利用非對稱高頻載波脈沖簇電刺激的肌疲勞緩解技術研究

摘要：為了緩解神經肌肉電刺激導致的肌肉疲勞，并減輕高頻載波脈沖簇電刺激帶來的不適感，提出了非對稱高頻載波脈沖簇電刺激的肌疲勞緩解技術，利用健康受試者，比較了所提技術和傳統對稱雙相矩形脈沖電刺激的抗疲勞性能。在正中神經、尺神經束近端，分別施加載波頻率為10kHz的窄脈沖簇（高頻模式）和傳統的對稱雙相矩形脈沖（低頻模式）并引起相同的收縮水平，持續刺激5min以誘發肌疲勞并記錄手指收縮力和指屈肌高密度肌電信號。研究結果顯示，與低頻刺激相比，高頻刺激下肌肉疲勞速率顯著降低，具體表現為力衰減變慢，絕對力衰減較小（3.8688±1.1368）N，平臺力更大（7.296±1.3424）N，最終獲得更大的力輸出為（2282.8±341.48）N·s，同時高頻刺激下更高的力-肌電幅值比說明誘發了更高的肌肉激活效率，這可能是高頻模式緩解肌疲勞的潛在機制。與傳統對稱低頻刺激相比，非對稱高頻載波脈沖簇電刺激可能通過誘發更高效率的肌肉激活，從而顯著緩解電刺激下肌疲勞問題，這對電刺激技術在腦卒中等患者運動功能康復中的推廣應用具有重要意義。

關鍵詞：神經肌肉電刺激；高頻刺激；肌電信號；肌疲勞

中圖分類號：R318.04 文獻標志碼：A

DOI：10.7652/xjtuxb202409018 文章編號：0253-987X（2024）09-0183-08

Research on Muscle Fatigue Reduction Using Asymmetric High-Frequency

Carrier Pulse Cluster Electrical Stimulation

YUAN Rui1，2， ZHENG Yang1，2

（1. School of Mechanical Engineering， Xi’an Jiaotong University， Xi’an 710049， China;

2. State Key Laboratory for Manufacturing Systems Engineering， Xi’an Jiaotong University， Xi’an 710049， China）

Abstract：To alleviate muscle fatigue caused by neuromuscular electrical stimulation （NMES） and reduce the discomfort associated with high-frequency carrier pulse cluster electrical stimulation， this paper compares the anti-fatigue properties of the proposed asymmetric high-frequency carrier pulse cluster electrical stimulation with the conventional symmetric biphasic rectangular pulse electrical stimulation technique in healthy subjects. Specifically， the clustered narrow pulses with a carrier frequency of 10kHz （high-frequency mode， HF） and the conventional symmetrical biphasic rectangular pulses （low-frequency mode， LF） are delivered to the proximal segment of the median/ulnar nerve bundles， eliciting the same level of contraction. Stimulation is continued for 5minutes to induce muscle fatigue， and finger flexion forces and high-density electromyography （EMG） signals of the finger flexors are recorded. The results show that the rate of muscle fatigue is significantly reduced under the HF stimulation compared with the LF stimulation. This is manifested by a slower force decay rate， smaller absolute force decay （3.8688±1.1368）N， and a larger force plateau （7.296±1.3424）N， resulting in greater force output （2282.8±341.48）N·s. The higher force-to-EMG amplitude ratio under the HF stimulation indicated a higher efficiency of muscle activation， which may be a potential mechanism for alleviating muscle fatigue by the HF modes. The present study suggests that the asymmetric pulse clusters at a kilohertz carrier frequency may significantly alleviate muscle fatigue by inducing a higher efficiency of muscle activation compared to the conventional symmetric LF stimulation， which can potentially promote the application of the NMES-based motor neurorehabilitation technique in stroke patients.

