步骤

一、袖管电极

1.实验设计和记录特性

两种长时植入周围神经的袖管模式如图 29-1 所示。两种袖管模式均包括三个电极，其连于环绕神经的硅树脂管内壁。在袖管的中央放置一个电极，其余两个分别置于袖管的两端。图 29-1 最上方显示的袖管电极（Kallesoeetal.1996) 是根据 Stein 和他的同事们设计的样式改进而来，现已广泛应用于动物研究（SteinetaL1975;Hoffer1990)。

在 Hoffer 应用的袖管电极上，沿着圆柱体管的纵轴方向有一开口，通过此开口可以将神经放置在圆柱管中。这一款袖管电极设计的最大优势就在于采用了袖管闭合的方法，从而保证了袖管结构的电绝缘效果。应用这种电极已经在志愿者上进行了许多长时程实验研究，并取得了非常漂亮的结果。图 29-1B 所示的自动包绕袖管电极采用了 Naples 等（1988) 的部分技术。将神经放入袖管之后，将包裹袖管的硅橡胶片缠绕于神经外周数圈。

应用袖管电极记录神经活动具有几个非常重要而又独特的特点。首先就是它的绝缘性，硅胶管提供了很好的电绝缘性，它可以将较弱的神经电流限制在管内流动。袖管越长，漏向袖管外组织的电流就越小。因此，随着袖管长度的增加，记录到的信号幅度也即随着增髙。Thomsen 等的实验研究结果显示记录大的有髓传入纤维最适合的袖管长度为 6 cm。这与更早的研究报道结果（Steinetal.1975;MarksandLoeb1976) 有些出入，这些研究报道最适合的长度应在 4 cm 以下。然而，在很多实验中，找到如此大的空间去植入一个长达 6 cm 的袖管确实很困难，而且应用 4 cm 长的电极采集到的信号可以达到更长电极采集到的最大信号强度的 95%。

与直径小的纤维比较，袖管电极更易记录大直径的纤维的活动。这也是袖管电极的另外一个特点。这是因为纤维的直径越大，其产生的动作电位就越大，随之动作电流也就越大。然而，从小直径纤维记录到的信/噪比要明显大于大直径纤维的信噪比，这是因为越窄的神经袖管越能保障袖管内电流的集中流动。

2.电极的数目和不同连接方式所产生的效应

电极与放大器的连接方式有多种选择模式。通过短路袖管末端电极和放大中央电极与两个末端电极之间的差值来记录信号。采用三极袖管而不是单极或双极袖管的优点在于其可以减小来自于周围环境的伪迹（Steinetal.1975)。已经有实验研究报道三极袖管记录减小伪迹的原因是：当末端电极短路时，袖管的纵轴方向便没有电位通过 (SteinetaL1975)。最近的研究结果还表明袖管内外场的线性化（绝缘内壁所致）对减小伪迹具有明显的效应’(StruijkandThomsen1995)。如果末端电极的阻抗相等、袖管均匀对称，末端电极便会产生与中央电极相等的电位。当这些电位从微分放大器中被消减时，伪迹也就随之减小了。

但是，最近的研究结果显示如果两端的袖管电极不被一起分流，而是被单独输入至两个微分放大器，那么当向记录袖管的邻近部位施加 FES 刺激串时，一些无关信号如 EMG 或其产生的伪迹被拒绝的几率就会升高（PflaumandRiso1996)。

由于三极袖管的末端电极占用了一定的空间，所以三极袖管电极的袖管净长度比单极袖管电极的袖管长度要明显的短。Thomsen 等（1999) 充分利用单极袖管电极采集信号幅度大的优势记录到了理想的神经信号。但是，双极袖管电极记录的信号中则包含许多无关的伪迹成分-实验中可以将记录的伪迹信号从总的神经信号中消减出去进而增加信噪比。这种方法在一些特殊的场合具有独特的优势，如由于解剖结构的限制只能容纳一个短的单极袖管而不能使用普通长度的袖管（20~30_)。对于包含多个神经束的神经干，经常需要选择性地采集某些信号。为了解决这个问题，经常采用带有多达 12 根独立电极的袖管。简单来说，根据电极的位置和其周围的神经束，待记录的神经束的活动往往可以被与其最接近的电极所采集和记录。虽然最初的实验结果不是非常令人满意，但是目前应用此方法可以达到中等的选择性。另外，因为电极是被置于神经干的外面，所以对浅层纤维的记录要优于对深层纤维的记录。

