安德烈·范·赞德特和阿迪米尔·哈季奇

引言

外周神经刺激 (PNS)，一种帮助实施外周神经阻滞的重要工具。 电神经定位技术的改进导致了许多市售的神经刺激器，与旧设备相比，这些神经刺激器更优越、更先进。 然而，随着超声引导神经阻滞的引入，神经刺激在超声引导神经阻滞中的作用一直存在混淆。 本综述重点介绍了具有较短历史背景的神经刺激的基础、该技术的最新发展以及超声引导下周围神经阻滞对神经刺激的作用。

历史

重点速览

• 1780：Luigi Galvani 是第一个在青蛙实验中描述电神经肌肉刺激效果的人。
• 1912：Perthes 开发并描述了一种电神经刺激器。
• 1955：Pearson 引入了用于神经定位的绝缘针的概念。
• 1962 年：Greenblatt 和 Denson 推出了一种具有可变电流输出的便携式固态神经刺激器，并描述了其用于神经定位的用途。
• 1973 年：Montgomery 等人证明非绝缘针需要比绝缘针高得多的电流幅度。
• 1984 年：Ford 等人报告说，一旦针尖穿过目标神经，非绝缘针头就会缺乏准确性。
• Ford 等人基于对周围神经刺激器电特性的比较，建议使用具有恒流源的神经刺激器。
• 2004 年，Hadzic & Vloka 定义了现代神经刺激器的电气特性并提出了制造标准。

从神经刺激的概念到 100 年代在周围神经阻滞期间采用电定位，花了将近 1990 年的时间。 在周围神经阻滞实践中更广泛地引入神经刺激导致了对针神经关系和刺激持续时间影响的研究。 最近，电神经刺激的原理被应用于周围神经的表面映射，使用经皮电极引导进行确认和硬膜外导管放置和周围导管放置。 本章讨论了神经刺激的电生理学、电神经刺激器、外周神经定位的各种模式，以及该技术与超声引导区域麻醉领域的整合。

什么是外周神经电刺激？

局部麻醉中的电神经刺激是一种使用低强度（高达 5 mA）和短时间（0.05 至 1 ms）电刺激（以 1 至 2 Hz 重复率）来获得明确反应的方法。肌肉抽搐或感觉）用（绝缘）针定位周围神经或神经丛，然后在神经附近注射局部麻醉剂以阻断神经传导以进行手术或急性疼痛管理。 使用神经刺激可以识别神经内或束内针头放置注射，防止针头进一步向神经内推进，并有助于降低神经损伤的风险。

电神经刺激可用于单次注射技术，也可用于在插入连续神经阻滞导管期间进行引导。 最近，超声引导与神经刺激（“双重监测”）相结合已成为指导针放置和神经阻滞程序的强大法医文件的常见做法。

使用 PNS 的适应症

原则上，几乎所有的神经丛或其他大的周围神经都可以使用 PNS 定位。 当与超声引导一起使用时，PNS 主要成为一种安全工具。 神经刺激的目的是将针尖（更具体地说，注射孔）靠近目标神经，以在包含神经的组织空间内注射局部麻醉剂。 当与超声引导一起使用时，PNS 主要成为一种安全工具。 进针过程中意外的电机响应可能会提醒操作员针紧邻神经，因此，当在超声上看不到针尖位置时，会阻止进一步的进针。 对 PNS 的运动反应（抽搐）是客观的、可靠的并且独立于患者的（主观）反应。 即使使用超声引导，神经刺激通常也有助于确认成像的结构实际上是所寻找的神经。 同样，针神经关系可能并不总是在超声上可视化。 可能会发生意外的运动反应，提醒操作员针已经靠近神经。 在小于 0.5 mA 的电流强度下发生运动反应可以作为针-神经接触或神经内针放置的指标。 尽管即使使用神经内针头位置（低灵敏度）也可能不存在这种反应，但它的存在基本上总是表明神经内放置（高特异性）。 在超声引导阻滞期间使用神经刺激作为监测工具的算法在 图1.

