一种基于相干电的周围神经损伤无创靶向电刺激装置

1.本发明属于周围神经损伤电刺激方法领域，具体涉及一种基于相干电的周围神经损伤无创靶向电刺激方法及电刺激装置。


背景技术：

2.周围神经损伤(percutaneous injury，pni)主要是由于牵拉、切割、压迫性损伤等引起的周围神经损伤，使受该神经支配的区域出现感觉障碍、运动障碍和营养障碍的。在非战争时，周围神经损伤十分常见，约1.5-4％创伤为周围神经损伤。血管损伤、骨折及关节脱位等创伤常合并周围神经损伤，损伤比例分别高达35％、7-9％。其中正中神经损伤(medianus injury)是一种常见病，发病率约为3.1％，女性发病率高于男性，多发生在腕部或前臂，上臂或腋部的损伤较少见。腕管综合征(carpal tunnel syndrome，cts)是由腕管中的正中神经受到压迫引起手指麻木、无力等神经症状的损伤，是各类周围神经卡压导致的疾病中最常见的一种。据不完全统计，发病率大概为276/10万，其中50％为中老年人，且女性居多。(leei-h,kimy-k,kang d-m,et al.distribution of age,gender,and occupation among individuals with carpal tunnel syndrome based on the national health insurance data and national employment insurance data[j].annals of occupational and environmental medicine,2019,31(1).)
[0003]
电刺激是目前治疗周围神经损伤最有效的治疗手段之一，近年有研究证明低频电刺激可以通过提高脑源性神经因子的表达来促进周围神经断端的再生、施万细胞的增殖和髓鞘的形成。(he f,gu x-s,chu x-l,et al.basic mechanisms of peripheral nerve injury and treatment via electrical stimulation[j].neural regeneration research,2022,17(10):2185.)。在通过电刺激进行周围神经损伤治疗的过程中，电极种类对刺激效果有着重要影响。目前用于周围神经电刺激的电极主要分为三类：表面式、经皮式和全植入式。表面式电极具有无创性，但电极距离目标神经断端较远，需要较大的电流量，且存在精确度低、患者舒适度低等缺点。经皮式电极具有选择性和靶向性，为了减少患者不适和痛苦，常选择电针作为电极，存在传递电量较少、精准度低的缺点。全植入式能对上述所说的电量和精准度等要求进行提升，但有创性的操作为患者带来极大痛苦。因此，发明具有无创性、精准性以及舒适性兼具的的周围神经损伤电刺激方法亟需解决。(gewandter j s,chaudari j,ibegbu c,et al.wireless transcutaneous electrical nerve stimulation device for chemotherapy-induced peripheral neuropathy:an open-label feasibility study[j].supportive care in cancer,2018,27(5):1765
–
1774.)
[0004]
相干电(temporally interfering stimulation,tis)，又称时间相干电刺激。其是使用两对电极通以千赫等幅、差频小于千赫的正弦电流，由于干涉作用，在两电流叠加的中心区域将产生低频幅度变化的电场。高频电场(千赫兹)不能有效激发神经元动作电位，但具有良好的刺激深度，低频电场可以有效激发神经元动作电位，但刺激深度较差。而当使用相干电时，两个频率存在差频(几十赫兹)的高频电流同时输入大脑时，在特定区域会产
生低频包络(频率为差频)，因此相干电在激活深层神经组织的同时具有无创性。(grossman n,okun m s,boyden e s.translating temporal interference brain stimulation to treat neurological and psychiatric conditions[j].jama neurology,2018,75(11):1307.)如今国内外相关研究主要使用相干电进行深部脑电刺激，尚未针对人体周围神经损伤进行干预，且相干电刺激靶区深而面积较小作用于人体，无法精准定位。(grossman n,bono d,boyden e.methods and apparatus for stimulation of biological tissue[p]united states us20170216594a1，2017.；grossman n,bono d,dedic n,et al.noninvasive deep brain stimulation via temporally interfering electric fields[j].cell,2017,169(6):1029-1041.e16.；宋西姊,赵学,明东,等.基于时间,空间多刺激位点旋转相交实现ti刺激的设备:,cn110604868a[p].2019；song x,zhao x,li x,et al.multi-channel transcranial temporally interfering stimulation(ttis):application to living mice brain[j].journal of neural engineering,2021,18(3):036003)同时有研究指出在使用相干电时，电极布局以及电刺激参数对于电流场的分布影响很大，需要根据人体解剖综合考虑。(吴永亮,王子木,丁孝宇,仓臣,郑政.时间干扰电场的周围神经无损刺激[j].中国生物医学工程学报,2020,39(01):50-56.)


