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膀胱平滑肌收缩与尿道外括约肌横纹肌松弛之间的协调性破坏是功能障碍膀胱的常见问题，这也是神经调控技术恢复膀胱功能面临的重要挑战。膀胱-括约肌协同失调会导致膀胱内压力异常升高及排尿障碍，可能引发危及生命的继发性并发症。

混合型盆腔神经是治疗膀胱功能障碍的潜在外周刺激靶点，但传统的盆腔神经电刺激会同时激活副交感神经传出通路（兴奋膀胱）和感觉传入通路（引发不必要的括约肌收缩）。因此需要开发新型盆腔神经刺激模式。

研究人员在麻醉雌性大鼠实验中结合使用两种刺激：10Hz低频刺激诱发膀胱收缩，同时在盆腔神经近端施加20kHz高频刺激以阻断传入神经激活。这种联合刺激显著降低了膀胱-括约肌协同失调并促进排尿。仅将低频刺激脉宽从150μs增加至300μs即可显著改善排尿效果。但单独低频刺激盆腔神经会诱发短潜伏期（19.9-20.5ms）的协同失调性尿道外括约肌反应，这种反应可通过不可逆的近端中枢盆腔神经切断术消除。

实验证明，近端20kHz高频刺激在较低电流幅度时能产生快速起效的阻断效果，根据阻断电流与刺激电流的比值可部分或完全抑制短潜伏期尿道外括约肌反应。当该比值＞10时，阻断尿道外括约肌收缩的效果显著提升。更重要的是，本研究首次证实这种高低频联合刺激方法能实现对膀胱的分级控制，同时可逆地阻断诱发协同失调性括约肌收缩的传入信号，使排尿效率提升40.5±12.3%。

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这些发现支持将盆腔神经作为治疗膀胱功能障碍的理想神经调控靶点，并为替代不可逆神经切断术和效果有限的间歇性刺激方法提供了可行性方案。

一、介绍

生物电子医学领域的最新进展要求开发创新的神经刺激技术以治疗疾病，这包括针对调控膀胱等内脏器官功能的外周神经。膀胱功能障碍常源于神经系统损伤（如脊髓损伤），会影响排尿过程——该过程需要膀胱逼尿肌收缩与括约肌松弛的协调配合。

这一生理过程依赖于来自脑桥排尿中枢的下行信号：一方面激活骶部副交感神经元（通过人类盆腔神经丛或啮齿类动物主盆腔神经节MPG的突触传递，最终引起逼尿肌收缩），另一方面抑制支配尿道外括约肌的胆碱能运动神经元（其轴突通过阴部神经传导兴奋信号）。当非手术膀胱管理方案（如间歇导尿）和药物治疗（如肉毒毒素）均无法取得理想疗效时，植入神经调控装置成为潜在选择。相比药物疗法，神经刺激技术具有更强的可逆性，并能帮助恢复自主排尿功能。

现有膀胱功能恢复技术通常靶向解剖结构更粗大或更易接近的神经目标，如骶神经根、脊髓或阴部神经。但这些方法面临诸多挑战：例如骶神经前根刺激（SARS）虽能触发脊髓损伤患者排尿，但需永久性切断感觉神经背根以防止膀胱-括约肌协同失调；而阴部神经传入纤维刺激虽能诱发排尿，但其效果依赖于完整的脊髓反射且效率有限。

相比之下，支配膀胱逼尿肌收缩的盆腔神经远端分支作为神经调控靶点尚未得到充分探索。该神经的优势在于能提供比中枢神经靶点或传入纤维更直接、特异的膀胱控制。但盆腔神经作为混合神经，既包含副交感传出纤维，也包含传递膀胱感觉的传入纤维（Aδ和C纤维）。啮齿类动物与人类盆腔神经存在显著解剖差异：大鼠具有明确的MPG结构，而人类盆腔内脏神经起源于S2-4骶神经根，最终汇入包含多个神经节的盆神经丛。

