伊國(guó)勝 趙 強(qiáng) 白瑞峰 魏熙樂 王 江

（天津大學(xué)電氣自動(dòng)化與信息工程學(xué)院，天津 300072）

外周神經(jīng)系統(tǒng)是中樞神經(jīng)系統(tǒng)與機(jī)體器官及外界環(huán)境交互的重要接口，負(fù)責(zé)聯(lián)系各種感覺輸入和運(yùn)動(dòng)輸出。外周神經(jīng)的異常病理活動(dòng)與許多神經(jīng)機(jī)能障礙有關(guān)，而阻斷外周病理活動(dòng)的傳導(dǎo)是緩解相應(yīng)疾病癥狀的一種有效療法。例如，阻斷感覺神經(jīng)異?；顒?dòng)的傳導(dǎo)可以用來緩解疼痛癥狀［1］，阻斷運(yùn)動(dòng)神經(jīng)異?；顒?dòng)的傳導(dǎo)可以用來緩解運(yùn)動(dòng)障礙疾病中的痙攣癥狀［2-3］，而阻斷交感神經(jīng)或副交感神經(jīng)纖維傳導(dǎo)可以調(diào)節(jié)與自主神經(jīng)回路異常活動(dòng)有關(guān)的心臟病、炎癥或代謝疾病的病程發(fā)展［4-6］。目前，常用的神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷方法包括化學(xué)阻斷［7-8］和藥物阻斷［9-10］，但是這些方法不能精確控制傳導(dǎo)阻斷的發(fā)生時(shí)刻或位置［6］。此外，它們通常還會(huì)產(chǎn)生一系列副作用，如全身乏力、認(rèn)知功能受損或中樞神經(jīng)活動(dòng)抑制等，嚴(yán)重時(shí)可能造成不可逆的神經(jīng)損傷［7-10］。

目前，另一種可供選擇的神經(jīng)阻斷方法是千頻交 流 電（kilohertz frequency alternating current，KHFAC）刺激［6，11-12］，它是將千頻赫茲的電流或電壓以胞外刺激方式施加到靶向神經(jīng)纖維。KHFAC產(chǎn)生的神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷又被稱KHFAC阻斷，它具有快速性、可控性、可逆性、局部作用和副作用小的特點(diǎn)。但是，該技術(shù)的一個(gè)缺陷是，KHFAC施加后會(huì)在阻斷電極附近的局部神經(jīng)纖維上激活一簇高頻放電，這種現(xiàn)象又被稱為初始響應(yīng)（onset response），它可能造成強(qiáng)烈的肌肉痙攣或疼痛感。另一個(gè)缺陷是撤去阻斷電流后靶向神經(jīng)仍然處于傳導(dǎo)阻斷狀態(tài)，它們需要經(jīng)歷一段時(shí)間才能恢復(fù)正常的神經(jīng)傳導(dǎo)能力，這一現(xiàn)象被稱為KHFAC的后續(xù)效應(yīng)（carry-over effect）。即使存在初始響應(yīng)和后續(xù)效應(yīng)的缺陷，相關(guān)臨床研究證實(shí)，采用KHFAC的脊髓電刺激可以有效治療慢性疼痛［13］和截肢后疼痛［14］等癥狀，而采用KHFAC的腹部迷走神經(jīng)電刺激可以有效調(diào)節(jié)飽腹感、控制食欲及減輕體重［15-16］。這表明，KHFAC技術(shù)在改善和治療由外周神經(jīng)異?；顒?dòng)導(dǎo)致的疾病癥狀方面具有臨床應(yīng)用潛力。

近年來，各國(guó)學(xué)者采用電生理實(shí)驗(yàn)、神經(jīng)計(jì)算模型或二者相結(jié)合方法對(duì)KHFAC技術(shù)進(jìn)行了相關(guān)研究。重點(diǎn)關(guān)注了KHFAC在不同物種的外周神經(jīng)上引發(fā)的傳導(dǎo)阻斷效應(yīng)，主要圍繞以下4個(gè)方面展開：a.刺激波形參數(shù)；b.阻斷電極特性和神經(jīng)纖維特性等因素與KHFAC阻斷之間關(guān)系；c.初始放電特性及抑制方法，后續(xù)效應(yīng)特性；d.KHFAC阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)的生物物理機(jī)制以及其潛在的臨床應(yīng)用。鑒于KHFAC技術(shù)的重要應(yīng)用前景，有必要對(duì)目前KHFAC在神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷方面的預(yù)臨床研究進(jìn)展進(jìn)行綜述。本文首先介紹了KHFAC阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)的研究方法，然后詳細(xì)綜述了該技術(shù)在神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷方面的研究進(jìn)展，同時(shí)歸納總結(jié)了KHFAC作用的生物物理機(jī)制，最后對(duì)該領(lǐng)域未來的相關(guān)研究進(jìn)行了展望。

1 電生理實(shí)驗(yàn)研究方法

目前，研究KHFAC神經(jīng)阻斷效應(yīng)的電生理實(shí)驗(yàn)包括在體動(dòng)物實(shí)驗(yàn)、離體動(dòng)物實(shí)驗(yàn)和臨床實(shí)驗(yàn)3種，相關(guān)研究中前兩種動(dòng)物實(shí)驗(yàn)居多而臨床實(shí)驗(yàn)較少。這些實(shí)驗(yàn)研究的基本思路均是檢測(cè)KHFAC在一個(gè)完整神經(jīng)干上誘發(fā)的局部傳導(dǎo)阻斷能力，關(guān)注重點(diǎn)在于傳導(dǎo)阻斷與千頻刺激波形、幅值及頻率的關(guān)系。在體實(shí)驗(yàn)的對(duì)象包括大鼠、貓、蛙、山羊、獼猴和豬等。對(duì)于大鼠，被阻斷的神經(jīng)包括坐骨神經(jīng)［17-21］、陰部神經(jīng)［22］、脊髓背角廣動(dòng)力范圍神經(jīng)元［23］、迷走神經(jīng)［24-25］和脛骨神經(jīng)［26-27］；對(duì)于貓，被阻斷的神經(jīng)包括坐骨神經(jīng)［21，28］和陰部神經(jīng)［29-31］；對(duì)于蛙，被阻斷的是坐骨神經(jīng)［32-33］；對(duì)于山羊，被阻斷的是脊髓背角廣動(dòng)力范圍神經(jīng)元［23］；對(duì)于獼猴，被阻斷的是正中神經(jīng)［34］；對(duì)于豬，被阻斷的是頸動(dòng)脈竇神經(jīng)［35］。離體實(shí)驗(yàn)的對(duì)象包括蛙、大鼠和海兔。對(duì)于蛙，被阻斷的是坐骨神經(jīng)［36］；對(duì)于海兔，被阻斷的是無髓鞘軸突［37-38］；對(duì)于大鼠，被阻斷的是迷走神經(jīng)［39］。在臨床實(shí)驗(yàn)中，KHFAC能夠阻斷坐骨神經(jīng)［14］、脛骨神經(jīng)［14］、迷走神經(jīng)［40］和橈神經(jīng)［41］。下面將從實(shí)驗(yàn)方案、波形和參數(shù)、記錄信號(hào)及量化指標(biāo)4個(gè)方面對(duì)這些電生理實(shí)驗(yàn)的研究方法進(jìn)行梳理介紹。

1.1 實(shí)驗(yàn)方案

KHFAC的神經(jīng)阻斷實(shí)驗(yàn)通常采用多個(gè)電極對(duì)外周神經(jīng)進(jìn)行刺激或記錄，典型實(shí)驗(yàn)設(shè)置如圖1a所示［11-12］。處于左側(cè)近端的測(cè)試電極1是一個(gè)刺激電極，其輸入是一系列低頻閾上脈沖電流，用以產(chǎn)生沿著神經(jīng)傳導(dǎo)的動(dòng)作電位序列。與電極1相鄰的電極是一個(gè)阻斷電極，其輸入是千頻赫茲交流電信號(hào)，用于阻斷動(dòng)作電位在軸突上的傳導(dǎo)。值得指出的是，常用的阻斷電極是卡膚電極（cuff electrode），它是以環(huán)繞方式貼附在神經(jīng)表面，常包括單極性、雙極性和三極性3種［30］。一些實(shí)驗(yàn)的阻斷電極也采用神經(jīng)束內(nèi)微電極［28，42］或玻璃吸盤式電極［36］。事實(shí)上，電極類型對(duì)神經(jīng)阻斷的影響很大，這部分將在下面3.4節(jié)進(jìn)行論述。處于右側(cè)遠(yuǎn)端的測(cè)試電極2通常設(shè)置在阻斷區(qū)域和肌肉神經(jīng)接點(diǎn)之間的位置，它也是一個(gè)刺激電極，輸入的是一系列低頻閾上脈沖電流。設(shè)置電極2的目的是為了在在體情況下區(qū)分神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷究竟是由KHFAC導(dǎo)致還是由神經(jīng)遞質(zhì)耗竭導(dǎo)致［11-12，18，43］。由KHFAC產(chǎn)生的傳導(dǎo)阻斷只發(fā)生在阻斷電極附近，故其不影響肌肉神經(jīng)接點(diǎn)處的神經(jīng)傳導(dǎo)。于是，由電極1和電極2激活的動(dòng)作電位序列理論上能夠產(chǎn)生相同幅值的肌肉抽搐反應(yīng)。如果由電極2激活的放電序列不能產(chǎn)生肌力響應(yīng)，則說明最終的神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷是由肌肉神經(jīng)接點(diǎn)處的遞質(zhì)耗竭導(dǎo)致。

