CN117883705A - 一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统 - Google Patents
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Abstract
一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，主要包括程控器、脉冲收发器、电极连接器以及植入式电极，植入式电极用于植入人体内目标区域以对外周神经进行电刺激并获取外周神经产生的差分信号，电极连接器用于连接植入式电极和脉冲收发器，脉冲收发器用于将接收的程控器生成的驱动信号通过电极连接器传送至植入式电极以对外周神经进行电刺激，并将植入式电极获取的通过电极连接器传送的差分信号发送至程控器；本发明通过外周神经阻抗拓扑分布测量算法实现闭环电刺激能够强化刺激效果，植入式电极采用绕簧结构增加弹性和形变范围，降低了电极线在体内断裂、拉扯的风险，导电部设计为环形结构和双钩结构利于在体内固定。
Description
技术领域
本发明涉及医疗技术领域，具体涉及一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统。
背景技术
慢性疼痛主要采用药物治疗，但效果仍不理想。外周神经刺激（PNS）是一种很有前景的替代药物的电疗方法，但由于其调节机制尚不清楚，现有的外周神经刺激技术只是单纯输出电刺激的开环疗法，即手动调节刺激参数，导致疗效一直不理想。
由于电学阻抗能够用于表征神经活动，因此，通过对电极给予驱动电流诱发外周神经活动以测量阻抗，然后根据测量阻抗调整驱动电流对外周神经进行电刺激，从而实现外周神经的闭环电刺激，能够强化刺激效果，达到提高电疗的疗效目的。
发明内容
为了克服现有技术的不足，本发明的目的是提供一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，通过外周神经阻抗拓扑分布测量算法实现闭环电刺激；同时，植入式电极采用绕簧结构以增加弹性和形变范围，降低电极线在体内断裂、拉扯的风险；并且，植入式电极的导电部设计为环形结构和双钩结构以套住和钩住人体组织，从而更好的在体内固定。
为了达到上述目的，本发明所采用的技术方案是：所述电疗系统主要包括程控器、脉冲收发器、电极连接器以及植入式电极；
所述植入式电极用于植入人体内目标区域以对外周神经进行电刺激并获取外周神经产生的差分信号；所述电极连接器用于连接所述植入式电极和所述脉冲收发器；所述脉冲收发器用于将接收的所述程控器生成的驱动信号通过所述电极连接器传送至所述植入式电极以对外周神经进行电刺激，并将所述植入式电极获取的通过所述电极连接器传送的所述差分信号发送至所述程控器；
所述程控器主要包括主控模块和无线通信模块，所述主控模块和所述无线通信模块电性相连，其中：
所述无线通信模块用于通过无线方式将所述驱动信号传送至所述脉冲收发器，并将所述脉冲收发器发送的所述差分信号传送至所述主控模块；所述无线通信模块还能够实现所述主控模块与上位机通过无线方式进行数据传输；
所述主控模块用于生成所述驱动信号、接收所述差分信号，根据所述外周神经阻抗拓扑分布测量算法对所述驱动信号和所述差分信号进行分析，以实现对外周神经活动进行监控并对后续生成的所述驱动信号进行调节，从而能够对外周神经进行精准闭环电刺激；
所述外周神经阻抗拓扑分布测量算法如下：
所述差分信号用S表示，外周神经阻抗用Z表示，则有：
公式1：1
其中，t表示时间，A表示所述驱动信号的幅值，f表示所述驱动信号的频率，所述公式1即为所述外周神经阻抗变化的计算方法；
所述外周神经阻抗的多点测量用表示，其中/>，N表示测量点的数量，则可得出围绕外周神经的动态阻抗拓扑图：
公式2：
其中，t表示时间，表示外周神经动态阻抗拓扑，f为拓扑行为，所述公式2即为所述外周神经动态阻抗拓扑/>的计算方法；
根据计算得到的所述外周神经动态阻抗拓扑，得出所述驱动信号的调节方法如下：
公式3：
其中所述驱动信号用D表示，t表示时间，a、b表示系数，c是常量，a、b、c数值可调；所述公式3即为所述驱动信号的调节方法；