为了增加记录信号的空间分辨力，更好地记录神经干深处神经束的活动，Tyler 和 Durand(1996) 制作了呈放射状插入的袖管电极，它可以对神经束进行选择性的刺激。这样做就是为了更好地对构成整个神经的神经束进行空间分离。另外，也可以采用一个袖管电极独立监测记录一个神经束的方法进行选择性记录。但是，由于这个方法需要多个袖管电极和导线以及造成多个手术创口，所以在实际应用中这个方法是很难实施的。

3.神经信号的放大和处理

当应用 IkHz 正弦曲线的测试信号进行测试时，袖管的输入阻抗的范围一般为卜 2kOhm。由于采集的神经信号幅度非常小，所以必须应用超低噪声的微分前置放大器。

放大器的噪声最好是在 4nV/THz 以下（相当于 4kHz 带宽时的 0.25), 相当于 37t 下 IkOhm 电阻的理论热噪声值。在实际情况中很难达到这个值，也就是说放大器的热噪声经常是噪声最主要的来源。

应用袖管电极进行有效的神经信号记录需要一个具有较高共有模式抑制率（common-moderejectionratio,CMRR) 的放大器，通常在 120dB 以上，但是这个值在一般的频率下（通常为 1?5kHz) 是很难达到的。应用袖管电极记录的一个缺点就是采集的信号幅度较小，在人皮肤感受器上记录到的活动一般在 5)uV 以下（SinkjsretaL1994;Hauglandetal.1995,1999)。

神经袖管和放大器可以滤去很大一部分夕卜界噪声。但是当刺激邻近的肌肉时，袖管还是能采集到一些刺激伪迹。具体实验例子如图 29-2 所示。左图详细显示的是三极神经袖管的植入，右图显示的是记录到的神经信号和机械性信号。这些实验数据是向人的拇长屈肌上施加 20 Hz 刺激，从手指神经上记录到的结果。从图中可以看到袖管信号中夹杂着大幅度的刺激伪迹，其在放大器的正负方向都达到了饱和程度。在记录 EMG 过程中，通过短路或者断路放大器的输入端就可以消除这些刺激伪迹，但是在这个实验中无法达到这样的效果（KnaflitzandMerletti1988)。如果实验者通过增大增益短路或者断路放大器的输入端，那么只能是导致更大的伪迹产生。这样的话，刺激伪迹可以通过忽略伪迹存在的那段时间来将伪迹从放大后的信号中去除出去。

当刺激的肌肉与袖管非常接近时，就有可能采集到诱发的 EMG 反应。这些反应可以被高频的滤波选择性地抑制，因为 EMG 反应的频率主要在 IkHz 以下，而神经信号 (依赖于袖管的大小和神经纤维的种类）则通常主要是 IkHz 以上的频率。袖管电极记录到的神经信号信息是反映在信号的幅度中，而不是频率中。测量幅度的一个最简单的方法就是对信号进行整流和整合。如果在两个刺激伪迹之间均包含有效的数据时，信号的分析如图 29-2D 所示。Haugland 和 Hoffer(1994)X 料申经一袖管信号进行高频滤波和整合的方法进行了详细描述。另外，还有一些研究者们应用了更加成熟的神经信号分析方法如高级统计方法，这些方法可以提炼出神经信号中更多更可靠的信息。

4.长时植入造成的神经损害

神经袖管电极造成的神经损害问题是不容忽视的，尤其是在人体上。毋庸置疑，神经袖管的植入势必会导致周围组织的一系列改变。袖管电极被结缔组织所覆盖，神经的形状也会发生改变以至于最后会充满整个袖管（Larsenetal.1998)。根据 Hoffer(1990) 的研究报道，为了防止术后肿胀造成的神经病理性压迫（Davisetal.1978;StrainandOlson1975), 袖管的直径至少要比神经的直径大 20%。研究显示神经病理性 fe 迫对大纤维的影响最大（GillespieandStein1983;Sunderland1978)。Naples 等 (1988) 为了尽可能地减小电极植入造成的神经病理性压迫，他们设计了自动螺旋式袖管电极。

