摘要：為了緩解神經(jīng)肌肉電刺激導(dǎo)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(shù)，利用健康受試者，比較了所提技術(shù)和傳統(tǒng)對稱雙相矩形脈沖電刺激的抗疲勞性能。在正中神經(jīng)、尺神經(jīng)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(tǒng)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(xù)刺激5min以誘發(fā)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(jié)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(xiàn)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(fā)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(tǒng)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(fā)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(shù)在腦卒中等患者運動功能康復(fù)中的推廣應(yīng)用具有重要意義。

關(guān)鍵詞：神經(jīng)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(biāo)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(yán)重影響患者生活質(zhì)量［1］。神經(jīng)肌肉電刺激可通過激活運動神經(jīng)元軸突或肌內(nèi)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(fù)［5-6］，因此被廣泛應(yīng)用于卒中后個體的運動功能康復(fù)［7］。在傳統(tǒng)神經(jīng)肌肉電刺激技術(shù)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(jīng)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(fā)生疲勞，導(dǎo)致誘發(fā)的力量快速下降。近年來，外周神經(jīng)束近端經(jīng)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(tài)下不同運動單元交替異步放電不同，從而導(dǎo)致肌疲勞問題依然嚴(yán)重，誘發(fā)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(fā)肌力，但會給使用者帶來不適［13］，從而限制臨床應(yīng)用。

傳統(tǒng)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?？蛇_數(shù)百μs，大量運動神經(jīng)元軸突可在這幾百μs內(nèi)相繼達到去極化閾值從而觸發(fā)動作電位［16］，這是目前常用電刺激方式導(dǎo)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(tǒng)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(xù)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(dǎo)致所需窄脈沖個數(shù)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(jù)電極陰陽極配置，陰極脈沖可誘發(fā)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(nèi)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(fā)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(shù)。但由于無效脈沖期間存在電荷的持續(xù)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(xù)電刺激（高頻模式HF）和傳統(tǒng)對稱雙相矩形脈沖持續(xù)電刺激（低頻模式LF）下的肌力誘發(fā)情況和肌肉活動差異。結(jié)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(fā)的肌力持續(xù)時間長、衰減慢，肌肉活動效率高，有助于推動電刺激技術(shù)在腦卒中患者臨床康復(fù)的廣泛應(yīng)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(jīng)系統(tǒng)疾病。所有受試者均簽署了知情同意書。

1.2 實驗設(shè)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(cè)和掌側(cè)，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(shù)貼將手指固定在相應(yīng)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(jīng)和尺神經(jīng)走向放置在上臂內(nèi)側(cè)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(shù)設(shè)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(zhì)量，在放置電極之前，用醫(yī)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(tǒng)（OT Bioelectronica，意大利都靈），采樣率為2048Hz，增益為150，帶寬設(shè)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(fā)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(xù)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(xù)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(fā)肌力的衰減情況，需要保證兩種刺激模式的初始誘發(fā)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(wěn)定收縮且無強烈不適感的電極對。調(diào)節(jié)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(diào)節(jié)高頻模式窄脈沖個數(shù)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?qū)Y(jié)果的影響。每次實驗包括300s的持續(xù)刺激，并對刺激電流強度進行梯形調(diào)制，即在前10s內(nèi)，電流從1mA勻速增加至目標(biāo)電流強度后保持恒定，在后10s內(nèi)，電流強度從目標(biāo)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(dāng)刺激電流達到目標(biāo)強度后，兩種模式下收縮力都呈指數(shù)衰減，且高頻模式下的力衰減速率小于低頻模式。

1.4 數(shù)據(jù)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(nèi)，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(nèi)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(tài)）對應(yīng)的平均收縮力數(shù)據(jù)后，用指數(shù)函數(shù)對平均力數(shù)據(jù)進行擬合，即y=Fp+Fdeτt。其中，F(xiàn)p代表力達到穩(wěn)定狀態(tài)時的平臺力，F(xiàn)d是絕對力衰減（初始力與平臺力之間的差值），F(xiàn)p+Fd代表初始力，指數(shù)函數(shù)系數(shù)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(zhǔn)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(yù)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(nèi)，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(chǎn)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(tài)性假設(shè)。所有檢驗的顯著水平均設(shè)定為α=0.05。