技术实现要素：

[0005]
本发明的目的是提供一种基于相干电的周围神经损伤精准电刺激装置，该装置可以用来在保证无创、高舒适度的前提下，有效提高电刺激相应靶区的精准性。本发明利用仿真软件建立周围神经有限元模型，通过麦克斯韦方程以及包络调制幅度，确定有效刺激周围神经的电刺激参数，用于生成施加到表面电极上的相干电。技术方案如下：
[0006]
一种基于相干电的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，包括表面电极，相干电发生器件和计算部件，其中，
[0007]
表面电极，通过导联与相干电发生器件相连；
[0008]
计算部件，用于根据周围神经损伤无创靶向电刺激优化方法确定最优电刺激参数；
[0009]
相干电发生器件，基于所确定的最优电刺激参数生成施加到表面电极上的相干电；
[0010]
其中，所述的根据周围神经损伤无创靶向电刺激优化方法确定最优电刺激参数，包括下列步骤：
[0011]
基于周围神经及其周围组织影像学数据，构建周围神经三维几何模型；
[0012]
构建周围神经相干电三维几何电刺激模型，方法如下：在周围神经三维几何模型基础上，确定相干电极组数以及电极布局方式，并于周围神经三维几何模型表面相应位置放置各组电极，根据周围神经各组织电学属性、表面电极电学属性设置周围神经三维几何模型电导率σ和相对介电常数ε，对各组表面电极设置阴极以及阳极，每一阴极与一阳极施加一组电流，对两组电极分别施加电流，从而形成一对相干电，称两组电流分别为电流一与电流二，从而构建周围神经相干电三维几何电刺激模型。
[0013]
通过有限元计算，基于最优化方法设计周围神经相干电电刺激模式，确定最优电刺激参数。
[0014]
进一步地，对某组相干电极组，设所施加的两组电流的频率为f以及f+δf的电流，f≥1000hz，δf《1000hz，从而形成一对相干电。
[0015]
进一步地，通过有限元计算，基于最优化方法设计周围神经相干电电刺激模式的方法如下：
[0016]
在所构建的周围神经相干电三维几何电刺激模型基础上，对于某组相干电极组，通过有限元计算方法求解麦克斯韦方程，获得周围神经组织的电场势分布；
[0017]
计算周围神经组织电场强度以及神经电流密度，获得两组电流所构成的相干电沿不同方向的包络调制幅度分布，进而计算整体包络调制幅度；
[0018]
确定最优电刺激参数。
[0019]
进一步地，通过有限元计算方法求解如下麦克斯韦方程，获得周围神经组织的电势分布u：
[0020][0021]
其中，是指微分算子，σ是正中神经电导率分布，ω是周围神经相干电三维几何电刺激模型所代表区域，j为施加在表面电极上的电流密度，u为计算所得周围神经组织电势分布，是指偏导数，n代表边界外法向向量。
[0022]
包括电极间距、电极面积、刺激频率以及刺激强度。
[0023]
进一步地，确定电极间距的方法如下：
[0024]
依次构建不同电极间距的周围神经相干电三维几何电刺激模型；计算该电极间距下的周围神经电流密度和包络调制幅度r；根据最优化原则，对比不同电极间距的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体解剖周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的电极间距为最优电极位置。
[0025]
进一步地，确定电极面积的方法如下：
[0026]
依次构建不同电极面积的周围神经相干电三维几何电刺激模型；计算该电极面积下的周围神经电流密度和包络调制幅度r；根据最优化原则，对比不同电极面积的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的电极面积为最优电极面积。
[0027]
进一步地，确定刺激频率的方法如下：
[0028]
依次构建不同刺激频率的周围神经相干电三维几何电刺激模型；计算该刺激频率下的周围神经电流密度和包络调制幅度r；根据最优化原则，对比不同刺激频率的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的刺激频率为最优刺激频率。
