基于牽張反射閾值和阻力變量的痙攣狀態(tài)評價系統(tǒng)及裝置的制造方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明屬醫(yī)療器械領(lǐng)域，涉及一種康復(fù)評定器械，具體涉及一種基于牽張反射閾值和阻力變量的痙攣狀態(tài)評價系統(tǒng)及裝置。
【背景技術(shù)】
[0002]痙攣狀態(tài)為常見的康復(fù)醫(yī)學(xué)問題，常因損害功能而影響患者生活質(zhì)量；狹義上的痙攣狀態(tài)是指一種運動障礙，表現(xiàn)為速度依賴性牽張反射(stretch reflex, SR)允進(jìn)，伴腱反射允進(jìn)和(或)陣攣，是上運動神經(jīng)元綜合征(upper motor neuron syndrome,UMNS)的癥狀之一。據(jù)估計全世界有超過1200萬的痙攣狀態(tài)患者，其中相當(dāng)一部分會發(fā)生需要治療的痙攣狀態(tài)；有研究表明，肌肉長期處于痙攣狀態(tài)會造成觸變性改變和攣縮，理論上認(rèn)為非神經(jīng)成分，其與痙攣狀態(tài)神經(jīng)成分(neural components,NC)的治療方式不一樣。臨床實踐中，區(qū)分肌肉過度活動中的痙攣狀態(tài)神經(jīng)成分和非神經(jīng)成分，以及對之進(jìn)行準(zhǔn)確的評價是上運動神經(jīng)元綜合征(UMNS)的診療難點；通常只有依賴于準(zhǔn)確的評價，才能繼之以針對性治療并可靠而準(zhǔn)確地反映療效，進(jìn)而篩選出合理的干預(yù)方案。
[0003]目前，Ashworth量表及其改良版是最常用的痙攣狀態(tài)臨床量表，但其存在的缺點為屬于不精確的分級資料，同時不能篩選出阻力的神經(jīng)成分Jardieu量表及其改良版是分級資料和計量資料的整合體，仍不精確或欠缺信度；有研究公開了三倍痙攣狀態(tài)量表，雖可篩選NC，但存在判斷上的主觀性；上述痙攣狀態(tài)臨床量表的缺點，決定了其不能替代精確的生物力學(xué)評價。
[0004]研究報道，SR阻力是指被動移動肢體或進(jìn)行肌肉牽張時肌肉產(chǎn)生的阻力，可用力或力矩來表示，所述力或力矩由NC和非神經(jīng)成分組成，其力的大小取決于神經(jīng)反射的強度，以及肌肉的長度和肌肉長度變化的速度；所述長度依賴性元素稱為彈性(elasticity，EC)，速度依賴性元素稱為粘性(viscosity，VC)，另一個額外的力稱為惰性(inertia，1C)，是指其他組織和肌肉相作用的附加力；所述EC測量可能只有在如下理論狀態(tài)下才能成立:牽伸速度為0(假定力矩不受速度因素的影響)，同時還要假定被測者在被牽伸時，不能有肌肉激活程度的變化。有研究嘗試區(qū)分阻力的NC，如速度依賴性阻力測定，但它們難以區(qū)分NC、EC和VC ;還有研究提出了一種痙攣狀態(tài)的生物力學(xué)測定模型:總阻力包括彈性EC、VC、1C和NC，該模型顯示出較好的信度和效度；但在應(yīng)用上述模型時，需要借助動力性儀器，操作較復(fù)雜，且不同關(guān)節(jié)和肌肉需要使用不同的適合該關(guān)節(jié)活動的動力設(shè)備，增加了此模型的應(yīng)用困難及不便；此外，所述NC屬于閾值上測定，其大小受牽張速度影響。