所述植入式电极为采用绕簧方式制作以具有绕簧结构的电极线，所述绕簧结构绕能够增大所述植入式电极的弹性和形变范围，降低所述电极线在体内断裂、拉扯的风险；
所述植入式电极的形态包括环状电极和双钩电极，所述环状电极包括环状导电部和环状电极绝缘部，所述环状导电部为环形结构以套住人体组织，所述双钩电极包括双钩导电部和双钩电极绝缘部，所述双钩导电部为双钩结构以钩住人体组织；
所述植入式电极位于体外的一端与所述电极连接器相接，所述电极连接器通过信号线连接所述脉冲收发器，所述脉冲收发器通过无线信号连接所述程控器。
进一步地，所述电极线是由多股镍钛合金、钛合金或无铁磁性304不锈钢以绕簧方式绞合成的具有绕簧结构的导电线。
进一步地，所述环状导电部为所述电极线的导电部分绕圈后焊接形成的环形结构。
进一步地，所述双钩导电部为所述电极线采用两股导电线同时绕簧，并在导电部分进行折弯处理形成的双钩结构。
进一步地，所述环状电极绝缘部和所述双钩电极绝缘部为所述导电线的外层喷涂有绝缘材质部分形成的绝缘层。
进一步地，所述绝缘层为采用高分子材料PU、PTFE、ETFE或FPA的涂层，以使所述电极线只在所述环状导电部和所述双钩导电部放电，从而实现精准靶向刺激。
进一步地，所述植入式电极的植入装置包括穿刺外针、穿刺内针和电极内针，所述穿刺外针、所述穿刺内针和所述电极内针具有两端开口的空腔结构，所述电极内针用于放入所述电极线，所述穿刺内针和所述穿刺外针用于扎入人体的目标位置。
进一步地，所述植入装置的操作方法如下：
第一步：将所述植入式电极穿入所述电极内针，所述环状导电部和所述双钩导电部位于所述电极内针的顶端；
第二步：所述穿刺内针插入所述穿刺外针的空腔内，然后一起扎入人体的目标位置；
第三步：将所述穿刺内针拔出；
第四步：将置入所述植入式电极的所述电极内针插入所述穿刺外针；
第五步：从外部按压人体目标刺激位置并将所述穿刺外针和所述电极内针一起拔出，将所述植入式电极位于体内的部分留在刺激位置。
进一步地，所述电极内针的顶端为双缺口设计以固定所述环状导电部和所述双钩导电部。
进一步地，所述电极内针的内外壁做了钝化处理以保护所述电极线。
所述电疗系统的工作原理如下所述：
第一步：根据受试者情况，确定所述植入式电极植入的人体目标区域，选择所述环状电极或所述双钩电极，对皮肤表面进行清洁，将所述环状电极或所述双钩电极通过所述植入装置植入体内；所述电极连接器的一端通过信号线与所述脉冲收发器相连，另一端与所述环状电极或所述双钩电极位于体外的部分相连，所述电极连接器和所述脉冲收发器通过电极贴片固定于皮肤表面；
第二步：所述程控器的所述主控模块生成的初始驱动电流信号通过所述无线通信模块传送至所述脉冲收发器，由所述脉冲收发器通过所述电极连接器传送至所述环状导电部或所述双钩导电部；
第三步：所述环状导电部或所述双钩导电部通过放电对外周神经进行刺激，获取外周神经产生的差分信号，并将所述差分信号通过所述电极连接器传送至所述脉冲收发器，所述脉冲收发器再将所述差分信号经由所述无线通信模块传送至所述主控模块；
第四步：所述主控模块根据所述外周神经阻抗拓扑分布测量算法，对生成的驱动信号和接收到的差分信号进行分析，计算出外周神经的动态阻抗拓扑图，调整后续生成的驱动信号；
第五步：所述主控模块生成的调整后的驱动信号通过所述无线通信模、所述脉冲收发器、所述电极连接器传送至所述环状导电部或所述双钩导电部；
第六步：所述环状导电部或所述双钩导电部放电对外周神经进行刺激。
上述第三步至第六步不断重复，就实现了闭环电刺激，从而能够强化刺激效果，达到提高电疗的疗效目的。
与现有技术相比，本发明提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，主要包括程控器、脉冲收发器、电极连接器以及植入式电极，本发明的主要优点有：
（1）通过外周神经阻抗拓扑分布测量算法实现闭环电刺激，能够强化刺激效果，达到提高电疗的疗效目的；
（2）植入式电极采用绕簧结构以增加弹性和形变范围，降低了电极线在体内断裂、拉扯的风险；
（3）植入式电极的导电部设计为环形结构和双钩结构以套住和钩住人体组织，从而更好的在体内固定。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的系统组成框图。