[0029]
进一步地，确定刺激强度的方法如下：
[0030]
依次构建不同刺激强度的周围神经相干电三维几何电刺激模型；计算该刺激强度下的周围神经电流密度和包络调制幅度r；根据最优化原则，对比不同刺激强度的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的刺激强度为最优刺激强度。
[0031]
本发明由于采取以上技术方案，其具有以下优点：
[0032]
1.将相干电应用到周围神经损伤无创靶向电刺激装置中，既具有表面电极的无创性与成本低的优点，又解决传统电刺激装置弥散程度高、靶向性低、患者舒适感差的缺点。
[0033]
2.将智能优化算法应用于神经电刺激领域，采用建模和仿真的方法实现周围神经损伤康复方案的参数优化。
附图说明
[0034]
图1为整体方案示意图
[0035]
图2为周围神经相干电刺激几何模型细节图
[0036]
图3为周围神经相干电电刺激仿真示意图
[0037]
图4为不同电极配置以及不同刺激参数下相干电刺激仿真图
具体实施方式
[0038]
为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面对本发明实施方式作进一步地详细描述。
[0039]
相干电应用到周围神经损伤无创靶向电刺激装置中，既具有表面电极的无创性与成本低的优点，又解决传统电刺激装置弥散程度高、靶向性低、患者舒适感差的缺点。本发明基于此种考虑，建立了基于相干电的周围神经损伤无创靶向电刺激方法及电刺激装置，对此装置的电刺激参数优化大概可以分为以下四个步骤，图1为整体方案示意图。
[0040]
1.构建周围神经三维几何模型
[0041]
基于周围神经及其周围组织影像学数据，通过仿真软件自带的gui几何建模模块来构建周围神经三维几何模型。
[0042]
2.构建周围神经相干电三维几何电刺激模型
[0043]
在步骤1构建的周围神经三维几何模型基础上，确定电极组数以及电极布局方式，并于周围神经三维几何模型表面相应位置放置电极，根据周围神经各组织电学属性、表面电极电学属性设置周围神经三维几何模型电导率σ和相对介电常数ε，对表面电极设置阴极以及阳极，每一阴极与一阳极为一组电流。对两组电流分别施加频率为f以及f+δf的电流(f≥1000hz，δf《1000hz，例如2000hz与2010hz)，从而形成一对相干电，设两组电流分别为电流1与电流2，从而构建周围神经相干电三维几何电刺激模型。图2为相应模型；表1为模型各部位参数。
[0044]
材质电导率(μs/m)介电常数皮肤258000脂肪10020000血液70005197肌肉10000100000骨骼830613周围神经6000100000
[0045]
表1：周围神经相干电三维几何电刺激模型相关参数
[0046]
3.通过有限元计算，基于最优化方法设计周围神经相干电电刺激模式：
[0047]
在步骤2构建的周围神经相干电三维几何电刺激模型基础上，通过有限元计算方法求解如下麦克斯韦方程，获得神经组织的电势分布。
[0048][0049]
其中，是指微分算子，σ是周围神经电导率分布，ω是周围神经相干电三维几何电刺激模型所代表区域，j为施加在表面电极上的电流密度，u为计算所得周围神经组织电势分布，是指偏导数，n代表边界外法向向量。
[0050]
通过上述方程获得电势分布后，进而根据方程(2-3)计算周围神经组织电场强度以及神经电流密度，电流密度是指电荷流动的密度，即每单位横截面面积电流量。电流密度常用于衡量电量的大小，与电刺激治疗效果直接相关，用该指标评价刺激神经电量。
[0051][0052][0053]
计算沿不同方向的包络调制幅度分布，其中a、b、c分别代表两组电流所构成的相干电在x、y、z方向上包络调制幅度。代表电场1在x方向上的电场矢量，代表电场2在x方向上的电场矢量。r代表x、y、z三个方向上的整体包络调制幅度。
[0054][0055][0056][0057]
r＝sqrt(x2+y2+z2) (4)
[0058]
根据如下步骤，确定电刺激参数，包括电极间距、电极面积、刺激频率以及刺激强度。