既往在啮齿类、犬类和猪类模型中的盆腔神经电刺激研究证实其可诱发膀胱内压升高，但同时也观察到刺激引起的括约肌收缩现象。这种刺激诱发的膀胱-括约肌协同失调源于"防护反射"通路的异常激活——即膀胱收缩时伴随尿道外括约肌的同步收缩。因此，需要开发新型盆腔神经电调控策略，特异性激活其传出通路以实现更有效的膀胱排空。

在混合神经中调控缺乏明确空间解剖结构的特定轴突群活动，仍是临床面临的技术挑战，尽管基因靶向技术近期已取得突破性进展。千赫兹高频电刺激（KHFS）技术已发展成为一种有效的神经传导阻断方法，近年来更被用于实现迷走神经传出通路的选择性激活。值得注意的是，骶神经腹根KHFS可阻断排尿反射，而阴部神经KHFS能抑制运动分支传导从而避免尿道外括约肌（EUS）异常收缩。虽然KHFS已应用于盆腔神经分支以治疗尿失禁，但其在阻断盆腔神经传入通路、改善膀胱-括约肌协同失调方面的效果尚不明确。

本研究探索了一种新型远端盆腔神经分支电调控方法，旨在实现无协同失调的生理性排尿。研究人员在麻醉雌性大鼠单侧盆腔神经实施远端低频刺激与近端KHFS联合干预，同步监测膀胱内压、EUS肌电活动及排尿参数。结果表明，该新方法可提高尿流量、减少异常EUS收缩、降低排尿期膀胱压力，有效缓解膀胱-括约肌协同失调。文末探讨了盆腔神经调控作为膀胱功能障碍未来治疗方案的临床转化前景。

二、方法

01.实验动物

选用成年雌性Sprague-Dawley大鼠（200-320g，N=41）。动物饲养于独立通风笼具，维持22-24℃室温及12小时光暗周期，自由进食饮水。所有操作均遵循新加坡国立大学动物伦理委员会批准方案。选择雌性大鼠因其MPG外侧与中央的盆腔神经更易实施联合电刺激，且雌鼠已被广泛用于膀胱神经调控研究。

02.手术准备

腹腔注射氯胺酮（37.5mg/ml）与赛拉嗪（5mg/ml）混合液（0.2ml/100g）诱导麻醉，必要时追加0.1ml/100g维持。取仰卧位，实验全程使用40℃循环水浴垫保温。无菌条件下行下腹正中切口暴露膀胱，于膀胱顶部置入导管监测膀胱内压。延长切口暴露盆腔神经分支（约2mm），部分实验切开耻骨分离尿道周围组织以记录EUS肌电活动。

03.压力测量与分析

采用生理盐水灌注的膀胱导管系统，通过三通阀连接压力传感器和灌注泵。实验过程中以40μl/min的恒定速率灌注生理盐水，用于在每次排尿后重新充盈膀胱，确保重复刺激试验中膀胱压力保持稳定，并在神经完整状态与近端切断状态下维持可比性。在交替进行的对照试验（仅低频刺激）和阻断试验（高低频联合刺激）过程中，实时补充排出尿液量并监测基础压力水平。这种交替试验设计有效验证了KHFS的可逆性，同时避免了刺激累积效应对不同试验条件的干扰。

压力数据采集系统由定制放大器和两种高精度采集设备组成，采样频率设置为20kHz以确保数据准确性。采集到的原始数据通过MATLAB软件进行专业分析，首先经过30Hz低通滤波处理，然后以刺激开始前5秒的数据作为基线，计算三个关键压力参数：刺激期间达到的峰值压力、刺激结束后20秒内的最大压力下降幅度，以及整个刺激期间的压力曲线下面积（AUC）。这些参数全面量化了不同刺激条件下膀胱压力的动态变化特征。

04.神经刺激

采用铂铱丝制成的钩状电极（AM Systems，裸线直径0.005英寸，涂层直径0.008英寸）单侧植入盆神经分支，用于低频与高频电刺激。未分离不同的神经分支，而是将其保持在一起，由同一对电极接触。钩状电极导线间距为250至1,000微米。在联合低频与千赫兹频率刺激（KHFS）时，钩状电极间距调整为500至1,000微米。必要时使用硅弹性体封装电极-神经接口。