图2是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的实施示意图。
图3是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的环状电极示意图。
图4是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的环状电极局部放大示意图。
图5是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的双钩电极示意图。
图6是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的双钩电极局部放大示意图。
图7是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的植入装置示意图。
图8是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的植入式电极装入植入装置示意图。
图9是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的环状电极植入前环状导电部位于电极内针顶端示意图。
图10是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的环状电极植入时环状导电部位于电极内针顶端示意图。
图11是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的环状电极植入后在体内示意图。
图12是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的双钩电极植入前双钩导电部位于电极内针顶端示意图。
图13是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的双钩电极植入时双钩导电部位于电极内针顶端示意图。
图14是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的双钩电极植入后在体内示意图。
图15是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的主控模块电路原理图。
图16是本发明实施例提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统的无线通信模块电路原理图。
上述图中的标记为1、程控器；11、主控模块；12、无线通信模块；2、脉冲收发器；21、信号线；3、电极连接器；4、植入式电极；40、绕簧结构；41、环状电极；411、环状导电部；412、环状电极绝缘部；42、双钩电极；421、双钩导电部；422、双钩电极绝缘部；01、植入装置；011、穿刺外针；012、穿刺内针；013、电极内针。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
本实施例的附图中相同或相似的标号对应相同或相似的部件；在本发明的描述中，需要理解的是，若有术语“上”、“下”、“左”、“右”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此附图中描述位置关系的用语仅用于示例性说明，不能理解为对本发明的限制，对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语的具体含义。
以下结合附图与具体实施例，对本发明的技术方案做详细的说明。
如图1至图16所示，为本发明提供的较佳实施例。
参照图1，本实施例提供的电疗系统主要包括程控器1、脉冲收发器2、电极连接器3以及植入式电极4；
植入式电极4用于植入人体内目标区域以对外周神经进行电刺激并获取外周神经产生的差分信号；电极连接器3用于连接植入式电极4和脉冲收发器2；脉冲收发器2用于将接收的程控器1生成的驱动信号通过电极连接器3传送至植入式电极4以对外周神经进行电刺激，并将植入式电极4获取的通过电极连接器3传送的所述差分信号发送至程控器1；