1.2 波形和參數(shù)

電生理實(shí)驗(yàn)采用的千頻交流波形包括正弦波、電荷平衡（charge-balance）的雙極性方波以及單極性方波（圖1b）。正弦波是一種對(duì)稱的雙極性波形，其正半周期和負(fù)半周期的面積相等而極性相反。由于在一定時(shí)間段內(nèi)流經(jīng)阻斷電極的正電荷與負(fù)電荷相等（即凈電荷為零），因此正弦波是一種電荷平衡的波形。對(duì)于電荷平衡的雙極性方波來說，它分為對(duì)稱和非對(duì)稱兩種。對(duì)稱雙極性方波的兩個(gè)脈沖極性相反、幅值相同，而占空比可在0～1之間隨意調(diào)節(jié)。非對(duì)稱雙極性方波的兩個(gè)脈沖極性相反而幅值不相等，但是正相脈沖和反相脈沖的面積相等，從而保證電荷平衡。與上面兩種波形不同的是，單極性方波是一種電荷非平衡的刺激波形。應(yīng)用這種電荷非平衡的千頻波形時(shí)要十分謹(jǐn)慎，這是因?yàn)樗鼈儠?huì)在阻斷電極和神經(jīng)組織接觸界面引發(fā)非可逆的法拉第反應(yīng)［44］，進(jìn)而導(dǎo)致電極出現(xiàn)溶解、點(diǎn)蝕和腐蝕等損傷［6，45］。短時(shí)間的非可逆反應(yīng)會(huì)影響神經(jīng)傳導(dǎo)能力，而長(zhǎng)時(shí)間的非可逆反應(yīng)可能造成神經(jīng)損傷［46-48］。因?yàn)殡姾善胶獾那ьl刺激誘發(fā)的上述不利影響嚴(yán)重低于單極性方波，所以實(shí)際電生理實(shí)驗(yàn)中常用的是正弦波和電荷平衡雙極性方波?？坍嬌鲜霾ㄐ蔚闹饕獏?shù)包括頻率和幅值。電生理實(shí)驗(yàn)中，用于產(chǎn)生神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷的KHFAC頻率范圍大于1 kHz，最高可達(dá)70 kHz［11-12］。特別地，實(shí)際應(yīng)用中千頻信號(hào)可以通過電壓源或電流源產(chǎn)生，因此KHFAC幅值的單位可以為伏特（V）或毫安（mA），而其通常采用波形峰值或峰峰值進(jìn)行量化。

Fig.1 Method summary of KHFAC experimental studies圖1 KHFAC的實(shí)驗(yàn)研究方法總結(jié)

1.3 記錄信號(hào)

為了檢測(cè)KHFAC的神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷效應(yīng)，在體和離體實(shí)驗(yàn)記錄的生理信號(hào)不同。在體實(shí)驗(yàn)中，常用的記錄信號(hào)包括由靶向神經(jīng)支配的肌肉力（muscle force）［17-20，24，26-28，30，32-34，42］、復(fù)合動(dòng)作電位（compound action potential）［25，41］、單 纖 維 響 應(yīng)（single fiber response）［23，43］、尿 道 括 約 肌 壓 力（urethral sphincter pressure）［22，29，31］和肌電圖活動(dòng)（electromyographic activity）［49］等。肌力是一種最常用的記錄量，它能有效反應(yīng)靶向神經(jīng)內(nèi)運(yùn)動(dòng)纖維的阻斷狀態(tài)，主要用于運(yùn)動(dòng)阻斷實(shí)驗(yàn)，相應(yīng)記錄位置如圖1a所示。圖1c給出了大鼠脛骨神經(jīng)在10 kHz雙極性對(duì)稱方波作用下的肌力響應(yīng)，數(shù)據(jù)來自于筆者之前與美國(guó)杜克大學(xué)Warren M.Grill教授合作進(jìn)行的一次電生理實(shí)驗(yàn)記錄。可以發(fā)現(xiàn)，在施加KHFAC前神經(jīng)纖維上每個(gè)動(dòng)作電位都可以正常傳導(dǎo)至肌肉處進(jìn)而產(chǎn)生一次肌肉收縮，對(duì)應(yīng)一個(gè)肌力脈沖。當(dāng)KHFAC完全阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)后，肌力脈沖響應(yīng)消失。復(fù)合動(dòng)作電位主要用于感覺阻斷實(shí)驗(yàn)，特別是人體實(shí)驗(yàn)。它只能在KHFAC施加前后進(jìn)行記錄，不能在刺激施加同時(shí)進(jìn)行在線記錄。這是由于千頻電信號(hào)施加位置與復(fù)合動(dòng)作電位記錄位置很近，前者容易對(duì)后者產(chǎn)生明顯干擾［23］。單纖維記錄能夠準(zhǔn)確反映單個(gè)運(yùn)動(dòng)纖維或感覺纖維的阻斷狀態(tài)。但是這種記錄方式的實(shí)驗(yàn)消耗較大，并且只能檢測(cè)神經(jīng)干中一小部分纖維的響應(yīng)。離體實(shí)驗(yàn)中，常用的記錄信號(hào)是神經(jīng)纖維產(chǎn)生的動(dòng)作電位［36-39］，相應(yīng)記錄位置如圖1a所示。

1.4 量化指標(biāo)

阻斷閾值（block threshold）是量化KHFAC誘發(fā)神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷效應(yīng)的一個(gè)常用指標(biāo)量，它是指在一個(gè)完整外周神經(jīng)上產(chǎn)生完全傳導(dǎo)阻斷的最小KHFAC幅值，最初由Bhadra和Kilgore提出［18］。電生理實(shí)驗(yàn)中確定阻斷閾值的方法如下［12，18］：首先給靶向神經(jīng)施加一個(gè)幅值高于阻斷閾值的KHFAC，用以產(chǎn)生完全的傳導(dǎo)阻斷，然后逐漸減小千頻信號(hào)幅值，直至動(dòng)作電位開始恢復(fù)傳導(dǎo)并且產(chǎn)生小幅度的肌肉收縮現(xiàn)象。在這個(gè)過程中，確定能夠維持完全傳導(dǎo)阻斷的最低KHFAC幅值，并將其定義為阻斷閾值。最小阻斷頻率（minimal blocking frequency）是量化KHFAC阻斷效應(yīng)的另一個(gè)指標(biāo)［50］，它是指在給定千頻刺激幅值情況下能夠完全阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)的最小KHFAC頻率，相應(yīng)計(jì)算方法與阻斷閾值類似。阻斷閾值和最小阻斷頻率可以用來評(píng)估和理解不同實(shí)驗(yàn)結(jié)果之間的差異性。除了阻斷閾值和最小阻斷頻率外，還有一系列量化靶向神經(jīng)在KHFAC施加時(shí)產(chǎn)生初始響應(yīng)的指標(biāo)量，包括肌力峰值、初始響應(yīng)持續(xù)時(shí)間和初始響應(yīng)時(shí)序歷程內(nèi)肌力對(duì)時(shí)間的積分等［18］。此外，Bhadra和Kilgore［18］還提出計(jì)算由近端電極1產(chǎn)生的肌力峰值與由遠(yuǎn)端電極2產(chǎn)生的肌力峰值之比。這是一種量化靶向神經(jīng)傳導(dǎo)能力的指標(biāo)量，可以用來檢測(cè)KHFAC產(chǎn)生的長(zhǎng)時(shí)程阻斷效應(yīng)［12］。在正常傳導(dǎo)或神經(jīng)遞質(zhì)耗竭情況下，上述肌力峰值的比值為1。但是，當(dāng)KHFAC誘發(fā)局部傳導(dǎo)阻斷進(jìn)而損壞靶向神經(jīng)的傳輸能力時(shí)，這個(gè)比值將明顯降低。

2 計(jì)算模型研究方法

2.1 軸突模型

目前，KHFAC計(jì)算模型研究的關(guān)注重點(diǎn)是千頻信號(hào)對(duì)單個(gè)軸突中動(dòng)作電位傳導(dǎo)的阻斷效應(yīng)，研究方法如圖2，3所示。相關(guān)研究采用的軸突模型包 括Schwarz-Eikhof（SE）模 型［51-52］、Chiu-Ritchie-Rogart-Stagg-Sweeney（CRRSS）模型［51，53］、Schwarz-Reid-Bostock（SRB）模 型［51，54-55］、Frankenhaeuser-Huxley（FH）模型［51，53，56-59］、Hodgkin-Huxley（HH）模型［60-62］和 McIntyre-Richardson-Grill （MRG）模型［17，19，27，63-65］。

SE軸突模型是Schwarz和Eikhof［66］基于大鼠神經(jīng)纖維的電壓鉗位數(shù)據(jù)構(gòu)建的，可以用來模擬帶有髓鞘軸突的郎飛結(jié)（node of Ranvier）的跨膜電壓動(dòng)態(tài)。SE模型可以描述一些軸突幾何形態(tài)，包括郎飛結(jié)長(zhǎng)度L，兩個(gè)郎飛結(jié)間距離Δx和軸突直徑d（圖2a）。SE模型郎飛結(jié)的細(xì)胞膜上包含Na+電流INa、K+電流IK和漏電流IL，相鄰郎飛結(jié)由軸漿電阻Ra連接（圖2b）。

