新电极技术刺激外周神经在植入性运动修复术中的作用
作者：刘洪广 蒋大宗 周 琳
单位：陕西师范大学 (710061)
关键词：
Effect on New Electrode Technology With Implantable Motor Prostheses for Stimulating Peripheral NervesEffect on New Electrode Technology With Implantable Motor Prostheses for Stimulating Peripheral Nerves
在恢复麻痹患者运动功能的现行运动修复术中，目前所使用的电极技术已快接近极限。用传统(神经外)的外周神经电极选择性地激活肌肉，经过长期应用和实践，只取得有限的效果，这种只是能控制刺激肌肉的开始与停止的传统(神经外)的外周神经电极基本上已不存在。而神经内(神经束内)电极虽具有更多选择和较低功率的优点，但在植入时为了避免过大的组织损伤，往往又不能把通过胶原神经外膜或神经束膜的灵敏电极安装到正确的位置上。因此，需要进行改进的技术是让电极和刺激的方法能选择地和独立地激活肌肉，并尽可能地减小植入物的体积。针对肌电极的局部性和外周神经支配肌肉的解剖学特点，研究表明刺激外周神经干是一块有前景的区域。
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1 刺激外周神经干对运动修复术的改进
现行的运动修复术在恢复麻痹患者动作功能方面，对肢体的功能恢复提出了更高要求，并将现有的电极技术推向极限[1][2]。由于每块肌肉至少需要有1个肌肉电极或肌外膜电极，以及电极和可达刺激器通道数量上的要求，这就使被激活的肌肉数受到限制，同时，解剖学的特点进一步地限制着肌电极的位置和手术上的植入难度[2]，另外，肌电极刺激具有扩散到邻近肌肉和长度走向组织的特点，这些都影响着对动作功能的控制[3]。
Huntington医学研究所经过8年的研究对外周神经用神经外电极进行安全有效刺激的数值范围做了有益的分析[4]～[6]。研究指出：只要遵循一定的指导，由刺激引起的神经损伤是可以避免的。然而，更大的可能性是由于刺激电极的植入和“定居”所引起的对神经的机械损伤。
解剖学和电极刺激[6]研究表明：神经干远端部分的运动轴突排列在分离的神经束内，形成从主干分离出来的分支，以支配单块肌肉或小肌群。因而，神经干分离区内的局部刺激应该有选择地激活个别肌肉，而不是使该神经干的其它区域所支配的肌肉兴奋。改进的运动修复术要求电极和刺激方法能够有选择地和独立地激活肌肉并尽可能地减小植入物的体积。人们期待有一种切实可行的功能神经肌肉刺激系统能够联合使用神经外、神经内、肌外膜和肌肉内电极。
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一个理想的神经外电极需用柔软易弯的材料精细制成，并能在组织的液体环境中长期存活而不引发组织的不良反应或机械损伤。同时，它需有“卡环”固定，不能移动位置，并保证与神经产生紧密的电连接。另外，还需要有同样的生化特性，一个理想的神经束内电极要考虑到通过神经膜和神经束膜进行植入手术的简单易行。还要考虑到肌肉活动时随着神经的起伏而弯曲，以避免神经与电极间的摩擦。
2 神经选择刺激
2.1 由神经外和神经内电极所引发的机械损伤
Huntington医学研究所的神经逻辑研究实验室研究了在电极植入处外周神经的机械和电损伤的问题。大多数的研究是用“Huntington Helix”神经外电极装置进行的，它有两个铂制的线圈，装入在硅合成橡校的激活铱带内。线圈应较好地固定不滑动(装置两端呈反方向的螺旋线圈)和自调尺寸以便更好地与神经相连接。这一电极引发的神经损伤低于其它类型的神经外套口电极[7]。Willian F.Agnew用电极植入到猫的坐骨神经4-6周后，30个电极位置中有3处出现机械引发的轻度损伤。活检显示：神经损伤与导线引导电极的量之间常表现为正相关。神经损伤具有神经内水肿，象“雷诺体(Renaut Bodies)”的结缔组织的神经束膜下半月体生成的特点，但很少出现轴突退化和再生髓鞘纤维[8]。Weir等最新研究指出，神经束膜下结缔组织的生成是为神经内膜提供缓冲垫作用的适应性反应。Willian F. Agnew观察到减小导线对长期植入电极装置的拉引时，结缔组织的出现率及其范围明显下降。无论是神经外或神经内电极的应用，由电极导线所引起的问题是主要方面，尤其是当植入电极靠近那些产生大而多次重复运动的肌肉时，这些部位有较多的次数拉引导线和电极装置。采用合适的导线和具有伸展性的导线是必要的，其伸展程度也是需要考虑的。
