能深信不疑。对分流功能原理的了解允许神经外科医师在众多的设计中理智地选择所需要的产品以及了解使用这些装置所带来的一些并发症。 发展史 仅仅半个世纪以前，一但确诊为脑积水患者就意味着死亡或智力的毁坏。我们最早的祖先一定认识到了未经治疗婴儿脑积水的典型临床特征，但由于缺乏对脑脊液生理特征的了解、以及缺少消毒技术，早期的所有治疗努力都是失败的。希波克拉底可能是最早尝试采用脑室穿刺治疗脑积水的人，尽管他实际上采用的是硬膜下腔引流术。此后脑室穿刺一直使用到 18 世纪。从 16 世纪到 19 世纪中期也有采用头部缠绕或束缚的方法，通过限制头围增长来治疗脑积水的记录。在较迟的记录中提到了为避免感染需要一种闭式脑室引流系统。通过调查发现，进入到 20 世纪以来，人们已经尝试了将脑脊液分流到所有所有可以想像的颅内外腔隙之中的手术方法（表 214-1 ）。 表 214 － 1 既往脑脊液分流远端位置一览表
近代的分流外科手术并不是等到与人体相容的生物材料出现后以及发明单向阀门后才开始。 Nulsen 和 Spitz 首先报道了他们采用一个弹簧和不锈钢球阀制成的分流装置进行脑室－颈静脉分流的成功经验。 1955 年， Pudenz 介绍了他采用硅树脂制成的分流系统将脑脊液引流到循环系统的动物试验，以了解这种材料和方法的可行性。第一位接受硅树脂材料进行脑室心房分流的儿童共存活了 2 年，最后死于分流梗阻。但从此以后，硅树脂成为人们制作分流管的人体植入材料。自 1970 年以来，脑室－心房、脑室－腹腔以及腰－腹腔分流手术在临床上广泛应用开来，如何管理这些手术带来的并发症已成为人们关注的主要焦点。此后进入了一个如何使分流手术更加完美的时代。 当前的脑室脑脊液分流系统均包含一个近端的脑室端管，一个单向阀门，以及置入腹腔、静脉系统或其它部位的远端管三个组成部分。脑室－腹腔分流术始于 1908 年，尽管后来这种术式逐渐被人们放弃，但现在这种术式已成为治疗脑积水的主要术式。 脑脊液分流的水动力学 水动力学是物理学的一个分支，它涉及到液体的流动、以及在流动过程中固体组织对其产生压力作用的相互关系。分流系统的水动力学涉及到脑脊液在分流管内及阀门中的流动，更精细的来说，涉及到脑脊液流动的阻力及驱动压力。脑脊液分流水动力学的临床重要性已在众多的文献中被强调。由于我们对水动力学的不断了解，使得分流系统由以往两端完全开通的普通管发展到今天出现的先进分流系统。 一种理想的分流系统应该具备象正常脑脊液循环那样，具有使脑脊液由蛛网膜颗粒进入静脉系统再吸收、控制颅内压力、以及恢复脑皮质功能的作用；但事实上在市场上出现的众多分流产品、以及新的分流产品的不断出现就意味着现实离我们的理想还相差甚远。 许多脑积水患者的病理损害是由于脑脊液流出的动力学阻力增加而导致，分流系统就是为脑脊液的流出提供一个低阻力的通路。因此，阻力是一个特别重要的概念。脑脊液通过分流系统的流量涉及分流系统的阻力与压力梯度，三者间的关系可以用下面简单方程式所表示： Q= △ P/R 这在里 Q 代表流率， R 表示对流动的阻力，△ P 代表驱动压力。尽管分流阀门的泵吸作用能产生最高达 2000 毫升 / 小时的峰流率，但通过证实，在体内分流的流率一般在 0.6~116 毫升 / 小时。 R 由 RT 加上 RV 组成。 RT 表示来自于分流管的阻力， RV 表示来自阀门复合体的阻力。 RT 决定于许多因素，包括分流管的长度和内径、脑脊液的粘性等，正如普瓦泽伊定律所描述的： RT= 在这里η代表绝对粘度系数， L 表示分流管的长度， r 代表分流管的内半径。应该特别关注脑脊液的粘性与温度密切相关。任何的分流试验应该使用 37 ℃的液体，否则获得的将是错误的压力—流量结果（水的η值在 37 ℃为 0.6915cp ，而在 22 ℃的室温时则为 0.9548cp ，二者相差 38 ％）。