程控器1主要包括主控模块11和无线通信模块12，主控模块11和无线通信模块12电性相连，其中：
无线通信模块12用于通过无线方式将驱动信号传送至脉冲收发器2，并将脉冲收发器2发送的差分信号传送至主控模块11；无线通信模块12还能够实现主控模块11与上位机通过无线方式进行数据传输；
主控模块11用于生成驱动信号、接收差分信号，根据外周神经阻抗拓扑分布测量算法对驱动信号和差分信号进行分析，以实现对外周神经活动进行监控并对后续生成的驱动信号进行调节，从而能够对外周神经进行精准闭环电刺激；
外周神经阻抗拓扑分布测量算法如下：
差分信号用S表示，外周神经阻抗用Z表示，则有：
公式1：1
其中，t表示时间，A表示驱动信号的幅值，f表示驱动信号的频率，公式1即为外周神经阻抗变化的计算方法；
外周神经阻抗的多点测量用表示，其中/>，N表示测量点的数量，则可得出围绕外周神经的动态阻抗拓扑图：
公式2：
其中，t表示时间，表示外周神经动态阻抗拓扑，f为拓扑行为，公式2即为外周神经动态阻抗拓扑/>的计算方法；
根据计算得到的外周神经动态阻抗拓扑，得出驱动信号的调节方法如下：
公式3：
其中驱动信号用D表示，t表示时间，a、b表示系数，c是常量，a、b、c数值可调；公式3即为驱动信号的调节方法；
植入式电极4的形态包括环状电极41和双钩电极42，参照图3和图4，所述环状电极41包括环状导电部411和环状电极绝缘部412，环状导电部411为环形结构以套住人体组织；参照图5和图6，双钩电极42包括双钩导电部421和双钩电极绝缘部422，双钩导电部421为双钩结构以钩住人体组织；
参照图4和图6，植入式电极4为采用绕簧方式制作以具有绕簧结构40的电极线，绕簧结构40绕能够增大植入式电极4的弹性和形变范围，降低电极线在体内断裂、拉扯的风险；
参照图2，植入式电极4位于体外的一端与电极连接器3相接，电极连接器3通过信号线21连接脉冲收发器2，脉冲收发器2通过无线信号连接程控器1。
上述技术方案提供的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，主要包括程控器1、脉冲收发器2、电极连接器3以及植入式电极4，本发明的主要优点有：（1）通过外周神经阻抗拓扑分布测量算法实现闭环电刺激，能够强化刺激效果，达到提高电疗的疗效目的；（2）植入式电极4采用绕簧结构40绕以增加弹性和形变范围，降低了电极线在体内断裂、拉扯的风险；（3）植入式电极4的导电部设计为环形结构和双钩结构以套住和钩住人体组织，从而更好的在体内固定。
具体地，电极线是由多股镍钛合金、钛合金或无铁磁性304不锈钢以绕簧方式绞合成的具有绕簧结构40的导电线。
具体地，环状导电部411为电极线的导电部分绕圈后焊接形成的环形结构。
具体地，双钩导电部421为电极线采用两股导电线同时绕簧，并在导电部分进行折弯处理形成的双钩结构。
具体地，环状电极绝缘部412和双钩电极绝缘部422为导电线的外层喷涂有绝缘材质部分形成的绝缘层。
具体地，绝缘层为采用高分子材料PU、PTFE、ETFE或FPA的涂层，以使电极线只在环状导电部411和双钩导电部421放电，从而实现精准靶向刺激。
参照图7，植入式电极4的植入装置01包括穿刺外针011、穿刺内针012和电极内针013，穿刺外针011、穿刺内针012和电极内针013具有两端开口的空腔结构，电极内针013用于放入电极线，穿刺内针012和穿刺外针011用于扎入人体的目标位置。
具体地，植入装置01的操作方法如下：
第一步：将植入式电极4穿入电极内针013，环状导电部411和双钩导电部421位于电极内针013的顶端；
第二步：穿刺内针012插入穿刺外针011的空腔内，然后一起扎入人体的目标位置；
第三步：将穿刺内针012拔出；
第四步：将置入植入式电极4的电极内针013插入穿刺外针011；
第五步：从外部按压人体目标刺激位置并将穿刺外针011和电极内针013一起拔出，将植入式电极4位于体内的部分留在刺激位置。