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神经内电极用于控制面部疼痛和神经肌肉已有一些临床应用报导[10]。在9周的植入期间，250μm直径的不锈钢线圈植入兔或猫的坐骨神经，对神经传导速度并没有产生明显改变。然而球状结缔组织形成，脱髓鞘和纤维损伤在40%的神经中出现。这些现象大概是由于神经束膜的损伤而引起的。在一些外科手术实验中，研究者切开神经外膜或神经束膜以安装神经束内电极[11]，这种侵害性大的方法其长远后果尚未确定。Sunderland指出：“神经束膜的损伤必然导致神经瘤和轴突的大部分退化，而当除去神经外膜(如做神经分离术)时并不出现有害的后果。”Rrdevik等强调[12]：神经外膜可通透性的损害导致透过神经外膜的压力梯度消失，其后果是出现神经内水肿并影响神经的内部血液供应。
Willian F.Agnew与Michigan大学的研究者合作发展应用神经内的多位的、光解图的(photolithographic)、硅电极装置。这些电极的早期实验中，遇到的困难是脆硬的电极材料如何通过神经外膜和神经束膜植入。Willian F. Agnew实验室近期实验中用神经束内电极植入以便将长度不同的多线电极安放在神经束内。植入物用250μm直径的不锈钢管制成，其顶端成10°的尖状。多达7条导线的电极或多位光解图探管安装在植入物内，并作为内置于束内植入物神经传导完整地穿过神经。手术后的两周通过植入物的神经部分出现了微小的损伤，即一条通过神经束的伤痕。安装导线和硅电极时，进入神经的部位表现出较严重的损伤，即面积较大的神经下水肿，有的还出现髓鞘纤维的退化。多数神经损伤是可逆的，但更长时间的植入需要进行完整的组织学评估。
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2.2 由电极引发的神经损伤
在动物实验中，只要刺激振幅大于能使轴突完全募集的程度时，用双极电极在外周神经进行频率为50Hz，8-16小时的持续性刺激会产生损伤。这些损伤有：刺激后的48小时内出现神经内水肿和刺激后一周有髓鞘纤维发生早期轴突退化[8]。用较低的脉冲振幅如50Hz或用间断性工作周期发放(1秒开，1秒关)不诱发神经损伤。同样，频率为20Hz的外周神经的持续性刺激，甚至脉冲振幅高于比要求募集轴突的数倍时，也不起损伤作用[6]～[8]。目前，尚无有关用神经外电极的神经刺激资料。
2.3 神经外与神经内电极的电极选择与刺激
神经外电极装置对神经损伤的可能性较小，而且它的植入比多数量的神经束内电极的植入容易得多。然而，功能性神经肌肉刺激的外电极激活单神经束或部分神经束的功能将受很大限制。它们还具有很强的反顺序的募集运动神经的倾向(大轴突倾向于在最低刺激电流时被募集起来)。有些研究者研究了3D数学模型和体内神经的激活功能(轴突膜的去极化与轴突外周围区电压场(voltage field))分布间的数学关系[11]～[15]。这些研究认为：只要该神经束接近神经干表面，用神经外电极装置有可能使轴突有选择地激活某一神经外电极束成为现实。急性植入的，尤其是当接近神经兴奋的阈电流时，多导线神经内电极与Huntington helix神经外电极的比较显示，神经内的设计在功率要求方面有许多优点。
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现今认为，一种能获得外周神经轴突高度选择激活的长期植入电极系统是可能的[7]、[11][13]～[15]。这一系统很可能包括接近神经外膜的神经外电极装置和脉冲增益器；现在已很清楚只要能克服与导线有关的问题，固定于神经的电极是稳定和安全的。这一系统也可能还包括一些神经束内的微电极以解决选择性地激活神经干内深处的神经束，或者以获得一种募集大、小神经单位的更自然的顺序[11]、[14]、[16]。
为了利用神经束内微电极的功能以获得对不同神经部分的高度选择性激活，还需有好的外科技术，以便使得有足够数量的微电极装置在合理的状态下和合理的时间内安装到神经束内或神经束间而不出现过大的损伤。需要对动物实验中多次对神经束膜穿透的长远后果进行评价，并确定硬的硅电极探针是否可用于外周神经的长期植入，是否需要有更为柔韧的材料。从神经内电极的电位优势看，特别是当它与合适的神经外电极联合使用时，上述问题是必须得到解决的。