在正常的生理状况下，由于低流率的关系，脑脊液在通过分流系统时通常为层状（ Reynolds' number typically ＜ 1 ），即使在通过明显的转角和狭窄的阀门时。 RT 在任何流率的情况下保持保持一个定数，从而对管道系统来说，产生了一个线性的压力与流量曲线（图 214 － 1 ）。由于复杂的几何学及运动部件的原因， RV 显得非常的复杂。在生理流率的范围内，在许多患者当中，阻力并不是恒定不变的，可以看到一个压力与流速的关系曲线。在我们和其他人的实验研究中显示，一个长 90 厘米的远端分流管对流动产生一个附加的阻力，这个阻力大致等于由一个微分压力阀产生的阻力，最高可达整个分流系统阻力的 94 ％。因此，必须注意到，当让远端分流管变短时，可以明显的改变分流压力与流量特征。 一个分流系统的阻力（ RT+RV) 在通过特定的脑脊液分泌与吸收比率来决定脑室内压力方面扮演一个重要的角色，因此它至少和开通压 同样重要。另一个需要特别注意的问题是：气泡和微小物质的存在可以造成阻力的迅猛增加，从而影响正常的分流工作，或者导致分流失败。在没有脑积水的人体当中，对于大量脑脊液通过蛛网膜颗粒吸收的阻力大约为每分钟每毫升 60 厘米水柱。一个典型的低压分流系统的阻力，当流量在每小时 25 毫升时，大约为每分钟每毫升 8 厘米水柱，是一个非常低的值。 压力梯度驱动脑脊液在脑室－腹腔分流系统中流动由如下方面决定： △ P ＝ IVP ＋ pgh － OPV － DCP 在这儿 IVP 代表脑室内压力， pgh 代表流体静力学压力 ( 密度×重力恒数×分流管近端和远端末端的垂直高度）， OPV 代表阀门的开放压， DCP 代表远端管腔的压力（图 214-2 ）。如果远端管被放置在静脉系统内，很显然 DCP 就是静脉压。如果远端管被置入到腹腔， DCP 就变成了腹腔内压，相对大气压而言这个压力通常为零，但在腹肌紧张时可以瞬时升高。 虹吸现象 当脑室端管与置入远端的分流管出现高度差时就能出现虹吸现象。当病人从卧位变到站立位置时，由于出现一个等同于流体静力学压力的压力差，使得一个流率的迅速增加。一个在狗身上的研究显示，假定处于站立位置，流率会迅速增加，并且随后逐步降低，直到达到一个新的稳定状况（图 214-3) 。 在模拟状况下，脑脊液产生的流率能达到正常的 170 倍。由于在脑脊液－矢状窦内压力梯度没有位置相关的改变，虹吸现象不能在正常脑内产生。由于颅内与大气压不是相通的，液体将流动直到颅内压力下降到负于流体静力学压力，以平衡虹吸效果（图 214-4) 。这能引起低颅压症状 30 、桥静脉撕裂引起硬膜下血肿、及颅缝早闭或裂脑室综合征。 Pudenz 和 Foltz 报道低颅压症状可出现在 10 ％ ~12 ％的病人中，并指出许多病人能忍受这个虹吸效果而没有产生其它的病症。在站立位置时产生流体静力学压力（ 25~50cmH2O) 是明显地高于一个典型低压阀（ 1~4cmH2O 或高压阀（ 8~10cmH2O) 的开放压，了解这一点是非常重要的。提升阀门的开放压δ cm H2O 只能相应地将产生于虹吸作用中的产生的脑室负压量减少δ cmH2O 。因而，将一个分流阀门的压力调整到一个较高的开放压时可以延缓脑室塌陷，但不能阻止裂脑室综合征产生的倾向。 分流阀 尽管带阀门的分流系统自 50 年代以来就开始流行，并且分流设计已经得到不断改进并更加接近生理功能，但并发症仍然很普遍。这导致了众多瞄准消除这些并发症而发明的精美分流阀的发展。当前在实际中使用的这些阀包括微分压力调节阀（静力和可编程的压力阀）、流量调节阀、抗虹吸阀及重力驱动阀等。 微分压力阀 众多的微分压力单向阀已被发展为 4 大种类：裂隙阀、僧帽阀、隔膜阀及球锥形阀（ ball-in-cone) 。