CRRSS軸突模型是Chiu等［67］基于兔子神經(jīng)纖維的電壓鉗位數(shù)據(jù)構(gòu)建的，模擬的對(duì)象是帶有髓鞘軸突郎飛結(jié)的跨膜電壓動(dòng)態(tài)。CRRSS模型描述的軸突幾何形態(tài)與SE模型相同，但是其郎飛結(jié)的細(xì)胞膜上只含有Na+電流INa和漏電流IL，不含有K+電流IK，相鄰郎飛結(jié)由軸漿電阻Ra連接（圖2c）。

SRB軸突模型是Schwarz等［68］基于人類外周神經(jīng)的電壓鉗位數(shù)據(jù)構(gòu)建的，也是用來模擬帶有髓鞘軸突郎飛結(jié)的跨膜電壓動(dòng)態(tài)。SRB模型描述的軸突幾何形態(tài)與SE模型相同，但是其郎飛結(jié)的細(xì)胞膜上包含Na+電流INa、快速K+電流IKf、慢速K+電流IKS和漏電流IL，相鄰郎飛結(jié)由軸漿電阻Ra連接（圖2d）。

FH軸突模型是Frankenhaeuser和Huxley［69］基于非洲爪蟾神經(jīng)纖維的電壓鉗位數(shù)據(jù)構(gòu)建的，可以用來模擬帶有髓鞘軸突郎飛結(jié)的跨膜電壓動(dòng)態(tài)。FH模型描述的軸突幾何形態(tài)也與SE模型相同，而其郎飛結(jié)的細(xì)胞膜上包含Na+電流INa、K+電流IK、非特異性電流Ip和漏電流IL，相鄰郎飛結(jié)由軸漿電阻Ra連接（圖2e）。

HH軸突模型最初是Hodgkin和Huxley［70］基于烏賊巨軸突的電壓鉗位數(shù)據(jù)構(gòu)建的，它模擬的是無髓鞘軸突的跨膜電壓動(dòng)態(tài)。HH模型將軸突分割為長(zhǎng)度Δx、直徑d的一系列圓筒，它不含有郎飛結(jié)長(zhǎng)度L這個(gè)參數(shù)。在傳統(tǒng)HH模型中，每個(gè)軸突圓筒的細(xì)胞膜上含有Na+電流INa、K+電流IK和漏電流IL，相鄰圓筒由軸漿電阻Ra連接（圖2b）。需要注意的是，雖然SE模型和HH模型中離子電流種類相同，但是離子電流的動(dòng)態(tài)特性卻有很大區(qū)別。近期，一些學(xué)者在傳統(tǒng)HH模型中引入了Na+泵電流INa-p和K+泵電流IK-p，進(jìn)而構(gòu)建了一個(gè)能夠描述細(xì)胞膜內(nèi)外Na+和K+濃度動(dòng)態(tài)的軸突模型［71-72］（圖2f）。這種含有離子泵的HH軸突模型不僅能夠有效模擬短時(shí)刺激下動(dòng)作電位的產(chǎn)生、傳導(dǎo)和阻斷現(xiàn)象以及長(zhǎng)時(shí)刺激下軸突的刺激后阻斷現(xiàn)象，還能復(fù)現(xiàn)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)觀測(cè)的動(dòng)作電位衰減和變寬等活動(dòng)依賴效應(yīng)。

Fig.2 Method summary I of KHFAC computational modeling studies圖2 KHFAC的計(jì)算模型研究方法總結(jié)（I）

MRG模型是McIntyre等［73］構(gòu)建的哺乳動(dòng)物外周神經(jīng)纖維模型，它能夠描述軸突的精確幾何形態(tài)和生物物理特性。MRG模型具有雙層電纜結(jié)構(gòu)，包含了郎飛結(jié)、髓鞘連接段、郎飛結(jié)旁主段和兩個(gè)郎飛結(jié)的結(jié)間段等部分（圖3a）。郎飛結(jié)的細(xì)胞膜含有快速Na+電流INaf、持續(xù)Na+電流INap、慢速K+電流IKS和漏電流IL。McIntyre等［73］根據(jù)人、貓和兔子的軸突電生理實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)確定了上述離子電流的動(dòng)力學(xué)參數(shù)。兩個(gè)郎飛結(jié)之間的結(jié)構(gòu)不含主動(dòng)離子電流，由線性電導(dǎo)Gm和Gi以及細(xì)胞膜電容Cm和Ci組成。郎飛結(jié)與非郎飛結(jié)通過軸漿電導(dǎo)Ga和軸突周圍電導(dǎo)Gp連接（圖3b）。

值得指出的是，SE、CRRSS、SRB、FH和MRG模型中各離子電流都是采用Hodgkin和Huxley所構(gòu)建的電流方程進(jìn)行描述。這類電流方程采用一些相互獨(dú)立的門控變量對(duì)離子通道建模（如激活門變量和失活門變量），能夠復(fù)現(xiàn)生理實(shí)驗(yàn)記錄的大部分電流行為，同時(shí)參數(shù)易于辨識(shí)。但是，這類電流方程不能復(fù)現(xiàn)離子通道動(dòng)力學(xué)狀態(tài)之間的耦合特性和轉(zhuǎn)遷規(guī)律。另一種離子通道模型是Markov模型，它采用一些狀態(tài)和狀態(tài)之間的轉(zhuǎn)遷概率對(duì)離子通道建模，這類模型能夠復(fù)現(xiàn)通道狀態(tài)之間的耦合特性和轉(zhuǎn)遷規(guī)律。本課題組前期將MRG模型中部分郎飛結(jié)的快速Na+電流INaf和持續(xù)Na+電流INap分別替換為Nav1.1通道和Nav1.6通道的Markov模型，進(jìn)而構(gòu)建了一個(gè)外周有髓鞘軸突的混合模型［74］。兩類Na+通道的Markov模型是由Balbi等［75］提出，它們均含有6個(gè)狀態(tài)，分別為關(guān)閉狀態(tài)C1和C2、開通狀態(tài)O1和O2以及失活狀態(tài)I1和I2?；谏鲜龌旌螹RG模型，進(jìn)行消除初始響應(yīng)的KHFAC波形優(yōu)化研究。

2.2 仿真方案

KHFAC的計(jì)算模型仿真方案與電生理實(shí)驗(yàn)類似（圖2a，3a）。在軸突模型一端，采用一個(gè)測(cè)試電極施加閾上刺激脈沖Itest，用以產(chǎn)生沿著軸突傳導(dǎo)的動(dòng)作電位。在軸突模型中間，通過阻斷電極施加千頻電流Iblock，用以阻斷動(dòng)作電位傳導(dǎo)。在軸突模型另一側(cè)，采用一個(gè)電極記錄軸突響應(yīng)，用以觀察KHFAC產(chǎn)生的神經(jīng)阻斷效應(yīng)。圖3c，d是基于上述刺激方案得到10 kHz對(duì)稱雙極性方波電流作用下原始MRG模型各郎飛結(jié)的膜電壓響應(yīng)，相應(yīng)數(shù)據(jù)是在NEURON環(huán)境下通過數(shù)值仿真所得，可見測(cè)試電流Itest和阻斷電流Iblock的時(shí)序（圖3d中圖和下圖）。在0～100 ms時(shí)，未施加千頻電流Iblock，閾上刺激Itest在軸突模型最左側(cè)郎飛結(jié)產(chǎn)生的50 Hz周期放電能夠可靠地傳導(dǎo)至軸突最右側(cè)的郎飛結(jié)。在t=100 ms時(shí)，開始對(duì)MRG模型施加幅值為1 mA的10 kHz方波電流Iblock。此時(shí)，左側(cè)放電序列仍能傳導(dǎo)至阻斷電極附近，但是之后被Iblock阻斷，不能傳遞至軸突模型的另一端。特別地，MRG模型在施加Iblock后會(huì)隨之產(chǎn)生一簇持續(xù)時(shí)間為12 ms左右的高頻初始放電，然后進(jìn)入完全傳導(dǎo)阻斷狀態(tài)（圖3d上圖）。這些高頻放電便是阻斷電流Iblock產(chǎn)生的初始響應(yīng)。

Fig.3 Method summary II of KHFAC computational modeling studies圖3 KHFAC的計(jì)算模型研究方法總結(jié)（II）

值得注意的是，阻斷電極輸入的千頻電流Iblock通常是以胞外刺激方式施加到軸突模型上。但是，測(cè)試電極卻有兩種刺激方式可以選擇。對(duì)于FH、SRB、SE、HH和CRRSS模型，測(cè)試電極輸入的電流Itest通常是以胞外刺激方式施加到軸突上［51-62］（圖2a）。對(duì)于MRG模型，測(cè)試電流Itest通常選擇胞內(nèi)刺激方式［17，19，27，63-65，74］（圖3a）。在對(duì)刺激建模方面，通常假設(shè)軸突模型處于一個(gè)無限均勻、各向同性的介質(zhì)中，介質(zhì)電導(dǎo)率為σ。胞外刺激是通過改變軸突胞外電勢(shì)進(jìn)而影響多個(gè)相關(guān)郎飛結(jié)的膜電壓活動(dòng)，而胞內(nèi)刺激只是改變刺激注入處的郎飛結(jié)活動(dòng)。因此，Itest（t）的兩種施加方式導(dǎo)致最終胞外電勢(shì)的建模方法不同。當(dāng)Itest是胞內(nèi)刺激時(shí)，MRG模型第n個(gè)郎飛結(jié)的胞外電勢(shì)Ve，n（t）只與阻斷電流Iblock（t） 有關(guān)，計(jì)算方式如下［17，19，27，63-65，74］：