采用商用隔离刺激器（AM Systems型号2100）传递低频（10或20 Hz）双相矩形脉冲进行盆神经刺激。除非特别说明，低频刺激时长为5秒。双相脉冲的相位宽度为150或300微秒，无相位间延迟。阻断实验中，使用AM Systems型号4100刺激器传递KHFS（20 kHz，相位宽度25微秒，无相位间延迟）的双相矩形脉冲。经过10、20及40 kHz的初步测试后，KHFS频率设定为20 kHz。低频刺激幅度范围为25至500微安，而KHFS阻断幅度范围为100至1,000微安。

为实现数据同步，刺激脉冲标记从刺激器发送至同时采集压力与肌电（EMG）数据的数据采集板。

05.刺激系统

采用专业设备产生两种刺激模式：低频刺激使用10/20Hz双相方波，脉宽设置为150/300μs，无相位延迟，每次刺激持续5秒，电流强度精确控制在25-500μA范围内；高频阻断（KHFS）采用20kHz双相方波，脉宽25μs，电流强度100-1000μA。通过精密的同步触发系统，实现刺激事件与压力、肌电信号采集的毫秒级时间锁定，确保数据的时间准确性。

在神经切断亚组实验中，研究人员在刺激电极近端充分暴露神经干后，使用显微手术剪刀完成单侧盆腔神经中枢段的精确横断。为系统评估神经状态对刺激效应的影响，实验采用标准化的两步流程：首先在神经完整状态下进行3次10Hz标准刺激（参数设定为300μs脉宽、400μA电流）；完成神经切断后，使用完全相同的刺激参数重复实验。这种严谨的实验设计有效区分了传入和传出神经通路在刺激效应中的特异性贡献。

06.排尿检测与尿量测量

排尿事件（刺激诱发或自发）的时序检测采用电压分压电路实现，该电路由一对开放导线组成，置于尿道口附近但不与动物直接接触。当尿液流经导线时产生的电压变化由数据采集系统同步记录。尿液通过置于尿道口外的离心管收集，后续使用精密电子天平称重，并根据多组样本测得的平均密度换算为体积。

07.尿道外括约肌（EUS）肌电记录

EUS肌电记录使用一对尖端裸露的不锈钢细丝电极（直径304），植入暴露尿道上方的耻骨分离区域。实验前通过诱发膀胱充盈性排尿反应验证信号质量，确保记录到与排尿相关的EUS肌电活动。肌电信号经前置放大器（增益2216倍）放大后，由采集系统以20kHz采样率记录（带50Hz陷波滤波）。原始数据经MATLAB软件进行20-500Hz带通滤波后分析。

单脉冲刺激（1Hz重复30次）诱发的复合肌肉动作电位（CMAP）分析包括：刺激伪迹后50ms内的峰峰值测量，以及通过阈值法（>3倍标准差）检测5-15ms时间窗内的首个CMAP潜伏期。对于宽脉宽或高强度刺激产生的持续或多重肌肉电位，采用整流后计算5-100ms时间窗内曲线下面积的方法量化。10Hz长时程刺激（5秒）期间的肌电反应，经伪迹去除算法处理后分析（参见补充图1）。

08.统计分析

采用MATLAB和OriginPro软件完成统计分析。多组比较使用单因素重复测量方差分析，事后检验采用Bonferroni校正t检验。所有统计检验显著性水平设为α=0.05，数据以均值±标准误表示。参数检验前通过Kolmogorov-Smirnov检验验证数据正态性（p>0.05）。效应量计算分别采用Hedges' g（配对t检验）和η²（方差分析）指标。

