汪 雷 王淑紅 呂曉迎,3#* 王志功

1(東南大學(xué)生物電子學(xué)國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，南京 210096)2(東南大學(xué)射頻與光電集成電路研究所，南京 210096)3(南通大學(xué)神經(jīng)再生協(xié)同創(chuàng)新中心，江蘇 南通 226001)

應(yīng)用于膀胱功能重建的多通道骶神經(jīng)前根刺激系統(tǒng)設(shè)計(jì)與實(shí)驗(yàn)研究

汪 雷1王淑紅1呂曉迎1,3#*王志功2,3#*

1(東南大學(xué)生物電子學(xué)國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，南京 210096)2(東南大學(xué)射頻與光電集成電路研究所，南京 210096)3(南通大學(xué)神經(jīng)再生協(xié)同創(chuàng)新中心，江蘇 南通 226001)

設(shè)計(jì)一種用于膀胱功能重建的多通道骶神經(jīng)前根刺激系統(tǒng)。首先根據(jù)骶神經(jīng)前根刺激(SARS)原理，確定系統(tǒng)功能指標(biāo)與設(shè)計(jì)方案。完成各個模塊軟硬件設(shè)計(jì)與系統(tǒng)集成后，進(jìn)行空氣、生理鹽水以及豬肉組織3種介質(zhì)中的測試以及動物實(shí)驗(yàn)。在介質(zhì)實(shí)驗(yàn)中，將發(fā)射和接收模塊放在模擬人體環(huán)境的介質(zhì)之中，測量各種空間條件下接收模塊所接收到信號強(qiáng)度。結(jié)果表明，該系統(tǒng)可以在3種條件下實(shí)現(xiàn)信號的無線跨皮傳輸。動物實(shí)驗(yàn)中，發(fā)射模塊放在豬肉表面，接收模塊包埋在豬肉之中，通過鉤狀電極將接收到的刺激信號施加到蟾蜍的坐骨神經(jīng)上。對6只蟾蜍所做的實(shí)驗(yàn)表明，系統(tǒng)可以在體內(nèi)模塊包埋深度達(dá)4 cm且容許一定位置容限的情況下，刺激蟾蜍左、右腿的坐骨神經(jīng)分別產(chǎn)生明顯伸腿動作，證明系統(tǒng)的可行性。系統(tǒng)的設(shè)計(jì)與實(shí)驗(yàn)研究為研發(fā)具有自主知識產(chǎn)權(quán)的可用于臨床的SARS裝置打下了基礎(chǔ)。

膀胱功能重建；骶神經(jīng)前根刺激；介質(zhì)實(shí)驗(yàn)；動物實(shí)驗(yàn)

引言

目前，中國的脊髓損傷患者人數(shù)超過百萬，并以每年6萬的速度增加[1]。骶髓上損傷患者中有85%會在傷后出現(xiàn)神經(jīng)源性的膀胱貯尿和排尿雙重障礙[2]。持續(xù)的膀胱痙攣引起膀胱內(nèi)壓升高，壓迫尿液沿輸尿管逆流造成腎功能衰竭，是導(dǎo)致SCI患者后期死亡的主要原因[3]。在傳統(tǒng)的治療手段還不能完全治愈大部分神經(jīng)源性下尿路功能障礙患者[4]的情況下，SARS(sacral anterior root stimulation)即骶神經(jīng)前根電刺激技術(shù)成為目前臨床應(yīng)用較廣泛的膀胱功能重建方法[5]。

目前國外基于SARS原理的臨床應(yīng)用系統(tǒng)如Finetech-Brindley系統(tǒng)已經(jīng)上市[6]，但進(jìn)口價格昂貴，而國內(nèi)研究多停留在初步的實(shí)驗(yàn)探索階段[7]，離實(shí)際應(yīng)用還有較大距離[8-9]。因此，面向國內(nèi)臨床應(yīng)用需求，筆者研發(fā)了一種用于膀胱功能重建的跨皮無線骶神經(jīng)刺激系統(tǒng)，并進(jìn)行了系統(tǒng)驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)。