Keywords：neuromuscular electrical stimulation; high-frequency stimulation; electromyographic signal; muscle fatigue

運動功能障礙是腦卒中后最常見的后遺癥之一，嚴重影響患者生活質量［1］。神經肌肉電刺激可通過激活運動神經元軸突或肌內軸突分支引起功能性的肌肉收縮［2］，增強肌肉力量［3］，減輕痙攣，擴大肢體運動范圍［4］，促進腦卒中后運動恢復［5-6］，因此被廣泛應用于卒中后個體的運動功能康復［7］。在傳統神經肌肉電刺激技術中，刺激電極通常被放置在肌腹運動點附近以激活運動神經元軸突的遠端分支［8］，但由于運動單元的激活高度同步［9］、肌肉纖維的非生理性募集等問題［10-11］，受刺激的肌肉易發生疲勞，導致誘發的力量快速下降。近年來，外周神經束近端經皮電刺激被證明能通過激活不同肌纖維來減少肌肉疲勞［12］，但不同運動單元激活依舊高度同步化，與生理狀態下不同運動單元交替異步放電不同，從而導致肌疲勞問題依然嚴重，誘發肌力隨刺激時間下降明顯。雖然可通過增加刺激電流強度來保持誘發肌力，但會給使用者帶來不適［13］，從而限制臨床應用。

傳統電刺激波形通常為對稱雙相矩形脈沖波形［14］，雙相脈沖可保證陽極或陰極注入的正負電荷相抵消，總和為0，避免局部皮膚灼傷［15］。脈寬通常可達數百μs，大量運動神經元軸突可在這幾百μs內相繼達到去極化閾值從而觸發動作電位［16］，這是目前常用電刺激方式導致肌纖維激活高度同步化的主要原因。為此，Zheng等［13］提出了一種高頻（千赫茲）載波脈沖簇電刺激波形，即用脈寬小于100μs的窄脈沖簇替代傳統電刺激中的矩形脈沖。其基本原理是，每個窄脈沖僅能為軸突提供閾下刺激［17］，軸突需要連續多個窄脈沖才能逐步達到閾值［15］，而不同軸突由于直徑、位置不同，導致所需窄脈沖個數不同，從而增加不同軸突到達閾值的時延，即降低不同軸突激活的同步性。進一步的研究表明，這種高頻載波脈沖簇電刺激可顯著降低肌疲勞［18］。

對稱雙相脈沖波形中，正負兩個波形強度相同、脈寬相同。依據電極陰陽極配置，陰極脈沖可誘發有效肌肉收縮（有效脈沖）［19］，陽極脈沖（無效脈沖）則用于平衡電荷［20］，雖無實際作用，但會因電流強度較高而激活皮膚內疼痛感受器，給使用者帶來不適。為此，有研究者提出了非對稱電刺激波形［21］，即在保持有效脈沖正常誘發肌力的同時，降低無效脈沖電流強度，增加無效脈沖脈寬，從而保證正負電荷依然平衡。研究表明，這種非對稱脈沖電刺激可顯著減小刺激不適感。為了降低電刺激帶來的不適感，可采用非對稱高頻載波脈沖簇電刺激技術。但由于無效脈沖期間存在電荷的持續注入，其對肌肉抗疲勞性的影響還未可知。

本文以健康受試者為實驗對象，比較了非對稱高頻載波脈沖簇持續電刺激（高頻模式HF）和傳統對稱雙相矩形脈沖持續電刺激（低頻模式LF）下的肌力誘發情況和肌肉活動差異。結果顯示，與對稱雙相矩形脈沖電刺激相比，非對稱高頻載波脈沖簇電刺激誘發的肌力持續時間長、衰減慢，肌肉活動效率高，有助于推動電刺激技術在腦卒中患者臨床康復的廣泛應用。

1 實驗方法

1.1 受試者

本研究共募集9名受試者（8名男性和1名女性，均為右利手，年齡均為20～30歲之間），無任何已知的神經系統疾病。所有受試者均簽署了知情同意書。

1.2 實驗設備

實驗過程中，受試者坐在椅子上，前臂支撐在泡沫墊上，將兩個硬樹脂板分別固定于手腕背側和掌側，以避免手腕活動。使用4個微型壓力傳感器（DJSX-50，上海狄佳公司）獨立測量食指、中指、無名指和小指的手指屈曲力，采樣頻率為1kHz。4根手指舒適伸展，并使用魔術貼將手指固定在相應的壓力傳感器上，使手指和傳感器之間緊密接觸以保證精確的力測量，見圖1（a）。

