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采用表面阵列电极的功能性电刺激系统研究硕士学位论文学位申请人黄涛目录一、功能性电刺激相关概念介绍二、国内外研究现状三、功能性电刺激原理四、FES系统设计五、人体试用实验六、采用表面阵列电极的电刺激仿真研究一、功能性电刺激相关概念介绍功能性电刺激（FunctionalElectricalStimulation，FES）通过小电流刺激患者肌肉组织，引起肌肉收缩,从而使肢体产生动作，使瘫痪或衰退的肌肉重建或恢复功能，达到治疗和功能康复与重建的目的。狭义的FES定义为利用低频电脉冲信号对刺激患者的一组或多组肌肉，由于瘫痪患者肌肉中的运动神经元是完整的，肌肉还是具有运动收缩的能力，因此通过刺激能使得肌肉收缩或者模拟正常肌肉自主运动，以期恢复丧失或受损的运动功能。广义FES的对象较宽泛,除肌肉外还包括耳蜗神经、视觉神经等可以被刺激的各种机体组织。恢复的功能也不只是运动功能,还有包括诸如听觉、视觉等[1]。FES是一个涉及到康复医学、神经科学、控制科学等的跨学科交叉研究领域，一个完整的FES系统如图1-1所示，包括了控制器，刺激器，刺激电极以及反馈系统（关节角度传感器、肌电信号检测）。刺激器主要用于产生刺激信号，刺激信号通过刺激电极输入至人体，反馈系统的作用是将刺激效果反馈至控制器。图1-1FES系统用于人体前臂康复的实验平台在通过FES进行康复治疗的过程中，使用的电极对刺激效果有着重要的影响。目前使用的刺激电极大体分为两类：表面式和植入式。由于植入式电极在使用时需要进行手术，这一定程度上限制了植入式电极的适用性。表面式电极具有无创、使用简单方便等优点，因此应用较广泛。但是表面式电极同时也有明显的缺陷：刺激准确度和选择性较差，容易激活目标神经周围的神经，产生不必要的刺激。并且在实际应用中将表面电极贴在最佳刺激位置的难度较大，而且运动训练过程中随着刺激部位姿态的改变，刺激靶点与表面电极会产生相对移动，从而影响刺激效果。近来，为了改善表面电刺激的刺激效果，提高刺激的选择性，研究者发明了表面阵列电极[2,3]。由多个电极触点组成的表面阵列电极在改进刺激选择性和控制能力方面具有一定的优越性能，随着不同电极触点被激活，能在阵列电极的基底形成不同形状的刺激电场，从而形成不同形状的虚拟刺激电极，通过改变激活的电极触点，虚拟电极的位置和尺寸将发生变化，实现刺激位置以及刺激范围的动态调整。另一方面，阵列电极触点的大小、间距及排列模式都会影响刺激电流的分布，从而影响到刺激效果[4~6]。目前，阵列电极的设计多是通过反复试验的方法，机理并不清楚。二、国内外研究现状国外对FES的研究起步较早，美国医生Liberson[7]在1961年首先使用脚踏开关控制电流刺激腓神经控制的肌肉，使踝关节背屈，成功矫正足下垂，帮助患者行走，为电刺激在脑卒中偏瘫后运动功能恢复方面的应用开创了先河。次年，该方法正式定名为功能性电刺激（FES）。此后，在Liberson的基础上，各国学者纷纷展开研究。早期的FES刺激器都是单通道的，最为典型的是Philips腓神经功能性电刺激器，如图1-2所示，只有一对电极：D（非作用电极）E（刺激电极）。图1-2Philips腓神经功能性电刺激器。（A-刺激器盒,B-橡皮导管,C-前方有气囊的鞋垫,D-非作用极,E-刺激电极,F-湿海棉）1975年Takebe[8]等使用该刺激器做了3例临床实验，在经过5周的训练后，偏瘫患者的背屈肌力量都得到改善，其中一例患者的踝关节主动活动范围由6度增至20度。日本医科大学的Hara[9]等认为FES治疗时刺激本体感觉反馈是其不可忽视的作用。该研究小组自主开发了一种由肌电信号控制的刺激器，该刺激器的特点在于：仅装配有一对表面电极对电极在输出刺激信号同时记录肌电信号通过反馈的肌电信号调节刺激信号的强度在临床上，研究小组对16例发病1年以上脑卒中患者进行了4个月的电刺激治疗，每周治疗次数为1~2次，每次治疗时间为40分钟，最终的治疗结果证明FES对慢性脑卒中患者上肢功能改善有明显疗效，能改善上肢的痉挛及腕、指关节的活动度。