1 方法

1.1 系統(tǒng)方案

骶神經(jīng)刺激系統(tǒng)主要采用SARS方法，其難點(diǎn)在于逼尿肌和括約肌的協(xié)同性[10]。為攻克這一難點(diǎn)，本系統(tǒng)設(shè)計(jì)采取了刺激后排尿與預(yù)疲勞括約肌的雙重策略。其中，刺激后排尿主要利用了括約肌和橫紋肌對電刺激的不同反應(yīng)[10]：在刺激期間，逼尿肌和括約肌同時收縮。但在刺激結(jié)束之后，逼尿肌為橫紋肌，對刺激反應(yīng)遲緩，緩慢舒張；括約肌為平滑肌，對刺激反應(yīng)迅速，刺激結(jié)束后迅速舒張得以排尿。預(yù)疲勞括約肌策略則利用連接括約肌和逼尿肌的神經(jīng)纖維直徑不同的特性[6]：連接括約肌的外周神經(jīng)更粗，也更容易因?yàn)殡姶碳ざ?，所以在骶神?jīng)前根刺激之前可以先預(yù)疲勞括約肌神經(jīng)，減少逼尿肌和括約肌的不協(xié)同性。

圖1 骶神經(jīng)前根刺激系統(tǒng)結(jié)構(gòu)Fig.1 Block diagram of sacral anterior root stimulation system

為了簡化電路結(jié)構(gòu)，刺激波形定為單向脈沖序列，分為預(yù)疲勞期和主刺激期。預(yù)疲勞期為連續(xù)的刺激脈沖序列，該階段功能是使尿道括約肌預(yù)疲勞。主刺激期在預(yù)疲勞期之后，刺激信號為門控信號控制的刺激脈沖序列。該階段是利用刺激后排尿策略，實(shí)現(xiàn)排尿的功能。主刺激期中的工作期用于刺激，關(guān)斷期用于排尿，二者都必須達(dá)到數(shù)秒之長，以完成排尿的功能。在主刺激期或預(yù)疲勞期內(nèi)，每個通道都可以有不同的刺激脈沖脈寬和頻率，以實(shí)現(xiàn)不同刺激強(qiáng)度。結(jié)合放在不同骶神經(jīng)上的電極，該系統(tǒng)可以實(shí)現(xiàn)不同功能，如排尿、排便、協(xié)助性功能等?？紤]到患者的個體差異，所以設(shè)定的參數(shù)范圍較大，以保證滿足不同的需要。

根據(jù)系統(tǒng)的功能需求，確定了圖1所示的骶神經(jīng)刺激系統(tǒng)的設(shè)計(jì)方案。系統(tǒng)包括體外控制盒、發(fā)射模塊(包括圖中的發(fā)射線圈陣列和多通道體外發(fā)射電路)、接收模塊(包括圖中的接收線圈陣列和多通道體內(nèi)接收電路)、刺激電極等。設(shè)計(jì)思想是通過體外控制盒產(chǎn)生低頻脈沖刺激信號，然后利用發(fā)射和接收模塊，實(shí)現(xiàn)信號由體外向體內(nèi)的跨皮無線傳輸，從而刺激骶神經(jīng)以實(shí)現(xiàn)相應(yīng)的功能。

1.2 系統(tǒng)各模塊設(shè)計(jì)

1.2.1 控制盒的設(shè)計(jì)

控制盒以STM32f103zet6為核心，控制液晶觸摸屏、刺激參數(shù)存儲模塊、數(shù)控升壓電源等模塊。控制盒的外尺寸為150 mm×80 mm×30 mm，基本可以滿足手持式設(shè)備的要求。控制盒的軟件在實(shí)時操作系統(tǒng)μC/OSⅡ下運(yùn)行。用戶界面使用了μC/GUI的用戶界面庫制作，包括觸發(fā)刺激、刺激參數(shù)的存儲、回放、更改和顯示等功能。

控制盒輸出的刺激信號決定了接收模塊所接收到的刺激信號的頻率、脈寬等時序參數(shù)，輸出信號幅值即為發(fā)射模塊工作電壓，與接收模塊所接收的刺激信號幅值成正相關(guān)。使用數(shù)字示波器對控制盒數(shù)控升壓電源各個檔位的輸出電壓進(jìn)行測試，結(jié)果表明刺激波形的脈寬、頻率、發(fā)射模塊工作電壓等參數(shù)的相對誤差小于2.5%，符合后級發(fā)射模塊的要求?？刂坪休敵龅拇碳ば盘柕膮?shù)如表1所示。