图1。 一种使用超声引导神经阻滞进行神经刺激的算法。 请注意，这里的神经刺激器主要用作安全监测工具，而不是神经定位工具。 刺激器设置为 0.5 mA (0.1 ms)，并且很少操纵电流。 相反，获得了运动响应； 要格外小心，因为这表明密切的针神经关系。 不是调整电流强度来确定运动反应在哪个电流处消失，而是稍微撤回针头以消除反应并使针尖与神经保持距离。 然后注射少量局部麻醉剂以确定针尖位置，同时避免打开压力大于 15 psi。 LA，局部麻醉剂； OIP，开启注射压力。

PNS 的缺点包括需要额外的设备（神经刺激器和绝缘针），绝缘针的成本更高，以及可能难以引起运动反应的特殊情况。

神经生理学和电生理学基础

膜电位、静息电位、去极化、动作电位和脉冲传播

所有活细胞都有一个膜电位（跨膜的电压电位，从外到内测量），其变化范围（取决于物种和细胞类型）从大约 –60 到 –100 mV。 哺乳动物的神经和肌肉细胞通常具有约 –90 mV 的膜电位（静息电位）。

只有神经和肌肉细胞才有能力产生均匀的电脉冲，称为动作电位（有时称为尖峰），这些电脉冲沿其细胞膜传播，尤其是沿神经细胞的长延伸部分（神经纤维、轴突）传播。 电位差的降低（例如，从 –90 到 –55 mV，或去极化）会引发动作电位。 如果去极化超过一定的阈值，神经膜就会根据全有或全无规则产生一个动作电位或一系列动作电位（也称为放电），导致动作电位沿神经纤维传播。轴突）。 为了使细胞外的神经膜去极化（细胞外刺激），电刺激的负极性更有效地去除膜外的正电荷。 这反过来将跨膜的电位降低到阈值水平。

有各种类型的神经纤维。 每种纤维类型都可以通过其直径和髓鞘形成程度在解剖学上加以区分。 髓鞘形成是由包裹在神经纤维周围的雪旺细胞绝缘层形成的。 这些特性在很大程度上决定了不同神经纤维的电生理行为，即动作电位的冲动传播速度和兴奋性阈值。 最常见的区别特征是运动纤维（例如，Aα、Aβ）和疼痛纤维（C）。 Aα运动纤维的直径最大，髓鞘形成程度最高，因此脉冲传播速度最快，外部刺激阈值相对较低。 C 纤维（传递严重的钝痛）几乎没有髓鞘形成，并且直径较小。 因此，这些纤维中的传播速度相对较低，而外部刺激的阈值水平通常较高。

还有其他几种传出纤维，它们传递来自各种皮肤受体或肌梭 (Aδ) 的反应。 它们比 Aα 纤维更细，髓鞘形成更少。 这些（传入）感觉纤维中的一些具有相对较低的阈值水平，在电刺激时会传递与较低水平的疼痛感相关的典型刺痛感（类似于撞击“有趣的骨头”时的感觉）。 在引起运动反应之前，这种感觉可以在经皮刺激期间发生。

有髓 Aα 纤维（运动）和无髓 C 纤维（疼痛）的基本解剖结构如图所示 图2. 不同刺激与运动和疼痛纤维中动作电位的触发之间的关系如图所示 数字3A 和 3B。

图2。 神经纤维的示意性解剖结构。 A：带绝缘层的神经纤维（轴突）（髓鞘），（Aα纤维）。 B：没有绝缘的神经纤维（轴突）（C纤维）。

图3。 A：动作电位、阈值水平和刺激。 运动纤维的时间轴较短，因为它们的有髓膜电容相对较低（仅 Ranvier 节点的面积；见图 14-1）； 因此，将膜去极化到阈值水平只需要很短的时间。 B：动作电位、阈值水平和刺激。 疼痛纤维具有较长的时间轴，因为它们的无髓鞘膜的电容较高（膜的整个面积都很重要）； 因此，将膜去极化到阈值水平需要更长的时间。 短脉冲（如垂直虚线所示）不能使膜去极化低于阈值水平。