3 纵向(longitudinally)神经束内电极的神经刺激与记录
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Utah大学Ken Horch发展了一种纵向穿入外周神经的单独的神经束内的电极，因而电极的有效区是与神经轴突相平行的[17]。这一有效区大于神经纤维的极间距离，所以可用于对神经束内神经纤维的刺激[18]～[20]或记录[21]～[24]。这一设计是为提供低频率刺激对少量神经纤维的选择激活，其方法是植入电极时，尽可能地与目标组织接近，即安放在神经束内。神经束膜的抗阻使神经束之间的刺激很好地隔离开。在一小束(fascicle)之内放置一点源也就允许锐电压梯度充分变化，这样电极附近的小纤维比远些的大纤维激活更早。这是一种接近于运动单位的自然募集顺序[11][16]。
功能性神经肌肉刺激的良好控制要求有来自感受器的关节位置、关节速度和皮肤接触的反馈。原则上可以用记录神经束内感觉神经的显示数量，发送足够的反馈以对功能性神经肌肉刺激进行控制。接近于有髓鞘轴突极区的很低阻抗电极能记录小的细胞外电位。增加这些电极的长度会减小它们的阻抗并增加它们接近节的可能性。然而，有效区必须小于动作电位波长(传递速度乘以脉冲时间)的1/4。根据神经传导速度与极间空间的关系，这可能转换为接近1mm的长度[17]。
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3.1 电极设计
Ken Korch设计了两种电极，即进行神经刺激的单极电极和神经记录用的双极电极。单极电极由25μm直径的外包特氟隆(Teflon)的铂-铱线制成[18]～[20]，相当直径为10-0缝合线。双极电极由5μm直径的碳纤维扭在一起而组成，并用poly(oxyphenylene)绝缘。所制成的电极对，其总的直径与单极电极相似[11]。这两种情况下有效区(记录或刺激区)的产生可将1nm的绝缘物移向最接近近端1或2cm，提供约80×103μm2的几何面积。在铂-铱电极中，记录或刺激区(有效区)用铂black作外套。
电极附着在50μm直径的钨丝的尖端，钨针和电极间有一个顺滑开关，并避免在附着处直径的加大。植入时，需将神经外膜与神经分离开来，以便能见到目标神经束。将电极用针穿在神经束内约1cm处，使电极的有效区集中在出、入之间。神经外放有一个基础或参考电极，需与神经束内电极相靠近似平行。
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3.2 刺激
用单电极神经束内电极激活肌肉的单脉冲阈典型地为1nC左右[18]、[19]。用神经束内刺激的募集曲线能够适度调节振幅或持续时间变化，完全的神经束募集出现在能见到的邻近神经束激活之前[18]。利用限制的电流振幅的时间-调节脉冲，可以进一步限制神经束内少量纤维的激活[19]。两个电极植入于猫的支配腓肠肌神经的单神经束内，脉冲宽度对刺激的调节是通过每个单电极所产生的力来进行的，其要低于相同刺激通过两个电极所产生的力。力的综合表现出电极激活了大部分神经束中运动神经纤维的不同部分。
用成双电极植入于单神经束的特性是激活运动神经不同组，它能作为一种控制肌肉疲劳的手段。用两个电极间的间歇刺激可产生融合的强直性的肌肉收缩，而不出现运动单位的强直性。这显然能在持久的肌肉收缩过程中使疲劳减轻[20]。短暂的全力收缩在必要时，也可能同时激活两个电极而诱发出来。进而，能够选择性激活单神经束中的多块肌肉中的部分肌肉。根据解剖学，远端纤维具有分离性的特点。在出现处植入多电极能够分别控制纤维中的分离的数量成分。
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3.3 记录
长期植入神经束内电极记录了6个月的丛神经元的运动单位神经纤维活动，这是目前测定的最长时间[22]。这表明记录的电位来自完整无损的轴突，而不是从损伤神经纤维而来的高的细胞外电流。与这一电极相平行，空间相对较近的导体使电极对肌电图的噪声比其它无护罩的电极结构具有更好的内在免疫作用。在无护罩情况下，所支配的肌肉活动将受影响，需要用碳纤维或其它导体聚合物制成的水和离子可透过的、柔韧的Faraday网，它能使噪声减弱和变细。而且，它是较松地围在四周被结缔组织所包围的神经上，并不干扰肢体动作时神经发生的正常位移。