这些设计的所有企图是达到保持颅内压稳定这个目标，避免颅内压剧烈上升或下降。微分压力阀藉由它们的开放压或关闭压所定义。当颅内压高于阀门的开放压时，阀门开放，允许脑脊液以一个决定于整个分流系统阻力的流率流出，直到压力下降到关闭压之下时脑脊液流出停止。尽管没有在活体上得到证实，但随着每一次的心脏循环，阀门的开发和关闭是可能的。由于滞后现象的缘故，开放压并不是和关闭压一样是必需的。滞后现象由于阀门的机械特性的轻微改变而产生，依赖于它们是否开放或者关闭，并且最常见于裂隙阀和僧帽阀中。许多制造商提供的不同开放压的微分压力阀归类于 3 个或者 4 个类型：超低压（＜ 1 cm H2O) 、低压（ 1~4 cm H2O) 、中压（ 4~8 cm H2O) 、以及高压（＞ 8 cm H2O) 。两种不同的压力阀可以有同样的开放压而完全不同的阻力值，因而它们的运转是不同的。 裂隙阀可以是在一个分流的近端（ Holter-Hausner valve) 或在末端（ Codman Unishunt,Codman,Randolph,Massachusetts) 。简单的末端裂隙阀对流动提供最低的阻力，并且在事实上一个末端裂隙阀分流管与相同长度末端开通的分流管在能被测量的阻力上没有明显区别。 隔膜阀或许是微分压力阀中最常见的产品类型。通常，为了允许脑脊液流动，这些阀门内包含有对压力起反应的一个偏向硅橡胶膜。 程控阀 程控阀更适合被叫做外部可调节微分压力阀。他们的工作方式与非可调微分压力阀相比：除了可以选择通过外部装置调节分流压力、避免因需要进行分流修正而采用外科手术外没有更多的差别。这增加了便利并相应地减少了危险，但不清楚这些利益是否胜过在所有患者中使用这种阀门所增加花费的价值。几位作者已经报道了他们使用这种装置的成功经验和并发症。他们提示这种分流最适合用于难以控制的过度引流病例（如：裂脑室、硬膜下积液）或引流不足病例（脑积水的持久症状）。它也提示在逐步减少蛛网膜囊肿的大小和在正常压力脑积水中逐步减少脑室大小上更为有用。对这些程控阀也易受虹吸影响的关注是非常重要的。 Codman Medos 程控阀有一个球－螺旋形装置。一个凸轮和类跳舞者样马达配合（类似一个旋梯）被用以调节弹簧的强度。开放压能从印刷在阀门上的不透 X 光标记物上读出，并且能 在 3~20 cm H2O 范围内以 1 cm H2O 梯度增加。马达组件可以用一个来自于阀门程控器的外部磁场进行调节。在调节压力超过 3~20 cm H2O 总范围时，藉以小于 1 毫米的螺旋运动。 Sophysa 程控可调压力阀（ Sophysa,France ）也是一种球螺旋形阀门，这个半环的螺旋能被通过磁铁旋转产生的不同力量所调节。这个装置在介于 8~17 cm H2O 的开放压间有 8 个适当的位置。由于这两种阀门含有磁铁，它们在 MRI 扫描中可能产生一个人为改变，并且可以通过一个磁场再次进行调控。 流量控制阀 设计流量调节装置是为了当压力梯度增加时增加水动力学的阻力，来试图保持流率的恒定。在事实上它是阻力控制的微分压力阀，并且或许这些阀门应该被叫做压力控制、阻力可变、流量恒定阀更为合适。这些装置产生一个 S 形的压力－流量曲线（图 214-6) 。这个功能可被 Orbis Sigma 阀所完成（ NMT Medcal,Inc., boston , Mass. ) ，外形是人工合成的红宝石流量控制栓、在一个可移动的合成红宝石环内配合（图 217-4) 。当压力增加时，由于红宝石栓是锥形的，红宝石环向下偏斜，，使流出的间隙减少，这样使阻力增加及流量减少。如果压力 进一步增加，超过一个预先设定的阈值，红宝石环进一步倾斜，直到阻力低到允许流率的快速增加。 