1、生物医学综合实践教材东 北 大 学研 究 生 考 试 试 卷考试科目： 生物医学工程综合实践 课程编号： y0963700 阅 卷 人： 王 旭 考试日期： 2013.6.15 姓 名： 杨英健 学 号： 1270954 注 意 事 项1考 前 研 究 生 将 上 述 项 目 填 写 清 楚2字 迹 要 清 楚，保 持 卷 面 清 洁3交 卷 时 请 将 本 试 卷 和 题 签 一 起 上 交东北大学研究生院电刺激器能纠正足下垂的研究1.研究现状通过二、三十年的实践活动，发现应用各种电刺激常能使卒中患者的麻痹肌肉，隔肌痉挛，脊髓水平的内脏反射失常，骨折患者的延缓愈合和假关节等症状得到缓解与功能
2、重现。如患者长期使用这类电刺激的矫正器或经治疗一段时间后，患部的功能可渐渐获得不同程度恢复而摆脱机械矫形器和治疗，最终或能随意控制其功能活动。人们遂将这类电刺激称为功能性电刺激(FES)。如众所周知的心脏起搏器、电止痛器以及针麻仪等，实际上也属于FES的范畴。由于FES显示的治疗效果，引起了研究者的极大兴趣和重视。目前有些FES研究在经过了实验室份膝受后，正进入临床应用;有些研究成果已制成产品，供卒中患者作为标准常规治疗。因此功能性电刺激的研究已成为现代康复工程中一个颇为引人关注的领域。以往对足下垂的治疗，不是采用内服抗痉剂或阻断末梢神经的异常兴奋性，就是进行健移行术或穿着金属的机械矫形支架，
3、以改善患者的步态。然而这些方法各有其不足之处。即以机械的矫形器而论，患者佩戴后，起立与坐下不便，行走时足下垂固由于支架的扶托作用不致足尖触地，但此时的机械机构使膝关节闭锁而姿势僵直。且患者将日益依赖支具。因此，Chen D等人设想用电开关自动控制这种机械支架:在患者坐下时，膝关节的掣闸松开，膝的屈伸因而不受限制;在站立时，掣闸闭锁，在足部悬空摆动时，不论身体重心落在何处，均能使膝关节稳定。遗憾的是，由电开关控制的这种支架仅起到辅助步行的作用，并无恢复行走的功能，如长期使用将导致肌肉萎缩，肌健与其他组织粘连，足下垂的症状不会得到改善。经过三十年的研究，Liberson于1961年发表了用电刺激方
4、法矫正足下垂的论文。他将表面电极置于胫骨前肌的运动点上，当病足于步行离地的瞬间，以电刺激刺激之，使胫骨前肌及时收缩，足部背屈，步行容易。尽管当时Liberson还未发现这一电刺激方法具有使功能恢复的效应，但它已被人们视为FES研究的起始点。Gracanin F等于1971年制备了与Liberson本质上相同的功能性电刺激排神经装置(FEPB)。他们借助于EMG和关节角度电测量等方法，观察FEPB的疗效和客观地估价足下垂患者的步行改善能力。结果表明这一装置较过去采用的物理矫形疗法与机械支架要优良得多，是一有效系统。然而这样的单道FES器，毕竟不会完全适合于足下垂患者的应用，因为还存在着它不易解决
5、的一些问题，诸如:(1)电刺激麻痹肌时所产生的肌力，在功能活动(行走)上是不充分的，特别是肌肉骤然收缩，肌力衰减迅速，不能使足部持续背屈，因此动作不自然，不平滑;(2)表面电极和肌肉运动点之间产生的相对位移，会导致肌收缩的不稳定，有时甚至不出现。关于第一个问题似乎可以提高刺激频率和刺激的持续时间来解决。但是，如果肌肉受到的刺激频率大于soH:以上时，肌肉将呈现强直收缩，如果刺激的持续时间较长，则肌肉血流受阻，二者均使肌肉的代谢降低，肌力衰减更形迅速到来。为此Gugic P等采用混合式(FES和调节器)踩关节和Chandls SAG等企图以比例电刺激器来弥补上述的缺陷。这样可使患者能按动作的开始