其中，（xn,yn,zn）表示第n個(gè)郎飛結(jié)的胞外位置，（x0,y0,z0）表示阻斷電極的位置。當(dāng)Itest（t）是胞外刺激時(shí)，軸突模型第n個(gè)郎飛結(jié)的胞外電勢(shì)Ve，n（t）與Itest（t）和Iblock（t）均有關(guān)，計(jì)算方式如下［51-62］：

其中，（x0,z0）表示阻斷電極的位置，（x1,z1）表示測(cè)試電極的位置，Δx為兩個(gè)郎飛結(jié)間的距離。值得指出的是，按照?qǐng)D2a中的坐標(biāo)定義方式，軸突和電極所處位置在y軸的坐標(biāo)均為0，故公式（2）忽略了y軸的坐標(biāo)值。此外，對(duì)于無髓鞘HH軸突模型來說，Ve，n（t）表示每個(gè)圓筒的胞外電勢(shì)，而Δx為圓筒長(zhǎng)度。

3 研究進(jìn)展

電生理實(shí)驗(yàn)和計(jì)算模型研究詳細(xì)刻畫了KHFAC作用下神經(jīng)纖維的響應(yīng)特性。結(jié)果顯示，KHFAC能夠在刺激電極附近產(chǎn)生局部的傳導(dǎo)阻斷，但同時(shí)還在靶向神經(jīng)上誘發(fā)初始響應(yīng)及后續(xù)效應(yīng)。特別地，KHFAC產(chǎn)生的神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷受刺激波形和參數(shù)、電極設(shè)置和位置以及神經(jīng)纖維類型和直徑影響。還有一些電生理實(shí)驗(yàn)關(guān)注了KHFAC在臨床上的應(yīng)用潛力。下面將對(duì)上述研究發(fā)現(xiàn)進(jìn)行逐一梳理和介紹。

3.1 初始響應(yīng)及抑制方法

對(duì)神經(jīng)纖維施加KHFAC后，靶向神經(jīng)在被完全阻斷前會(huì)產(chǎn)生短暫的同步放電活動(dòng)。這種由阻斷電流激活的短暫高頻放電被稱為初始響應(yīng)。在基于單纖維記錄［43］、肌力記錄［18，42，61，76］及尿道括約肌壓力記錄［2，9，32］的電生理實(shí)驗(yàn)和計(jì)算模型仿真［32，51，61，65］中均發(fā)現(xiàn)了這種初始放電。圖1c顯示KHFAC施加后一個(gè)典型的初始響應(yīng)波形。通常地，可將初始響應(yīng)分為快速上升和慢速下降兩個(gè)階段。第一階段的快速上升響應(yīng)是KHFAC剛一施加時(shí)由其激活的高頻放電（約為1～6個(gè)）導(dǎo)致，相應(yīng)放電頻率有時(shí)可達(dá)到生理允許范圍的最大值［20，65］。由這些高頻初始放電產(chǎn)生的肌力幅值比單個(gè)軸突放電產(chǎn)生的肌力幅值要高2～3倍，所以第一階段的初始響應(yīng)常會(huì)導(dǎo)致肌肉出現(xiàn)大幅度抽搐。第二階段的慢速下降響應(yīng)是在第一階段之后發(fā)生，是由神經(jīng)在KHFAC刺激下產(chǎn)生的低強(qiáng)度重復(fù)放電導(dǎo)致［42，64-65］，這個(gè)階段的持續(xù)時(shí)間通常大于第一階段。隨著神經(jīng)纖維不斷適應(yīng)KHFAC刺激，這些重復(fù)放電逐漸消失，最終靶向神經(jīng)的傳導(dǎo)能力被完全阻斷。施加KHFAC后，第一階段初始響應(yīng)總是隨之產(chǎn)生，但是在某些情況下第二階段初始響應(yīng)卻可能消失。

初始響應(yīng)的持續(xù)時(shí)間與KHFAC施加后靶向神經(jīng)開始進(jìn)入完全傳導(dǎo)阻斷狀態(tài)的具體時(shí)刻直接相關(guān)。在計(jì)算模型仿真中，由于可以準(zhǔn)確記錄放電序列沿著軸突模型傳導(dǎo)的時(shí)序信息，所以可以較為容易地確定KHFAC實(shí)現(xiàn)完全傳導(dǎo)阻斷所用的時(shí)間。對(duì)于SE、SRB、FH、HH和CRRSS軸突模型，仿真結(jié)果顯示KHFAC可在幾毫秒內(nèi)便完全阻斷它們的動(dòng)作電位傳導(dǎo)［51-62］。但是對(duì)于MRG軸突模型，KHFAC則需要10～30 ms才能實(shí)現(xiàn)完全傳導(dǎo)阻斷［65］。在電生理實(shí)驗(yàn)中，由于很難同時(shí)記錄KHFAC刺激下神經(jīng)纖維各個(gè)郎飛結(jié)的放電序列，所以無法像計(jì)算模型仿真那樣直接確定KHFAC實(shí)現(xiàn)完全傳導(dǎo)阻斷所需的時(shí)間。為了解決這個(gè)問題，F(xiàn)oldes等［77］提出了一種周期計(jì)數(shù)方法，用以量化電生理實(shí)驗(yàn)中KHFAC實(shí)現(xiàn)完全傳導(dǎo)阻斷所需要的時(shí)間?；谶@種方法，他們發(fā)現(xiàn)KHFAC可以在7.5～14 ms內(nèi)完全阻斷大鼠坐骨神經(jīng)傳導(dǎo)，而這一實(shí)驗(yàn)結(jié)果與MRG模型的仿真結(jié)果［65］一致。

初始響應(yīng)是KHFAC技術(shù)向臨床轉(zhuǎn)化的一個(gè)重要阻礙，這是因?yàn)樗赡芗せ罴∪狻⒎瓷浠芈芬约疤囟ㄍ返膫魅牖騻鞒鲂盘?hào)，進(jìn)而導(dǎo)致機(jī)體生理發(fā)生不可預(yù)知的變化［6］。特別地，這種不期望的初始放電很容易造成強(qiáng)烈的肌肉痙攣或疼痛感［6，12］，因此一些研究提出了不同的KHFAC波形用以抑制或消除初始響應(yīng)。對(duì)于HH軸突模型，采用幅值從0 mA線性增加至高于阻斷閾值水平的KHFAC波形可以消除模型產(chǎn)生的初始響應(yīng)［60］。但是，這種幅值從0 mA線性增加的KHFAC波形不能消除MRG軸突模型和大鼠坐骨神經(jīng)產(chǎn)生的初始響應(yīng)［19］。近期實(shí)驗(yàn)研究發(fā)現(xiàn)，如果將KHFAC幅值從一個(gè)非0值線性增加至阻斷閾值的125%，可以成功消除大鼠坐骨神經(jīng)產(chǎn)生的初始響應(yīng)［78］。一些在體實(shí)驗(yàn)還發(fā)現(xiàn)，增加KHFAC幅值和頻率可以降低神經(jīng)纖維產(chǎn)生的初始響應(yīng)［21，29］?；谶@一特性，Gerges等［20］提出了一種由高幅值和高頻率向低幅值和低頻率過渡的KHFAC波形，并采用生理實(shí)驗(yàn)證明了這種波形可以降低或消除大鼠坐骨神經(jīng)產(chǎn)生的初始放電。還有研究發(fā)現(xiàn)，引入直流電流可以抑制初始放電，但是相應(yīng)直流電流會(huì)損傷神經(jīng)進(jìn)而造成長(zhǎng)時(shí)間的傳導(dǎo)失?。?9］。降低直流引發(fā)不可逆損傷的一種方法是將直流電流換為電荷平衡的形式，即施加一段時(shí)間單極性電流后繼續(xù)施加極性相反的電流用以進(jìn)行電荷平衡。電生理實(shí)驗(yàn)顯示，采用KHFAC、電荷平衡直流電流和具有高電容材料的阻斷電極可以明顯降低甚至消除大鼠坐骨神經(jīng)產(chǎn)生的初始放電，并且不會(huì)對(duì)神經(jīng)傳導(dǎo)能力產(chǎn)生不可逆損傷［47］。近期一項(xiàng)研究發(fā)現(xiàn)，在KHFAC前施加一個(gè)電荷平衡直流電流也可以明顯降低MRG模型和大鼠坐骨神經(jīng)產(chǎn)生的初始放電［80］。除了引入直流電流外，改變電極幾何特性也可以抑制初始響應(yīng)［21］。需要指出的是，上述這些KHFAC波形在阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)方面還存在一些缺陷，例如不能完全消除初始響應(yīng)或者在臨床植入和應(yīng)用中存在很大難度與挑戰(zhàn)。為了克服這些問題，本課題組結(jié)合MRG軸突模型、Na+通道Markov模型和粒子群優(yōu)化算法提出了一種工程優(yōu)化方法，用以產(chǎn)生既能阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)又不激活初始響應(yīng)的KHFAC波形［74］。相關(guān)仿真結(jié)果顯示，驅(qū)使郎飛結(jié)中的壓控Na+通道由關(guān)閉狀態(tài)不經(jīng)過開通而直接轉(zhuǎn)移至失活狀態(tài)，可以完全消除KHFAC在混合MRG軸突模型上激活的初始放電?；谶@種方法所得的KHFAC波形不需要引入直流電流，易于植入和實(shí)現(xiàn)。

