利用非對(duì)稱高頻載波脈沖簇電刺激的肌疲勞緩解技術(shù)研究

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(duì)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(duì)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(duì)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(hào)。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(duì)力衰減較小（3.8688±1.1368）N，平臺(tái)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(shí)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(jī)制。與傳統(tǒng)對(duì)稱低頻刺激相比，非對(duì)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(duì)電刺激技術(shù)在腦卒中等患者運(yùn)動(dòng)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(hào)；肌疲勞

中圖分類號(hào)：R318.04 文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A

DOI：10.7652/xjtuxb202409018 文章編號(hào)：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(yùn)動(dòng)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(yùn)動(dòng)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(qiáng)肌肉力量［3］，減輕痙攣，擴(kuò)大肢體運(yùn)動(dòng)范圍［4］，促進(jìn)腦卒中后運(yùn)動(dòng)恢復(fù)［5-6］，因此被廣泛應(yīng)用于卒中后個(gè)體的運(yùn)動(dòng)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(yùn)動(dòng)點(diǎn)附近以激活運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元軸突的遠(yuǎn)端分支［8］，但由于運(yùn)動(dòng)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(yùn)動(dòng)單元激活依舊高度同步化，與生理狀態(tài)下不同運(yùn)動(dòng)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(shí)間下降明顯。雖然可通過增加刺激電流強(qiáng)度來保持誘發(fā)肌力，但會(huì)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(duì)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(fù)電荷相抵消，總和為0，避免局部皮膚灼傷［15］。脈寬通常可達(dá)數(shù)百μs，大量運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元軸突可在這幾百μs內(nèi)相繼達(dá)到去極化閾值從而觸發(fā)動(dòng)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(gè)窄脈沖僅能為軸突提供閾下刺激［17］，軸突需要連續(xù)多個(gè)窄脈沖才能逐步達(dá)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(gè)數(shù)不同，從而增加不同軸突到達(dá)閾值的時(shí)延，即降低不同軸突激活的同步性。進(jìn)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(duì)稱雙相脈沖波形中，正負(fù)兩個(gè)波形強(qiáng)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(shí)際作用，但會(huì)因電流強(qiáng)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(duì)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(shí)，降低無效脈沖電流強(qiáng)度，增加無效脈沖脈寬，從而保證正負(fù)電荷依然平衡。研究表明，這種非對(duì)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(duì)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(duì)肌肉抗疲勞性的影響還未可知。

本文以健康受試者為實(shí)驗(yàn)對(duì)象，比較了非對(duì)稱高頻載波脈沖簇持續(xù)電刺激（高頻模式HF）和傳統(tǒng)對(duì)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(dòng)差異。結(jié)果顯示，與對(duì)稱雙相矩形脈沖電刺激相比，非對(duì)稱高頻載波脈沖簇電刺激誘發(fā)的肌力持續(xù)時(shí)間長(zhǎng)、衰減慢，肌肉活動(dòng)效率高，有助于推動(dòng)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(shí)驗(yàn)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(shí)驗(yàn)設(shè)備

實(shí)驗(yàn)過程中，受試者坐在椅子上，前臂支撐在泡沫墊上，將兩個(gè)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(dòng)。使用4個(gè)微型壓力傳感器（DJSX-50，上海狄佳公司）獨(dú)立測(cè)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(cè)量，見圖1（a）。