FES脚踏车系统是FES技术与康复训练的结合，是FES技术在康复领域的应用研究。1983年,Glaser[10]等在实验中通过对患者的腿部肌肉进行电刺激，使其能蹬踏二轮车实现运动。他们成功地帮助偏瘫患者实现了预期的运动,提出该运动在提高患者运动能力、增强心肺功能、防止肌肉萎缩等方面具有积极作用。验证了FES脚踏车系统应用于康复训练的可行性。在此之后，国外各种不同的FES脚踏车系统层出不穷。在国内,哈尔滨工业大学与黑龙江省康复医院共同合作，从2002年起即对用于下肢康复功能性电刺激脚踏车系统进行研究,目前己成功研制出功能性电刺激脚踏车的机械装置及其相配套刺激器[11]。图1-3为哈尔滨工业大学研制的功能性电刺激脚踏车装置。图1-3功能性电刺激脚踏车装置在患者实际康复过程中，要通过FES帮助别人完成日常生活中的动作，就必须对控制该动作的肌群同时进行刺激，因为这些动作都是由多块肌肉或者肌群协同配合完成的，这时多通道的功能性电刺激器便应运而生。日本九州工业大学研究所的TakuyaWatanabe[21]等人发表的文献中描述了一种新的表面功能电刺激方法。将该方法将多通道刺激器作用于健康人体，在实验者完全放松的情况下，能实现实验者单个手指的独立屈伸、三指捏合以及抓握纸杯的动作，如图1-4所示。图1-4电刺激下完成的动作。(a)食指弯曲；(b)三指捏合；(c)抓握纸杯与下肢及其人体其它部位相比，手部的动作较为精细，这就要求在刺激靶点的选择上具有较高的精确度，然而这正是表面电极的不足之处。该方法的意义在于，找到了控制每根手指运动的刺激靶点在前臂及手掌的分布，发明了完成三指捏合以及抓握动作这类手部常用动作的刺激脉冲序列。这些都为基于表面电极的FES方法应用于瘫痪病人上肢功能的恢复提供了重要的参考。国内哈尔滨工业大学的马长波等[22]在2006年也成功研发出多通道功能性电刺激器。多通道功能性电刺激器具有良好的应用前景，是刺激器发展的趋势。但是基于表面电极的FES具有刺激准确度和选择性较差的缺陷，并且国内现有的多通道功能性电刺激器往往存在刺激波形单一、刺激参数简单以及各通道无法独立控制等不足之处。本课题设计一种多通道功能性电刺激器，本刺激器具有多个能独立控制的刺激通道，每个通道能输出多种不同的刺激波形。同时通过有限元仿真的方法，设计出与刺激器配套的表面阵列电极，旨在改善表面电刺激的准确度以及选择性，具有重要的学术价值及应用前景。三、功能性电刺激原理正常人体实现一定的动作是由大脑通过中枢神经将电信号传递到运动神经，引起对应的肌肉伸缩，如图2-2左侧所示。对于脊髓损伤患者,由于中枢神经障碍引起信号传输受阻使得运动神经没有收到运动信号，失去了对瘫痪部位肌肉的控制，从而丧失了自主运动的能力,如图2-2右侧所示，但是瘫痪的肌肉仍具有收缩运动的能力。图2-2FES工作原理功能性电刺激是将刺激信号施于电极，并刺激瘫痪部位的运动神经，电极间的电场在达到一定的强度后，会在神经元上产生动作电位,使得运动神经纤维兴奋,产生去极化形成神经冲动，这一神经冲动向下传到神经纤维的末梢分支,通过电-化学-电的传递,经由神经元的触处传送到肌肉细胞并引起肌肉收缩,从而使肢体产生运动。通过刺激信号幅值和频率的变化，来实现对刺激进行控制。值得注意的是，功能性电刺激要发挥作用的有一个前提：被治疗的肢体必须具有完整的神经传导通路,即对于中枢神经系统(脑和脊髓)损伤引起的肌肉功能障碍有比较好的治疗效果,而对于不具有完整的神经传导通路的周围神经损伤引起的肌肉无力,功能性电刺激难以发挥作用。由于动作电位的“全或无”的特性，要实现瘫痪部位肌肉的运动，就要求FES达到一定的刺激强度。相关研究表明，通过FES刺激肌肉运动比正常人体肌肉运动更容易产生疲劳[13~15]，因此，在FES应用于康复医疗中应当尽量缓解肌肉疲劳。