Sante-Rose 和他的同事们描叙了三个发展阶段：第一阶段由中压低阻力阀组成，这种阀作为一种传统的微分压力阀工作，直到液体通过分流管的流量达到 20 毫升 / 小时的平均值时。第二阶段由可变阻力流量调节器组成，这种阀在 8~35 cm H2O 的微分压力间维持流量在 20~30 毫升 / 小时。第三个发展阶段是一个安全的装置，这种装置在微分压力高于 35 cm H2O 时工作（减少脑脊液流率的迅速增加），从而防止过高的颅内压力。流量控制阀很少出现虹吸和过度引流现象，并且在分流的患者中显示能改善低颅压症状。然而，流量控制阀的特点是有一个非常小的流出孔，使得这个阀门本身就成为一个可能堵塞的位置。另外，在年轻儿童中，高阻力有引起头皮下积液的倾向，除非他们被使用弹性敷料压迫头皮并保持站立位置。 抗虹吸装置 避免过度引流并发症的一个策略是发展抗虹吸装置（ ASD) 。这个装置的特点是安置在头皮下，有一个小的隔膜，这个隔膜的作用是当分流管内部的压力降到大气压之下时减少脑脊液的流动（图 214-8) 。 PS Medical 虹吸控制装置（ Medtronic PS Medical,Goleta,California) 含有两个隔膜，它被设计成在休息的位置时阀门是关闭的，并且仅仅当内部的分流压力超过大气压时阀门才被压开。 PS Medical Delta 阀由一个抗虹吸装置组成，不过到末端是一个微分压力阀。从理论上讲，如果外科医生可以控制使 ASD 关闭的脑室压，可以将 ASD 安置在整个分流管的任何位置。 ASD 安置在越远的位置，在脑室内减少相同程度的流量就需要更大的负压。如果 ASD 安置在分流管腹腔段末端就没有作用了。 Portnoy 和他的同伴首先报道了在 13 名有症状的低颅压患者中使用 ASD ，其中 11 名患者成功消除了低颅压症状，尽管有 6 名患者出现了慢性硬膜下血肿。 Gruber 和他的助手报道了在 41 个儿童中（ 31 个先前进行了分流手术、 10 个首次接受分流）使用 ASD 的结果。他们报道了在这些儿童中，裂脑室症状及病人在日常生活中或过度运动后有关低颅压症状的主诉明显减少。已经报道了 4 个在置入 ASD 后不是因为分流管梗阻导致神经功能恶化的病例。症状随着 ASD 的去除而消除。事实上这 4 名表现高颅压体征的患者，提示在这些患者中 ASD 系统一旦虹吸停止后不是保持关闭就是不能开通、或者整个都不能开通。 Drake 和他的同事证实：从覆盖在 ASD 上的疤痕组织产生的组织分隔压导致 ASD 出现功能性梗阻，并且可能是引起上述情况发生的原因。 重力驱动阀 重力驱动阀的设计理念是：在病人坐位或站立时通过重力的帮助增加开放压以阻止或减少虹吸。 Cordis 水平垂直阀是一种为腰－腹腔分流而设计的装置（图 214-9 ）。这个装置有一个入口阀和一个出口阀。入口阀是一个球螺旋阀，并且位置变化不能明显改变阻力。出口阀有一个人工合成红宝石球，这个球放置在一个圆锥形座上，并且有三个不锈钢球放置在红宝石球顶部。在站立位置，不锈钢球的重力将红宝石球压在它的座上，从而造成了一个高阻力。在平躺时球离开座位，允许脑脊液在低阻力状态下流动。因此，确保重力驱动阀安全工作、将其固定在适当位置是极为重要的。 阀门设计试验 通过评估不能控制的病例系列，试图将设计的各种分流阀门的优点进行分类是不可能的。这些病例系列频繁地被设计的拥护者所报道，他们有时出于经济或其它利益的驱动。一个有关脑脊液分流阀门设计的多中心随机试验是：对采用不同阀门分流的儿童脑积水患者进行一年以上的随访，将由于分流管阻塞、过度引流、脑室分隔及感染等导致分流失败的情况进行分析，并证实不同分流管在并发症发生上没有任何不同。在这个试验中， 344 个第一次进行分流的脑积水儿童（年龄从出生到 18 岁）被随机在 12 个南美或欧洲的小儿神经外科中心。