表1 控制盒輸出的刺激信號的參數(shù)

Tab.1 Parameters of stimulating signal produced by control box

參數(shù)名最小值最大值調(diào)節(jié)精度預(yù)疲勞期刺激期長度/s02401預(yù)疲勞期刺激脈沖幅度/V12404預(yù)疲勞期刺激脈沖脈寬/μs8080016預(yù)疲勞期刺激脈沖頻率/Hz21051主刺激期刺激時長/s10240010主刺激期刺激脈沖幅度/V12404主刺激期刺激脈沖脈寬/μs8080016主刺激期刺激脈沖頻率/Hz21051工作期長度/s0.25000.2關(guān)斷期長度/s05000.2

1.2.2 發(fā)射模塊和接收模塊

發(fā)射模塊和接收模塊基于電磁耦合原理，實(shí)現(xiàn)了刺激信號由體外向體內(nèi)的傳輸。為實(shí)現(xiàn)多通道信號傳輸，采用了可并行傳輸且通道間干擾較小的微線圈陣列的傳輸方法。發(fā)射模塊中的每一個發(fā)射單元唯一對應(yīng)接收模塊中的一個接收單元，形成各個傳輸通道。各個傳輸通道刺激信號的參數(shù)和載波頻率可單獨(dú)設(shè)置。

發(fā)射模塊的作用是將需要控制盒輸出的刺激信號通過二進(jìn)制啟閉鍵控(on-off keying, OOK)的方式進(jìn)行調(diào)制。選擇OOK調(diào)制方式的原因是體內(nèi)接收模塊是無源的，必須采用恒包絡(luò)調(diào)制的方法。選擇載波頻率時要考慮到不同頻率電磁場的穿透深度以及對人體組織的損傷程度等。根據(jù)文獻(xiàn)[11]，1～10 MHz范圍內(nèi)，無線傳輸通過人體的損耗是最小的。為了減小并行傳輸通道間信號的干擾，系統(tǒng)通道一、三的載波頻率選為9 MHz，通道二的載波頻率選為7 MHz。發(fā)射模塊主要由高頻振蕩器、開關(guān)控制電路、并聯(lián)諧振網(wǎng)絡(luò)等組成。首先通過共基極放大電路與并聯(lián)諧振網(wǎng)絡(luò)，形成電容三點(diǎn)式振蕩電路，獲得各通道的載波信號。控制盒產(chǎn)生的刺激信號作為場效應(yīng)管柵極的輸入，開關(guān)控制振蕩器工作，由此獲得調(diào)制后的包絡(luò)信號，再經(jīng)發(fā)射線圈陣列發(fā)射出去。

體內(nèi)接收模塊通過接收線圈接收體外發(fā)射模塊發(fā)射的信號，經(jīng)無源解調(diào)后將獲得的刺激信號傳遞給刺激電極。接收線圈采用了雙層串聯(lián)PCB線圈，且采用并聯(lián)諧振的方式，以提高耦合效率。解調(diào)是調(diào)制的逆過程，解調(diào)(檢波)電路由二極管和RC低通濾波器組成。

1.2.3 系統(tǒng)封裝

在實(shí)際應(yīng)用時，需將發(fā)射和接收模塊分別整合為一個整體。體外發(fā)射模塊利用3D打印技術(shù)制作了外殼。接收模塊要植入于體內(nèi)，所以需要使用具有良好的生物相容性材料進(jìn)行封裝。根據(jù)文獻(xiàn)調(diào)研，筆者選用了美國道康寧Sylgard 184硅橡膠進(jìn)行封裝。封裝方法為：應(yīng)用電子天平按照預(yù)聚體和固化劑10∶1的比例秤取，攪勻后均勻涂抹在待封裝的接收模塊表面，然后放入恒溫干燥箱，在70℃下固化4 h成膜后，完成封裝。封裝完成后將其浸沒在生理鹽水中4 h，接收模塊內(nèi)沒有出現(xiàn)氣泡。同其他模塊進(jìn)行聯(lián)合測試，結(jié)果表明，封裝后的接收模塊可以正常工作。圖2為系統(tǒng)各模塊實(shí)物圖，接收模塊單通道半徑為1 cm，整體直徑小于6 cm。