在功能性神经肌肉刺激应用中，需要区别在记录神经活动的确切时间里的持续发生的动作电位的来源[24]。动作电位区分器(classifier)的成双的双极电极可以提取当时的有关外部刺激性质和程度的详细信息[25]。
, http://www.100md.com 3.4 优点与不足
应用功能性神经肌肉刺激中纵向神经束内电极的主要优点有：能用同一电极设计记录反馈信息；植入区周围不需要用防止产生神经损伤症状的非适性屏障；能够激活位置上受限的运动单位的数量；运动神经刺激的低电位；更接近于正常的募集和不需要高的正极阻滞电流以限制肌肉疲劳；植入方法简单；植入处的组织损伤小，可以用于空间受限的部位(即手掌)。
目前，这些电极的主要问题是缺乏制作电极的材料。当肢体运动时，即便是很接近于支配的肌肉的那些神经也会被迫拉长或弯曲。神经组织是很坚韧的，但柔软而易变形。需要带有象大块神经组织的弹性调节的导电材料，并用耐疲劳的生物密质的柔韧的外套使导体得到绝缘。过于僵硬的材料容易变脆。编织的碳纤维足够柔韧，不硬但脆。现在用一种Kevlar导体纤维以聚合物作为绝缘外套，电极激活区用有源的铱或铱-铂作为电极。当这种能存活的电极得到发展和应用，便可评估组织的反作用特性。这种电极对上肢功能性神经肌肉刺激的应用是特别有用的，尤其是对植入空间小的那些小肌肉的控制更是这样。多神经束的神经，如正中神经，是应用这种技术最好的目标。另外，这种电极也可用于对假肢的控制。
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参 考 文 献
1 P.H.Peckham, M.W.Keith and A. A. Freehafer. J. Bone Joint Surg 1987;70-A:144-148
2 E.B.Marsolais and R.Kobetic. J.Bone Joint Surg 1987;69-A:728-733
3 K.L.Kilgore, P.H.Peckham, M.W.Keith et al.IEEE Trans. Bomed. Eng. 1990;37:12-21
4 W.F.Agnew, T.G.H.Yuen, D.B.McCreery, et al.Experimental Neurol. 1986;92:162-185
5 W.F.Agnew, D.B.McCreery, T.G.H.Yuen, et al.J.Biomed. Eng.1990;12:301-308
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6 D.B.McCreery, W.F.Agnew, T.G.H. Yuen, et al. Med.Biol. Eng. Comput.1992;30:109-114
7 G.Naples, J.Mortimer,and T. Yuen. in Neural Prostheses:Fundamental Studies.1990
8 W.F.Agnew, D.B. McCreery, T.G.H.Yuen, et al.Ann. Biomed. Eng. 1989;17:39-60
9 J. Weis,M.E. Alexianu, G.Heidi, et al.Soc. Neurosci. Abstracts. 1992;18:626
10 D.R.McNeaal,R.Water and J.Reswick. Appl. Neurophysiol. 1977-78；40:235-239
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11 P.H.Veltink, J.A. van Alste, and H.B.K.Boom. Med. Biol. Eng. Comput.1989;27:19-24
12 B. Rydevik, N.Daniieles,L.Dahlin. in Neural Prostheses:Fundamental Studies. 1990