將8個凝膠電極（直徑約1cm）排列成2×4陣列，并沿正中神經和尺神經走向放置在上臂內側肱二頭肌短頭下方，見圖1（a）。使用可編程多通道刺激器（STG4008，Multichannel Systems，德國）生成電刺激脈沖，并使用自編Matlab用戶界面進行刺激參數設置與電刺激器控制。

使用兩片電極間距為10mm、單個電極直徑為3mm的8×8通道高密度肌電電極陣列（OT Bioelectronica，意大利都靈），采集指屈肌的表面肌電活動信號，見圖1（a）。為提高肌電信號質量，在放置電極之前，用醫用磨砂膏和酒精棉片清潔皮膚，以降低接觸阻抗。放大器采用EMG-USB2+系統（OT Bioelectronica，意大利都靈），采樣率為2048Hz，增益為150，帶寬設置為10～500Hz。參考電極放置在肘部，公共接地電極放置在腕部，以減少刺激偽跡。

1.3 刺激范式

高頻和低頻模式的刺激序列分別如圖1（b）和1（c）所示。高頻模式采用非對稱高頻載波脈沖簇，每個脈沖簇中包含n個寬度為80μs、間隔為20μs的正相窄脈沖（載波頻率為10kHz［18］），不同的窄脈沖簇以40Hz的頻率發出。為保證正負電荷平衡，負相電流幅值由正相脈沖的總電荷量與負相脈沖持續時間的比值決定，見圖1（b）。低頻模式采用對稱雙相矩形脈沖，脈沖持續時間為500μs［3］，頻率為40Hz，見圖1（c）。

為公平比較兩種刺激模式下誘發肌力的衰減情況，需要保證兩種刺激模式的初始誘發肌力相同。為此，在進行實驗之前，首先測量各手指的最大自主收縮力（MVC），然后使用低頻模式在不同的電極對之間進行搜索，以確定能夠引起肌肉穩定收縮且無強烈不適感的電極對。調節刺激電流強度，直到至少有一根手指屈曲力能達到約30% MVC。為使高頻模式激活肌纖維與低頻模式基本相同，在保持相同電流強度的前提下，調節高頻模式窄脈沖個數n，直至達到肌力匹配。這種方法已被證明能激活兩種刺激模式下相似的肌肉或肌肉部分［13］。

每個受試者需要完成4次實驗，兩種刺激模式各2次，順序隨機，以消除實驗順序對結果的影響。每次實驗包括300s的持續刺激，并對刺激電流強度進行梯形調制，即在前10s內，電流從1mA勻速增加至目標電流強度后保持恒定，在后10s內，電流強度從目標電流強度勻速減小至1mA。相鄰兩次實驗之間提供了10min的休息時間，以使肌疲勞充分緩解。

在高頻和低頻模式下，一位受試者4根手指平均收縮力隨刺激時間的變化情況見圖2。由圖可見，前10s收縮力的快速增加和后10s快速下降，分別是由于刺激電流的增大和減小引起的。當刺激電流達到目標強度后，兩種模式下收縮力都呈指數衰減，且高頻模式下的力衰減速率小于低頻模式。

1.4 數據處理

將相同刺激模式下的兩次收縮力信號進行平均，然后將力信號分割成30個窗長為10 s的時間窗。在每個窗口內，首先計算單根手指的平均力，再計算4根手指的平均力，以表示各時間窗內的肌力強度。計算所得4根手指平均力曲線的力-時間積分，以反映整體力量輸出情況。為了量化和比較兩種模式下收縮力的衰減情況，在剔除第1個和最后1個時間窗（刺激電流處于上升或下降狀態）對應的平均收縮力數據后，用指數函數對平均力數據進行擬合，即y=Fp+Fdeτt。其中，Fp代表力達到穩定狀態時的平臺力，Fd是絕對力衰減（初始力與平臺力之間的差值），Fp+Fd代表初始力，指數函數系數τlt;0反映了力衰減的速度。由于兩種模式下的平臺力不同，直接比較τ值無法準確反映力衰減的快慢。因此，計算了力下降到初始收縮力峰值65%的時間（稱為65%-峰值時間）以反映衰減快慢。之所以使用65%，而不是常用的50%衰減時間，即半衰期，是因為有些受試者收縮力始終保持在初始力的50%以上。