三、结果

01.通过低频盆腔神经刺激实现膀胱收缩的梯度控制

为确定诱发排尿的最佳低频刺激参数，研究团队在麻醉雌性大鼠单侧MPG中枢侧盆腔神经分支上系统测试了不同电流强度、频率、时长和脉宽等刺激参数，同步监测膀胱内压变化及排尿效果（图1A,B, 2A）。实验采用的电流强度范围与下尿路神经刺激（如阴部神经）常规参数相当，既能诱发梯度膀胱收缩，又能在超阈值强度下引发排尿（图1C）。膀胱内压随刺激电流增强而升高，但在较高电流时趋于饱和（图1D，单因素重复测量方差分析：p < 0.001，η² = 0.451，Bonferroni事后检验：p < 0.05，n=10只大鼠）。值得注意的是，刺激结束后由排尿导致的膀胱压降幅度，在较高刺激电流时显著增大（图1E，单因素重复测量方差分析：p = 0.0019，η² = 0.245，Bonferroni事后检验：p < 0.05）。但个体差异分析显示，诱发超阈值排尿反应所需电流在50-250μA范围内波动（图1F，n=7只大鼠，另3只未检测排尿量），表明排尿反应存在显著的个体差异性。

图1. 盆腔神经低频电刺激对膀胱排尿的梯度调控。(A)实验装置示意图，显示麻醉雌性大鼠单侧盆腔神经刺激与同步膀胱内压记录系统。(B)铂铱合金电极与盆腔神经分支接口的显微图像，显示采用生物硅胶密封的电极-神经界面。(C)典型膀胱内压随刺激电流强度增加的梯度变化曲线。每次刺激为持续5秒的10Hz双相脉冲序列，空心圆标记成功诱发排尿的刺激时段。(D)刺激诱发的膀胱内压峰值变化与电流强度的剂量效应关系（单因素重复测量方差分析：p<0.001，η²=0.451，n=10）。星号标示>100μA各强度与25μA的显著性差异（Bonferroni事后检验p<0.05）。数据以均值±标准误表示。(E)刺激后膀胱内压降幅随电流强度增加而增大（单因素重复测量方差分析：p=0.0019，η²=0.245）。300μA与350μA刺激产生的压降与25μA存在显著差异（*p<0.05）。(F)不同电流强度三次重复刺激后的总排尿量（n=7），其中1只大鼠测试电流增至500μA。

图2. 增加刺激脉宽对改善膀胱排尿效果最为显著。(A)三种参数（刺激时长、频率和脉宽）加倍时的典型膀胱内压变化曲线。基础参数为：时长5秒、频率10Hz、脉宽150μs，各条件下均采用能诱发排尿的超阈值电流强度（同一大鼠内保持恒定）。阴影区表示标准差。(B)三种参数加倍时诱发的膀胱内压峰值无显著差异（单因素重复测量方差分析：p=0.36，n=6）。箱线图显示均值及25-75百分位区间。(C)与基础参数和时长加倍相比，脉宽加倍（300μs）显著增加排尿量（单因素重复测量方差分析：p=0.0017，η²=0.626）。星号标示Bonferroni事后检验p<0.05的组间差异。排尿量通过三次重复刺激后的总尿量量化。

研究结果显示，将刺激频率（10Hz增至20Hz）、时长（5秒增至10秒）或脉宽（150μs增至300μs）加倍均未显著提升膀胱内压（图2B，p=0.36，单因素重复测量方差分析，n=6）。但值得注意的是，仅脉宽加倍能显著增加排尿量（图2C，单因素重复测量方差分析：p=0.0017，η²=0.626；Bonferroni事后检验：p<0.05），这一发现为单侧盆腔神经刺激诱发排尿反应确立了关键参数优化方向。

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02.远端切断盆腔神经消除膀胱-括约肌协同失调

成功排尿需要膀胱逼尿肌收缩时尿道外括约肌（EUS）的同步松弛。为阐明盆腔神经电刺激对EUS的即时影响，我们在1Hz单脉冲刺激下同步记录EUS肌电活动（图3A）。刺激伪迹后可见明显的复合肌肉动作电位（CMAP）（图3B），高电流刺激时部分样本还出现延迟肌肉电位。虽然相同电流诱发的CMAP峰峰值存在个体差异（图3C，n=5），但其幅值随刺激电流增加呈现先升高后饱和的趋势。特别值得注意的是，能提升排尿量的宽脉宽刺激（300μs）也显著增强了EMG响应强度（图3D，配对t检验：p=0.012，Hedges' g=1.76）。所有动物中，初始CMAP潜伏期在不同刺激强度下保持稳定（75μA时19.9±1.3ms vs 400μA时20.5±1.5ms，p=0.78），这一发现为后续神经调控策略提供了重要依据。