13 P.H.Veltink, B.K. van Veen, J.J.Struijk, et al.IEEE Trans. Biomed. Eng.1989;36:683-691
14 J.D.Sweeney, D.A.Ksienski,J.T.Mortimer. IEEE Trans. Biomed. Eng. 1990;37:706-715
15 J.H.Meier,W.L.C.Rutten,A.E.Zoutman, etal.IEEE Trans. Biomed. Eng.1992;39:122-134
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16 P.H.Veltink, J.A.van Alste,and H.B.K.Boom.IEEE Trans. Biomed. Eng. 1988;35:917-924
17 M.Malagodi, K.W.Horch, and A.A.Schoenberg. Ann. Biomed. Eng. 1989;17:397-410
18 N.Nannini, and K.Horch. IEEE Trans.Biomed. Eng.1991;38:769-776
19 K. Yoshida,and K.Horch. IEEE Trans.Biomed. Eng. 1993;40:492-494
20 K.Yoshida, and K.Horch. Ann. Biomed. Eng.1993;21:709-714
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21 E.V.Goodall, T.M.Lefurge and K.W.Horch. IEEE Trans. Biomed.Eng. 1991;38:846-850
22 T. Lefurge, Goodall, K.Horch,L.Stensaas, et al.Ann. Biomed. Eng. 1991;19:197-207
23 E.V.Goodall, and K. W.Horch. IEEE Trans. Biomed. Eng. 1992;39:285-295
24 E.V.Goodall, K.W.Horch, T.G.McNaughton, et.al. Med. Biol. Eng. Comput. 1993;31:256-267
25 T.G.McNaughton, and K.W.Horch. IEEE Trans. Biomed. Eng. 1994;41:606-616
(1998年6月15日收稿), http://www.100md.com
单位：陕西师范大学 (710061)
关键词：
Effect on New Electrode Technology With Implantable Motor Prostheses for Stimulating Peripheral NervesEffect on New Electrode Technology With Implantable Motor Prostheses for Stimulating Peripheral Nerves
在恢复麻痹患者运动功能的现行运动修复术中，目前所使用的电极技术已快接近极限。用传统(神经外)的外周神经电极选择性地激活肌肉，经过长期应用和实践，只取得有限的效果，这种只是能控制刺激肌肉的开始与停止的传统(神经外)的外周神经电极基本上已不存在。而神经内(神经束内)电极虽具有更多选择和较低功率的优点，但在植入时为了避免过大的组织损伤，往往又不能把通过胶原神经外膜或神经束膜的灵敏电极安装到正确的位置上。因此，需要进行改进的技术是让电极和刺激的方法能选择地和独立地激活肌肉，并尽可能地减小植入物的体积。针对肌电极的局部性和外周神经支配肌肉的解剖学特点，研究表明刺激外周神经干是一块有前景的区域。
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1 刺激外周神经干对运动修复术的改进
现行的运动修复术在恢复麻痹患者动作功能方面，对肢体的功能恢复提出了更高要求，并将现有的电极技术推向极限[1][2]。由于每块肌肉至少需要有1个肌肉电极或肌外膜电极，以及电极和可达刺激器通道数量上的要求，这就使被激活的肌肉数受到限制，同时，解剖学的特点进一步地限制着肌电极的位置和手术上的植入难度[2]，另外，肌电极刺激具有扩散到邻近肌肉和长度走向组织的特点，这些都影响着对动作功能的控制[3]。