圖2 系統(tǒng)組成模塊。(a)發(fā)射模塊；(b)接收模塊；(c)控制盒Fig.2 System component modules. (a) Transmitter module；(b) Receiver module；(c) Control box

1.3 系統(tǒng)驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)

完成了系統(tǒng)各模塊的軟硬件設(shè)計(jì)之后，本研究驗(yàn)證了系統(tǒng)的功能和可靠性。驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)所用儀器包括：Agilent公司的DSO6014A示波器、動物腦立體定向儀等。

1.3.1 不同介質(zhì)條件下的空間位置關(guān)系實(shí)驗(yàn)

由于發(fā)射、接收模塊間的人體組織會對電磁波產(chǎn)生吸收作用，因此進(jìn)行了生理鹽水(模擬血液)和豬肉組織(模擬人體)的驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)。驗(yàn)證系統(tǒng)在對應(yīng)介質(zhì)條件下能夠正常工作，并測試模擬情況下刺激信號的幅值。此外，實(shí)際應(yīng)用時，人體活動可能會導(dǎo)致體內(nèi)接收模塊的位置變化，影響信號傳輸效率。因此必須分析空間位置關(guān)系對無線信號傳輸?shù)挠绊?。如圖3為空間位置關(guān)系，其中dy、dx、α分別為系統(tǒng)軸向失配距離，徑向失配距離和失配角度。位置失配實(shí)驗(yàn)中，在3個通道使用相同參數(shù)的傳輸信號的情況下，改變發(fā)射和接收模塊的位置關(guān)系，測試等效負(fù)載端的輸出電壓。因?yàn)樗褂玫你^狀電極與神經(jīng)之間的接觸阻抗為kΩ數(shù)量級，故所用的等效負(fù)載為5 kΩ。由于篇幅限制，本研究只給出豬肉介質(zhì)實(shí)驗(yàn)參數(shù)，其他介質(zhì)實(shí)驗(yàn)參數(shù)與之相同。

豬肉介質(zhì)實(shí)驗(yàn)過程如下：購買長寬約10 cm、厚度約5 cm的新鮮的脂肪和肌肉分布均勻帶皮豬肉(五花肉)一塊；將與表皮深度為1、2、3、4 cm的豬肉組織切開，把接收模塊包埋在豬肉中；將發(fā)射模塊在動物腦立體定向儀的懸臂上固定且平行放置于豬肉之上，調(diào)整接收和發(fā)射模塊間的空間位置，進(jìn)行實(shí)驗(yàn)。

軸向失配實(shí)驗(yàn)中測量了發(fā)射模塊工作電壓為12、24和40 V時，軸向距離dy為0～4 cm時輸出端的電壓。徑向失配實(shí)驗(yàn)固定軸向距離為2 cm，發(fā)射模塊工作電壓為40 V，只改變徑向距離(0～3 cm)。發(fā)射模塊中軸線左右兩端的通道載波頻率頻率相同，所以左、右方向上徑向變化對接收模塊接收到的信號影響基本相同，因此測試了接收模塊向左、上和下徑向移動的情況。角度失配實(shí)驗(yàn)中，固定軸向距離為2 cm，電源電壓為40 V時，改變發(fā)射、接收模塊的放置角度α(0～20 °)。

1.3.2 動物實(shí)驗(yàn)

為檢驗(yàn)系統(tǒng)是否可以通過跨皮刺激對應(yīng)的神經(jīng)使動物產(chǎn)生相關(guān)動作，以及測試使動物產(chǎn)生相關(guān)動作的信號大小及位置容限，本研究進(jìn)行了動物實(shí)驗(yàn)。作為常用的醫(yī)學(xué)動物實(shí)驗(yàn)對象，蟾蜍具有容易獲取、手術(shù)操作簡便、生物活性強(qiáng)、價格低廉等優(yōu)點(diǎn)。因此，本研究使用蟾蜍作為實(shí)驗(yàn)對象。使用該系統(tǒng)進(jìn)行無線跨皮刺激，蟾蜍產(chǎn)生明顯的伸腿動作，說明可以實(shí)現(xiàn)神經(jīng)的刺激，使肌肉產(chǎn)生相應(yīng)動作，其原理與骶神經(jīng)前根刺激使人體產(chǎn)生排尿、排便、協(xié)助性功能類似。