2 結(jié)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(shù)n×窄脈沖寬度與低頻模式下脈沖持續(xù)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(dǎo)性從而導(dǎo)致電流電阻增加，因此達到運動神經(jīng)閾值需要更高的強度或電荷量［22-23］，表現(xiàn)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(tǒng)計結(jié)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(tǒng)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(biāo)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(shù)下降，初始階段衰減快，隨后趨于平穩(wěn)。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(dǎo)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(shù)擬合結(jié)果進行統(tǒng)計分析見圖6（a）～6（c），結(jié)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(xù)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(chǎn)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(fā)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(nèi)肌電平均幅值的熱力圖見圖7。結(jié)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(xù)進行，兩種刺激模式下的肌電幅值都有所下降，說明肌肉產(chǎn)生了疲勞，可能的原因是神經(jīng)遞質(zhì)的不斷消耗導(dǎo)致動作電位的傳播受到阻滯，因此誘發(fā)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(chǎn)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(xù)刺激下肌肉的可激活性高于低頻持續(xù)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(fā)的力量，可用于反映肌肉發(fā)力的效率［27］。結(jié)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(jīng)組織中積累比傳統(tǒng)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(tǒng)低頻對稱雙相矩形脈沖刺激下，誘發(fā)肌肉收縮活動的抗疲勞性能。研究結(jié)果表明，與傳統(tǒng)低頻刺激相比，非對稱高頻刺激能延長誘發(fā)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(jīng)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(tǒng)低頻電流刺激大幅降低，從而引發(fā)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(fā)有效的肌肉收縮，本文在高頻脈沖簇電流的基礎(chǔ)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(chǎn)生電化學(xué)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(jié)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(shù)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(shù)適用于高強度持續(xù)運動訓(xùn)練。與正常人相比，患有神經(jīng)肌肉疾病的人容易出現(xiàn)疲勞，從而導(dǎo)致肌肉無力［32］。本文提出的非對稱高頻脈沖簇刺激技術(shù)具有延緩疲勞的作用，有可能對腦卒中等神經(jīng)損傷患者運動功能康復(fù)具有重要意義。

3 結(jié)束語

本研究表明，與傳統(tǒng)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(xù)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(jié)果顯示，相較于傳統(tǒng)電刺激脈沖，非對稱高頻載波脈沖簇電刺激技術(shù)更能滿足腦卒中等患者運動功能康復(fù)高強度訓(xùn)練的需求，從而推動電刺激技術(shù)在臨床康復(fù)的廣泛應(yīng)用。

參考文獻：

［1］姚安艷， 嚴(yán)璐. 腦卒中后運動功能障礙患者的康復(fù)訓(xùn)練研究進展 ［J］. 貴州中醫(yī)藥大學(xué)學(xué)報， 2022， 44（3）： 91-95.

［2］李欣然， 李瑞青. 神經(jīng)肌肉電刺激在腦卒中后運動障礙中的研究進展 ［J］. 中山大學(xué)學(xué)報（醫(yī)學(xué)科學(xué)版）， 2024， 45（2）： 180-189.

LI Xinran， LI Ruiqing. Advances in neuromuscular electrical stimulation in post-stroke movement disorders ［J］. Journal of Sun Yat-sen University（Medical Sciences）， 2024， 45（2）： 180-189.

［3］陳嬌， 楊香. 神經(jīng)肌肉電刺激治療腦卒中運動障礙的研究進展 ［J］. 醫(yī)療裝備， 2023， 36（13）： 160-164.

［4］黃琳， 段周芳. 神經(jīng)肌肉電刺激治療缺血性腦卒中的作用分析 ［J］. 四川生理科學(xué)雜志， 2023， 45（1）： 92-93.

［5］SHEFFLER L R， CHAE J. Neuromuscular electrical stimulation in neurorehabilitation ［J］. Muscle amp; Nerve， 2007， 35（5）： 562-590.

［6］QUANDT F， HUMMEL F C. The influence of functional electrical stimulation on hand motor recovery in stroke patients： a review ［J］. Experimental amp; Translational Stroke Medicine， 2014， 6： 9.

［7］BAO Shichun， KHAN A， SONG Rong， et al. Rewiring the lesioned brain： electrical stimulation for post-stroke motor restoration ［J］. Journal of Stroke， 2020， 22（1）： 47-63.

［8］GOBBO M， MAFFIULETTI N A， ORIZIO C， et al. Muscle motor point identification is essential for optimizing neuromuscular electrical stimulation use ［J］. Journal of Neuro Engineering and Rehabilitation， 2014， 11： 17.

［9］BICKEL C S， GREGORY C M， DEAN J C. Motor unit recruitment during neuromuscular electrical stimulation： a critical appraisal ［J］. European Journal of Applied Physiology， 2011， 111（10）： 2399-2407.

［10］GREGORY C M， BICKEL C S. Recruitment patterns in human skeletal muscle during electrical stimulation ［J］. Physical Therapy， 2005， 85（4）： 358-364.

［11］VARGAS L， BARATTA J， HU Xiaogang. Distribution of M-wave and H-reflex in hand muscles evoked via transcutaneous nerve stimulation： a preliminary report ［C］//2021 43rd Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine amp; Biology Society （EMBC）. Piscatway，USA： IEEE， 2021： 5897-5900.

［12］SHIN H， CHEN R， HU Xiaogang. Delayed fatigue in finger flexion forces through transcutaneous nerve stimulation ［J］. Journal of Neural Engineering， 2018， 15（6）： 066005.