Huntington医学研究所经过8年的研究对外周神经用神经外电极进行安全有效刺激的数值范围做了有益的分析[4]～[6]。研究指出：只要遵循一定的指导，由刺激引起的神经损伤是可以避免的。然而，更大的可能性是由于刺激电极的植入和“定居”所引起的对神经的机械损伤。
解剖学和电极刺激[6]研究表明：神经干远端部分的运动轴突排列在分离的神经束内，形成从主干分离出来的分支，以支配单块肌肉或小肌群。因而，神经干分离区内的局部刺激应该有选择地激活个别肌肉，而不是使该神经干的其它区域所支配的肌肉兴奋。改进的运动修复术要求电极和刺激方法能够有选择地和独立地激活肌肉并尽可能地减小植入物的体积。人们期待有一种切实可行的功能神经肌肉刺激系统能够联合使用神经外、神经内、肌外膜和肌肉内电极。
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一个理想的神经外电极需用柔软易弯的材料精细制成，并能在组织的液体环境中长期存活而不引发组织的不良反应或机械损伤。同时，它需有“卡环”固定，不能移动位置，并保证与神经产生紧密的电连接。另外，还需要有同样的生化特性，一个理想的神经束内电极要考虑到通过神经膜和神经束膜进行植入手术的简单易行。还要考虑到肌肉活动时随着神经的起伏而弯曲，以避免神经与电极间的摩擦。
2 神经选择刺激
2.1 由神经外和神经内电极所引发的机械损伤
Huntington医学研究所的神经逻辑研究实验室研究了在电极植入处外周神经的机械和电损伤的问题。大多数的研究是用“Huntington Helix”神经外电极装置进行的，它有两个铂制的线圈，装入在硅合成橡校的激活铱带内。线圈应较好地固定不滑动(装置两端呈反方向的螺旋线圈)和自调尺寸以便更好地与神经相连接。这一电极引发的神经损伤低于其它类型的神经外套口电极[7]。Willian F.Agnew用电极植入到猫的坐骨神经4-6周后，30个电极位置中有3处出现机械引发的轻度损伤。活检显示：神经损伤与导线引导电极的量之间常表现为正相关。神经损伤具有神经内水肿，象“雷诺体(Renaut Bodies)”的结缔组织的神经束膜下半月体生成的特点，但很少出现轴突退化和再生髓鞘纤维[8]。Weir等最新研究指出，神经束膜下结缔组织的生成是为神经内膜提供缓冲垫作用的适应性反应。Willian F. Agnew观察到减小导线对长期植入电极装置的拉引时，结缔组织的出现率及其范围明显下降。无论是神经外或神经内电极的应用，由电极导线所引起的问题是主要方面，尤其是当植入电极靠近那些产生大而多次重复运动的肌肉时，这些部位有较多的次数拉引导线和电极装置。采用合适的导线和具有伸展性的导线是必要的，其伸展程度也是需要考虑的。
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神经内电极用于控制面部疼痛和神经肌肉已有一些临床应用报导[10]。在9周的植入期间，250μm直径的不锈钢线圈植入兔或猫的坐骨神经，对神经传导速度并没有产生明显改变。然而球状结缔组织形成，脱髓鞘和纤维损伤在40%的神经中出现。这些现象大概是由于神经束膜的损伤而引起的。在一些外科手术实验中，研究者切开神经外膜或神经束膜以安装神经束内电极[11]，这种侵害性大的方法其长远后果尚未确定。Sunderland指出：“神经束膜的损伤必然导致神经瘤和轴突的大部分退化，而当除去神经外膜(如做神经分离术)时并不出现有害的后果。”Rrdevik等强调[12]：神经外膜可通透性的损害导致透过神经外膜的压力梯度消失，其后果是出现神经内水肿并影响神经的内部血液供应。
Willian F.Agnew与Michigan大学的研究者合作发展应用神经内的多位的、光解图的(photolithographic)、硅电极装置。这些电极的早期实验中，遇到的困难是脆硬的电极材料如何通过神经外膜和神经束膜植入。Willian F. Agnew实验室近期实验中用神经束内电极植入以便将长度不同的多线电极安放在神经束内。植入物用250μm直径的不锈钢管制成，其顶端成10°的尖状。多达7条导线的电极或多位光解图探管安装在植入物内，并作为内置于束内植入物神经传导完整地穿过神经。手术后的两周通过植入物的神经部分出现了微小的损伤，即一条通过神经束的伤痕。安装导线和硅电极时，进入神经的部位表现出较严重的损伤，即面积较大的神经下水肿，有的还出现髓鞘纤维的退化。多数神经损伤是可逆的，但更长时间的植入需要进行完整的组织学评估。