这些儿童接受了三个阀门中的其中一个：一个标准微分压力阀；一个 Delta 阀，其设计包含一个虹吸控制部分以减少在站立位置时的虹吸作用；或者一个 Orbis-sigma 阀（ Cordis,Miami,Florida) ，含有一个阻力可变、流量限制成分）。一个比较常规阀和 Codman Hakim 可编程阀在分流失败和阀门更换方面的随机试验中，也没有证实这两种阀门有任何明显的不同。这些研究用完全不同的水动力学形式、用有关机械和感染并发症来比较不同类型的阀门。然而，没有一个纵向的研究比较这些不同的阀门可能对智力结果造成的影响。 近端和远端分流管 当前使用的所有脑室和远端分流管都由人工合成硅橡胶制成。这些管的绝大多数在导管材料中灌注有钡、或在管上间隔地镶有钽的标记点，以便在透视下可视。脑室管被设计得有足够的硬度、足够的抗缠绕性、及足够的顺应性，以防止脑室塌陷后贴在导管上时对脑组织造成伤害。不同的长度、形状、内径和外径，以及管壁的厚度是有使用价值的。管的内径从 1.0 到 1.6 毫米是有用的，最小的被设计用于新生儿。导管直径从 1.3 毫米变到 1 毫米，导致增加近 3 倍的阻力，注意到这一点是重要的。已生产出了直导管、成角导管、以及带翼和凹孔的导管（图 214-10) 。带翼导管被设计为让脉络丛远离引流孔、以消除由脉络丛导致机械梗阻的可能性。然而，这种装置也没有减少脑室导管阻塞的发生率。事实上，在对置换下来的带翼导管的仔细检查中发现，这种翼起到一种类似脚手架的作用让脉络丛去缠上它。在一个脑室管上引流孔的大小和数量是可变的，尽管这些孔的绝大多数是多余的。脑室管和它的孔对脑脊液流动有一些阻力，并且由于部分阻塞导致孔的数量减少时这个阻力会增加。在我们的试验显示：即使仅仅剩下一个 500 微米的单孔允许脑脊液流动，分流系统的整个阻力没有明显增加。远端分流管或者开放、或者顶端封闭，而靠近远端有裂隙阀。有些既是顶端开放、又有裂隙阀存在；如果顶端开口堵塞，裂隙成为脑脊液流动的替换通路。这些导管的远端也不例外，它们只是硅橡胶管。 在体外的分流试验 在体外的试验允许测定在不同条件下分流系统的水动力学性能。一些实验室已经进行了分流系统的体外试验，是为了获得制造商提供的有关分流系统使用状况以外的和独立的应用信息、以及确定一个阀门是否如说明书所描述的一样进行工作。水动力学通常被测量的是开放和关闭压、压力－流量反应、阻力、以及倒流流量。分流阀能在两个基本路径进行测试：藉由通过阀门产生的压力梯度及测量由此而产生的最终流量、或藉由被承认的一个已知流率、并测量由阀门对流动的阻力所产生的回压。在第一种方法中，通过阀门的压差被测试。产生一个恒定压差的一个最简单办法是用两个灌满水的烧杯分别放置在不同的高度。分流阀连接在两个烧杯之间，并且压差由水的水平差所决定。对于短期试验，在烧杯内水的平面变化并不是很明显。于是最终的液体流量能够用不同的压力梯度、通过测量规定时间内流到下面烧杯内液体的重量和体积来确定。开放压能用这种技术测量，方法是：开始时没有压力梯度，然后缓慢增加压力梯度直到液体刚好流出。关闭压也可以通过逐步降低压力梯度、直到液体流动停止来测量。使用两个上升和下降的压力确定滞后现象的存在是有用的，用裂隙和僧帽阀非常容易观察到滞后现象。滞后现象或许由作用在阀门上的精确压力的微小不同所引起，取决于这个压力的升降与否。 第二种方法需要一个安置在分流阀门近端的校准泵（类似于注射泵）、或者是一个压力计或者是一个压力传感器用以测量压力的产生。于是流率变成不受限制的变量，并且压力在超出流率的范围内被记录下来。美国社会对试验材料的要求是：分流必须在 5~50 毫升 / 每小时的范围内进行测试，尽管在活体测量已经证实流率大于 100 毫升 / 每小时。两种方法能被用于确定水动力学阻力及压力与流量曲线比。