將接收模塊包埋在切開的豬肉組織中，制作損脊蟾蜍，將蟾蜍去掉頭部(目的是防止蟾蜍有自主意識)并搗毀脊髓(目的是破壞反射弧，防止蟾蜍的逃避反射)；分離蟾蜍左右腿的坐骨神經(jīng)分支，找到控制蟾蜍伸腿的刺激位點(diǎn)并固定鋁導(dǎo)線制成的鉤狀電極。電極和神經(jīng)接觸部分是長約數(shù)毫米的剝?nèi)?dǎo)線絕緣外層后的部分。動物實(shí)驗(yàn)現(xiàn)場如圖4所示。

位置失配實(shí)驗(yàn)中，固定刺激信號脈寬為400 μs，頻率為30 Hz，發(fā)射模塊工作電壓為40 V。軸向失配實(shí)驗(yàn)改變軸向距離(1～4 cm，1 cm為步進(jìn))；徑向失配實(shí)驗(yàn)和角度失配實(shí)驗(yàn)中固定軸向距離3 cm，分別改變徑向距離(0～3 cm，5 mm為步進(jìn))和失配角度(0～30°，5°為步進(jìn))。

信號特性實(shí)驗(yàn)參數(shù)(固定的參數(shù)條件為刺激脈沖脈寬400 μs，頻率30 Hz，刺激幅值40 V)：幅值特性實(shí)驗(yàn)，改變發(fā)射模塊工作電壓(12～40 V，步進(jìn)4 V)；頻率特性實(shí)驗(yàn)，改變刺激脈沖頻率(10～100 Hz，步進(jìn)10 Hz)；脈寬特性實(shí)驗(yàn)，改變刺激脈沖脈寬(80～800 μs，步進(jìn)80 μs)。

為了驗(yàn)證各個無線傳輸?shù)耐ǖ乐g的影響，進(jìn)行了隔離度刺激實(shí)驗(yàn)。實(shí)驗(yàn)參數(shù)如下：發(fā)射模塊工作電壓為40V，刺激脈沖序列為連續(xù)刺激脈沖，發(fā)射和接收模塊軸向距離為3 cm，左腿坐骨神經(jīng)刺激頻率為50 Hz，脈寬為400 μs，右腿刺激頻率為2 Hz，脈寬為16 μs。然后交換左、右腿坐骨神經(jīng)的刺激參數(shù)，再進(jìn)行3次實(shí)驗(yàn)。

2 結(jié)果

2.1 介質(zhì)實(shí)驗(yàn)結(jié)果

實(shí)驗(yàn)測試了空氣、鹽水以及豬肉3種介質(zhì)中9種空間位置關(guān)系對跨皮無線骶神經(jīng)刺激系統(tǒng)信號傳輸?shù)挠绊?。在生理鹽水介質(zhì)和豬肉介質(zhì)下，系統(tǒng)均可以正常工作，能夠?qū)崿F(xiàn)信號的跨皮無線傳輸。實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，在3種介質(zhì)中，當(dāng)軸向距離、徑向距離以及放置角度逐漸增加時，三通道輸出信號的電壓逐漸減小，而變化趨勢基本一致。

表2、3列出了3種介質(zhì)條件下輸出信號大于1 V的位置容限指標(biāo)。選取1 V作為比較的指標(biāo)是因?yàn)? V左右的神經(jīng)刺激即可以產(chǎn)生多種神經(jīng)活動。在實(shí)驗(yàn)參數(shù)之下，最大軸向失配為25 mm，最大徑向失配為20 mm，最大角度失配為15°，系統(tǒng)允許存在一定的空間位置容差，說明在應(yīng)用方面具有可行性和可靠性。

表2 3種介質(zhì)條件對應(yīng)的位置容限指標(biāo)(軸向失配)

表3 3種介質(zhì)條件對應(yīng)的位置容限指標(biāo)(徑向和角度失配)