[0005]SR閾值(stretch reflex threshold, SRT)是上述生物力學(xué)測定方式之外的痙攣狀態(tài)測定參數(shù)；SRT指運動神經(jīng)元募集開始時關(guān)節(jié)所處的位置，如使用肌電圖(electromyography, EMG)測定，SRT可標(biāo)記為當(dāng)肢體用某個速度移動時，首次出現(xiàn)EMG反應(yīng)時的關(guān)節(jié)角度。之前有研究利用生物力學(xué)裝置，測定痙攣狀態(tài)的阻力矩、EC或EMG閾值；所述正弦牽張方式可能有利于避免被測者的測試偏倚，其中均使用較快的牽張速度，因此，仍不能真實的從閾值水平反映痙攣狀態(tài)的程度；由于所述測定方法可以鑒別EC和痙攣狀態(tài)，且該種閾值測定依賴于牽張速度，因此被稱為動態(tài)性SR閾值(dynamic stretch reflexthreshold, DSRT)。所述DSRT的測定受牽張速度的影響。
[0006]λ模型或運動控制的平衡點假說，被用來設(shè)計成為痙攣狀態(tài)測定的另一種方式。λ模型認(rèn)為，在穩(wěn)定狀態(tài)，肌肉和環(huán)境因素(力矩)是平衡的，力矩和肢體節(jié)段位置的結(jié)合達(dá)到穩(wěn)定狀態(tài)時，稱之為系統(tǒng)的平衡點；雖然在平衡狀態(tài)時力矩是平衡的，但是由中樞神經(jīng)系統(tǒng)決定的特異性神經(jīng)參數(shù)卻是預(yù)先確定的，其導(dǎo)致了力與位置空間的平衡點；所述平衡點假說定義了該種神經(jīng)參數(shù)為關(guān)節(jié)位置閾值(λ )，即支配跨關(guān)節(jié)肌肉的運動神經(jīng)元開始募集時，關(guān)節(jié)所處的角度；所述λ又稱為張力性SR閾值(tonic stretch reflexthreshold, TSRT)，由中樞神經(jīng)系統(tǒng)通過改變運動神經(jīng)元的膜電位來調(diào)控；所述TSRT的測定十分敏感，不受牽張速度的干擾，是一種真正意義上的痙攣狀態(tài)閾值測定；實際測試TSRT時，可根據(jù)多個DSRT和相應(yīng)牽張速度兩個變量，建立回歸方程式，牽張速度為0時的DSRT,即 TSRT。
[0007]所述閾值測定和閾值上測定同為痙攣狀態(tài)測定方式，其意義、方法截然不同:所述TSRT是十分敏感的痙攣狀態(tài)測定方式，而NC是反映SR強度的指標(biāo)；因此，結(jié)合上述兩者，可對痙攣狀態(tài)做出更全面的判斷。
[0008]但迄今為止，尚未見有關(guān)基于牽張反射閾值和阻力變量的痙攣狀態(tài)評價裝置的報道；鑒于此，本申請的發(fā)明人擬提供一種基于牽張反射閾值和阻力變量的痙攣狀態(tài)評價系統(tǒng)及其裝置。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0009]本發(fā)明的目的是為克服現(xiàn)有技術(shù)的缺陷，提供一種康復(fù)評定器械，具體涉及一種基于牽張反射閾值和阻力變量的痙攣狀態(tài)評價系統(tǒng)及其裝置。該評價系統(tǒng)及其裝置主要用于痙攣狀態(tài)定量評定。
[0010]本發(fā)明的評價系統(tǒng)包括信號接受系統(tǒng)和數(shù)據(jù)分析處理系統(tǒng)；所述信號接受系統(tǒng)中通過檢測頭進(jìn)行信號接受；通過數(shù)據(jù)線或藍(lán)牙與計算機相連，所述檢測頭由壓力、角度、速度和加速度傳感器集成；數(shù)據(jù)分析處理系統(tǒng)主要針對表面肌電圖所記載的表面肌電的肌肉的痙攣狀態(tài)，同時進(jìn)行閾值層面和閾值上層面的評價；即測得張力性牽張反射閾值，和測得神經(jīng)成分，以及測得非神經(jīng)成分的彈性、粘性和惰性；
[0011]本發(fā)明的評價系統(tǒng)中，所述表面肌電圖通過表面電極記錄被測肌肉肌電信號，計算機分析牽張活動中產(chǎn)生的肢體阻力變量、牽張活動速度和加速度，同時記錄誘發(fā)牽張反射時的關(guān)節(jié)角度；在隨機測試20次不同速度的牽張活動后，建立牽張速度一誘發(fā)牽張反射關(guān)節(jié)角度的直線回歸方程式，并得到理論上牽張速度為0時的關(guān)節(jié)角度一牽張反射閾值；進(jìn)一步通過顯示屏顯示牽張速度動畫預(yù)演、肌電活動和牽張阻力變化。本發(fā)明的評價系統(tǒng)尤其適用于痙攣狀態(tài)定量評定。