其中，置入植入式电极4的电极内针013插入穿刺外针011的示意图参照图8，环状导电部411位于电极内针013顶端的示意图参照图9，双钩导电部421位于电极内针013顶端的示意图参照图12，穿刺外针011和电极内针013拔出时环状导电部411位于电极内针013顶端的示意图参照图10，穿刺外针011和电极内针013拔出时双钩导电部421位于电极内针013顶端的示意图参照图13，穿刺外针011和电极内针013拔出后环状电极41位于体内的示意图参照图11，穿刺外针011和电极内针013拔出后双钩电极42位于体内的示意图参照图14。
进一步地，参照图9、图10、图12、图13，电极内针013的顶端为双缺口设计以固定环状导电部411和双钩导电部421。
进一步地，电极内针013的内外壁做了钝化处理以保护电极线。
本电疗系统的工作原理如下所述：
第一步：根据受试者情况，确定植入式电极4植入的人体目标区域，选择环状电极41或双钩电极42，对皮肤表面进行清洁，将环状电极41或双钩电极42通过植入装置01植入体内；电极连接器3的一端通过信号线21与脉冲收发器2相连，另一端与环状电极41或双钩电极42位于体外的部分相连，电极连接器3和脉冲收发器2通过电极贴片固定于皮肤表面；
第二步：程控器1的主控模块11生成的初始驱动电流信号通过无线通信模块12传送至脉冲收发器2，由脉冲收发器2通过电极连接器3传送至环状导电部411或双钩导电部421；
第三步：环状导电部411或双钩导电部421通过放电对外周神经进行刺激，获取外周神经产生的差分信号，并将差分信号通过电极连接器3传送至脉冲收发器2，脉冲收发器2再将差分信号经由无线通信模块12传送至主控模块11；
第四步：主控模块11根据外周神经阻抗拓扑分布测量算法，对生成的驱动信号和接收到的差分信号进行分析，计算出外周神经的动态阻抗拓扑图，调整后续生成的驱动信号；
第五步：主控模块11生成的调整后的驱动信号通过无线通信模、脉冲收发器2、电极连接器3传送至环状导电部411或双钩导电部421；
第六步：环状导电部411或双钩导电部421放电对外周神经进行刺激。
上述第三步至第六步不断重复，就实现了闭环电刺激，从而能够强化刺激效果，达到提高电疗的疗效目的。
参照图15，主控模块11包括微控制器U2、晶振Y1、电容C31、电容C32、电容C110、电容C111、电容C37、稳压二极管D4、电阻R9、电阻R13、电阻R15、电阻R34、电阻R198、电阻R161、发光二极管D5；微控制器U2的型号为STM32F765VGT6，用于与WIFI蓝牙单元02进行通信、接收WIFI蓝牙单元02传送的外部指令、生成电流控制数字信号、接收电流检测单元06传送的电流检测结果，以及向电刺激控制单元05发送电流关闭指令；晶振Y1用于为微控制器U2提供时钟信号，晶振Y1的型号为X322516MMB4SI；
微控制器U2的引脚12分别连接晶振Y1的引脚1和电容C111的一端，晶振Y1的引脚2连接电容C111的另一端后接地，微控制器U2的引脚13分别连接晶振Y1的引脚3和电容C110的一端，电容C110的另一端接地，晶振Y1的引脚4接地；
微控制器U2的引脚65经过稳压二极管D4的负极分别连接电阻R9的一端和电阻R13的一端，电阻R9的另一端连接电池正极，稳压二极管D4的正极和电阻R13的另一端相连后接地；微控制器U2的引脚94经过电阻R15接地；微控制器U2的引脚14经过电阻R34分别连接电容C37的一端和电阻R198的一端，电容C37的另一端接地，电阻R198的另一端接电路电压3.3V；微控制器U2的引脚5经过电阻R61连接发光二极管D5的正极，发光二极管D5的负极接地，微控制器U2的引脚11、引脚27、引脚50、引脚75、引脚100相连后接电路电压3.3V，微控制器U2的引脚21、引脚20、引脚6相连后接模拟电压；
微控制器U2的引脚52经过电阻R55连接蓝牙数据接收端BT_RX，以接收WIFI蓝牙单元02传送的数据；微控制器U2的引脚83经过电阻R18连接蓝牙数据发送端BT_TX，以向WIFI蓝牙单元02传送数据；
微控制器U2的引脚51经过电阻R54连接数模转换片选端口DAC_CS、引脚16经过电阻R57连接数模转换数据传输接口DAC_MOSI、引脚46经过电阻R53连接数模转换时钟端口DAC_SCK，以向DAC单元03传送电流控制数字信号；
微控制器U2的引脚39经过电阻R29连接电流关闭指令输出端CH12_HB_A，微控制器U2的引脚38经过电阻R28连接电流关闭指令输出端CH12_HB_B，以向电刺激控制单元05传送电流关闭指令；