3.2 后續(xù)效應(yīng)

KHFAC阻斷會(huì)引發(fā)一定程度的后續(xù)效應(yīng)，即撤去KHFAC后靶向神經(jīng)繼續(xù)處于傳導(dǎo)阻斷狀態(tài)，需要一段時(shí)間才能恢復(fù)正常傳導(dǎo)能力。一些生理實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，KHFAC的后續(xù)效應(yīng)在阻斷信號(hào)撤去后幾秒內(nèi)便消失。例如，當(dāng)阻斷信號(hào)是20 s的18 kHz電流時(shí)，由大鼠坐骨神經(jīng)支配的肌肉抽搐力在阻斷電流撤去后的1 s內(nèi)便恢復(fù)至阻斷前高度［18］；當(dāng)阻斷信號(hào)是40 s的3 kHz電流時(shí)，由蛙坐骨神經(jīng)支配的肌肉抽搐力在阻斷電流撤去后的500 ms左右恢復(fù)至阻斷前高度［32］；當(dāng)阻斷信號(hào)的持續(xù)時(shí)間增至57 s時(shí)，由大鼠坐骨神經(jīng)支配的肌力抽搐在撤去KHFAC后6 s左右恢復(fù)正常高度［51］；當(dāng)阻斷信號(hào)的持續(xù)時(shí)間為30 s～2 min時(shí)，海兔無髓鞘神經(jīng)的復(fù)合動(dòng)作電位傳導(dǎo)特性在撤去KHFAC后5 s內(nèi)恢復(fù)正常，并且神經(jīng)傳導(dǎo)的恢復(fù)時(shí)間隨阻斷電流持續(xù)時(shí)間增加而變長(zhǎng)，但是不依賴于刺激頻率［37］。在上述實(shí)驗(yàn)中，KHFAC后續(xù)效應(yīng)的持續(xù)時(shí)間相對(duì)短暫，此時(shí)被阻斷的神經(jīng)纖維在千頻信號(hào)撤去后能較為快速地恢復(fù)正常傳導(dǎo)能力。

在某些條件下，KHFAC后續(xù)效應(yīng)的持續(xù)時(shí)間會(huì)延長(zhǎng)至幾分鐘。此時(shí)，在撤去千頻信號(hào)后的相當(dāng)長(zhǎng)一段時(shí)間內(nèi)，神經(jīng)纖維的傳導(dǎo)能力仍被繼續(xù)抑制.當(dāng)采用5 kHz電荷平衡的KHFAC刺激1 min時(shí)，大鼠迷走神經(jīng)的復(fù)合動(dòng)作電位幅值在關(guān)閉阻斷信號(hào)后1 min才能恢復(fù)正常［39］。類似地，當(dāng)采用幅值為阻斷閾值的5 kHz方波電流刺激5 s時(shí)，蛙坐骨神經(jīng)至少需要1 min才能恢復(fù)正常傳導(dǎo)能力［81］，并且在撤去阻斷信號(hào)30 s內(nèi)混合動(dòng)作電位的幅值恢復(fù)比其傳導(dǎo)速率恢復(fù)慢［82］，而恢復(fù)后的混合動(dòng)作電位幅值和傳導(dǎo)速度依賴于KHFAC幅值［81］。當(dāng)KHFAC幅值增至阻斷閾值的1.4～2倍且持續(xù)時(shí)間為5 min時(shí)，由蛙坐骨神經(jīng)支配的肌肉抽搐力在阻斷信號(hào)撤去后（249±58）s內(nèi)才徹底恢復(fù)正常［33］。相應(yīng)的恢復(fù)過程包含兩個(gè)階段，第一階段是蛙坐骨神經(jīng)繼續(xù)處于徹底阻斷狀態(tài)，第二階段是傳導(dǎo)能力部分恢復(fù)階段。這兩個(gè)階段的持續(xù)時(shí)間依賴于KHFAC強(qiáng)度和施加時(shí)間，不依賴于刺激頻率。當(dāng)對(duì)貓陰部神經(jīng)施加幅值為0.5～5 mA、持續(xù)時(shí)間為30～60 s的1 kHz電流刺激時(shí)，后續(xù)效應(yīng)的持續(xù)時(shí)間≥2 min，相應(yīng)的傳導(dǎo)阻斷會(huì)在刺激結(jié)束后的6～18 min內(nèi)逐漸消失［83］。特別地，增加千頻電流的幅值和持續(xù)時(shí)間會(huì)進(jìn)一步延長(zhǎng)上述刺激后的阻斷時(shí)間。在脊髓背角廣動(dòng)力學(xué)范圍神經(jīng)元中，后續(xù)效應(yīng)的典型持續(xù)時(shí)間為2～3 min，在某些神經(jīng)元中也可能達(dá)到10 min，具體數(shù)值與KHFAC的刺激時(shí)間有關(guān)［23］。類似地，Bhadra等［84］發(fā)現(xiàn)大鼠坐骨神經(jīng)傳導(dǎo)能力的恢復(fù)時(shí)間也依賴于KHFAC持續(xù)時(shí)間。當(dāng)KHFAC持續(xù)時(shí)間小于15 min時(shí)，傳導(dǎo)恢復(fù)可以在瞬時(shí)完成。但是當(dāng)KHFAC持續(xù)時(shí)間為（50±20）min時(shí)，傳導(dǎo)恢復(fù)所需時(shí)間明顯增大。這些實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)表明，KHFAC產(chǎn)生的后續(xù)效應(yīng)在不同實(shí)驗(yàn)中具有很強(qiáng)的可變性。這種可變性的產(chǎn)生除了受KHFAC幅值和刺激時(shí)間影響，還與阻斷信號(hào)的施加方式（電壓或電流）、阻斷信號(hào)中直流成分以及神經(jīng)纖維類型和直徑等有關(guān)［6］。

目前，關(guān)于KHFAC引發(fā)后續(xù)效應(yīng)的機(jī)制研究主要以模型仿真為主。相關(guān)研究發(fā)現(xiàn)，KHFAC能明顯改變軸突內(nèi)外的Na+濃度和K+濃度，進(jìn)而產(chǎn)生刺激后的傳導(dǎo)阻斷［71］。KHFAC后續(xù)效應(yīng)的持續(xù)時(shí)間與軸突內(nèi)外離子濃度的恢復(fù)速度和恢復(fù)方式有關(guān)。具體來說，短時(shí)間（<500 ms）刺激后阻斷是由于軸突外Na+和K+濃度通過擴(kuò)散方式快速恢復(fù)導(dǎo)致，而長(zhǎng)時(shí)間（>3 s）刺激后阻斷是由于軸突內(nèi)正常Na+濃度通過細(xì)胞膜離子泵慢速恢復(fù)導(dǎo)致［71］。需要指出的是，當(dāng)采用直流電流阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)時(shí)，阻斷信號(hào)在靶向神經(jīng)上也會(huì)引發(fā)后續(xù)效應(yīng)，而這種后續(xù)效應(yīng)的產(chǎn)生同樣與離子濃度和離子泵有關(guān)［72］。

3.3 刺激參數(shù)與波形的影響

KHFAC誘發(fā)的神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷強(qiáng)烈依賴于刺激頻率。大部分研究一致顯示，能夠?qū)崿F(xiàn)神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷的最小刺激頻率是4～5 kHz［11］，低于4 kHz的KHFAC只能阻斷大直徑的神經(jīng)纖維，不能完全阻斷小直徑纖維［32，52，55-56，60-61，85］，或者在細(xì)纖維上誘發(fā)大量初始放電［55，65］。特別地，最小阻斷頻率在不同神經(jīng)纖維之間具有很大差異性。對(duì)于直徑為10～20μm的FH軸突模型，實(shí)現(xiàn)其完全傳導(dǎo)阻斷需要KHFAC頻率大于8 kHz［57］。對(duì)于直徑為2～5μm的FH軸突模型，實(shí)現(xiàn)其完全傳導(dǎo)阻斷卻需要KHFAC頻率至少大于10 kHz［57］。直徑為10μm的CRRSS軸突模型的最小阻斷頻率為15 kHz［53］，相應(yīng)結(jié)果高于10μm的FH軸突模型。直徑較小的大鼠坐骨神經(jīng)的最小阻斷頻率為10 kHz［51］，相應(yīng)結(jié)果與FH軸突模型類似。對(duì)于直徑為3.0、3.9和4.1 mm的獼猴正中神經(jīng)來說，高于20 kHz的KHFAC能完全阻斷其傳導(dǎo)，而10 kHz的KHFAC會(huì)在每個(gè)神經(jīng)上誘發(fā)強(qiáng)直性收縮［34］。這些數(shù)據(jù)表明，誘發(fā)神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷的最小KHFAC頻率不僅依賴于神經(jīng)直徑，還與神經(jīng)類型有關(guān)。此外，相關(guān)實(shí)驗(yàn)研究還發(fā)現(xiàn)，KHFAC對(duì)Wistar大鼠坐骨神經(jīng)的傳導(dǎo)阻斷只發(fā)生在某一特定頻段，而完全傳導(dǎo)阻斷則發(fā)生于其中更小頻率范圍，如果繼續(xù)增大頻率，靶向神經(jīng)可能出現(xiàn)部分阻斷、強(qiáng)直甚至不阻斷現(xiàn)象［86］。這說明，實(shí)際應(yīng)用中KHFAC頻率并不是越高越好，需要謹(jǐn)慎選擇。