图3. 盆腔神经单脉冲刺激诱发尿道外括约肌收缩。(A)实验示意图显示麻醉雌性大鼠盆腔神经电刺激与尿道外括约肌(EUS)肌电同步记录系统。(B)典型EUS肌电响应曲线：随单脉冲刺激电流强度(上)和脉宽(下)增加而增强的复合肌肉动作电位(CMAP)(绿色箭头标示)。刺激频率固定为1Hz。(C)五只大鼠在不同刺激电流下诱发的CMAP峰峰值响应曲线(每组n=30次刺激试验)。(D)固定电流400μA时，脉宽从150μs增至300μs显著增强整流EMG信号的曲线下面积(AUC)(时间窗5-100ms)(配对t检验：p=0.012，Hedges' g=1.76)。星号标示显著性差异(p<0.05)。

随后，我们通过近端神经切断实验验证了诱发EUS肌电反应的关键神经通路。如图4A所示，在切断盆腔神经近端（阻断神经冲动向脊髓传导）后，单脉冲刺激不再诱发完整神经状态下观察到的典型CMAP反应（图4B）。这一关键证据表明：盆腔神经刺激需通过完整的脊髓传导通路才能激活下游阴部神经，进而诱发不良的膀胱-括约肌协同失调现象。

图4. 近端神经切断阻断传入信号可降低EUS肌电活动并改善排尿效果。(A)实验示意图显示刺激位点近端的盆腔神经切断术。(B)近端神经切断消除了短潜伏期刺激诱发的EUS肌电活动（蓝色实线），与完整神经状态（黑色实线）形成鲜明对比（刺激参数：400μA，300μs脉宽，n=30次）。虚线表示标准差。(C)典型实验记录对比：完整神经10Hz/5s刺激（黑色）、近端切断神经刺激（蓝色）及自发排尿（橙色）时的EUS肌电与膀胱内压响应。(D)神经切断后，10Hz刺激诱发的整流EMG信号曲线下面积（AUC）显著降低（配对t检验：p=0.002，Hedges' g=2.77）。(E)刺激期间的膀胱内压AUC在神经切断后明显减小（p=0.025，Hedges' g=1.42）。(F)近端神经切断使三次重复刺激后的总排尿量显著增加（p=0.049，Hedges' g=1.13）。星号标示显著性差异（p<0.05）。

为探究近端神经切断对膀胱收缩及排尿的影响，我们分别对完整和切断状态的神经远端施加10Hz/5s/400μA刺激（图4C）。经伪迹去除处理后（见附图1），神经切断组的EUS肌电响应显著减弱（图4D，配对t检验：p=0.002，Hedges' g=2.77，n=5）。残留肌电活动可能源于对侧完整神经或尿道感觉纤维的反射通路（见附图2）。与完整神经相比，切断组膀胱压力上升更接近自发排尿模式（图4C），内压增幅显著降低（图4E，p=0.025，Hedges' g=1.42），而基础压力无差异（p=0.393）。排尿量在神经切断后显著提升（图4F，p=0.049，Hedges' g=1.13），证实有效排尿主要依赖副交感传出通路直接激活，而非感觉反射通路。

03.高频刺激的瞬态效应与传导阻断

神经切断实验表明阻断感觉传入可提升排尿效率。为开发可逆性阻断方法，我们探索了20kHz高频刺激（KHFS）对盆腔神经的作用。单用KHFS时，低电流强度（100μA步进）下可见短暂的EUS肌电起始反应（图5B），随神经传导阻断效应出现而消失（图5A）。但当电流超过"兴奋阈值"（个体差异显著，图5D,E，n=6）则引发持续肌电活动及膀胱内压升高（图5C），可能由传出通路直接激活或EUS持续收缩所致。后续阻断实验均在个体化确定的阈值下进行。