Tab.3 Position tolerance values (radial and angular misalignment) under three medium conditions

介質(zhì)環(huán)境徑向上/mm徑向下/mm徑向左/mm角度/°空氣0～200～200～200～15生理鹽水0～200～200～200～15豬肉0～200～200～200～15

2.2 動物實(shí)驗(yàn)結(jié)果

本研究共重復(fù)進(jìn)行了6次動物實(shí)驗(yàn)(每次1只，一共6只蟾蜍)，雖然蟾蜍存在個體差異性，但6次實(shí)驗(yàn)結(jié)果存在一致的結(jié)論。表4列出了6次實(shí)驗(yàn)中使蟾蜍產(chǎn)生明顯伸腿動作的位置容限指標(biāo)(發(fā)射模塊工作電壓設(shè)定為40 V)。結(jié)果表明，系統(tǒng)能夠在體內(nèi)模塊包埋深度達(dá)4 cm的情況下，實(shí)現(xiàn)對蟾蜍坐骨神經(jīng)的刺激，使蟾蜍產(chǎn)生明顯的伸腿動作，并且容許一定的徑向和角度失配。在6次動物實(shí)驗(yàn)中，實(shí)現(xiàn)刺激所容許的最大軸向失配為40 mm，最大徑向失配為15 mm，最大的角度失配為15°，表明系統(tǒng)可以容許發(fā)射和接收模塊間的空間偏差，具有廣泛的可用性。

表4 位置容限指標(biāo)Tab.4 Position tolerance values

表5列出了3種不同信號特性情況下蟾蜍能產(chǎn)生較為明顯的伸腿運(yùn)動的信號指標(biāo)。實(shí)驗(yàn)表明，此刺激系統(tǒng)可以在接收模塊包埋在一定深度(3 cm)下，通過各通道刺激對應(yīng)的蟾蜍坐骨神經(jīng)，實(shí)現(xiàn)蟾蜍的伸腿動作。在6次動物實(shí)驗(yàn)中，實(shí)現(xiàn)刺激的最小發(fā)射模塊工作電壓為32 V，最小的刺激信號頻率為10 Hz，最小的刺激信號脈寬為240 μs，從而表明可以通過調(diào)整發(fā)射模塊的工作電壓以及刺激信號的頻率和脈寬，實(shí)現(xiàn)不同的刺激強(qiáng)度。

表5 信號特性指標(biāo)Tab.5 Characteristic signal parameters

3 結(jié)論

本研究設(shè)計(jì)實(shí)現(xiàn)了一種用于膀胱功能重建的跨皮無線骶神經(jīng)刺激系統(tǒng)，并進(jìn)行了包括多種介質(zhì)實(shí)驗(yàn)和活體動物實(shí)驗(yàn)的驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)，證明了系統(tǒng)能夠在體內(nèi)植入深度達(dá)到4 cm的情況下，實(shí)現(xiàn)多通道跨皮無線的功能電刺激，并允許一定的空間位置偏離。為實(shí)現(xiàn)膀胱功能重建的下一步大動物實(shí)驗(yàn)和臨床試驗(yàn)打下了基礎(chǔ)。

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Design and Experimental Research of Multi-Channel Sacral Anterior Root Stimulation System for Bladder Function Rebuilding

Wang Lei1Wang Shuhong1Lv Xiaoying1,3#*Wang Zhigong2,3#*

1(StateKeyLaboratoryofBioelectronics,SoutheastUniversity,Nanjing210096,China)2(InstituteofRF- &OE-ICs,SoutheastUniversity,Nanjing210096,China)3(Co-innovationCenterofNeuroregeneration,NantongUniversity,Nantong226001,Jiangsu,China)

bladder function rebuilding;sacral anterior root stimulation; medium experiment; animal experiment

10.3969/j.issn.0258-8021. 2017. 02.016

2016-01-25， 錄用日期:2016-11-09

R318.6

D

0258-8021(2017) 02-0238-05

# 中國生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)會高級會員(Senior member, Chinese Society of Biomedical Engineering)

*通信作者(Corresponding author)，E-mail: luxy@seu.edu.cn；zgwang@seu.edu.cn