［13］ZHENG Yang， HU Xiaogang. Improved muscle activation using proximal nerve stimulation with subthreshold current pulses at kilohertz-frequency ［J］. Journal of Neural Engineering， 2018， 15（4）： 046001.

［14］PASLUOSTA C， KIELE P， STIEGLITZ T. Paradigms for restoration of somatosensory feedback via stimulation of the peripheral nervous system ［J］. Clinical Neurophysiology， 2018， 129（4）： 851-862.

［15］NEUDORFER C， CHOW C T， BOUTET A， et al. Kilohertz-frequency stimulation of the nervous system： A review of underlying mechanisms ［J］. Brain Stimulation， 2021， 14（3）： 513-530.

［16］BARSS T S， AINSLEY E N， CLAVERIA-GONZALEZ F C， et al. Utilizing physiological principles of motor unit recruitment to reduce fatigability of Electrically-Evoked contractions： a narrative review ［J］. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation， 2018， 99（4）： 779-791.

［17］BOULET J， WHITE M， BRUCE I C. Temporal considerations for stimulating spiral ganglion neurons with cochlear implants ［J］. Journal of the Association for Research in Otolaryngology， 2016， 17（1）： 1-17.

［18］ZHENG Yang， HU Xiaogang. Reduced muscle fatigue using kilohertz-frequency subthreshold stimulation of the proximal nerve ［J］. Journal of Neural Engineering， 2018， 15（6）： 066010.

［19］FORMENTO E， D’ANNA E， GRIBI S， et al. A biomimetic electrical stimulation strategy to induce asynchronous stochastic neural activity ［J］. Journal of Neural Engineering， 2020， 17（4）： 046019.

［20］MERRILL D R， BIKSON M， JEFFERYS J G R. Electrical stimulation of excitable tissue：design of efficacious and safe protocols ［J］. Journal of Neuroscience Methods， 2005， 141（2）： 171-198.

［21］沈強， 邰常峰， 蔣大宗. 利用單電極不對稱雙向脈沖刺激實現(xiàn)哺乳動物有髓神經(jīng)纖維選擇性興奮的仿真研究 ［J］. 電子學(xué)報， 2001， 29（3）： 354-357.

SHEN Qiang， TAI Changfeng， JIANG Dazong. Modeling study on selective activation of small mammalian nerve fibers using asymmetric biphasic pulses with a monopolar point electrode ［J］. Acta Electronica Sinica， 2001， 29（3）： 354-357.

［22］DE JESUS GUIRRO R R. DE OLIVEIRA GUIRRO E C，DE SOUSA N T A. sensory and motor thresholds of transcutaneous electrical stimulation are influenced by gender and age ［J］. PMamp;R， 2015， 7（1）： 42-47.

［23］MAFFIULETTI N A， HERRERO A J， JUBEAU M， et al. Differences in electrical stimulation thresholds between men and women ［J］. Annals of Neurology， 2008， 63（4）： 507-512.

［24］MORRISSEY M C. Electromyostimulation from a clinical perspective： a review ［J］. Sports Medicine， 1988， 6（1）： 29-41.

［25］KEYSER R E. Peripheral fatigue： high-energy phosphates and hydrogen ions ［J］. PM amp; R ： the Journal of Injury， Function， and Rehabilitation， 2010， 2（5）： 347-358.

［26］ENOKA R M， DUCHATEAU J. Muscle fatigue： what， why and how it influences muscle function ［J］. The Journal of Physiology， 2008， 586（1）： 11-23.

［27］HAUTIER C A， ARSAC L M， DEGHDEGH K， et al. Influence of fatigue on EMG/force ratio and cocontraction in cycling ［J］. Medicine and Science in Sports and Exercise， 2000， 32（4）： 839-843.

［28］MILLER J P， ELDABE S， BUCHSER E， et al. Parameters of spinal cord stimulation and their role in electrical charge delivery： a review ［J］. Neuromodulation： Journal of the International Neuromodulation Society， 2016， 19（4）： 373-384.

［29］VARGAS L， MUSSELMAN E D， GRILL W M， et al. Asynchronous axonal firing patterns evoked via continuous subthreshold kilohertz stimulation ［EB/OL］. ［2024-02-12］.https：//iopscience.iop.org/article/10.1088/1741-2552/acc20f/meta.

［30］ZHENG Yang， SHIN H， HU Xiaogang. Muscle fatigue post-stroke elicited from Kilohertz-Frequency subthreshold nerve stimulation ［J］. Frontiers in Neurology， 2018， 9： 1061.

［31］GENG Bo， YOSHIDA Ken， JENSEN W. Impacts of selected stimulation patterns on the perception threshold in electrocutaneous stimulation ［J］. Journal of Neuro Engineering and Rehabilitation， 2011， 8： 9.

［32］CHAUDHURI A， BEHAN P O. Fatigue in neurological disorders ［J］. The Lancet， 2004， 363（9413）： 978-988.

（編輯 杜秀杰）