[0012]本發(fā)明進(jìn)一步提供了基于所述評價系統(tǒng)的痙攣狀態(tài)評價裝置，該裝置只需采用簡便的手工操作，即可對各種能獲取表面肌電的肌肉的痙攣狀態(tài)，同時進(jìn)行閾值層面和閾值上層面的評價；即測得張力性牽張反射閾值，和測得神經(jīng)成分，以及測得非神經(jīng)成分的彈性、粘性和惰性。
[0013]更具體的，本發(fā)明提供了基于牽張反射閾值和阻力變量的痙攣狀態(tài)評價裝置，其特征在于，由檢測頭、表面肌電圖機、計算機和顯示屏組成；所述檢測頭和表面肌電圖機均通過數(shù)據(jù)線或藍(lán)牙與計算機相連；所述計算機與顯示屏連接；
[0014]本發(fā)明中，所述檢測頭包括檢測頭外殼、外殼內(nèi)部的4種集成傳感器(壓力、角度、速度和加速度傳感器)和數(shù)據(jù)傳輸裝置(數(shù)據(jù)線和藍(lán)牙)；測試時，測定者一手維持被測者肢體穩(wěn)定，一手持檢測頭，對被測肌肉和關(guān)節(jié)施加不同速度的牽張活動；
[0015]本發(fā)明中，所述檢測頭通過數(shù)據(jù)線或藍(lán)牙與計算機相連；
[0016]本發(fā)明中，所述表面肌電圖機，通過表面電極記錄被測肌肉肌電信號，通過數(shù)據(jù)線與計算機相連；
[0017]本發(fā)明中，所述計算機用于在肌電信號達(dá)到誘發(fā)牽張反射標(biāo)準(zhǔn)時(定義為肌電信號開始超過活動前基線處，并保持大于5%峰值,且維持超過50ms),讀取并標(biāo)記牽張活動中關(guān)節(jié)所處的角度；該關(guān)節(jié)角度記錄為特定牽張速度下的動態(tài)牽張反射閾值；在隨機測試20次不同速度的牽張活動后，建立牽張速度一誘發(fā)牽張反射關(guān)節(jié)角度的直線回歸方程式，并得到理論上牽張速度為0時的關(guān)節(jié)角度一牽張反射閾值；此外，所述計算機還用于分析牽張活動中產(chǎn)生的肢體阻力變量(包括神經(jīng)成分(NC)、彈性(EC)、粘性(VC)和惰性(1C))、牽張活動速度和加速度，其分析方法為:
[0018](a) 1C是阻止肢體被動加速的阻力，由肢體重量和加速度決定，即IC = mXa。其中，m為肢體的重量邱在測定開始前，由壓力傳感器對特定姿位下、靜止?fàn)顟B(tài)的肢體進(jìn)行測? ；a為加速度；
[0019](b)EC =線性彈性+終末期非線性彈性；因此，EC由5° /秒慢速牽拉至末端，并延遲1秒后記錄；
[0020](c)VC為軟組織粘性造成的阻力(如肌纖維滑移)，在牽伸活動起始加速時最大(定義為VCP1)，然后維持在較低程度(VCP2) ；VCP1 =總阻力Pl-1c，VCP2為估計值，一般估計其為VCP1的20%，實際測量時VCP2隨牽張速度變化而有較微小的變化，因此，VCP2 =(總阻力 Pl-1C) X0.2 ；
[0021](d)NC ;肌肉牽張可誘發(fā)潛伏期約40ms的脊髓反射，并繼之以晚期的牽張誘發(fā)反應(yīng)；在該模型中，NC由P2計算，即:NC =總阻力P2-(EC+VCP2)。
[0022]本發(fā)明中，所述顯示屏用于顯示牽張速度動畫預(yù)演、肌電活動和牽張阻力變化。
[0023]本發(fā)明中，測定者根據(jù)所述顯示屏顯示的牽張速度動畫預(yù)演，施加牽張活動，允許有實際牽張速度和預(yù)演牽張速度的誤差；實際牽張速度由速度傳感器記錄，預(yù)演的牽張角速度自5° /秒至305° /秒，每15° /秒的變化；預(yù)演牽張速度和實