Stein 等（1977) 研究发现，在猶的后腿植入袖管电极 9 个月之后（外侧的腓肠肌—比目鱼肌神经)，与对侧健康腿相比，手术侧的大纤维数目明显下降。但是，电生理学记录没有明显变化。最近，Larsen 等（1998) 对实验组、假手术组和正常对照组的 40 只兔子进行了组织学检测。实验组动物又分为两组，一组为长期电极植入组（16 个月），一组为短期电极植入组（14d), 袖管电极置于膝关节外侧的胫神经。实验中尽量缩短电极引出的导线，导线穿出电极以后通过膝关节邻近处的一个小环连于腹股沟处埋置的一个小连接器。手术后，每笼（ImXlm)—只动物独立饲养 10d。之后，每笼 (2.1mXl.3m) 词养 5 只动物。

实验结束后，分别在袖管近端、中部和远端水平横切神经。同样，在对照相应部位施行同样处理作为对照。如此以来，我们就可以得出应用神经袖管之后不同部位神经纤维直径的直方图。

组织学研究结果显示（Larsenetal.1998) 术后 14d 袖管内和袖管远侧端的有髓纤维数目明显下降，下降率分别为 27%(P=0.002) 和 24%(P=0.01)，而袖管近侧端和对照侧的有髓纤维数目没有明显变化（所有的数据都是与 14 天的对照组相比)。

假手术组没有明显的纤维丢失。术后 16 个月有髓纤维的总数没有进一步的丢失。无论是电极植入后 2 周还是 16 个月，无髓纤维的数目均无明显变化（图 29-3)。

除了少量的小纤维之外，最初的纤维丢失似乎是没有选择性的。而 16 个月之后，尽管与对照组相比总的纤维数目没有明显变化（图 29-3 上)，但是似乎有一个从大纤维组向小纤维组过渡的趋势，这提示纤维可能有再生的现象出现，但是再生后的纤维没有达到原来的直径大小（图 29-3 下)。这个现象在袖管的远侧端表现得尤为明显，袖管内侧也可见。而袖管的近侧端和对侧没有明显的变化。这些结果显示袖管电极的植入最初可能导致有髓纤维的丢失，而随着时间的延长，纤维逐渐再生，提示长时的电极植入可能不会引起神经纤维发生明显的变化。

5.长时植入电极的神经信号记录

尽管袖管电极的长时记录是比较稳定的，但是没有实验研究对其稳定性进行过量化。在电极植入 16 个月的兔子中发现（Larsenetal.1998)，虽然电极刚刚植入后其阻抗发生了明显的变化（Thomsen1998;Struijketal.1999)，但是未曾发现电极有任何变形和移动的迹象。电极阻抗的最初下降可能是由于手术导致血管通透性增加引起液体积聚所致（GrillandMortimer1994)。

在电极刚植入的第一天里，记录到的神经信号幅度呈现出下降的趋势（Thomsen1998;Thomsenetal.1999)，而且神经信号的幅度与电极阻抗呈较强的线性关系。这个结果提示记录到的神经信号电位与电极阻抗的比值很可能反应了真正的生物电强度，而且其为一个相对恒定的数值。但是，分析这样的结果时应当谨慎小心，因为实验中所测得的阻抗不等于中央电极和两端电极之间的组织的阻抗（Struijketal.1999)。

从实验中可以看出最初的神经纤维的丢失既反映在电刺激诱发的信号幅度上，也反映在其中间频率上（参见第二十六章）（Struijketal.1999)。中间频率的变化可能是由于较小有髓纤维的再生，随之纤维的活动就转为再生纤维的活动（图 29-3 下左): 与大纤维相比，再生纤维的频率相对较低，这是由于其传导速度低所致（参见第二十六章)。