微控制器U2的引脚22经过电阻R37连接检测电流输入端ILOAD_CH12，以接收电流检测单元06传送的电流检测结果；
微控制器U2的引脚1经过电阻R26连接电源使能端HV_EN。
参照图16，无线通信模块12包括Wi-Fi蓝牙模组U3、电容C33、电容C34、电容C35、电阻R35、电阻R60；Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚1接地，Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚3分别连接电容C35的一端和电阻R35的一端，电容C35的另一端接地，电阻R35的另一端接电路电压3.3V，Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚2经过电容C34的一端和电容C33的一端后连接电路电压3.3V，电容C33的另一端和电容C34的另一端相连后接地，Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚15接地，Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚23经过电阻R60接电路电压3.3V，Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚38、引脚39、引脚40、引脚41、引脚42、引脚43、引脚44、引脚45、引脚46、引脚47相连后接地；
Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚25经过电阻R36连接上电端口BOOT_ESP，Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚34为与外部设备通信的数据接收端RXD，Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚35为与外部设备通信的数据发送端TXD，Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚27为蓝牙数据接收端BT_RX，Wi-Fi蓝牙模组U3的引脚28为蓝牙数据发送端BT_TX；
优选地，Wi-Fi蓝牙模组U3的型号为ESP32-WROOM-32E，采用PCB板载天线，Wi-Fi +Bluetooth + Bluetooth LE MCU模组，功能强大，集成 Wi-Fi、传统蓝牙和低功耗蓝牙功能。
优选地，电极连接器3的实现方式可参考公布号为CN102512155A（发明名称为电极连接器）的技术方案。
以上对本发明的实施例进行了详细的说明，但本发明的创造并不限于本实施例，熟悉本领域的技术人员在不违背本发明精神的前提下，还可以做出许多同等变型或替换，这些同等变型或替换均包含在本申请的权利要求所限定的保护范围内。
Claims (10)
1.一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述电疗系统主要包括程控器、脉冲收发器、电极连接器以及植入式电极；
所述植入式电极用于植入人体内目标区域以对外周神经进行电刺激并获取外周神经产生的差分信号；所述电极连接器用于连接所述植入式电极和所述脉冲收发器；所述脉冲收发器用于将接收的所述程控器生成的驱动信号通过所述电极连接器传送至所述植入式电极以对外周神经进行电刺激，并将所述植入式电极获取的通过所述电极连接器传送的所述差分信号发送至所述程控器；
所述程控器主要包括主控模块和无线通信模块，所述主控模块和所述无线通信模块电性相连，其中：
所述无线通信模块用于通过无线方式将所述驱动信号传送至所述脉冲收发器，并将所述脉冲收发器发送的所述差分信号传送至所述主控模块；所述无线通信模块还能够实现所述主控模块与上位机通过无线方式进行数据传输；
所述主控模块用于生成所述驱动信号、接收所述差分信号，根据所述外周神经阻抗拓扑分布测量算法对所述驱动信号和所述差分信号进行分析，以实现对外周神经活动进行监控并对后续生成的所述驱动信号进行调节，从而能够对外周神经进行精准闭环电刺激；