6、、终止和进行中所需的肌张力程度，受到相应比例的电刺激而活动。这就需要利用肌电的M反应，通过闭环的反馈系统，馈入积分器以控制刺激的参数和水平。至于维持肌收缩的平滑性方面，Peckkham PH等应用了电极的序列刺激法，即利用几个(N个)小电极插入到同一肌肉的不同部位，对每个电极施予相隔360/N位相的刺激脉冲，其频率则为(融合频率)/N。是否由于混合式跺关节在使用上，比例刺激器在技术上，和序列刺激法的电极在安排上困难，所以这两个方法只是在实验室中试验，而无临床应用成功和投产的报导。关于表面电极与肌肉运动点的相对位移和肌肉易疲劳的问题，已导致人们使用螺旋卷绕式的Caldwell电极和由Waters
7、 RL，玉置哲也、山根友二郎、Schuck E等临床应用的埋植电极与发射的FES肌肉神经辅助装置来解决。他们的试验结果表明，除了手术埋植电极后可能有感染和异物反应外，确实能避免肌疲劳的过早出现和肌收缩的不稳定，而且还具有刺激能量小，无痛感，有助于患者在心理上乐于使用的优点。1982年川村次郎等对单道FES器作了改进后经临床试用，其结果与PO8和多道的FES不相上下。看来，单道FEs器仍具有良好的生命力，除因制作简单，有疗效外，在逐渐恢复患者的步行功能上也能满足患者的要求。2.电刺激器能纠正足下垂的工作原理足下垂电刺激器的工作原理如图1所示，是人工产生脉冲微量电流（不同波形、幅值、频率和脉冲宽度
8、、输出时间的电流），利用支配肌肉的运动神经元轴突的电兴奋性，神经元细胞在静息状态下，呈现静息电位：内负外正。当外加电流或电压刺激强度达到一定的阀值时，导致细胞膜的静息电位发生翻转，继而引起动作电位，动作电位会沿着神经元轴突进行双向传导。动作电位通过电极（表面式电极、侵入式电极）传到腓骨小头下方腓神经表浅处，电刺激信号导入腓神经，刺激肌肉细胞，使由于UMNL(upper motor neurone lesion，上位运动神经元损伤)引起的电信号传导受阻的肌纤维收缩，从而由这些肌纤维组成的胫骨前肌产生收缩，实现踝关节产生背屈和外翻运动。踝关节运动带动小腿位置（角度）、速度发生变化，利用倾斜传感器将
9、位置（角度）、速度物理信号转换为电信号，对脚底开关进行控制，脚底开关用于控制刺激的时机。当脚底开关动作，控制器利用倾斜传感器检测的信号对刺激程度的大小与刺激的持续时间进行控制，由相关文献可知，最舒适的刺激参数是脉冲持续时间为300s，脉冲频率范围3060Hz。DFS控制系统的传感器一般有三种，一种安装在足底的压力传感器，通过压力传感器探知患者步行状态控制脉冲发生器；一种是角度传感器，通过附在人体胫骨上的角度传感器感测患者行走的状态并进行控制；一种是使用获取健侧的EMG信号，将转化为DFS控制信号。图1 足下垂电刺激器的工作原理图脉冲发生器、控制系统和电极靠髌骨下缘的固定带固定在一起，使电极尽量
10、靠近腓骨小头，这样更靠近腓神经的浅表处，使电刺激信号能够更好导入腓神经。3.垂刺激器的电路结构图3.1 用于足下垂矫正和协助血液流动的可编程便携式NMES（神经肌肉电刺激）设备具有双通道、可编程、便携式、电池供电的肌肉刺激设备的应用系统，被称为Duo-STIM系统，如图2所示。图2 Duo-STIM系统电路结构图Duo-STIM系统主要由编程器单元、刺激器单元、LCD和电源模型组成。编程器单元、刺激器单元将下图3图（编程单元的电路框图）与图4（便携式刺激器单元的电路框图）中进行详细说明，与编程器相连接的过LCD的主菜单可以让临床医生选择想要的算法和相关的刺激参数等。 若在使用过程中，或者在系统
11、初始化自检过程中出现一些危险信息，例如电极的位置或者电极长期使用以后导致退化，则会在刺激器的LCD上报警，建议用户核实电极的位置。图3 编程单元的电路框图图4 便携式刺激器单元的电路框图编程单元是为临床医生提供给刺激器进行程序编程与修改的接口，编程单元的核心元件是一种基于Amulet的接口控制器，用超文本标记语言（HTML）进行编程。用RS-232接口与刺激器单元进行通信，电源模块用于给数字控制模块和液晶显示器供电。静态存储器（SRAM）用于数据的存取用户所编写的程序，数据的读取用控制信号及地址总线进行控制。四线制的数模转换器用于读取传感器的输出，与Amulet接口控制器的串行外设接口（SIP