阈值、Rheobase、Chronaxy

在给定的脉冲持续时间，一定的最小电流强度是达到激发阈值水平所必需的。 最低阈值电流（无限长脉冲持续时间）称为流变碱。 流变基电流加倍时的脉冲持续时间（脉冲宽度）称为时间轴。 时间轴持续时间的电脉冲最有效（以相对较低的幅度）引发动作电位。 这就是为什么可以在如此短的脉冲持续时间（例如，0.1 ms）下以相对较低的电流幅度引发运动反应，同时避免刺激 C 型疼痛纤维的原因。 典型的时轴图为 50–100 μs（Aα 纤维）、170 μs（Aδ 纤维）和 400 μs 或更大（C 纤维）。 运动纤维与疼痛神经纤维的 rheobase 与 chronaxy 的关系如图所示 图4.

图4。 A：运动（高速）和疼痛（低速）纤维的阈值曲线、时间轴和流变碱水平的比较。 B：实验数据，经皮刺激（Stimuplex Pen 和 Stimuplex HNS 12）获得的阈值幅度。 通过对手腕附近的正中神经进行经皮刺激获得的刺激，以寻找拇指的运动反应。 C：经皮刺激（Stimuplex Pen 和 Stimuplex HNS 12）获得的阈值幅度。 刺激手腕附近和前臂中部的正中神经和桡神经，分别寻找中指和无名指（正中神经）的电感觉异常（刺痛感）或手腕附近的浅表疼痛感（桡神经）。

阻抗、脉冲持续时间和恒定电流

电路由神经刺激器、神经阻滞针及其尖端设计、患者组织特征、皮肤、皮肤电极（接地电极）以及连接所有元件的电缆组成。 该电路的电阻不仅仅是一个简单的欧姆电阻方程，因为组织的比电容、心电图 (ECG) 电极与皮肤的界面以及针尖都会影响整体电阻。 所述电路中的电容随刺激电流的频率含量而变化，称为阻抗或复电阻，它取决于刺激的频率含量。 通常，脉冲越短，其频率成分就越高，因此，具有给定电容的电路的阻抗就越低。 相反，较长的脉冲持续时间具有较低的频率内容。 例如，对于 0.1 毫秒的刺激，主频率成分是 10 kHz 加上其谐波，而对于 1.0 毫秒的脉冲，主频率成分是 1 kHz 加上谐波）。 实际上，针尖的阻抗和电极对皮肤的阻抗影响最大。 针尖的阻抗很大程度上取决于几何形状和绝缘（导电面积）。 电极对皮肤的阻抗因人而异（例如，皮肤类型、水合状态），并且会受到所用 ECG 电极质量的影响。

由于电路中的可变阻抗主要由针尖和电极与皮肤的界面产生，因此需要具有恒定电流源和足够（电压）输出功率的神经刺激器来补偿临床上遇到的各种阻抗.

外周神经刺激的临床应用

设置和检查设备

以下是使用 PNS 成功电定位周围神经的几个重要方面：

• 仅使用专为神经阻滞制造的神经刺激器。
• 使用绝缘的神经刺激针（表1).
• 使用低阻抗的高质量皮肤电极。
• 一些价格较低的 ECG 电极可能具有过高的阻抗/电阻。
• 在开始程序之前，检查神经刺激器和连接电缆的功能是否正常。
• 在此过程中，经常检查以确保正在输送电流并且不会发生引线断开。
• 连接器的设计应防止极性连接错误。
• 将神经刺激针连接到神经刺激器（应打开）并将电流幅度和持续时间设置为所需的水平。
• 对于表面块，选择 1.0 mA 作为起始电流强度。
• 对于深块，选择 1.5 mA 作为起始电流强度。
• 对于大多数用途，选择 0.1 到 0.3 ms 的电流持续时间。
• 超声引导下，选择电流为0.5 mA； 由于不寻求超声引导下的运动响应，因此很少需要改变电流。 然而，当意外引出时，它会警告操作者针头位于神经附近或放置在神经内。