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2.2 由电极引发的神经损伤
在动物实验中，只要刺激振幅大于能使轴突完全募集的程度时，用双极电极在外周神经进行频率为50Hz，8-16小时的持续性刺激会产生损伤。这些损伤有：刺激后的48小时内出现神经内水肿和刺激后一周有髓鞘纤维发生早期轴突退化[8]。用较低的脉冲振幅如50Hz或用间断性工作周期发放(1秒开，1秒关)不诱发神经损伤。同样，频率为20Hz的外周神经的持续性刺激，甚至脉冲振幅高于比要求募集轴突的数倍时，也不起损伤作用[6]～[8]。目前，尚无有关用神经外电极的神经刺激资料。
2.3 神经外与神经内电极的电极选择与刺激
神经外电极装置对神经损伤的可能性较小，而且它的植入比多数量的神经束内电极的植入容易得多。然而，功能性神经肌肉刺激的外电极激活单神经束或部分神经束的功能将受很大限制。它们还具有很强的反顺序的募集运动神经的倾向(大轴突倾向于在最低刺激电流时被募集起来)。有些研究者研究了3D数学模型和体内神经的激活功能(轴突膜的去极化与轴突外周围区电压场(voltage field))分布间的数学关系[11]～[15]。这些研究认为：只要该神经束接近神经干表面，用神经外电极装置有可能使轴突有选择地激活某一神经外电极束成为现实。急性植入的，尤其是当接近神经兴奋的阈电流时，多导线神经内电极与Huntington helix神经外电极的比较显示，神经内的设计在功率要求方面有许多优点。
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现今认为，一种能获得外周神经轴突高度选择激活的长期植入电极系统是可能的[7]、[11][13]～[15]。这一系统很可能包括接近神经外膜的神经外电极装置和脉冲增益器；现在已很清楚只要能克服与导线有关的问题，固定于神经的电极是稳定和安全的。这一系统也可能还包括一些神经束内的微电极以解决选择性地激活神经干内深处的神经束，或者以获得一种募集大、小神经单位的更自然的顺序[11]、[14]、[16]。
为了利用神经束内微电极的功能以获得对不同神经部分的高度选择性激活，还需有好的外科技术，以便使得有足够数量的微电极装置在合理的状态下和合理的时间内安装到神经束内或神经束间而不出现过大的损伤。需要对动物实验中多次对神经束膜穿透的长远后果进行评价，并确定硬的硅电极探针是否可用于外周神经的长期植入，是否需要有更为柔韧的材料。从神经内电极的电位优势看，特别是当它与合适的神经外电极联合使用时，上述问题是必须得到解决的。
3 纵向(longitudinally)神经束内电极的神经刺激与记录
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Utah大学Ken Horch发展了一种纵向穿入外周神经的单独的神经束内的电极，因而电极的有效区是与神经轴突相平行的[17]。这一有效区大于神经纤维的极间距离，所以可用于对神经束内神经纤维的刺激[18]～[20]或记录[21]～[24]。这一设计是为提供低频率刺激对少量神经纤维的选择激活，其方法是植入电极时，尽可能地与目标组织接近，即安放在神经束内。神经束膜的抗阻使神经束之间的刺激很好地隔离开。在一小束(fascicle)之内放置一点源也就允许锐电压梯度充分变化，这样电极附近的小纤维比远些的大纤维激活更早。这是一种接近于运动单位的自然募集顺序[11][16]。
功能性神经肌肉刺激的良好控制要求有来自感受器的关节位置、关节速度和皮肤接触的反馈。原则上可以用记录神经束内感觉神经的显示数量，发送足够的反馈以对功能性神经肌肉刺激进行控制。接近于有髓鞘轴突极区的很低阻抗电极能记录小的细胞外电位。增加这些电极的长度会减小它们的阻抗并增加它们接近节的可能性。然而，有效区必须小于动作电位波长(传递速度乘以脉冲时间)的1/4。根据神经传导速度与极间空间的关系，这可能转换为接近1mm的长度[17]。
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3.1 电极设计