12、）读写通讯，也在一定程度上起到了反馈的作用。临床医生通过LCD的主菜单中可以选择足下垂矫正和协助血液流动的应用，可以进行通道（通道1、通道2）、活动周期、通道输入刺激的强度、通道的脉冲宽度、脚底传感器的位置（足跟开关、脚趾开关）进行选择，也就是说临床医生可以选择想要的算法和相关的刺激参数，也可以选择足下垂矫正和协助血液流动的2个初始算法。刺激器通过肌肉刺激器设备发送一定的范围的刺激参数，脉冲宽度（100500s）、内部脉冲间隔时间（100150s）、脉冲频率（1050Hz）、脉冲电压（072 V）.电源模块（锂离子电池）用于给刺激器单元每个功能模块进行供电，同时也有利于设备的可携带性。数字控制
13、模块是基于ADuC831微控制器（负责控制刺激器模块和进行安全检验）进行设计的，并能简化刺激器单元与可编程单元的通讯。ADuC831包括2个数模转换单元、2个模数转换单元。数模转换单元与刺激模块的2个通道相连接，提供刺激电压。一个模数转换单元用于检测刺激模块的通道1、通道2的高电压供电电路和输出级的模拟电压电流量。另一个模数转换单元与传感器接口单元的前端模拟电路连接，为传感器接口模块的传感器提供算法。SRAM用于存储刺激参数，控制内部数据和用户接口数据的读写。刺激器模块的电压为常电压，这样可以减少在长时间刺激的情况下，因电极移动和电极功能退化对患者的伤害。在刺激之前，用电极的峰值电阻测量来检测
14、电极是否与皮肤表面有足够的接触。如果电极的位置不正确，刺激器不对腓神经进行刺激，而且会在刺激器的LCD上报警，建议用户核实电极的位置。刺激模块的通道1、通道2都包括高电压供电电路、电荷存储电路和输出级。刺激器模块中包含刺激双通道（通道1、通道2）和一个电压转换模块，电压模块可以将3.6V的电池输出电压转换成5V，高电压电路又将5V电压转化为072V的电压给刺激器供电。输出级通过场效应管转换电路产生想要得到的双相刺激波形。高电压供电电路和输出级的模拟电压电流量作为反馈，送到ADuC831的数字模拟转换器来检测是否符合规定值，这也是一种保证安全的测量措施。用户接口模块通过安装在刺激器单元的6个按钮
15、和2个开关给ADuC831（数字I/P端口）提供输入信号，用户接口模块的LCD可以给用户提供状态信息、指导信息和一些安全信息。传感器接口模块包括外部传感器（4个）和内部传感器（6个）、多路复用器和前端模拟电路，传感器通过多路复用器和前端模拟电路与ADuC831的DAC相连接，为传感器提供所需要的算法。3.2 一种灵活的足下垂刺激器的研究与应用图5 DNF的电路结构DNF的电路结构如图5所示，4路模拟输入通道一端连接到了步态传感器（足底压敏电阻开关、肌电图放大器、集成加速计和电子测角计），一端通过模拟量输入电路连接到了微处理器。单极传感器的电压范围是05V，双极传感器电压范围是2.5V。可调节的
16、刺激参数：单相波形、双相波形、占空比（训练周期）、波形频率、波形脉冲宽度、波形的上升时间、波形的下降时间、脉搏间歇波形、一个周期中的存在一个峰值、二个连续峰值和三个连续峰值的方波波形。刺激器的输出为恒定的电流值，这样可以确保良好的临床效果。微控制器是让系统运行基于软件的控制算法的平台。想要用不同的算法只需要改变软件，硬件不需要做任何的改变。基于微控制器的DFS实现也必须遵守以下几点。基于软件模式识别的传感器输入来探测偏瘫的步态；自适应算法来适应患者走路时的速度的变化；基于软件标准的传感器；基于软件进行实时调整的刺激参数，例如，可以用这个特征来调节肌肉疲劳；通过计算机，利用友好的用户图形接口，使