经皮（表面）神经映射

当不使用超声引导时，在插入神经阻滞针之前，可以使用神经绘图笔通过经皮神经刺激定位浅表神经（最大深度约 3 cm）。 经皮神经标测在确定解剖困难患者的最佳穿刺部位或标志难以识别时特别有用。 图5 展示了几种可用的神经绘图笔。

在教授表面解剖学时，神经映射也很有用。 应该注意的是，需要更长的刺激持续时间（例如，1 ms）来完成经皮神经刺激，因为需要更大的能量来从经皮的神经结构中引发运动反应。 笔的电极尖端应该有一个无损伤的球形尖端。 导电尖端直径不应大于约 3 毫米，以提供足够的电流密度和空间辨别力，而对于较大的尖端直径，情况可能并非如此。 请注意，许多神经刺激器无法提供所需的 1 ms 脉冲持续时间或足够强的恒流源（至少 5 mA，12 kΩ 输出负载）来可靠地使用神经测绘笔。 因此，建议将绘图笔和神经刺激器配对，理想情况下，从同一制造商处获取它们。

图5。 几种市售神经映射 PNS 的尖端配置。 从左到右：Stimuplex Pen（B. Braun，Melsungen（德国）；神经绘图笔（Pajunk，德国）；NeuroMap（HDC，美国）。

由于对皮肤中各种感觉细胞的刺激，神经测绘笔的经皮刺激可引起多种感觉。 这可能会让人感到刺痛、针刺，甚至是轻微的烧灼感。 个体之间的感知差异很大。 大多数患者可以很好地耐受神经绘图笔的经皮刺激； 然而，有些人将其描述为不舒服甚至痛苦（取决于刺激幅度和持续时间）。 然而，在 5 毫秒脉冲持续时间下，最大输出为 1 mA 的神经刺激器提供的能量太低，不会对皮肤或神经造成任何伤害。 适度的术前用药通常足以使患者对手术产生良好的耐受性。 表面映射被建议作为住院医师培训的有用工具，特别是在 2000 年代小儿区域麻醉中变得流行。 然而，随着超声引导的出现，它的使用已经很少见了。

经皮电极引导

图6。 在垂直锁骨下阻滞过程中使用 Stimuplex Guide (B. Braun, Melsungen, Germany) 的经皮电极引导技术。

操作神经刺激器

用于神经刺激的起始幅度取决于当地实践和预计的皮肤神经深度。 对于浅表神经，在大多数情况下选择 1 mA 的振幅开始。 对于较深的神经，可能需要将初始电流幅度增加 1.5 到 3 mA，直到在距神经安全距离处引发运动反应。 然而，过高的电流强度会导致对患者的直接肌肉刺激或不适，这两者都是不希望的。

一旦获得了抢手的肌肉反应，电流强度幅度逐渐减小，针慢慢地推进更远。 针头必须缓慢推进，以避免刺激之间的推进过快。 针的推进和电流的减少将继续进行，直到在 0.2 毫秒的刺激持续时间下以 0.5-0.1 毫安的电流实现所需的运动响应。 刺激的阈值水平和持续时间是相互依赖的； 一般来说，短脉冲持续时间是针和神经之间距离的更好鉴别器。 当进针过程中运动抽搐消失时，应首先增加刺激强度以恢复肌肉抽搐，而不是盲目移动进针。 一旦针头定位正确，以大约 0.3 mA 电流幅度和 0.1 ms 脉冲持续时间足够靠近神经，使用低开口注射压力注射 1-2 mL 局部麻醉剂作为测试剂量，这消除了肌肉抽搐. 高导电性注射液（例如，局部麻醉剂或生理盐水）使电流短路到周围组织，从而有效地消除运动反应。 在这种情况下，增加幅度可能不会使肌肉抽搐恢复。 Tsui 和 Kropelin 证明，如果不改变针的位置，在水中注射 5% 的葡萄糖（D5W；具有低电导率）不会导致肌肉抽搐的丧失。 然后，注射适合所需神经阻滞的局部麻醉剂总量。