所述外周神经阻抗拓扑分布测量算法如下：
所述差分信号用S表示，外周神经阻抗用Z表示，则有：
公式1：1，
其中，t表示时间，A表示所述驱动信号的幅值，f表示所述驱动信号的频率，所述公式1即为所述外周神经阻抗变化的计算方法；
所述外周神经阻抗的多点测量用表示，其中/>，N表示测量点的数量，则可得出围绕外周神经的动态阻抗拓扑图：
公式2： ，
其中，t表示时间，表示外周神经动态阻抗拓扑，f为拓扑行为，所述公式2即为所述外周神经动态阻抗拓扑/>的计算方法；
根据计算得到的所述外周神经动态阻抗拓扑，得出所述驱动信号的调节方法如下：
公式3：，
其中所述驱动信号用D表示，t表示时间，a、b表示系数，c是常量，a、b、c数值可调；所述公式3即为所述驱动信号的调节方法；
所述植入式电极为采用绕簧方式制作以具有绕簧结构的电极线，所述绕簧结构绕能够增大所述植入式电极的弹性和形变范围，降低所述电极线在体内断裂、拉扯的风险；
所述植入式电极的形态包括环状电极和双钩电极，所述环状电极包括环状导电部和环状电极绝缘部，所述环状导电部为环形结构以套住人体组织，所述双钩电极包括双钩导电部和双钩电极绝缘部，所述双钩导电部为双钩结构以钩住人体组织；
所述植入式电极位于体外的一端与所述电极连接器相接，所述电极连接器通过信号线连接所述脉冲收发器，所述脉冲收发器通过无线信号连接所述程控器。
2.根据权利要求1所述的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述电极线是由多股镍钛合金、钛合金或无铁磁性304不锈钢以绕簧方式绞合成的具有绕簧结构的导电线。
3.根据权利要求2所述的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述环状导电部为所述电极线的导电部分绕圈后焊接形成的环形结构。
4.根据权利要求3所述的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述双钩导电部为所述电极线采用两股导电线同时绕簧，并在导电部分进行折弯处理形成的双钩结构。
5.根据权利要求4所述的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述环状电极绝缘部和所述双钩电极绝缘部为所述导电线的外层喷涂有绝缘材质部分形成的绝缘层。
6.根据权利要求5所述的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述绝缘层为采用高分子材料PU、PTFE、ETFE或FPA的涂层，以使所述电极线只在所述环状导电部和所述双钩导电部放电，从而实现精准靶向刺激。
7.根据权利要求6所述的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述植入式电极的植入装置包括穿刺外针、穿刺内针和电极内针，所述穿刺外针、所述穿刺内针和所述电极内针具有两端开口的空腔结构，所述电极内针用于放入所述电极线，所述穿刺内针和所述穿刺外针用于扎入人体的目标位置。
8.根据权利要求7所述的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述植入装置的操作方法如下：
第一步：将所述植入式电极穿入所述电极内针，所述环状导电部和所述双钩导电部位于所述电极内针的顶端；
第二步：所述穿刺内针插入所述穿刺外针的空腔内，然后一起扎入人体的目标位置；
第三步：将所述穿刺内针拔出；
第四步：将置入所述植入式电极的所述电极内针插入所述穿刺外针；
第五步：从外部按压人体目标刺激位置并将所述穿刺外针和所述电极内针一起拔出，将所述植入式电极位于体内的部分留在刺激位置。
9.根据权利要求8所述的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述电极内针的顶端为双缺口设计以固定所述环状导电部和所述双钩导电部。
10.根据权利要求9所述的一种基于外周神经阻抗拓扑分布测量算法的电疗系统，其特征在于，所述电极内针的内外壁做了钝化处理以保护所述电极线。
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