同样的方式被用在逆流试验中，仅仅简单地将阀门反过来使用就能评估逆流的可能性。在试验中使用的液体与体内脑脊液的成分相接近是非常重要的。在 37oC 的水或生理盐水是足够的，由于脑脊液 99 ％是由水组成，并且与水有近似一致的粘性和表面张力。也有更苛刻的试验方法被使用，就是抽出水中的气泡及从分流系统中去除泡沫后再进行试验。做到这一点很容易，就是通过灌注分流管数小时、并将分流管放置在充满液体的真空中让小气泡膨胀，于是它们很容易被除出。去了解分流管是否包含在这个试验中是非常重要的，就是注意它的长度和内径，因为它能补偿一个明显的总阻力数量。一个用于记录传感器和驱动泵所得到数据的计算机系统是一个有用的工具，它对于枯燥数据的采集、减少人为误差及进行长期试验都是十分有利的。 一旦基本装置是在适当位置，分流就能被测试，以决定它们在不同模拟临床场景下的性能，如虹吸作用。 Watts 和 Keith 介绍了搏动性流动对分流影响的试验，并确定当搏动性流动与恒定状态流动相比较时，开放和关闭压是明显的不同。这个效果因近端管腔的顺应性增加而消失，或许是顺应性增加对波动产生衰减作用。英国分流评估实验室为了更接近模拟的颅内生理，使用了双重的波动和静态压力。这个实验室也检查了将微小粒子注射到阀内的效果，又进行了 200 mm Hg 冲击波的耐受试验，模拟在咳嗽时颅内压急剧升高的经验。在这个实验室从事的分流试验多数，似乎提供的是非生理的低水动力学阻力；这个临床意义是不清楚的。 Aschoff 和他的同事们聚焦在精确度、长期冲洗、阀门变形、蛋白浓度及空气气泡的影响方面。它们显示：将一个阀门弯曲、使它适应新生儿颅骨的弧度引起阀门变形，并且能改变水动力学性质一直到 500 ％。当病人平躺、头部压在阀门上时，阻力增加超过 1000 ％的情况可出现在 50 ％的这些试验中。抗虹吸系统特别有出现这种现象的倾向。当决定放置阀门的位置时，这个事实应该牢记在脑海中。 在体外的分流试验中已经证实，不同的阀门设计产生广泛变化的压力－流量特征，非生理的压力被频繁地观察到，长期的可变性是普遍的，并且制造商的说明书常常是不精确的。由于一个分流系统在体内的精确压力和流量特征不可能被测量，在体外试验中决定分流系统的临床特征是困难的。当新的和更复杂的试验方法被实行时，更多的目光将聚焦在机械分流故障的原因及相关的体外实验上。 在体内分流性能的测试 尽管众多的试验技术已经得到发展，但当前在临床上没有实际可行的方法用以测量在体内详细的分流性能（如流率）。当前用以评估分流功能最常用的技术包括 CT 和 MRI 扫描，放射元素注射、及普通 X 光照片。这些方法提供了有关分流功能的定性信息，但是没有明显的定量信息。一个可植入的遥控压力感受器能够提供有关颅内压的有用信息，并且已被使用在帮助了解第三脑室底造瘘术和脑室胸腔分流术后发生的颅内压力改变上。普通照片、或者又叫做分流序列，对诊断分流管断裂、移位或连接部位脱落是一个无法替代的工具。 X 光照片也能被用于阅读制造商镶在分流管上的不透 X 光标记，并且当医疗记录缺乏时用以确定分流管的类型。 CT 扫描是评估脑室大小的选择性检验方法。尽管它不能最終确定分流的开放，但将其与在分流功能正常期间所拍片相比较、如果显示脑室大小增大、在这种时候，适合结合临床症状和体征时显示分流失败。这一点强调的是获得分流功能正常时 CT 影像的重要性。 MRI 能被用于确定分流的开通，尽管在这次，它所作的目的并不是一个有成本效益的试验。 定量法已被研究获得广泛的普及，包括放射元素注射、对比物质注射、及使用电解法植入一个气泡发生装置。 在我们实验室的研究中使用的一个有希望的技术是采用多普勒超声，不仅无创地确定分流开放与否、而且能获得有关分流性能上量的信息。