应该记住的是，在高达 1.5 mA 的刺激电流下没有运动反应并不能排除神经内针的放置（低灵敏度）。 然而，低强度电流（≤0.2 mA，0.1 ms）的运动反应的存在仅发生在神经内和可能的束内针放置中。 出于这个原因，如果在 0.2 mA 或更低 (0.1 ms) 时仍存在运动响应，则应将针头稍微缩回以避免束内注射的风险。 针对神经方法的原理及其与刺激的关系在 数字7A, 7B及 7C.

为避免或尽量减少神经定位过程中患者的不适，建议避免过高的刺激电流。 同样，针头不应该推进太快，因为这会增加受伤的风险。 此外，可能会错过产生良好接近阈值运动响应的最佳针位置。

图7。 A：距离神经较远的刺激针和高刺激电流引起较弱的运动反应。 B：靠近神经的刺激针和高刺激电流引起强烈的运动反应。 C：接近神经的刺激针和低（接近阈值）刺激电流引起较弱的运动反应。

阻抗测量的作用

如果电路是最佳的，阻抗的测量可以提供额外的信息。 理论上，阻抗可以识别针尖的神经内或血管内位置。 Tsui 及其同事报告说，当针头从猪坐骨神经的神经外位置推进到神经内位置时，电阻抗几乎翻了一番（12.1 到 23.2 kΩ），这很重要。 同样，注射少量具有高阻抗的 D5W 会导致神经周围组织中的阻抗增加显着高于血管内空间内的阻抗增加。 因此，测量葡萄糖注射前后的阻抗可以潜在地检测针尖的血管内位置，从而识别注射局部麻醉剂之前的位置。 在本报告中，神经周围基线阻抗 (25.3 ± 2.0 kΩ) 明显高于血管内 (17.2 ± 1.8 kΩ)。 注射 3 mL D5W 后，神经周围阻抗增加 22.1 ± 6.7 kΩ，达到 50.2 ± 7.6 kΩ 的峰值，并且在 42 秒的注射时间内几乎保持恒定在约 30 kΩ。 相比之下，血管内阻抗仅增加 2.5 ± 0.9 kΩ，与神经周围针位置相比显着减少。 然而，目前，在将这些发现作为一种额外的安全监测方法纳入临床实践之前，还需要更多的数据，尽管最近在这方面取得了重大进展。

顺序电神经刺激

当前的神经刺激使用相同持续时间（通常为 0.1 毫秒）的刺激，通常重复频率为 1 或 2 赫兹。 神经刺激过程中的一个常见问题是，在移动针头以优化其位置时，诱发的运动反应通常会丢失。 在这种情况下，建议操作员增加刺激幅度 (mA) 或增加脉冲持续时间 (ms)，后者可能是不可能的。 或者，操作员可以采取几个步骤，具体取决于所使用的神经刺激器的类型。 SENSe（顺序电神经刺激）技术在两次持续时间为 0.1 毫秒的常规脉冲之后结合了具有更长脉冲持续时间的附加刺激，从而产生 3 Hz 的刺激频率。 第三个较长的脉冲比前两个脉冲传递更多的电荷，因此进入组织的范围更长。 因此，即使针头远离神经，通常也会在 1 Hz 时引发诱发运动反应。 一旦针尖靠近神经，就会以 3 Hz 的频率看到肌肉抽搐。 SENSe 技术的优势在于，即使先前由前两个脉冲引起的抽搐由于针的轻微移动而丢失，运动响应（1/s）也能保持不变。 此功能可防止操作员“盲目”移动针头。