刺激信号的频率是引起肌肉疲劳的最直接因素：刺激频率的增大会引起肌肉力量的显著下降[17,18]。其次，作用于肌肉的刺激脉冲总数也会直接影响肌肉力量[19,20]。临床上在利用FES进行功能恢复训练的前期，患者会在数月内进行相应的电刺激训练，通过逐步调整提高肌肉的适应性，这样能有效缓解肌肉疲劳；采用特殊的刺激波形也能起到同样效果[16]。四、FES系统设计在FES的电生理学原理基础上，设计多通道便携式FES系统，该系统以C8051F020单片机作为主控制芯片，具有四路电荷平衡可独立控制的刺激通道，每个刺激通道的参数独立可调，且能输出五种不同的双相刺激波形，能根据研究需要提供多种刺激模式，同时该系统还具有良好的人机交互界面，操作方便可靠。同时运用有限元，来研究阵列电极触点的尺寸、间距和排列模式对刺激选择性的影响，旨在优化表面电刺激的准确度与选择性，然后将仿真分析结果用于指导阵列电极的设计。最终设计出与多通道刺激器配套的表面阵列电极，用于改善表面电刺激选择性的研究。本课题所研制的多通道便携式FES刺激器第一代样机如图3-15所示，刺激器具有四个独立的刺激通道，体积为5cm×12cm×2cm，具有较好的便携性。通过控制按键可以控制通道的通道和调节刺激信号幅值、相位等参数，并通过液晶屏显示出来。图3-15多通道便携式FES系统五、人体试用实验本实验中的实验对象为24岁的健康男性，刺激的目标选择为指浅屈肌，指浅屈肌受正中神经支配，主要功能是屈近侧指骨关节，还可以屈掌指关节和屈腕关节，其在屈指后收缩[28]。在医学专业人员的指导下，确定控制指浅屈肌的运动点位置后开始粘贴电极。参考电极贴于手腕背部。在本实验使用的电极是自粘式理疗电极，厚度为2mm，标称电阻为150Ω~200Ω。在粘贴电极时，应当注意先用棉签沾上酒精后擦拭刺激部位皮肤，这样既能起到消毒的作用又能使得电极与皮肤粘贴牢固。电极粘贴好后，开始设置刺激信号参数，刺激信号波形设置为准梯形波，脉宽为300μs，频率为35Hz，相关研究表明，这种参数的刺激信号具有良好的舒适度，刺激信号幅值由10V开始向上调节。参数设置好后，开始刺激，当刺激信号为11V时，实验者开始有明显感觉，随着幅值增大，这种感觉变强烈。当刺激信号幅值增大到16V时，实验者在手部完全放松的情况下，无名指开始出现不自主的弯曲，如图3-17所示。图3-17FES引起的无名指弯曲说明在刺激信号的作用下，引起了指浅屈肌不自主的收缩。在刺激进行的同时，还通过肌电信号采集系统记录下肌电信号，如图3-18(a)所示，为了消除刺激信号对记录的肌电信号的干扰，使用了带阻滤波对记录的肌电信号进行了过滤，过滤后的肌电信号，如图3-18（b）所示，从记录的肌电信号可以看出，刺激信号确实引起了肌肉的收缩。(a)(b)图3-18电刺激时记录的肌电信号。(a)滤波前肌电信号；（b）滤波后肌电信号。实验结果表明，本刺激器适用于人体功能电刺激实验，并且在设定合适的刺激信号参数后，能引起刺激的目标肌肉不自主地收缩,实现无名指的弯曲。六、采用表面阵列电极的电刺激仿真研究临床广泛应用的表面电极功能性电刺激具有方便、无创和适应症广泛等优点，但在实际应用中将表面电极贴在最佳刺激位置的难度较大，而且运动训练过程中随着刺激部位姿态的改变，刺激靶点与表面电极会产生相对移动，从而影响刺激效果。本章针对手功能康复需求，以人体前臂为研究对象，首先分析表面阵列电极电刺激下人体前臂组织内的静电场分布，以电场作用下神经纤维激活函数来表征电场对神经元活动的影响，并通过改变电极触点的大小、间距和触点排列模式，对2×2表面阵列电极的刺激选择性进行分析，为与多通道刺激器配套的表面阵列电极的优化和设计提供指导。根据电刺激条件下人体前臂电场分布仿真结果及对电极触点尺寸、间距及排列模式对电刺激靶向性能影响的分析结果，设计了4×6的阵列电极如图4-5所示。阵列电极由一块基底和24个金属触点组成，图4-54×6的阵列电极如图4-5中401所示，激活5、6、7三个刺激通道，将刺激信号输出至5、6、7号阵列电极的触点，从