脑脊液不含有自然的超声反射，并且当一个多普勒探头被应用到一个分流时并不产生一个信号。然而，这种技术采用低频超声气穴现象、应用于覆盖在分流管上的组织使分流管内部产生瞬时的微泡。泡沫与脑脊液沿着分流管流动，并且它们反射回来的多普勒信号能被用于流速的确定。这个方法已在活体的分流上证明是成功的，但仍然没有被应用到植入式分流中。 脑的生物力学模型 在每一个分流设计背后是一些脑脊液产生、吸收、以及颅内压力的数学模型概念。几个不同复杂度、可应用到脑积水脑的数学和计算机生物力学模型已经得到发展。这些模型给予我们有关脑积水病理生理学的一些好的了解、以及能被用于改善脑脊液分流装置的设计。根据流量、压力、脑室大小、脑脊液产生率、以及姿势变化来测试置入体内的分流装置的性能是极其困难的。藉由模型的真实特性，允许我们测试有关新阀门设计的不同假设，来观察它们在不同的临床情景下怎样工作。一个新设计的阀门的理论模型应该在一个真正装置生产出来之前就被测试。模型的有用性取决于它接近真实情形的程度。大多数神经外科医生都熟悉这些模型的基础，这些模型雏形起源于 Munro 在 1783 年所做的工作，并且在 1824 年被 Kellie 加以改进。 Munro-Kellie 理论用一个三腔室模型（脑、动脉、静脉）来描述颅内压力－容积关系，并且这个理论已经被使用了数十年用来帮助解释颅内压增高的病理生理学。现代模型是典型的多腔室、并且使用计算方法去解决微分方程、从而测定时间—变化行为（ time-varying behavior) 。 Tenti 和他的同事们编辑了一个优秀的有关一些模型的回顾性评判书。 Guinane 发展了一个相当于脑脊液水动力学的电路分析，在这个设计中，电阻模拟吸收、并联电容模拟邻近组织的弹性特征、以及恒定电流模拟脑脊液形成。这个模型不考虑脑脊液的搏动，而是采取一个恒定的顺应性，并且产生了一个线性压力与容积曲线比。已知最好的现代计算模型是 Marmarou 和他的伙伴们发明的压力－容积指数。这个模型藉以呈现颅内顺应性不是一个常数、而是随颅内压力上升而线性下降来改良了先前的腔室模型。在理论和实践研究中显示完全一致。压力－容积指数能够通过绘制颅内压相对于容积的对数图获得，并且利用它的斜率、藉由一个 10 的因数来决定使颅压上升的容积。压力容积指数是颅内容积缓冲能力的度量器，在给定的增加容积的情况下，如果倾斜度增加较高，表示颅内压力增加较大。压力－容积指数已广泛地用于检查颅内生理、颅高压治疗、以及模拟脑脊液分流和虹吸的影响。后来得到发展的一个更精确的计算机虹吸模型顾及到了负的压力容积关系，而在这种情况下压力容积指数是无法做到的。与这个技术最相匹配的数据来自于 Yamada 在狗身上进行的精确试验。更复杂的数学模型考虑到了脑的类海绵状密度，这个方法被 Hakim 和他的助手提出并且被 Nagashima 和他的同事们进一步发展。脑被模拟为一种能渗透的、可变形的固体基质，这个基质允许脑脊液通过这些小孔渗透。这提供了一个脑脊液经室管膜吸收的模型，这个模型更接近脑积水的病理生理，但是需要更为复杂的数学方程式。通过假定脑是一个球形的、既有粘性、又有弹性的贝壳，用它来模拟由于暂时性颅内压升高导致脑室大小的改变是可能的。 脑积水和脑脊液分流的数学模型仍然在初级阶段。藉以神经外科医生、工程师和数学家通力合作的结果，及迅速增加的计算能力，这个研究领域对于促进我们对脑积水的了解、以及提高对脑积水病人的治疗能力有极大的潜能。 分流障碍的消除 机械性梗阻是分流失败最常见的原因，并且脑室段管是最容易堵塞的位置。在儿童患者中，脑室段管堵塞最高占机械性分流失败的 90 ％。导致导管最常见的堵塞原因是由于脉络丛向管内生长，其原因是脑脊液流动时将脉络丛吸引到管内，以及从星形细胞增殖而来的胶质组织堵塞。