[0059]
(1)确定电极间距：
[0060]
依次构建不同电极间距的周围神经相干电三维几何电刺激模型。分别通过求解方程(1-4)，计算该电极间距下的周围神经电流密度和包络调制幅度r。在用临床ct构建模型的基础上，根据最优化原则，对比不同电极间距的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体解剖周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的电极间距为最优电极位置。
[0061]
(2)确定电极面积
[0062]
依次构建不同电极面积的周围神经相干电三维几何电刺激模型。分别通过求解方程(1-4)，计算该电极面积下的周围神经电流密度和包络调制幅度r。在用临床ct构建模型的基础上，根据最优化原则，对比不同电极面积的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的电极面积为最优电极面积。
[0063]
(3)确定刺激频率
[0064]
依次构建不同刺激频率的周围神经相干电三维几何电刺激模型。分别通过求解方程(1-4)，计算该刺激频率下的周围神经电流密度和包络调制幅度r。根据最优化原则，对
比不同刺激频率的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的刺激频率为最优刺激频率。
[0065]
(4)确定刺激强度
[0066]
依次构建不同刺激强度的周围神经相干电三维几何电刺激模型。分别通过求解方程(1-4)，计算该刺激强度下的周围神经电流密度和包络调制幅度r。根据最优化原则，对比不同刺激强度的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的刺激强度为最优刺激强度。
[0067]
4.建立基于相干电的周围神经损伤无创靶向电刺激装置
[0068]
在上述基础上，本发明提供的的基于相干电的周围神经损伤电刺激装置，包括至少一组相干电表面电极，相干电发生器件和计算部件。使用之前，首先确定参与优化设计的相干电表面电极个数和布局方式。各组相干电表面电极应当被固定在人体皮肤的合适位置，通过导联与相干电发生器件相连；计算部件用于根据仿真计算确定最优电刺激参数；相干电发生器件，基于所确定的最优电刺激参数，确定生成施加到表面电极上的相干电。
[0069]
实施例1
[0070]
本发明的基于相干电的周围神经损伤无创靶向电刺激仿真方法，以正中神经损伤为例，参见图2和图3a，具体包括下列的步骤：
[0071]
基于临床成人前臂三维ct数据，通过导入仿真软件制作前臂三维几何模型。采用整体缩进和局部打磨的方式制作皮肤层、脂肪层和肌肉层，并使皮肤层(3
㎜
)、脂肪层(7
㎜
)、肌肉(50
㎜
)，并根据基本解剖关系制作出正中神经和伴行的血管，建立正中神经相干电三维几何电刺激模型。
[0072]
确定电极组数以及电极布局，在构建好的正中神经相干电三维几何电刺激模型设置相应表面电极：首先确认电极数目为4个，呈“方形式”分布，将电极置于前臂，如图3a所示。
[0073]
在仿真软件设置终端与接地，并设置电极面积、电极间距、刺激强度以及刺激频率：电极直径为5mm，电极之间长相距4cm，宽相距5cm，左侧两个电极为一对激励电极，右侧两个电极为一对激励电极，电流1刺激强度为20ma、频率为2000hz；电流2刺激强度为20ma、频率为2020hz，如图3a所示；利用公式(1)—(4)，计算该电极布局以及刺激参数下的正中神经电流密度和包络调制幅度r。
[0074]
更改刺激参数，包括电极间距、电极面积、刺激频率、刺激强度。利用公式(1)—(4)，计算该刺激参数以及电极布局下的正中神经电流密度和包络调制幅度r。根据最优化原则，对比不同刺激参数以及电极布局下的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体解剖前臂的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的刺激参数为最优刺激参数以及电极布局。