KHFAC誘發(fā)的神經(jīng)阻斷效應(yīng)還強(qiáng)烈依賴于刺激強(qiáng)度。生理實(shí)驗(yàn)顯示，大鼠坐骨神經(jīng)的阻斷閾值在10～30 kHz范圍內(nèi)隨KHFAC頻率增加而線性增加［18］，而貓陰部神經(jīng)的阻斷閾值在1～30 kHz范圍內(nèi)也與KHFAC頻率成線性正比關(guān)系［29］。隨后，模型仿真發(fā)現(xiàn)，MRG模型的阻斷閾值在3～10 kHz范圍內(nèi)隨KHFAC頻率增加而非線性增加，在10～40 kHz范圍內(nèi)隨頻率增加而線性增加［65］。但是，也有研究顯示阻斷閾值與刺激頻率之間并不是單調(diào)的線性關(guān)系。海兔無髓鞘神經(jīng)的阻斷閾值在5～12 kHz范圍內(nèi)隨KHFAC頻率增加而增加，但是在12～50 kHz范圍內(nèi)隨頻率增加而減?。?7］；C纖維的阻斷閾值在5～20 kHz范圍內(nèi)隨KHFAC頻率增加而增加，在30～50 kHz范圍內(nèi)隨頻率增加而減小，但是A纖維的阻斷閾值在5～50 kHz范圍內(nèi)總是隨頻率增加而增加［36］；大鼠坐骨神經(jīng)快纖維的阻斷閾值在5～50 kHz范圍內(nèi)隨KHFAC頻率增加而增加，但是慢纖維的阻斷閾值卻隨頻率增加呈現(xiàn)先增加后降低的非單調(diào)趨勢(shì)［24］。這些數(shù)據(jù)表明，增加頻率通常導(dǎo)致神經(jīng)纖維需要更高強(qiáng)度的KHFAC用以實(shí)現(xiàn)傳導(dǎo)阻斷，而阻斷閾值與刺激頻率之間的具體關(guān)系依賴于神經(jīng)纖維類型。此外，前期基于HH模型［60-61］、MRG模型［63，65］和FH模型［57］的仿真研究表明，阻斷閾值隨纖維直徑增加而降低。類似地，離體實(shí)驗(yàn)也顯示直徑較大的有髓鞘Aδ纖維的阻斷閾值低于直徑較小的無髓鞘C纖維［39］，而本課題組前期研究也發(fā)現(xiàn)，混合MRG模型在直徑為2.0μm和8.4μm時(shí)的阻斷閾值低于10μm［74］。這些結(jié)果均暗示了KHFAC優(yōu)先阻斷直徑較大的神經(jīng)纖維。

KHFAC誘發(fā)的神經(jīng)阻斷效應(yīng)還受刺激波形影響?；贖H、FH和MRG模型的仿真研究表明，方波的阻斷閾值低于正弦波［26，61，87］，而對(duì)稱方波的阻斷閾值低于方波簇［87］。在貓陰部神經(jīng)的KHFAC實(shí)驗(yàn)中，脈沖寬度隨頻率變化的方波波形產(chǎn)生的傳導(dǎo)阻斷效果優(yōu)于脈寬為固定值的方波波形［76，85］?；贖H和FH模型的仿真研究還發(fā)現(xiàn)，阻斷閾值與刺激頻率之間的關(guān)系也依賴于方波波形［59］。具體來說，當(dāng)KHFAC為對(duì)稱雙極性方波時(shí)，阻斷閾值在所研究的頻率范圍內(nèi)一直是隨頻率增加而線性增加；當(dāng)KHFAC為非對(duì)稱雙極性方波時(shí)，阻斷閾值隨頻率增加呈現(xiàn)先增加后降低的演化趨勢(shì)，而最大阻斷閾值對(duì)應(yīng)的頻率依賴于正相脈沖寬度與負(fù)相脈沖寬度之差。近期，Pe?a等［27］進(jìn)一步指出非對(duì)稱雙極性方波的電荷非平衡特性依賴于KHFAC幅值和頻率，這導(dǎo)致由電荷非平衡引入的直流偏置效應(yīng)也呈現(xiàn)頻率依賴性，而直流偏置與刺激頻率之間的關(guān)系在不同直徑的神經(jīng)纖維間具有明顯差異，這種差異性造成了阻斷閾值與KHFAC頻率之間的非單調(diào)關(guān)系。特別地，他們還發(fā)現(xiàn)非對(duì)稱雙極性方波的阻斷閾值與其占空比成反比關(guān)系［26］。此外，噪聲的引入也會(huì)影響對(duì)稱方波的阻斷效應(yīng)，特別是疊加-50 dB的高斯白噪聲能夠明顯減低方波的阻斷閾值［87］。

3.4 電極設(shè)置與位置的影響

KHFAC誘發(fā)的神經(jīng)阻斷效應(yīng)與電極類型有關(guān)。在貓坐骨神經(jīng)的阻斷實(shí)驗(yàn)中，卡膚電極能夠完全阻斷由神經(jīng)支配的所有肌肉運(yùn)動(dòng)，但是神經(jīng)束內(nèi)電極只能阻斷一部分神經(jīng)傳導(dǎo)［28］。在尿道外括約肌的運(yùn)動(dòng)阻斷實(shí)驗(yàn)中，采用螺旋電極的阻斷閾值為（4±1）V，采用卡膚電極的阻斷閾值為（7±3）V，而采用神經(jīng)束內(nèi)電極的阻斷閾值為（26±10）V［30］?；谟邢拊Ｐ秃蚆RG軸突模型的仿真研究發(fā)現(xiàn)，點(diǎn)源（point source）電極和卡膚電極在軸突上產(chǎn)生的興奮、阻斷和復(fù)興奮模式類似［63］。但是與卡膚電極相比，點(diǎn)源電極的阻斷閾值對(duì)電極-軸突距離變化更為敏感。當(dāng)電極與軸突之間距離較小時(shí)，點(diǎn)源電極對(duì)應(yīng)的阻斷閾值低于卡膚電極。當(dāng)電極與軸突之間距離較大時(shí)，點(diǎn)源電極對(duì)應(yīng)的阻斷閾值高于卡膚電極。此外，基于FH模型的仿真研究發(fā)現(xiàn)，雙電極的阻斷閾值大于單電極，并且在相同的刺激條件下雙電極雙向脈沖刺激對(duì)靶向神經(jīng)的損傷程度小于單電極雙向脈沖刺激［88］。

KHFAC誘發(fā)的神經(jīng)阻斷效應(yīng)與電極表面積也有關(guān)。增加雙極性卡膚電極的表面積會(huì)提高KHFAC阻斷的節(jié)能性，并且阻斷閾值隨卡膚電極表面積增加而呈現(xiàn)頻率依賴式降低［49］。除了電極表面積，雙極性卡膚電極兩極觸點(diǎn)之間的距離也是影響神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷的一個(gè)因素。電生理實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，大鼠坐骨神經(jīng)的阻斷閾值隨觸點(diǎn)之間距離增加而呈現(xiàn)先降低后增加的趨勢(shì)，在觸點(diǎn)距離為1～2 mm時(shí)阻斷閾值達(dá)到最小值［64］。特別地，當(dāng)兩個(gè)觸點(diǎn)之間距離從0.5 mm變?yōu)? mm時(shí)，大鼠坐骨神經(jīng)產(chǎn)生初始響應(yīng)的上升時(shí)間變長(zhǎng)，初始響應(yīng)的峰值增加，并且肌力對(duì)時(shí)間的積分增大［21］。此外，電極材料不會(huì)對(duì)阻斷閾值、初始響應(yīng)和神經(jīng)傳導(dǎo)恢復(fù)產(chǎn)生明顯影響，但是KHFAC阻斷過程中功率耗散卻隨電極材料特性的不同而發(fā)生變化，特別是在高頻情況下［89］。

KHFAC誘發(fā)的神經(jīng)阻斷效應(yīng)還強(qiáng)烈依賴于阻斷電極與神經(jīng)纖維之間的距離。對(duì)于SE模型［51］和FH模型［90］，增加阻斷電極與軸突之間的距離會(huì)增加用以產(chǎn)生傳導(dǎo)阻斷的電流強(qiáng)度。對(duì)于直徑為7.3、10和16μm的MRG模型，其在4和40 kHz電流刺激下的阻斷閾值均隨電極和軸突之間距離增加而增大［65］。對(duì)于直徑為1、2和5.7μm的MRG模型，其在5、10和20 kHz電流刺激下的阻斷閾值也均隨電極和軸突之間距離增加而增大［63］。此外，前期研究顯示當(dāng)電極與軸突之間距離由1 mm降為0.3 mm時(shí)，直徑為10μm的混合MRG模型的阻斷閾值明顯降低［74］。上述模型仿真數(shù)據(jù)一致表明，相同幅值的KHFAC優(yōu)先在距離阻斷電極較近的神經(jīng)纖維處產(chǎn)生傳導(dǎo)阻斷，這是因?yàn)榫嚯x較近的靶向神經(jīng)具有較低的阻斷閾值。