引起导管阻塞的其它少见原因包括结缔组织、血凝块、室管膜细胞、坏死脑组织、淋巴细胞、多核巨细胞、中性粒细胞及异物（如头发、纤维）等。尽管改变脑室端管放置的位置和设计 , 包括形状和材料的改变，也并没有显现出明显的改善结果。当前对于机械性分流失败的治疗是手术更换阻塞的分流部件。有报道显示，在进行分流修正术后、在术中和术后 CT 扫描中可见到的脑内出血达 31 ％。尽管这些出血的大多数没有临床症状，但出血能将第二次分流修正的间隔时间缩短到 70 ％。因此，将分流管留在原来的位置仅仅使它再通应该是有益的。这个手术的其它好处包括当脑室很小时避免更换脑室端管、以及减少在除去有粘连的导管时所导致的脑室内出血的发生率。 1988 年， Chambi 和 Hendrick 报告了使用电烙术除去有粘连的脑室导管的经验，这种方法在许多中心或许成为分流修正的常规部分。自从电烙术应用以来已显示：在开放的分流修正术中或经皮、经 Rickham 储液囊穿刺，在分流管内使用电烙术能重建脑脊液流动。 Pattisapu 通过 Rickham 储液囊插入一个金属丝和纤维内窥镜进入到脑室导管内。他在内镜直视下电灼阻塞的组织。在这个研究中，通过平均 20 个月的随访， 85 ％的患者保持分流开放。 目前也有了使用光导纤维传输激光来消除阻塞的研究经验。使用的是一个脉冲为 300 msec 、波长为 2.09 fm 的激光，用它在纤维的顶端产生一个短暂的气泡去冲开堵塞在流入孔的组织。我们小组目前从事的研究是采用经皮超声形成的气穴现象来再通堵塞的脑室导管。超声波是作用在插入脑室导管内的金属丝上、并且在其顶端形成气泡。这些气泡随后崩解、形成瞬间的冲击波来击碎局部的碎片。这个系统在体外的试验中显示能有效地清理脑室导管，但仍然没有接受临床的检验。超声聚能比电灼清除得更快和更彻底、并且不会损伤硅橡胶管，而激光则可以对硅橡胶造成损害。我们也发现：对大多数分流系统来说，仅仅需要将一个孔打通就能恢复适当的水动力学。脑室导管清理给病人带来的短期或长期利益是否超过传统的分流修正术、这一点目前还不清楚，很显然需要进一步的试验。 展望 自 50 年代以来，随着一个快速增长的知识体系的发展，脑脊液分流的技术和科学得到了明显 的进步。到目前为止，生物相容性材料出现和单向阀门的发明可以说是两个最重要的步骤。精致的新设计的阀门似乎给病人群体的选择带来了好处，但在临床试验中显示是否比传统的设计更好还没有得出最后的结论。 脑脊液的数学和计算机模型的改进、连同复杂的体外试验技术，可能是进一步优化分流设计的钥匙。理想的分流是应该模拟正常的脑脊液吸收，但目前还作不到这一点。为了到达这个理想状态，或许需要将一个传感器置入到分流系统内并对阀门进行伺服反馈；这个理念首先被 Hakim 在 1973 年接提出。对这个分流系统的想像是，藉由一个微型可置入的微处理器的帮助、通过调节阀门持续控制颅压。藉以纳米技术的帮助，现在设计和制造出可操控的微型机器和电子开关是可能的。这个增加的复杂度和花费应该被减少的并发症所弥补。一个更符合生理的分流应该对脑的发展有积极的影响，尽管这需要一项仔细设计的长期结果研究，但做到这一点也是可能的。 脑积水治疗的另一个未来方向是瞄准减少分流并发症的综合处理上。由于出现的无创技术可以在复杂情况下诊断分流的开通情况并且决定分流的操作，病人将不再遭受有创试验和不必要手术之苦。毫无疑问，无论分流系统如何复杂，在一些患者中分流失败将永远是一个无法回避的问题。目前已经探索采用微侵袭的方法治疗分流管堵塞，这为全面改善对分流病人的治疗、及降低治疗费用带来希望。 我们预想的将来是：患者在他或她的一生中仅仅需要接受一次分流，这种分流装置复杂得足以将颅压控制在正常生理限制内 , 并能非侵袭地调节和监控颅压变化、以及适合对分流阻塞进行微侵袭治疗。 参考文献 ( 略） |