图5. 盆腔神经千赫兹高频刺激(KHFS)诱发的短暂EUS肌电起始效应。(A)单只大鼠盆腔神经20kHz刺激下，随电流强度递增(100μA步进)的EUS肌电与膀胱内压同步记录曲线。(B)局部放大图显示：低电流时EUS肌电呈短暂起始反应(上)，高电流时转为持续活动(下)。(C)20kHz刺激引发的膀胱内压变化在低电流时与自发波动难以区分。(D)六只大鼠KHFS诱发EMG响应的电流强度-效应关系(各数据点以该大鼠最大响应值归一化)。(E)相应膀胱内压变化的归一化电流强度-效应曲线(n=6)。

04.高频传导阻断效率与电流比值的相关性研究

为评估近端20kHz高频刺激（KHFS）对盆腔神经传导的阻断效果，我们在单脉冲刺激（1Hz，150μs脉宽）期间施加10秒KHFS，并同步记录EUS肌电活动（图6A）。当阻断电流（Iblock）显著高于刺激电流（Istim）时，可观察到EUS诱发反应的即时可逆性阻断（图6B,C），证实KHFS能有效阻断传向脊髓的感觉动作电位。

通过系统调节Istim（25-50μs步进）与Iblock（100μs步进），发现CMAP幅值随Iblock/Istim比值升高而显著降低（图6D，单因素重复测量方差分析：p<0.0001，η²=0.544；Bonferroni事后检验p<0.05）。部分阻断（图6E-G）与偶发阻断失败现象表明，阻断效果存在动态变化。总体而言，阻断效率与Iblock/Istim比值呈显著正相关（图7A，线性回归r=0.532，p<0.005），而阻断后恢复程度与Iblock无显著相关性（200-500μs范围，r=-0.3877，p=0.0676）。

图6. 单脉冲盆腔神经刺激诱发EUS收缩的高频阻断效果。(A)实验设计示意图：通过近端KHFS阻断单脉冲刺激引发的EUS激活。(B)典型阻断案例（Istim=25μA，Iblock=300μA），绿色箭头标示阻断起始/终止信号，灰色竖线与红色横线分别标记刺激起始和KHFS阻断时段。(C)阻断前、中、后三个时期的EUS肌电叠加曲线（时间窗100ms，每组n=10-11次）。(D)不同Iblock（100/200/300μA）下的EUS肌电峰峰值变化，星号标示与阻断前期的显著性差异（单因素重复测量方差分析：p<0.0001，η²=0.544）。(E)部分阻断案例（Istim=50μA，Iblock=400μA），显示不完全阻断与部分恢复现象。(F)对应(E)的肌电叠加曲线。(G)部分阻断状态下肌电峰峰值变化（单因素重复测量方差分析：p=0.0001，η²=0.479）。

这些结果提示：采用能诱发排尿的最低有效刺激电流，可降低KHFS阻断所需电流强度，从而优化整体阻断效能。该发现为临床实现可逆性神经调控提供了重要参数指导。

图7. 阻断电流/刺激电流比值与EUS收缩阻断效率的关系。(A)阻断效率（以阻断期EMG峰峰值较阻断前降低百分比表示）与Iblock/Istim比值呈显著正相关（Pearson线性相关系数r=0.532，p<0.0005，n=9）。(B)在200-500μA范围内，阻断后恢复程度（以阻断后期EMG峰峰值恢复百分比表示）与阻断电流强度无显著相关性（r=-0.3877，p=0.0676）。虚线表示回归线，100/600/700μA数据因样本量不足和异方差性被排除。

05.远端低频联合近端KHFS阻断改善膀胱-括约肌协同失调

为验证联合刺激方案对膀胱-括约肌协同失调的改善效果，我们在单侧盆腔神经分支上实施10Hz低频刺激（远端）与20kHz高频阻断（近端），同步监测EUS肌电、膀胱内压及尿量（图8A）。相较于图4中神经切断的永久性阻断，KHFS的可逆性特性允许在同一动物内交替进行对照试验（仅低频刺激）与阻断试验（高低频联合刺激），各重复3次（图8B）。