[0075]
实施例2
[0076]
下面结合图3b对实施例1中的方案进行进一步地介绍，详见下文描述：
[0077]
在其余条件不变的情况下，更改电极布局：确定电极数目为4个，电极布局为“环绕式”，在仿真软件设置相应表面电极。表面电极位于前臂，共四个，呈环绕式分布，电极之间夹角为45
°
，左侧两个电极为一对激励电极，右侧两个电极为一对激励电极，如图3b所示。
[0078]
在仿真软件设置终端与接地，在该布局下设置电流参数，包括电极间距，电极面
积、刺激频率以及刺激频率。利用公式(1)—(4)，计算该电极布局以及刺激参数下的正中神经电流密度和包络调制幅度r。
[0079]
综上所述，本发明实施例通过上述步骤实现了通过相干电刺激正中神经组织，增加了深部神经组织受刺激程度，可以从根本上提高正中神经损伤无创电刺激刺激效率。
[0080]
实施例3
[0081]
下面结合图4对实施例1中的方案进行更进一步地介绍，详见下文描述：
[0082]
确定电极组数以及电极布局，在构建好的正中神经相干电三维几何电刺激模型设置相应表面电极：首先确认电极数目为8个，呈“方形式”分布，将电极置于前臂，如图4a所示。
[0083]
在仿真软件设置终端与接地，并设置电极面积、电极间距、刺激强度以及刺激频率：电极直径为5mm，一对电极之间长相距4cm，宽相距5cm，两组电极组间相距1cm，电流1刺激强度为20ma、频率为2000hz；电流2刺激强度为20ma、频率为2020hz，电流3刺激强度为20ma、频率为2000hz；电流4刺激强度为20ma、频率为2020hz，如图4a所示，利用公式(1)—(4)，计算该电极间距、电极面积、刺激强度以及刺激频率下的周围神经电流密度和包络调制幅度r。
[0084]
更改电极间距、电极面积、刺激强度以及刺激频率：将电极直径改为7mm，一对电极之间长相距6cm，宽相距4cm，两组电极组间相距2cm，刺激参数改为电流1刺激强度为15ma、频率为2000hz；电流2刺激强度为5ma、频率为2050hz，电流3刺激强度为15ma、频率为2000hz；电流4刺激强度为5ma、频率为2050hz，如图4b所示，利用公式(1)—(4)，计算该电极间距、电极面积、刺激强度以及刺激频率下的周围神经电流密度和包络调制幅度r。
[0085]
综上所述，本发明实施例提供的基于相干电的周围神经损伤电刺激装置，能够在无创的基础上极大程度激活深层周围神经组织，进一步研究可以得到完善的相干电周围神经电刺激系统，有望获得可观的社会效益和经济效益。
[0086]
本领域技术人员可以理解附图只是优选实施例的示意图，上述本发明实施例序号仅仅为了描述，不代表实施例的优劣。
[0087]
以上所述仅为本发明的较佳实施例，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

技术特征：
1.一种基于相干电的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，包括表面电极，相干电发生器件和计算部件，其中，表面电极，通过导联与相干电发生器件相连；计算部件，用于根据周围神经损伤无创靶向电刺激优化方法确定最优电刺激参数；相干电发生器件，基于所确定的最优电刺激参数生成施加到表面电极上的相干电；其中，所述的根据周围神经损伤无创靶向电刺激优化方法确定最优电刺激参数，包括下列步骤：基于周围神经及其周围组织影像学数据，构建周围神经三维几何模型；构建周围神经相干电三维几何电刺激模型，方法如下：在周围神经三维几何模型基础上，确定相干电极组数以及电极布局方式，并于周围神经三维几何模型表面相应位置放置各组电极，根据周围神经各组织电学属性、表面电极电学属性设置周围神经三维几何模型电导率σ和相对介电常数ε，对各组表面电极设置阴极以及阳极，每一阴极与一阳极施加一组电流，对两组电极分别施加电流，从而形成一对相干电，称两组电流分别为电流一与电流二，从而构建周围神经相干电三维几何电刺激模型；通过有限元计算，基于最优化方法设计周围神经相干电电刺激模式，确定最优电刺激参数。2.