17、医师可以根据不同患者的具体需求来编写程序。DFS的控制电路如图6所示，DFS的控制单元是基于8位，4MHz摩托罗拉的MC68HC11F1TM 的微处理器，如图6所示。在控制单元中，电可擦只读存储器（EEPROM）里面有一个32kB的数据不易丢失电擦写的程序存储器，并且这个程序存储器可以很容易实现程序代码的改写。图6 控制电路32kB的静态存储器（SRAN）用于通用数据的存储。电子编程逻辑逻辑器件（EPLD）和ISPGAL22V10C元件用于产生系统各元件所需的片选信号和控制信号。外部扩展插槽通过所有的数据和地址、控制引脚和在一个单一位置的I/O来提供接口给其他额外的硬件。步态传感器通过4个模拟
18、输入通道连接到系统，这4个模拟通道将传感器的检测到的值通过模拟量通道传给多路传输的12位模数转换器。最大的采样频率是每个通道2KHz。电源监视电路位于模拟量输入前端。数字控制器为同步的数字输入/输出信号提供了资源。当数字量输出被用于使带有外设的设备同步的时候，输入的同步信号可以用于触发刺激器的脉冲。数字控制器也为刺激器单元提供了4个（通道1和通道2的正负极性）定时器信号。图7 刺激器电路刺激器电路如7所示，刺激的设计是基于一种回扫式的直流-直流的转换器和恒定电流输出级，包括一个150V的直流-直流的装换器和推挽恒值电流输出级。刺激器允许用户来改变时域所有波形参数：单相/双相波形、脉冲持续时间、
19、脉冲间隔时间、持续速率、个周期中的存在一个峰值、二个连续峰值和三个连续峰值的方波波形和工作周期。电流的幅值通过外部的电位计进行控制。每个通道的刺激器最大电流输出是120mA。3.3 足下垂电刺激用一种新颖的64通道刺激器样机和电极阵列的自动设置装置足下垂电刺激用一种新颖的64通道刺激器样机和电极阵列的自动设置装置的结果来自基于步态实验室的研究。图8 刺激器功能模块刺激器的主要部件如图8所示。刺激器有2个完全相同的32通道输出的电路板，每个通道可以传送来自于各自可编程的恒定电流的单相电荷平衡的刺激器高达10mA的电流。第三块电路产生200V高压，包括一个32位的基于STM32F101微处理器的A
20、RM和模拟量保护电路（在软件或者硬件发生故障时，确保总电流、脉冲宽度和频率等在一个安全的限值之内）。整个系统有4个AAA可充电的电池进行供电，电池可提供大于12个小时的使用时间。刺激器（尺寸130x65x25mm，重量200g）轻巧便利，能过佩戴到小腿上。刺激器运行的两种模式：自动设置模式，通过外部计算机程序运行的独立串行线来自动进行控制；对于步行试验，设置参数从计算机中下载下来，刺激器与计算机断开连接。对于站立姿势，通过足底开关所产生的上升沿和下降沿触发刺激器的运行，可以调整斜坡和延迟时间来满足病人的刺激需求。在设置参数期间，患者坐在可以使脚自由移动、在一定程度上可以伸直膝盖的椅子上，为了模
21、拟在走路期间的各种姿态。电磁和方向传感器安装在绑到鞋前面的刚性的塑料板上来测量背屈跖曲和倒转和外翻。第二个传感器安装在小腿的前面（膝盖和脚踝的中间位置），为了提醒在腿部无意的移动时的算法的使用。神经背屈被定义为90（在小腿和脚趾间），可由传感器进行测量。当进行自校准和更准备的测量时，选择Polhemus系统。用加速计来测量脚部的反应。通过电极阵列（64个独立8x8的方形电极，电极间隙为3mm，也就是说每个电极占用的空间大小是11mm）把刺激传送给身体，选择88x88的尺寸保证阵列足够大，确保能覆盖到想要进行刺激的位置，但应该有足够的分辨率来准备的使用每个电极。每个电极要调节好最大导电区域用到皮
22、肤的最小电流强度和由此带来的感觉引起的刺激的关系，确保电极之间有足够的间隙来减少不想要的电流传到相邻没有通电的电极。通过方形的自附式水凝胶，这个PCB附着到皮肤上。这么薄的（0.5mm）且高阻抗（1200m）使刺激器能过聚焦到一个部位。临床医生将电极阵列按在腿上，使第二组和第三组（从上往下数）的电极位于腓骨的前端（契合胫骨的侧面边缘处）。选择的位置可增加在电极阵列下方的浅表面和深处的腓神经产生分歧的可能性，同时不要把电极阵列放的过高，以免影响膝盖的运动。可以允许半个电极阵列大小（大约4厘米）的错位来对感兴趣的部位进行覆盖，因此位置不是至关重要的，我们希望患者在家可以自己安装。胫骨前端安装了一个