將8個(gè)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(guó)）生成電刺激脈沖，并使用自編Matlab用戶界面進(jìn)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(gè)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(dòng)信號(hào)，見圖1（a）。為提高肌電信號(hào)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(duì)稱高頻載波脈沖簇，每個(gè)脈沖簇中包含n個(gè)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(fù)電荷平衡，負(fù)相電流幅值由正相脈沖的總電荷量與負(fù)相脈沖持續(xù)時(shí)間的比值決定，見圖1（b）。低頻模式采用對(duì)稱雙相矩形脈沖，脈沖持續(xù)時(shí)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(jìn)行實(shí)驗(yàn)之前，首先測(cè)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(duì)之間進(jìn)行搜索，以確定能夠引起肌肉穩(wěn)定收縮且無強(qiáng)烈不適感的電極對(duì)。調(diào)節(jié)刺激電流強(qiáng)度，直到至少有一根手指屈曲力能達(dá)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(qiáng)度的前提下，調(diào)節(jié)高頻模式窄脈沖個(gè)數(shù)n，直至達(dá)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(gè)受試者需要完成4次實(shí)驗(yàn)，兩種刺激模式各2次，順序隨機(jī)，以消除實(shí)驗(yàn)順序?qū)Y(jié)果的影響。每次實(shí)驗(yàn)包括300s的持續(xù)刺激，并對(duì)刺激電流強(qiáng)度進(jìn)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(qiáng)度后保持恒定，在后10s內(nèi)，電流強(qiáng)度從目標(biāo)電流強(qiáng)度勻速減小至1mA。相鄰兩次實(shí)驗(yàn)之間提供了10min的休息時(shí)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(shí)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(dá)到目標(biāo)強(qiáng)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(hào)進(jìn)行平均，然后將力信號(hào)分割成30個(gè)窗長(zhǎng)為10 s的時(shí)間窗。在每個(gè)窗口內(nèi)，首先計(jì)算單根手指的平均力，再計(jì)算4根手指的平均力，以表示各時(shí)間窗內(nèi)的肌力強(qiáng)度。計(jì)算所得4根手指平均力曲線的力-時(shí)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(gè)和最后1個(gè)時(shí)間窗（刺激電流處于上升或下降狀態(tài)）對(duì)應(yīng)的平均收縮力數(shù)據(jù)后，用指數(shù)函數(shù)對(duì)平均力數(shù)據(jù)進(jìn)行擬合，即y=Fp+Fdeτt。其中，F(xiàn)p代表力達(dá)到穩(wěn)定狀態(tài)時(shí)的平臺(tái)力，F(xiàn)d是絕對(duì)力衰減（初始力與平臺(tái)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(tái)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(jì)算了力下降到初始收縮力峰值65%的時(shí)間（稱為65%-峰值時(shí)間）以反映衰減快慢。之所以使用65%，而不是常用的50%衰減時(shí)間，即半衰期，是因?yàn)橛行┦茉囌呤湛s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(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理。為了研究肌電活動(dòng)隨時(shí)間的變化，使用了與力信號(hào)處理相同的時(shí)間窗。在每個(gè)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(gè)上升沿）前5ms到刺激開始后30ms、長(zhǎng)度為35ms的肌電片段并求取平均值，從而得到各個(gè)通道的平均肌電信號(hào)，如圖3所示。人工識(shí)別刺激偽跡后，提取兩個(gè)刺激偽跡之間的平均肌電信號(hào)計(jì)算肌電峰-峰值，即最大值和最小值之間的差值。然后，對(duì)所有128個(gè)通道的肌電峰-峰值進(jìn)行平均，以表示肌電活動(dòng)的總體水平。為了評(píng)估肌力產(chǎn)生的效率，計(jì)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(duì)t檢驗(yàn)方法，比較兩種刺激模式下的初始峰值力、絕對(duì)力衰減、平臺(tái)力、力-時(shí)間積分和65%-峰值時(shí)間。采用Kolmogorov-Smirnov檢驗(yàn)法來驗(yàn)證正態(tài)性假設(shè)。所有檢驗(yàn)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(jì)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(shí)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?yàn)?，女性受試者的肌肉組織中脂肪比例較高，皮下脂肪厚度會(huì)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(dá)到運(yùn)動(dòng)神經(jīng)閾值需要更高的強(qiáng)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(dá)到各手指最大自主收縮力百分比表示。統(tǒng)計(jì)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(yàn)的統(tǒng)計(jì)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(jìn)行了平均以代表肌力水平。圖5展示了刺激電流達(dá)到目標(biāo)強(qiáng)度后，所有受試者在兩種刺激模式下平均肌力隨時(shí)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(tái)力水平高于低頻模式。

對(duì)所有受試者肌力的指數(shù)擬合結(jié)果進(jìn)行統(tǒng)計(jì)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(tái)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(duì)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(duì)下降幅度較小。高頻模式下的肌力-時(shí)間積分（見圖6（d））顯著高于低頻模式下的肌力-時(shí)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(shí)，高頻模式下的65%-峰值時(shí)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(shí)間的衰減更緩慢。

2.2 肌電活動(dòng)

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(dòng)（肌電峰-峰值）隨時(shí)間的變化。隨著電刺激持續(xù)進(jìn)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(dòng)作電位的傳播受到阻滯，因此誘發(fā)的肌肉活動(dòng)減弱［25-26］。高頻模式下的肌電活動(dòng)水平在刺激前期普遍小于低頻模式，這可能是因?yàn)?，高頻刺激能夠降低運(yùn)動(dòng)單元放電同步性，異步肌電活動(dòng)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(jìn)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(shí)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(dòng)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(yùn)動(dòng)單元的激活在時(shí)間上更加分散，因?yàn)閗Hz頻率可在神經(jīng)組織中積累比傳統(tǒng)刺激方式更強(qiáng)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(jī)制。

本文比較了非對(duì)稱高頻脈沖簇刺激與傳統(tǒng)低頻對(duì)稱雙相矩形脈沖刺激下，誘發(fā)肌肉收縮活動(dòng)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(duì)稱高頻刺激能延長(zhǎng)誘發(fā)肌力，顯著延緩肌肉疲勞。正負(fù)相對(duì)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(yùn)動(dòng)單元來緩解肌肉疲勞，但是會(huì)增加刺激過程中受試者的疼痛感。有報(bào)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(qiáng)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(duì)稱的高頻載波脈沖簇電刺激，既保證陰極和陽極注入正負(fù)電荷均相同，又避免長(zhǎng)時(shí)間刺激對(duì)局部皮膚產(chǎn)生電化學(xué)損傷；同時(shí)，延長(zhǎng)負(fù)相脈沖寬度以降低其幅度，實(shí)驗(yàn)中使用的負(fù)相脈沖幅值約為0.1mA，尚未達(dá)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(shí)驗(yàn)過程中通過對(duì)受試者的口頭詢問得到了證實(shí)。

本研究結(jié)果進(jìn)一步證明，非對(duì)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(shí)，增加肌力輸出，說明這一技術(shù)適用于高強(qiáng)度持續(xù)運(yùn)動(dòng)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(duì)稱高頻脈沖簇刺激技術(shù)具有延緩疲勞的作用，有可能對(duì)腦卒中等神經(jīng)損傷患者運(yùn)動(dòng)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(duì)稱低頻電流刺激相比，非對(duì)稱高頻電刺激能顯著延長(zhǎng)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(duì)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(yùn)動(dòng)功能康復(fù)高強(qiáng)度訓(xùn)練的需求，從而推動(dòng)電刺激技術(shù)在臨床康復(fù)的廣泛應(yīng)用。

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（編輯 杜秀杰）