实验参数设置：

低频刺激：采用能诱发排尿的超阈值电流（具体参数见附表1）

高频阻断：使用低于"兴奋阈值"但仍能有效阻断单脉冲诱发CMAP的电流强度

为区分KHFS起始效应与10Hz刺激的肌电反应，并确保传导阻断充分建立，高频阻断在低频刺激开始前10秒启动，并延续至刺激结束后1秒（图8C）。该设计首次实现了对盆腔神经传出/传入通路的动态选择性调控，为临床转化提供重要技术参考。

图8. 高低频联合刺激改善排尿功能并降低协同失调。(A)实验原理图：盆腔神经近端20kHz阻断联合远端10Hz刺激特异性激活膀胱传出通路。(B)交替进行的对照试验（黑色轨迹，仅10Hz刺激）与阻断试验（蓝色轨迹，10Hz+20kHz阻断）的EUS肌电记录，下方标注刺激参数（刺激时长5秒，阻断时长16秒），箭头表示试验交替顺序。(C)典型同步记录曲线：对照（黑）与阻断（蓝）试验的EUS肌电与膀胱内压变化，压力曲线下方标注参数，括号内为对应尿量。(D)阻断条件下刺激期EUS肌电响应（整流积分EMG曲线下面积）显著降低（配对t检验：p<0.0005，Hedges' g=1.15，n=6例/3重复，N=4只大鼠）。(E)刺激期膀胱内压变化（AUC）显著减小（p=0.0139，Hedges' g=0.63）。(F)阻断条件下排尿量显著增加（p=0.00189，Hedges' g=0.84），插图为各案例归一化数据。星号标示显著性差异（p<0.05）。

研究结果显示，阻断试验组的EUS肌电响应（图8D，配对t检验：p<0.0005，Hedges' g=1.15）和膀胱内压变化（图8E，p=0.0139，Hedges' g=0.63）较对照组显著降低，表明膀胱-括约肌协同失调得到改善。更重要的是，阻断试验组的平均排尿量显著增加40.5±12.3%（图8F，p=0.00189，Hedges' g=0.84）。虽然存在KHFS阻断部分可逆性导致的"残留效应"（见附图3B），使后续对照试验的EUS反应减弱，但压力降低与排尿增加的效果在阻断试验中仍然显著（附图3C,D）。若无此效应，阻断组的改善程度可能更为明显。这些结果证实，盆腔神经高低频联合刺激可有效改善排尿功能。

四、讨论

本研究首次通过盆腔神经联合电刺激实现：1）低频激活副交感传出通路分级控制膀胱收缩；2）高频可逆性阻断传入通路抑制括约肌异常活动。技术突破体现在：仅需暴露数毫米神经即可在混合自主神经上实现精准调控。刺激参数优化表明，增加脉宽（300μs）能更有效激活副交感纤维（图2），其机制可能涉及节后纤维释放乙酰胆碱（作用于M3受体）和/或ATP（作用于P2X受体）的双重途径。该发现为盆腔神经作为膀胱功能重建的新型靶点提供了理论依据。

然而，盆腔神经作为混合神经，其刺激不仅激活副交感纤维，还会触发防护反射（guarding reflex）导致膀胱-括约肌协同失调。神经解剖学研究显示，盆腔感觉传入包含有髓Aδ机械感受纤维和无髓C伤害感受纤维。本实验观察到的19-20ms短潜伏期EUS肌电反应（图3）与既往大鼠乌拉坦麻醉研究一致，提示主要激活了Aδ纤维而非C纤维。尽管存在协同失调，低频刺激仍能通过持续逼尿肌收缩产生足够膀胱内压（尽管非生理性）实现排尿。