通过对 4 个楦入电极长达 10 年之久的志愿者的临床神经生理学观察显示神经信号的最快传导速度和绝对幅度仅发生了微小的变化（HauglandandSinkjffir1995;UpshawandSinker1998;Hauglandetal.1999)。唯一例外的是，其中一个受试者在电极植入的头 6 个月内信号幅度表现为下降趋势，但这段时间之后，信号幅度又恢复到正常水平并且在后来的两年中一直处于平稳水平（Slotetal.1997), 最大传导速度没有发生明显变化。因此，我们推测这个受试者可能最初发生了纤维丢失，而后纤维又出现了再生现象，正如前述的动物实验例子。只要大纤维不受到严重破坏，就不会影响最大传导速度，而中间频率可能会降低。因此如果怀疑可能发生了可逆性的神经损害，那么我们建议采用 Stmijk 等（1999) 建立的方法计算中间频率。袖管电极记录的神经信号在神经修复上的应用尽管经过 30 多年的研究已经取得了很大的进氣但是关于功能性电刺激系统还有^多的问^需要去深入探讨。其中最主要的就是脊髓或脑损伤导致的感觉信息丧失的复位。下面就详细介绍如何将长时的外周神经记录信号应用到提高一些受损害患者的运动功能上。

首先来讲述特殊传入纤维的反应，其次讲述如何应用这些反应来控制神经修复功能。首先就皮肤传入纤维进行详细介绍，主要着重其在 FES 系统中的可能应用。其次介绍应用袖管电极记录的肌肉纤维活动的特性。最后讨论如何应用膀胱内的机械感受性受体监测膀胱充盈的变化，以此协助治疗膀胱功能性异常疾病。

二、应用袖管电极记录到的皮肤传入纤维的活动

大的皮肤传入纤维是触觉的直接底物，并在抓物动作的运动控制中发挥着重要的作用。例如，在完成抓起饮料杯的这样一^平常动作中，触觉纤维信号介导了其中的重要事件如手指与玻璃杯的最初接触以及滑落感觉的感知。对正常抓物动作的分析揭示了抓力^控制力（如上举力或拉力）的密切协调关系。当举起一个物体时，抓力和上举的力平行增加，但是每一刻的抓力都要大于上举的力，只有这样物体才不至于滑落。抓力与上举力之间有一个特定的比值，而这个比值正是适应于皮肤一物体接触面之间的摩擦条件。这个系统具有一个「安全极限」，因为为了防止物体滑落要求抓力要比防止物体滑落要求的最小力度大于约 30%~50%。基于这样的特性，所以当不需要额外的力量时，肌肉可以放松并且可以减少疲劳。手指皮肤的机械感受性传入纤维可以连续监测正常皮肤的抓力和负重力，有实验研究显示当手指皮肤麻醉后，机械感受性纤维的自动调节抓力的功能即会遭到严重的损坏（WestlingandJohansson1984;JohanssonandWestling1987;Johanssonetal.1992a,b,c)。

经过神经修复（FES) 的抓物系统也可以完成相似的控制功能的可能性已经受到了广泛的关注，并且就此已经展开了一系列研究，具体介绍如下。

在一个四肢瘫痪的志愿者身上植入一个长时记录神经活动的袖管电极，同时为了让其能够完成抓物动作，还为其埋置了肌肉内刺激电极。袖管电极被置放在了一个特殊的位置（图 29-2 左)，保证其不影响记录来自食指外侧皮肤传入纤维的活动〇食指皮肤的外侧缘是抓物动作的皮肤感受区。有研究结果显示神经一袖管电极记录可以检测到抓物动作中的滑落事件，这个事件信息可以以最短的延迟被升级为肌肉活动命令以防止物体的滑落（Hauglandetal.1999)。最近的研究显 75 在如吃饭的功能性运动中也是如此。而且，在最近一项在正常人完成同样动作的实验中也得到了相似的结果（Lickeletal.1996;Hauglandetal.1999)。