3.5 臨床應(yīng)用

目前，KHFAC已被用于迷走神經(jīng)刺激、脊髓刺激和胞體神經(jīng)刺激等臨床實(shí)驗(yàn)研究中。相關(guān)結(jié)果表明，KHFAC對(duì)迷走神經(jīng)、感覺神經(jīng)、陰部神經(jīng)、運(yùn)動(dòng)神經(jīng)和自主神經(jīng)的阻斷能力使其在臨床上有著多方面的應(yīng)用潛力。

KHFAC對(duì)迷走神經(jīng)的阻斷可以減輕饑餓感和增加飽腹感，進(jìn)而以安全方式減小受試者的食欲和體重，從而治療肥胖癥［91-92］。在迷走神經(jīng)的KHFAC阻斷技術(shù)方面，美國(guó)EnteroMedics公司研發(fā)了一款名為Maestro的植入式神經(jīng)電刺激儀。這款醫(yī)療設(shè)備采用5 kHz電脈沖信號(hào)阻斷腹部迷走神經(jīng)，進(jìn)而達(dá)到控制食欲和減輕體重的效果。特別地，2015年美國(guó)食品藥品監(jiān)督管理局（Food and Drug Administration，F(xiàn)DA）批準(zhǔn)可以將Maestro神經(jīng)刺激儀用于肥胖治療。此外，KHFAC對(duì)傳入頸迷走神經(jīng)的完全阻斷還可以提高頸迷走神經(jīng)刺激的抗炎作用，但其對(duì)傳入頸迷走神經(jīng)的不完全阻斷卻會(huì)加劇全身炎癥［93］。

KHFAC對(duì)感覺神經(jīng)的阻斷可以緩解疼痛。例如，采用10～20 kHz的KHFAC阻斷坐骨神經(jīng)或脛骨神經(jīng)可以安全方式緩解下肢截肢患者的神經(jīng)瘤疼痛，這種緩解效應(yīng)在一些受試者中可持續(xù)幾個(gè)小時(shí)［14］，采用10 kHz的KHFAC阻斷胸脊髓傳導(dǎo)可以明顯減緩受試者的背部疼痛，并且這種緩解效應(yīng)可以在沒有明顯感覺異常的情況下產(chǎn)生［1，13］。此外，KHFAC還可以用于治療癌癥疼痛、頭痛、神經(jīng)瘤和術(shù)后疼痛等一系列疼痛癥狀。特別地，前期臨床研究顯示KHFAC和經(jīng)皮神經(jīng)電刺激均能提高體感閾值，但KHFAC作用下受試者感覺更舒服、不適感更?。?1］。

此外，KHFAC對(duì)運(yùn)動(dòng)神經(jīng)的阻斷可以治療中風(fēng)、腦癱和多發(fā)性硬化癥等疾病中的痙攣癥狀，還可以緩解肌張力障礙等疾病中的肌肉收縮癥狀［6，11，94］。KHFAC對(duì)陰部神經(jīng)的阻斷可以使尿道括約肌松弛，進(jìn)而緩解脊髓損傷患者的排尿困難癥狀［2］。KHFAC對(duì)自主神經(jīng)的阻斷可以用以緩解高血壓、心力衰竭、哮喘、肥胖、流涎和多汗等癥狀［6，94］，而這一方面的應(yīng)用潛力也漸漸成為目前生物電子醫(yī)學(xué)所關(guān)注的一個(gè)重點(diǎn)。

上述這些實(shí)驗(yàn)研究證明了KHFAC在臨床應(yīng)用方面的安全性及有效性，為該技術(shù)的臨床轉(zhuǎn)化提供了基礎(chǔ)和支撐。需要指出的是，臨床上應(yīng)用KHFAC時(shí)需要考慮受試者能否忍受由初始放電導(dǎo)致的不適感。對(duì)于一些具有嚴(yán)重疼痛癥狀的患者，通常期望經(jīng)歷短暫的初始放電，因?yàn)榇藭r(shí)的不適感很小。對(duì)于需要控制慢性疼痛癥狀的患者，則可以經(jīng)歷相對(duì)較長(zhǎng)時(shí)間的初始放電。對(duì)于一些需要頻繁開啟和關(guān)閉KHFAC刺激的患者，由于初始放電被激活的次數(shù)隨之增加，所以通常也期望初始放電時(shí)間較短亦或是沒有初始放電。

4 生物物理機(jī)制

早期關(guān)于KHFAC阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)的機(jī)制假說包括刺激引發(fā)胞外K+累積［43］和動(dòng)作電位電流的同步中斷［95］等，但是這些假說都缺乏直接的模型或?qū)嶒?yàn)證據(jù)支持。目前，一個(gè)具有證據(jù)支持的生物物理機(jī)制假說為KHFAC導(dǎo)致K+通道激活?；跓o髓鞘HH模型的仿真結(jié)果顯示，KHFAC驅(qū)使延遲整流K+通道進(jìn)入持續(xù)的高激活水平，進(jìn)而導(dǎo)致阻斷電極附近細(xì)胞膜產(chǎn)生高強(qiáng)度的K+電流［60-61］。這種流向胞外的電流能夠抑制流向胞內(nèi)的Na+電流，進(jìn)而驅(qū)使跨膜電壓向超極化方向偏移，從而抑制動(dòng)作電位產(chǎn)生以及阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)。特別地，K+通道的激活水平依賴于KHFAC幅值和頻率，而這種依賴性能夠解釋電生理實(shí)驗(yàn)所發(fā)現(xiàn)的一些刺激強(qiáng)度特性。例如，增加KHFAC幅值會(huì)增加K+電流激活水平，因此只有足夠高幅值的KHFAC才能產(chǎn)生傳導(dǎo)阻斷；增加KHFAC頻率會(huì)降低K+電流激活水平，因此較高頻率下需要較大閾值實(shí)現(xiàn)神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷。除了與KHFAC參數(shù)有關(guān)，K+通道的激活水平還依賴于溫度?；谟兴枨蔉H軸突模型的仿真結(jié)果顯示，降低溫度導(dǎo)致K+通道開通和關(guān)閉速度變慢，于是需要一個(gè)較低的最小阻斷頻率用以維持K+通道持續(xù)開通，所以最小阻斷頻率隨溫度降低而降低［56］。一些研究還發(fā)現(xiàn)，在某些情況下KHFAC的阻斷機(jī)制是K+通道與其他通道共同激活導(dǎo)致。在有髓鞘FH模型中，KHFAC阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)的機(jī)制具有頻率依賴性［58］。在4～10 kHz范圍內(nèi)，神經(jīng)阻斷主要由K+通道持續(xù)激活導(dǎo)致。在大于20 kHz的超高頻范圍內(nèi)，神經(jīng)阻斷由Na+通道和K+通道的共同持續(xù)激活導(dǎo)致。與FH模型類似，在80 kHz的超高頻刺激下無髓鞘HH模型在阻斷電極處的Na+通道和K+通道均出現(xiàn)持續(xù)開放，進(jìn)而造成神經(jīng)纖維的傳導(dǎo)阻斷［96］。在有髓鞘SRB模型中，高于4 kHz的KHFAC通過誘發(fā)快速K+通道和慢速K+通道持續(xù)激活進(jìn)而導(dǎo)致神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷［55］。特別地，阻斷閾值處的慢速K+電流幅值是快速K+電流幅值的3.5～6.5倍，暗示了前者是誘發(fā)神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷的主導(dǎo)因素［55］。事實(shí)上，在無髓鞘軸突和兩棲動(dòng)物的有髓鞘軸突中，K+電流的暫態(tài)幅值很大，導(dǎo)致其在動(dòng)作電位產(chǎn)生中的作用很強(qiáng)。因此，K+通道激活成為KHFAC阻斷這些軸突傳導(dǎo)的主要生物物理機(jī)制。