使用10Hz高通濾波器和50Hz陷波器對肌電信號進行預處理。為了研究肌電活動隨時間的變化，使用了與力信號處理相同的時間窗。在每個10 s 窗內，提取刺激開始（即低頻模式下正相矩形脈沖的上升沿，高頻模式下正相脈沖簇的第1個上升沿）前5ms到刺激開始后30ms、長度為35ms的肌電片段并求取平均值，從而得到各個通道的平均肌電信號，如圖3所示。人工識別刺激偽跡后，提取兩個刺激偽跡之間的平均肌電信號計算肌電峰-峰值，即最大值和最小值之間的差值。然后，對所有128個通道的肌電峰-峰值進行平均，以表示肌電活動的總體水平。為了評估肌力產生的效率，計算了肌力-肌電峰峰值比，即4根手指的收縮力總和與所有通道的平均肌電峰-峰值之比。

使用雙尾配對t檢驗方法，比較兩種刺激模式下的初始峰值力、絕對力衰減、平臺力、力-時間積分和65%-峰值時間。采用Kolmogorov-Smirnov檢驗法來驗證正態性假設。所有檢驗的顯著水平均設定為α=0.05。

2 結果與討論

不同受試者在高頻模式下施加的電荷量與低頻模式施加的電荷比如表1所示，具體計算為高頻模式下使用的窄脈沖數n×窄脈沖寬度與低頻模式下脈沖持續時間比。除第4位女性受試者外，其余男性受試者的平均電荷比為1.42±0.2627。女性受試者的電荷比較大，可能是因為，女性受試者的肌肉組織中脂肪比例較高，皮下脂肪厚度會限制電極和傳出軸突之間的傳導性從而導致電流電阻增加，因此達到運動神經閾值需要更高的強度或電荷量［22-23］，表現為男性比女性更容易電興奮［24］。

2.1 收縮力

圖4展示了兩種刺激模式下各手指的初始峰值力，用達到各手指最大自主收縮力百分比表示。統計結果顯示，兩種刺激模式下各手指的初始力無顯著差異（食指t=0.1259，p=0.9029；中指t=1.175，p=0.2740；無名指t=0.0929，p=0.9283；小指t=1.76，p=0.1164），t為檢驗的統計量值，p為顯著性水平。

鑒于兩種刺激模式下單根手指初始力匹配，因此為了便于分析，將4根手指的收縮力進行了平均以代表肌力水平。圖5展示了刺激電流達到目標強度后，所有受試者在兩種刺激模式下平均肌力隨時間的變化情況。兩種刺激模式下肌力均呈指數下降，初始階段衰減快，隨后趨于平穩。比較兩種模式差異可知，高頻模式下力衰減速度較低頻模式更緩慢，導致最終平臺力水平高于低頻模式。

對所有受試者肌力的指數擬合結果進行統計分析見圖6（a）～6（c），結果表明，所有受試者在兩種刺激模式下4指平均初始力（Fp+Fd）無顯著差異（t=0.0028，p=0.9978），如圖6（a）所示。高頻刺激下的平臺力（Fp）顯著大于低頻模式（t=3.151，p=0.0136），如圖6（b）所示，而高頻刺激下的絕對力衰減（Fd）顯著低于低頻刺激（t=2.909，p=0.0196），如圖6（c）所示，這表明持續高頻刺激后肌力的絕對下降幅度較小。高頻模式下的肌力-時間積分（見圖6（d））顯著高于低頻模式下的肌力-時間積分（t=3.035，p=0.0162），說明在初始力量相匹配的情況下，高頻刺激可產生更大的力輸出。同時，高頻模式下的65%-峰值時間（見圖6（e））顯著大于低頻模式（t=2.847，p=0.0216）。這表明，與低頻模式刺激相比，高頻模式下誘發的收縮力更持久，力量隨時間的衰減更緩慢。