Ken Korch设计了两种电极，即进行神经刺激的单极电极和神经记录用的双极电极。单极电极由25μm直径的外包特氟隆(Teflon)的铂-铱线制成[18]～[20]，相当直径为10-0缝合线。双极电极由5μm直径的碳纤维扭在一起而组成，并用poly(oxyphenylene)绝缘。所制成的电极对，其总的直径与单极电极相似[11]。这两种情况下有效区(记录或刺激区)的产生可将1nm的绝缘物移向最接近近端1或2cm，提供约80×103μm2的几何面积。在铂-铱电极中，记录或刺激区(有效区)用铂black作外套。
电极附着在50μm直径的钨丝的尖端，钨针和电极间有一个顺滑开关，并避免在附着处直径的加大。植入时，需将神经外膜与神经分离开来，以便能见到目标神经束。将电极用针穿在神经束内约1cm处，使电极的有效区集中在出、入之间。神经外放有一个基础或参考电极，需与神经束内电极相靠近似平行。
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3.2 刺激
用单电极神经束内电极激活肌肉的单脉冲阈典型地为1nC左右[18]、[19]。用神经束内刺激的募集曲线能够适度调节振幅或持续时间变化，完全的神经束募集出现在能见到的邻近神经束激活之前[18]。利用限制的电流振幅的时间-调节脉冲，可以进一步限制神经束内少量纤维的激活[19]。两个电极植入于猫的支配腓肠肌神经的单神经束内，脉冲宽度对刺激的调节是通过每个单电极所产生的力来进行的，其要低于相同刺激通过两个电极所产生的力。力的综合表现出电极激活了大部分神经束中运动神经纤维的不同部分。
用成双电极植入于单神经束的特性是激活运动神经不同组，它能作为一种控制肌肉疲劳的手段。用两个电极间的间歇刺激可产生融合的强直性的肌肉收缩，而不出现运动单位的强直性。这显然能在持久的肌肉收缩过程中使疲劳减轻[20]。短暂的全力收缩在必要时，也可能同时激活两个电极而诱发出来。进而，能够选择性激活单神经束中的多块肌肉中的部分肌肉。根据解剖学，远端纤维具有分离性的特点。在出现处植入多电极能够分别控制纤维中的分离的数量成分。
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3.3 记录
长期植入神经束内电极记录了6个月的丛神经元的运动单位神经纤维活动，这是目前测定的最长时间[22]。这表明记录的电位来自完整无损的轴突，而不是从损伤神经纤维而来的高的细胞外电流。与这一电极相平行，空间相对较近的导体使电极对肌电图的噪声比其它无护罩的电极结构具有更好的内在免疫作用。在无护罩情况下，所支配的肌肉活动将受影响，需要用碳纤维或其它导体聚合物制成的水和离子可透过的、柔韧的Faraday网，它能使噪声减弱和变细。而且，它是较松地围在四周被结缔组织所包围的神经上，并不干扰肢体动作时神经发生的正常位移。
在功能性神经肌肉刺激应用中，需要区别在记录神经活动的确切时间里的持续发生的动作电位的来源[24]。动作电位区分器(classifier)的成双的双极电极可以提取当时的有关外部刺激性质和程度的详细信息[25]。
, http://www.100md.com 3.4 优点与不足
应用功能性神经肌肉刺激中纵向神经束内电极的主要优点有：能用同一电极设计记录反馈信息；植入区周围不需要用防止产生神经损伤症状的非适性屏障；能够激活位置上受限的运动单位的数量；运动神经刺激的低电位；更接近于正常的募集和不需要高的正极阻滞电流以限制肌肉疲劳；植入方法简单；植入处的组织损伤小，可以用于空间受限的部位(即手掌)。
目前，这些电极的主要问题是缺乏制作电极的材料。当肢体运动时，即便是很接近于支配的肌肉的那些神经也会被迫拉长或弯曲。神经组织是很坚韧的，但柔软而易变形。需要带有象大块神经组织的弹性调节的导电材料，并用耐疲劳的生物密质的柔韧的外套使导体得到绝缘。过于僵硬的材料容易变脆。编织的碳纤维足够柔韧，不硬但脆。现在用一种Kevlar导体纤维以聚合物作为绝缘外套，电极激活区用有源的铱或铱-铂作为电极。当这种能存活的电极得到发展和应用，便可评估组织的反作用特性。这种电极对上肢功能性神经肌肉刺激的应用是特别有用的，尤其是对植入空间小的那些小肌肉的控制更是这样。多神经束的神经，如正中神经，是应用这种技术最好的目标。另外，这种电极也可用于对假肢的控制。
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(1998年6月15日收稿), http://www.100md.com