23、50mm2的阳极器件，距离电极阵列不许超过4cm。参考文献1 A. Kralj,FeasibilityDubrovnik5.Grobelnik,andL.Vodovnik:FESofparaplegiepatient,study In “Advances in external control of human extremities”PP561一574,1972.2 L.Vodovnik,A.Kralj,U. Stanic,R. AeimovieandN.Gros:Reeent applieations of FES to stroke patients in Ljubljana,Clin.
24、Orthop.and Related Researeh,131:60-70,1978.3 Granat MH, Maxwell DJ, Ferguson ACB, Lees KR, Barbenel JC.Peroneal stimulator: evaluation for the correction of spastic drop foot in hemiplegia. Arch Phys Med Rehabil 1996;77:1924.4 Heller BW, Veltink PH, Waarsing JH. TE2: FESCHART Avisual programming lan
25、guage for stimulators. In: International Functional Electrical Stimulation Society, August 1621, Canada.1997.5 Sha N, Kenney LPJ, Heller BW, Barker AT, Howard D, Moatamedi M. A finite element model to identify electrode influence on current distribution in the skin. Artif Organs 2008;32(8):63943.6 H
26、ernandez MA. Development and evaluation of a surface array based system to assist electrode positioning in FES for drop foot. PhD thesis. Centre for Biomedical Engineering, University of Surrey; 2009.7 Elsaify A, Fothergill J, Peasgood W. Portable FES system optimises electrode array using twitch response. In: 9th Annual Conference of the International Functional Electrical Stimulation Society. 2004.8 Dowden BR, Frankel MA, Normann RA, Clark GA. Non-invasive method for selection of electrodes and stimulus parameters for FES applications with intrafascicular arrays. J Neural Eng 2012.