1.低鈒 FES 系统的反馈

臀、膝、踝部的运动以及脚与地面的接触和四肢着地负重的活动都为被试者低级 FES 和高级 FES 控制系统提供了大量的反馈信息。Phillips(1988) 应用振动感觉信息替代方法阐述了四肢负重信息对 FES 对象维持平衡的重要性。Erzin 和他的同事们应用电刺激一皮肤反馈回路的实验方法报道了 FES 对象具有非常理想的节奏感。

人们已经认识到了「自然的」皮肤感受器在感知足底一地面接触感觉中潜在的应用前景，而且在这一方面也开始展开了一些研究。两个分别由小脑瘫痪和多发性硬化造成的「活动足」患者接受了长期埋置袖管电极的实验，其袖管分别被埋置于腓肠神经和胫神经（Sinkjeeretal.1994;HauglandandSinkjser1995;UpshawandSinkjaer1998)。

如图 29-4 所示，在腓肠肌神经的外周感受野区域，袖管电极可以记录到触摸足及足跟外侧缘皮肤的信号。足与地面接触的状态可以从神经信号中抽取出来，并且被用于代替通常的鞋一鞋垫一足跟开关控制肌肉刺激的开放和关闭，肌肉刺激的开放和关闭是与走步时的抬脚、落地相同步的。

2.袖管电极记录的肌肉纤维的反应

正常的运动功能主要依赖于肌肉传入纤维的信息，以此为关节的静态和动态运动提供信息。如果可以将这些传入纤维的活动作为控制信号的话，那么对将来的 FES 系统将是大有裨益的。Yoshida 和 Horch(1996) 在这一领域取得了初步的成功，他们的结果完全支持上述的观点。应用兔子的踝部作为研究人的踝部的实验模型，Riso 等 (1992) 对一 Xt 互补的混合神经（坐骨神经的胫神经和腓神经支）诱发的反应进行了定研究，这一对混合神经同时包含有从踝部伸肌和屈肌来的肌肉传入纤维。在两根神经周围埋置三极袖管电极进行同步记录。首先，应用一个配套仪器旋转踝部的角度并且在屈曲与伸展之间轮流改变踝关节的姿势。图 29-5 显示了这个被动运动所产生的基础反应。背屈运动（见「2」）使伸肌拉长，而当运动的幅度超过「3」所示的阈值以后，背屈运动可以诱发胫神经强烈的活动。在反应达到高峰期的起始处，胫神经的活动有所减弱，这是因为肌梭初级传入纤维的动力学反应消失，仅存有肌梭继发性传入纤维的放电和 Golgi 腱器官的活动。在图中「5」处，运动的方向发生了改变，由原来的屈曲改变为伸展，这样便会导致两种结果：其一是胫神经的活动突然终止（因为肌梭的长度在缩短)，其二是腓神经的活动增强。

双神经记录结果的分析揭示了关节运动的方向。而且，如果运动的速率增加，动力学的反应也随之增加。但是很难达到动力学反应的标准值，因为其依赖于对相应肌肉最起始的牵张运动（如与起始姿势密切相关）（Jensenetal.1998;RisoetaL1999)。最后，关于对 FES 的另夕卜一个应用就是记录的传入纤维所支配的肌肉的收缩效应，因为众所周知肌肉收缩放松肌梭感受器并且影响它们的活动。然而同时，肌肉收缩还可以激活 Golgi 腱器官。袖管电极所记录到的活动代表了所有这些相反效应的整合效果，已经有研究开始对这些效应进行量化研究。避免肌肉收缩造成复杂效应的一个最有效的方法就是避免将 FES 应用到关节周围的肌肉，以致于接受这些肌肉所产生的被动运动信号。

无论何时当向关节一侧的肌肉施加 FES 时（避免一对拮抗肌同时收缩的状态)，与 FES 相反的肌肉将会被动拉长。无论在哪种情况下，来自于邻近受刺激肌肉的伪迹都将对袖管电极记录到的信息产生影响，但是在两个刺激伪迹之间总有一段「清洁」区间，我们就选择这一阶段分析神经活动。