神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷的另一個(gè)具有證據(jù)支持的生物物理機(jī)制是KHFAC導(dǎo)致Na+通道失活?；谟兴枨蔒RG模型的仿真結(jié)果顯示，KHFAC作用下流向郎飛結(jié)內(nèi)的Na+電流平均值高于流向郎飛結(jié)外的K+電流平均值［65］。這使得相應(yīng)郎飛結(jié)出現(xiàn)一個(gè)流向胞內(nèi)的凈電流，隨之產(chǎn)生的持續(xù)動(dòng)態(tài)去極化導(dǎo)致Na+通道失活進(jìn)而抑制動(dòng)作電位產(chǎn)生以及造成軸突傳導(dǎo)阻斷。特別地，快速激活Na+電流和慢速持續(xù)Na+電流均參與了上述阻斷效應(yīng)，但是前者作用更明顯。隨后的仿真研究進(jìn)一步發(fā)現(xiàn)，KHFAC作用下MRG模型的慢速K+通道、快速Na+通道和持續(xù)Na+通道電導(dǎo)值均高于KHFAC施加前的靜息值，暗示3個(gè)離子電流均參與了神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷［17］。但是，流向胞內(nèi)的Na+電流對(duì)傳導(dǎo)阻斷起促進(jìn)作用，而流向胞外的電流對(duì)傳導(dǎo)阻斷起抑制作用。在阻斷電極附近的郎飛結(jié)內(nèi)，Na+電流強(qiáng)度高于所有流向胞外離子電流的強(qiáng)度，導(dǎo)致相應(yīng)細(xì)胞膜產(chǎn)生持續(xù)的去極化響應(yīng)。由于Na+通道的慢速失活變量無法跟隨膜電壓的千頻變化，所以Na+電流動(dòng)態(tài)只能由膜電壓的持續(xù)去極化控制。因此，在被阻斷的郎飛結(jié)內(nèi)94.6%的Na+通道均被KHFAC失活，進(jìn)而造成神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷。特別地，在體動(dòng)物實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示當(dāng)采用雷諾嗪阻斷持續(xù)Na+通道后，誘發(fā)大鼠產(chǎn)生神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷的KHFAC幅值增加［17］，這進(jìn)一步支持了MRG模型的上述仿真結(jié)果。事實(shí)上，在一些哺乳動(dòng)物的有髓鞘軸突中，流向胞外的K+電流幅值很小，導(dǎo)致Na+電流在動(dòng)作電位產(chǎn)生中的作用很強(qiáng)。因此，Na+通道失活成為KHFAC阻斷這些神經(jīng)傳導(dǎo)的主要生物物理機(jī)制。

5 結(jié)語與展望

一些神經(jīng)機(jī)能障礙的產(chǎn)生與感覺、運(yùn)動(dòng)或自主神經(jīng)活動(dòng)的異常增強(qiáng)有關(guān)，而阻斷這些異常電活動(dòng)在外周神經(jīng)上的傳導(dǎo)對(duì)于減輕這類疾病癥狀具有重要意義。KHFAC刺激是一種阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)的有效方法，它具有快速、可控、可逆、局部作用和副作用小的特點(diǎn)。但是，這種技術(shù)的一個(gè)缺陷是KHFAC在靶向神經(jīng)內(nèi)激活的高頻初始放電會(huì)導(dǎo)致肌肉抽搐或疼痛感，它是該技術(shù)向臨床轉(zhuǎn)化的一個(gè)重要阻礙。近年來的相關(guān)研究采用電生理實(shí)驗(yàn)、神經(jīng)計(jì)算模型或二者相結(jié)合的方法刻畫了KHFAC刺激下外周神經(jīng)響應(yīng)的詳細(xì)特性，提出了一些抑制和消除初始響應(yīng)的方法，量化了KHFAC在不同神經(jīng)上引發(fā)的后續(xù)效應(yīng)，同時(shí)探究了KHFAC誘發(fā)神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷的生物物理機(jī)制及在臨床上的潛在應(yīng)用。研究結(jié)果顯示，大于4 kHz的KHFAC能夠有效阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)，但是阻斷閾值、最小阻斷頻率和初始響應(yīng)等受刺激波形和參數(shù)、神經(jīng)類型和直徑以及電極設(shè)計(jì)和位置等多種因素影響。KHFAC阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)的生物物理機(jī)制假說包括刺激誘發(fā)K+通道激活和Na+通道失活。這些結(jié)果為系統(tǒng)理解KHFAC技術(shù)的神經(jīng)阻斷效果與相關(guān)作用機(jī)制提供了科學(xué)依據(jù)，有助于該技術(shù)的安全、規(guī)范和合理應(yīng)用。

目前，關(guān)于KHFAC神經(jīng)阻斷的研究已經(jīng)取得了重要進(jìn)展，為該技術(shù)的實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)、設(shè)備研發(fā)、協(xié)議優(yōu)化和科學(xué)應(yīng)用提供了理論基礎(chǔ)與方法借鑒。但是，仍然存在一些問題與機(jī)制有待于進(jìn)一步研究，未來可以考慮從以下幾個(gè)方面進(jìn)行深入。

a.KHFAC產(chǎn)生的神經(jīng)傳導(dǎo)阻斷受神經(jīng)形態(tài)影響。研究發(fā)現(xiàn)，神經(jīng)直徑、神經(jīng)束直徑、束狀組織和神經(jīng)膜厚度等形態(tài)在人類、豬、猴子和大鼠等不同物種之間存在明顯差異［97］。但是，這些形態(tài)差異與KHFAC神經(jīng)阻斷之間的關(guān)系尚不清楚。未來需要詳細(xì)刻畫不同物種的外周神經(jīng)形態(tài)特性，在此基礎(chǔ)上明確這些神經(jīng)形態(tài)對(duì)KHFAC作用下阻斷閾值、最小阻斷頻率、初始響應(yīng)及后續(xù)效應(yīng)的影響。

b.前期關(guān)于KHFAC阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)的機(jī)制認(rèn)識(shí)幾乎都是基于計(jì)算模型所得，雖然缺乏直接的電生理實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證，但是卻暗示了相關(guān)阻斷機(jī)制依賴于軸突自身的電生理特性。研究顯示，在年齡增加或慢性疾病病程發(fā)展的過程中，軸突的電生理特性也隨之發(fā)生動(dòng)態(tài)變化［6，98-99］。因此，明確KHFAC阻斷神經(jīng)傳導(dǎo)的詳細(xì)生理機(jī)理并識(shí)別其對(duì)軸突電生理狀態(tài)的依賴性對(duì)于臨床上安全合理應(yīng)用KHFAC技術(shù)十分必要。

c.前期關(guān)于初始響應(yīng)的電生理實(shí)驗(yàn)研究大多為麻醉狀態(tài)下進(jìn)行，而非麻醉狀態(tài)下初始響應(yīng)的幅值及持續(xù)時(shí)間等特性尚未得到系統(tǒng)刻畫。此外，目前用以抑制初始響應(yīng)的方法還存在一些缺陷，例如不能完全消除初始響應(yīng)或者不適合臨床植入。因此，探索相關(guān)方法在持續(xù)刺激或臨床環(huán)境下的可行性與抑制效果十分必要。雖然本課題組前期提出的工程優(yōu)化方法［74］可以解決上述缺陷，也具有一個(gè)可解釋的作用機(jī)制。但是，相關(guān)方法尚處于計(jì)算模型仿真階段，未來仍需要?jiǎng)游飳?shí)驗(yàn)和臨床實(shí)驗(yàn)進(jìn)行進(jìn)一步驗(yàn)證。

d.靶向神經(jīng)的傳導(dǎo)能力在KHFAC撤去后需要一段時(shí)間才能恢復(fù)，但是目前對(duì)這種后續(xù)效應(yīng)的認(rèn)識(shí)并不深入。未來需要結(jié)合電生理實(shí)驗(yàn)和神經(jīng)計(jì)算模型系統(tǒng)刻畫上述后續(xù)效應(yīng)與刺激參數(shù)和波形、電極設(shè)置與位置以及神經(jīng)類型和直徑等因素之間的關(guān)系，進(jìn)而明確KHFAC后續(xù)效應(yīng)產(chǎn)生的生物物理機(jī)制以及引發(fā)的不利生理影響，同時(shí)研發(fā)相應(yīng)的抑制方法。

e.在將高幅值KHFAC注入到生物組織過程中，高阻抗電極、刺激器上升和下降時(shí)間以及組織的低通濾波特性等可能造成阻斷信號(hào)衰減和波形扭曲［6，12］。在這種情況下，靶向神經(jīng)實(shí)際接收的阻斷信號(hào)并不是精確的電荷平衡、對(duì)稱、雙極性千頻波形，這為理解和復(fù)現(xiàn)相應(yīng)實(shí)驗(yàn)結(jié)果帶來了挑戰(zhàn)。未來需要設(shè)計(jì)有效方法用以緩解甚至消除KHFAC波形的衰減和扭曲現(xiàn)象。

f.現(xiàn)有電流源或電壓源產(chǎn)生的KHFAC極易受大量直流電流污染，導(dǎo)致實(shí)際輸出的是電荷非平衡的阻斷信號(hào)［6，12］。阻斷信號(hào)中的直流成分對(duì)阻斷閾值和后續(xù)效應(yīng)具有很大影響，短期使用時(shí)會(huì)影響神經(jīng)纖維的正常傳導(dǎo)能力，而長(zhǎng)期使用時(shí)會(huì)損害神經(jīng)纖維和阻斷電極［46-48］。未來需要不斷完善和研發(fā)相關(guān)電氣隔離方法用以抑制和消除直流成分對(duì)KHFAC信號(hào)的污染。

g.目前關(guān)于KHFAC阻斷的認(rèn)識(shí)大部分是基于動(dòng)物實(shí)驗(yàn)和模型仿真所得。雖然也有少量的人體實(shí)驗(yàn)研究，但是刺激參數(shù)、刺激電極、刺激靶點(diǎn)、初始響應(yīng)、后續(xù)效應(yīng)、信號(hào)產(chǎn)生及施加方式等對(duì)臨床上神經(jīng)阻斷的影響還尚不完全清楚，尤其是在清醒狀態(tài)下。此外，KHFAC阻斷在臨床上的應(yīng)用潛力還有待繼續(xù)開發(fā)，特別是需要確定相應(yīng)應(yīng)用的有效參數(shù)、量化指標(biāo)和產(chǎn)生機(jī)制。