2.2 肌電活動

在高頻和低頻模式下，各受試者5min 內肌電平均幅值的熱力圖見圖7。結果表明，兩種模式下熱力圖分布基本相同，表明兩種模式激活了相似的肌肉或肌肉部分。圖8（a）展示了所有受試者的平均肌電活動（肌電峰-峰值）隨時間的變化。隨著電刺激持續進行，兩種刺激模式下的肌電幅值都有所下降，說明肌肉產生了疲勞，可能的原因是神經遞質的不斷消耗導致動作電位的傳播受到阻滯，因此誘發的肌肉活動減弱［25-26］。高頻模式下的肌電活動水平在刺激前期普遍小于低頻模式，這可能是因為，高頻刺激能夠降低運動單元放電同步性，異步肌電活動之間的相互抵消，從而產生較小的肌電平均幅值［13］。在刺激進程后期，高頻模式肌電幅值高于低頻模式，說明高頻持續刺激下肌肉的可激活性高于低頻持續刺激。所有受試者平均肌力與肌電幅值之比隨時間的變化情況如圖8（b）所示，該比值定義為每單位肌電活動所激發的力量，可用于反映肌肉發力的效率［27］。結果顯示，高頻刺激模式下的肌力與肌電比值普遍大于低頻模式，這說明高頻刺激模式下的肌肉激活效率更高、運動單元的激活在時間上更加分散，因為kHz頻率可在神經組織中積累比傳統刺激方式更強的能量［28］，這可能是與低頻模式相比，高頻刺激減少肌肉疲勞的潛在機制。

本文比較了非對稱高頻脈沖簇刺激與傳統低頻對稱雙相矩形脈沖刺激下，誘發肌肉收縮活動的抗疲勞性能。研究結果表明，與傳統低頻刺激相比，非對稱高頻刺激能延長誘發肌力，顯著延緩肌肉疲勞。正負相對稱的高頻電刺激脈沖［13，18，29-30］雖然已經被證明可以通過分散激活不同的運動單元來緩解肌肉疲勞，但是會增加刺激過程中受試者的疼痛感。有報道稱感覺閾值與刺激頻率成反比［31］，因此高頻電流刺激下的感覺閾值相較于傳統低頻電流刺激大幅降低，從而引發強烈的不適感。由于雙相脈沖簇中僅有一相脈沖簇即可誘發有效的肌肉收縮，本文在高頻脈沖簇電流的基礎上，采用了電荷平衡但不對稱的高頻載波脈沖簇電刺激，既保證陰極和陽極注入正負電荷均相同，又避免長時間刺激對局部皮膚產生電化學損傷；同時，延長負相脈沖寬度以降低其幅度，實驗中使用的負相脈沖幅值約為0.1mA，尚未達到引起感覺的閾值。因此，可以減輕受試者在使用過程中的不適感，這在實驗過程中通過對受試者的口頭詢問得到了證實。

本研究結果進一步證明，非對稱高頻載波脈沖簇電刺激可有效緩解電刺激下的肌疲勞問題，表明這一技術能夠在減少電刺激引起不適感的同時，增加肌力輸出，說明這一技術適用于高強度持續運動訓練。與正常人相比，患有神經肌肉疾病的人容易出現疲勞，從而導致肌肉無力［32］。本文提出的非對稱高頻脈沖簇刺激技術具有延緩疲勞的作用，有可能對腦卒中等神經損傷患者運動功能康復具有重要意義。

3 結束語

本研究表明，與傳統對稱低頻電流刺激相比，非對稱高頻電刺激能顯著延長持續刺激后的收縮力，延緩肌力衰減速率，減輕肌肉疲勞，可能的原因是高頻電刺激提高了肌肉激活的效率。研究結果顯示，相較于傳統電刺激脈沖，非對稱高頻載波脈沖簇電刺激技術更能滿足腦卒中等患者運動功能康復高強度訓練的需求，從而推動電刺激技術在臨床康復的廣泛應用。

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（編輯 杜秀杰）