本研究创新性发现：高低频联合刺激通过可逆性阻断传入通路（图6），达到与神经切断类似的效果——减少EUS异常收缩、降低排尿期膀胱压力并提升尿量（图8）。这与阴部神经切断会降低排尿效率的报道不同，关键在于本方案保留了逼尿肌的有效收缩能力。虽然20kHz阻断对C纤维及副交感传出纤维逆行动作电位的阻断效果需在脊髓损伤模型（如存在C纤维介导的膀胱高反射模型）中进一步验证，但现有数据表明至少能有效阻断Aδ纤维传导。这种针对同一神经结构调控不同膀胱功能障碍的普适性，展现了该技术的临床转化潜力。学者提出的1-3kHz中枢性阻断机制在脊髓损伤模型中的效果尚不明确，而本研究的周围神经靶向调控策略可能更具应用优势。

本研究的刺激策略与骶神经前根刺激（SARS）存在本质差异。SARS通过间歇性刺激使横纹肌性质的EUS周期性松弛，而平滑肌性质的逼尿肌维持收缩，但会导致膀胱内压持续升高。相较之下，KHFS阻断盆腔神经的可逆性优势明显：1）避免背根切断术或骶神经去支配导致的性功能及肠道控制等不可逆副作用；2）较阳极阻断技术（需单相长脉宽刺激）更不易引起神经损伤；3）通过精确时序控制（KHFS提前10秒启动）有效分离起始肌电反应与膀胱收缩。

尽管实验中观察到残余EUS活动（可能源于对侧完整神经传入或部分阻断效应），但联合刺激方案已显著改善排尿功能。值得注意的是，大鼠EUS在排尿时的振荡性收缩模式（受腰髓L3-4环路调控）在本实验酮胺-赛拉嗪麻醉下被部分抑制。虽然当前方案未重建这种生理性振荡，但未来可通过阴部神经定时刺激或盆腔神经更中枢部位调控实现——这为发展"闭环式"神经调控系统提供了可能。

本研究的刺激策略与骶神经前根刺激（SARS）具有本质区别。与SARS通过间歇性刺激诱导尿道外括约肌周期性松弛不同，我们的联合刺激方案通过可逆性KHFS阻断传入通路，在维持逼尿肌有效收缩的同时避免了膀胱内压的异常升高。阻断效率与Iblock/Istim比值的显著相关性（r=0.532，p<0.0005）表明，理论上可通过优化电极配置（如采用三极刺激）进一步提高阻断效果。尽管观察到KHFS后的"残留效应"（可能涉及钾通道持续激活等机制），这种可逆性调控相比背根切断术等不可逆手术具有显著优势，既避免了性功能障碍等副作用，又为未来开发节能型植入设备提供了可能。

在临床转化方面，虽然人类盆腔神经丛的解剖结构更为复杂，但腹腔镜下骶神经根电刺激定位技术的进展为手术靶点选择提供了基础。近期尸体研究表明，人类盆腔内脏神经中既存在混合纤维也有特异性纤维分布，这为精准调控创造了条件。我们认为，采用与混合神经保持适度接触的电极设计（如图1B），结合优化的刺激参数，有望在大型哺乳动物模型中实现传出通路的选择性激活。这一技术路径可为最终开发针对神经源性膀胱的植入式调控设备奠定基础，但需进一步解决靶神经定位、最小有效纤维数量等关键技术问题。新型微型化神经接口电极的不断发展，也将加速这一领域的临床转化进程。

后续研究将重点评估该新型神经调控策略在失去排尿中枢控制的动物模型中的疗效，包括脊髓损伤、外周神经损伤或神经病变导致的膀胱传入信号增强需求模型，以及目前除导尿外缺乏有效治疗方案的膀胱活动低下模型。为更准确验证该技术的适用性，需在清醒状态下进行刺激实验以排除麻醉对脊髓环路的抑制作用。长期实验也将至关重要，用于阐明盆腔神经高低频联合刺激如何影响脊髓水平的神经可塑性变化——这种可塑性在损伤后已明确存在。这些研究将为开发针对神经源性膀胱功能障碍的临床治疗方案提供关键理论基础。

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