3.FES 辅助的排尿反馈和自控机制

膀胱排空延迟或不全会给脊髓损伤患者的健康带来极大的危险。主要表现为残尿所致的膀胱和肾感染、残尿倒流至肾、自主反射功能紊乱（过大的膀胱压力影响血压的自主调节所致)。

如果脊髓损伤的患者可以得到膀胱已经充盈的警告，那么就可以及时地排空膀胱。

Habler 等（1993) 在麻醉的猫上的研究发现 S2 节段的脊神经后根记录的传入纤维的放电活动与膀胱的充盈程度密切相关。为了将这个研究结果应用到人工控制膀胱排尿等神经修复方面的问题上，Jezemik 等（1997，1999) 在猪身上进行了急性实验研究，结果显示当膀耽压力逐渐增加时，盆神经和骶神经后根的神经活动也随之增加。图 29-6 显示在麻醉猪上膀胱自发收缩过程中膀胱压力与盆神经信息的关系。从图中我们可以看出神经信号反映了膀胱压力的节律性变化，也在一定程度上反映了膀胱容量的增加。

图 29-6 所示的研究发现当需要的时候，膀胱反射过度的患者可以接受闭环式的 FES 植入，其可以应用记录到的感觉信息监测和抑制不必要的膀胱收缩。目前的治疗方法，如通过药物抑制收缩反射和导管插入使膀胱排空都需要每天重复施行多次，并且会给病人带来很不适的感觉。在有些情况下，药物干预并非奏效，又不得不采取手术的措施，主要是切断骶神经后根使逼尿肌去传入已达到阻止收缩反射的发生。也可以应用骶神经根刺激器刺激慨神经前根使膀胱排空。后根切断术可以增加膀胱容量，但是男性的勃起反射消失。为了避免切断骶神经后根，可以应用袖管电极从膀胱神经上记录的信号检测快速的压力升高和逼尿肌激活。实验者便能采取适当的措施，如通过刺激外阴或阴茎神经抑制逼尿肌收缩，或者阻断盆神经的传出或传入信息以防止逼尿肌的收缩反射 (Jezemiketal.1999;Rijkhoffetal.1998)。通过这样的方法，自控机制可以重新建立，低压力的排空可以完成，膀胱的功能性容量增加。除了这些医学上的改观之外，患者生活的独立自理能力和社会活动能力也有了明显提高。

结果

本章阐述了袖管电极在周围神经上记录皮肤传入纤维和肌肉传入纤维活动中的应用，其中着重就电极的特性、神经损伤和电极设计展开了详细的讨论。日后有关袖管电极的进一步改进可能就主要集中在制作方法如薄片电极的使用、电学特性的追加、信噪比的提高和选择性记录等方面。

书中以最近在一些患者身上长期埋置袖管电极的实验为例揭示了应用袖管电极在研究感觉信息反馈机制中的潜在价值。如在指神经上记录的皮肤活动的基础上建立的人工抓物反射，应用来自于足部皮肤的神经信号控制刺激背屈肌。另外，研究者们已经开始探讨应用神经信号反馈控制膀胱功能修复的计划。

本章还报道了在兔子上的最新发现，即当踝部的屈肌和伸肌由于被动的关节运动而受到牵拉时，可以从周围感觉神经记录到肌肉传入纤维的活动，胫神经和腓神经的传入纤维的这种交互活动行为为人体不同部位（如肘部、腕部和膝部）的关节抬抗肌的运动提高了一个很好的模型。而目前最重要而急需的任务就是将这种基于肌肉纤维的感觉系统应用到 FES 辅助瘫痪患者站立上。

本章还简要阐述了将袖管电极记录的传入活动作为感觉传入应用于认知反馈系统中的计划，关于这方面将来可能的发展动态请详细参考 Riso(1998) 的研究。

神经的运动修复功能在提高患者生活质量方面所起的作用日渐明显。随着对具有更多功能性系统的要求日益迫切，发展有效的感受器也迫在眉睫。自然感受器的应用将是一次革新。进一步的研究将显示是否可以应用袖管和其他类型电极从人体其他部位感受器可靠地提取信号，以及改进并推广自然感受器在神经修复系统中的应用。