图8 显示了不同刺激幅度下特定 SENSe 脉冲模式的示例。 最终，目标阈值幅度与往常一样（约 0.3 mA），但每秒刺激 3 个。 使用 SENSe 技术，只有 1/s 的电机响应表明针尚未正确放置。 与表面映射类似，该技术的实用性已大大降低。

图8。 Stimuplex HNS 12 神经刺激器（B. Braun，Melsungen，Germany）的顺序电神经刺激 (SENSe) 脉冲模式取决于实际刺激幅度。 与前两个脉冲的恒定脉冲持续时间 2.5 ms 相比，第三个脉冲的脉冲持续时间随着刺激幅度低于 1.0 mA 从 0.2 ms 减少到最小值 0.1 ms。 A：0.3 mA（阈值电平）的脉冲模式。 B：1.0 mA 时的脉冲模式。 C：2.0 mA 时的脉冲模式。

神经刺激期间的故障排除

表2 列出了在外周神经电定位过程中遇到的最常见问题和纠正措施。

现代神经阻滞剂的特性

神经刺激器最重要的特点

本节介绍神经刺激器在监测过程中最重要的功能 神经阻滞 程序。

电气特性

• 可调节恒流源，工作范围为 10 kΩ，最小输出负载（阻抗），理想情况下为 15 kΩ 或更大。
• 可调刺激幅度 (0–5 mA)。
• 一个大而易读的实际电流数字显示。
• 可选择的脉冲持续时间（宽度），至少在 0.1 和 1.0 ms 之间（运动纤维更容易被较短持续时间 [0.1 ms] 的电流刺激，而感觉纤维需要更长的刺激持续时间 [1.0 ms]）。
• 刺激频率在 1 到 3 Hz 之间（意味着每秒 1 到 3 个脉冲）。 最好的折衷方案是 2 Hz，这应该是默认值
• 单相矩形输出脉冲，可提供可重复的刺激。
• 可配置的启动参数，以便机器符合医院协议并避免多个用户使用同一设备时出现错误（启动时为 0.5 mA，脉冲持续时间为 0.1-ms，刺激频率为 2-Hz）。
• 建议显示电路阻抗 (kΩ)，以便操作员检查电路的完整性并检测针尖的潜在神经内或血管内放置。
• 设备内部功能的自动自检过程，如果电路出现问题，则会发出警告消息。

安全特性

• 简单直观的使用。
• 大且易于阅读的显示屏。
• 电流范围有限 (0–5 mA)，因为幅度太高可能会让患者感到疼痛或不舒服。
• 显示所有相关参数，例如幅度 (mA)（或者刺激电荷 [nC]）、刺激持续时间 (ms)、刺激频率 (Hz)、阻抗 (kΩ) 和电池状态。
• 清楚地识别输出极性（针处的负极性）。
• 有意义的使用说明，包括工作范围和允许公差的列表。
• 与电动操作相反，神经刺激器的电池操作提供了本质安全性； 不存在因主电源短路而导致严重触电或烧伤的风险。
• 具有 5 mA 和 95 V 输出信号的神经刺激器在 1 ms 脉冲持续时间内提供的最大能量仅为 0.475 mWs。
• 不应使用外周（用于外周神经阻滞）和经皮（用于肌肉松弛测量）电神经刺激的组合单元，因为经皮功能会产生不需要的高能量电荷。

警报/警告：

• 开路/断开警报（光学和声音）。
• 如果阻抗太高，即未提供所需电流，则发出警告/指示。
• 建议显示实际阻抗。
• 接近阈值幅度指示或警报。
• 低电量报警。
• 内部故障报警。