根据权利要求1所述的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，对某组相干电极组，设所施加的两组电流的频率为f以及f+δf的电流，f≥1000hz，δf<1000hz，从而形成一对相干电。3.根据权利要求1所述的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，通过有限元计算，基于最优化方法设计周围神经相干电电刺激模式的方法如下：在所构建的周围神经相干电三维几何电刺激模型基础上，对于某组相干电极组，通过有限元计算方法求解麦克斯韦方程，获得周围神经组织的电场势分布；计算周围神经组织电场强度以及神经电流密度，获得两组电流所构成的相干电沿不同方向的包络调制幅度分布，进而计算整体包络调制幅度；确定最优电刺激参数。4.根据权利要求3所述的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，通过有限元计算方法求解如下麦克斯韦方程，获得周围神经组织的电势分布u：其中，是指微分算子，σ是正中神经电导率分布，ω是周围神经相干电三维几何电刺激模型所代表区域，j为施加在表面电极上的电流密度，u为计算所得周围神经组织电势分布，是指偏导数，n代表边界外法向向量。包括电极间距、电极面积、刺激频率以及刺激强度。5.根据权利要求3所述的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，确定电极间距的方法如下：依次构建不同电极间距的周围神经相干电三维几何电刺激模型；计算该电极间距下的周围神经电流密度和包络调制幅度r；根据最优化原则，对比不同电极间距的电流密度和
包络调制幅度结果，结合人体解剖周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的电极间距为最优电极位置。6.根据权利要求3所述的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，确定电极面积的方法如下：依次构建不同电极面积的周围神经相干电三维几何电刺激模型；计算该电极面积下的周围神经电流密度和包络调制幅度r；根据最优化原则，对比不同电极面积的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的电极面积为最优电极面积。7.根据权利要求3所述的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，确定刺激频率的方法如下：依次构建不同刺激频率的周围神经相干电三维几何电刺激模型；计算该刺激频率下的周围神经电流密度和包络调制幅度r；根据最优化原则，对比不同刺激频率的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的刺激频率为最优刺激频率。8.根据权利要求4所述的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，确定刺激强度的方法如下：依次构建不同刺激强度的周围神经相干电三维几何电刺激模型；计算该刺激强度下的周围神经电流密度和包络调制幅度r；根据最优化原则，对比不同刺激强度的电流密度和包络调制幅度结果，结合人体周围神经所在肢体的平均面积及表面电极承受能力，选择电流密度且包络调制幅度最大的刺激强度为最优刺激强度。

技术总结
本发明涉及一种基于相干电的周围神经损伤无创靶向电刺激装置，其特征在于，包括表面电极，相干电发生器件和计算部件，其中，相干电发生器件，基于所确定的最优电刺激参数生成施加到表面电极上的相干电，包括下列步骤：基于周围神经及其周围组织影像学数据，构建周围神经三维几何模型；构建周围神经相干电三维几何电刺激模型；通过有限元计算，基于最优化方法设计周围神经相干电电刺激模式，确定最优电刺激参数。激参数。激参数。


技术研发人员：宋西姊 褚晓蕾 吴城箭 吕同方 苏珂莹 明东 顾晓松
受保护的技术使用者：天津大学
技术研发日：2023.05.08
技术公布日：2023/8/4