表3 提供了常用神经刺激器最重要特征的比较。

刺激针

现代刺激针应具有以下特点：

• 完全绝缘的针毂和轴，以避免电流泄漏
• 深度标记，便于识别和记录进针深度

图 9A 和 9B 显示了非绝缘和绝缘针与未涂层斜面的电气特性比较（图9A) 和带有针尖电极的完全涂层针头 (图9B）。 尽管非绝缘针在接近神经时提供了一些辨别力（阈值幅度的变化），但实际上一旦针尖穿过神经就没有辨别能力。 因此，在具有针尖电极尖端的针中，神经附近的空间辨别更为精确。图9B) 与带有未涂层斜面的针相比 (图9A).

图9。 A：使用未涂层针和带有未涂层斜面的涂层针实现的阈值幅度。 B：使用完全涂层的针和针尖电极实现的阈值幅度。

连接器

连接器和电缆应完全绝缘，并包括一个安全连接器，以防止电流泄漏以及在针未连接到刺激器时产生电荷的风险。 对于固定针技术，应提供带有鲁尔锁接头的延长管。

超声成像下的针头可视化

由于超声成像的使用更为频繁（特别是使用“双引导”技术），神经阻滞针的良好可视化的重要性正在成为一个额外的重要特征。 针尖的可见性（明显的反射信号）当然是最重要的方面，因为这是放置在神经旁边目标区域的针头部分。 然而，特别是在使用平面内方法时，针杆的可见性也很重要，因为它有助于将针与超声波束正确对齐，从而将整个长度可视化到目标神经。

刺激导管

原则上，刺激导管的功能类似于绝缘针。 导管主体由绝缘塑料材料制成，内部通常包含一根金属线，将电流传导至其暴露的尖端电极。 通常，使用连续的神经阻滞针放置这种刺激导管，该针通过首先使用如上所述的神经刺激来放置。 它充当导管的导引针。 一旦该针靠近要阻塞的神经或神经丛，刺激导管就会通过它引入，并且神经刺激器与导管相连。 通过导管进行的刺激应再次确认导管尖端位于靠近目标神经的位置。 然而，必须注意，刺激导管的阈值电流可能要高得多。 应避免注射局部麻醉剂或生理盐水（通常用于扩大空间以便更轻松地穿入导管），因为这可能会显着增加阈值电流，甚至会阻止运动反应。 D5W 可用于避免失去运动响应。 由于在针或导管放置后引入了对局部麻醉剂分布的超声监测，刺激导管几乎已经过时。 这是因为导管尖端放置在治疗位置的最终测试是注射液在包含神经或神经丛的组织平面中的分布。 由于刺激导管可以放置在适当的位置而不会获得运动反应，因此通过导管使用刺激通常会导致不必要的针头和导管操作。 单次注射或连续针放置的神经刺激监测有助于避免针-神经接触或神经内放置，并有助于降低神经炎症或神经内注射和随之而来的损伤的风险。 相比之下，导管是柔韧的，极不可能造成神经损伤或插入束中。

如需更全面的评论，请继续阅读： 区域麻醉程序的监测、记录和同意。

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附录：物理参数词汇表

电压、电位、电流、电阻/阻抗

电压 U 是携带不同数量的正电荷和负电荷的两点之间的电势差。 它以伏特 (V) 或毫伏特 (mV) 为单位进行测量。 电压可以与水箱的水位进行比较，水箱的水位决定了底部出口的压力（图10A）。 在使用恒流源的现代神经刺激器中，电压是自动适应的，用户不能（或不需要）影响。

电流 I 是正电荷或负电荷流动的量度。 它以安培 (A) 或毫安 (mA) 表示。 电流可以比作水的流动。施加在神经上的总电荷 Q 等于所施加电流的强度 I 与电流方脉冲的持续时间 t 的乘积：Q = I × t。

产生动作电位所需的最小电流强度 I 可用以下关系式表示：其中 t 是脉冲持续时间，c 是与时性相关的神经膜时间常数。

电阻 R 限制给定电压下的电流流动（参见欧姆定律），并以欧姆 (Ω) 或千欧姆 (kΩ) 为单位进行测量。

如果除了涉及的欧姆电阻之外还存在电容（任何组织都是如此），则电阻变为所谓的复电阻或阻抗。 两者之间的主要区别在于阻抗值取决于所施加电压/电流的频率，而欧姆电阻并非如此。 在临床实践中，这意味着组织的阻抗对于低频（即长脉冲持续时间）较高，而对于较高频率（即短脉冲持续时间）则较低。 因此，恒流源（提供更长持续时间的脉冲，例如 1 ms 对 0.1 ms）需要具有更强的输出级（更高的输出电压）以补偿所涉及的更高组织阻抗并提供所需的电流。 但是，欧姆定律的基本原理保持不变。

欧姆定律

欧姆定律根据等式描述了电压、电阻和电流之间的关系

或者相反，

这意味着，在给定电压下，电流随电阻变化。 如果必须实现恒定电流（根据神经刺激的需要），电压必须适应整个电路的变化电阻。 特别是对于神经定位，电压必须适应针尖、电极-皮肤界面和组织层的电阻。 恒流源会自动执行此操作。 欧姆定律和恒流源的功能原理在 数字10A, 10B及 10C.

图 10. 恒流源的欧姆定律和原理。 恒流源的功能原理。 A：低电阻R₁ 需要电压 U₁ 达到所需的电流我₁.B：高电阻R₂ = 2 × R₁ 导致电流 I 减小到 I₂ 我是₁/₂ 如果电压 U 保持恒定（U₂ =U₁）。 C：恒流源自动将输出电压提高到U₃ = 2 × U₁ 以补偿更高的电阻 R₂; 因此，电流 I 增​​加到所需的 I 水平₃ 我是₁

库仑定律、电场、电流密度和电荷

根据库仑定律，电场强度以及相应的电流密度 J 与与电流源的距离有关，其中 k 是常数，I₀ 是初始电流。 这意味着如果到神经的距离增加一倍，到达神经的电流（或电荷）会减少 4 倍，或者相反，如果距离被分成两半，它会增加 4 倍（理想条件）假定）。

电荷 Q 是电流乘以时间的乘积，单位为安培秒 (As) 或库仑 (C)。 例如，可充电电池通常以 Ah 或 mAh 来衡量其充电电容（千 = 1000 或 10³; 毫 = 0.001 或 10 ^{- 3}; 微 = 0.000001 或 10 ^{- 6}; 纳米 = 0.000000001 或 10 ^{- 9}).

神经刺激器提供的电脉冲能量和相关的温度效应

根据最坏情况的计算，如果所有能量都集中在 5 V 的最大输出电压下，由 1 mA 电流和 95 ms 持续时间的刺激引起的温度升高将小于 0.5 C。仅 1 mm3 的小体积，并且没有发生温度散失到周围组织中。 该计算可以应用于神经刺激针的尖端。

普通神经刺激器传递的电脉冲的最大能量 E 为

E≤U×I×t=95V×5mA×1ms=0.475mWs=0.475mJ

水的热量当量是 cw = 4.19 J g ^{- 1} K ^{- 1}.

一种刺激会在神经刺激针尖周围 1 mm3 组织内产生温差 DT。 对于下面的计算，假设组织至少含有 50% 的水，质量 M 为 1 mm³ 组织为 1 毫克。

DT≤2×E/(M×c_w) = 2 × 0.475 × 10 ^{- 3} 焦/（10 ^{- 3} 克 × 4.19 克/K) = 0.45 K

也就是说，在这种最坏情况下计算的最大温度升高小于 0.5 摄氏度。在实践中，这意味着正常神经刺激对组织的温度影响可以忽略不计。