Электроды для нержавейки ОК 61.30, назначение и преимущества, аналоги.

ОК 61.30 — марка высококачественных сварочных электродов для нержавейки (высоколегированной коррозинностойкой стали) производства ESAB.

Электрод ОК 61.30 применяется при ручной дуговой  сварке различных трубопроводов, а также других особо ответственных изделий из коррозионностойких хромоникелевых сталей марок 03Х18Н10, 08Х18Н10Т, AISI 304L, 321, 347 и др., эксплуатирующихся при высоких температурах. Электроды отличаются легким зажиганием, хорошим формированием шва и хорошей самоотделяемостью шлака. Они обеспечивают отличную стойкость против межристаллитной коррозии. Маркировка электродов по нержавейке компании ESAB — ОК означает инициалы основателя концерна Оскара Челльберга.  Электроды ОК-61.30 имеют рутилово-кислое покрытие, позволяющее сваривать как постоянным, так и переменным током в любом положении. Данный вид покрытия обеспечивает более легкое первичное и повторное зажигание дуги. Оно обычно не требует прокалки. В этом секрет успеха ОК 61.30 — они самые популярные электроды у сварщиков, когда выполняется сварка пищевой нержавейки. При сравнении с другими покрытиями, рутиловое покрытие снижает вероятность образования трещин, что делает сварочный шов более качественным. Электроды имею низкую токсичность.

Стандартная упаковка электродов ОК 61.30 — герметичный пластиковый пенал.

Электроды ОК 61.30 в упаковке Vac Pac (1/2 VP, 1/4 VP)

Упаковка VacPac — это специально разработанная малая вакуумная упаковка электродов. Вес упаковки рассчитан таким образом, чтобы ее полностью использовать в течение одной рабочей смены сварщика и таким образом не прибегать к прокалке электродов. Кроме того, в этой упаковке электроды могут храниться в течение 3-х лет. 

Есть ли альтернатива — аналоги электродов ОК 61.30 и оправдан ли их выбор?

Выбор оправдан, если Вы готовы заплатить на 30-50% больше за всемирно известный бренд ESAB. Если хотите купить подешевле, то есть другие варианты:

Аналоги ОК 61.30 в нашем каталоге:

Электроды KISWEL KST-308L (KISWEL, Южная Корея) ф2,0мм; ф2,6мм; ф3,2мм; ф4,0мм. Рутиловое покрытие, характеристики аналогичные OK 61.30, герметичный пластиковый пенал.

Электроды AG E308L-16 (SUPERON, Индия) ф2,0мм; ф2,6мм; ф3,2мм; ф4,0мм. Рутиловое покрытие, характеристики аналогичны OK 61.30, вакуумная упаковка 2кг.

Электроды ОЗЛ-8 (Россия) — ф3мм; ф4мм. Основное покрытие, сварка только на постоянном токе, повторное зажигание электрода несколько труднее, но характеристики такие же. Стандартная картонная упаковка в п/э плёнке, 5кг.

Купить электроды по нержавейке можно в нашей компании ООО «СЕВЭКО-СТ», со склада в Санкт-Петербурге. При необходимости мы доставляем электроды по России с помощью транспортных компаний.

Также рекомендуем: сварочный кабель и комплекты кабелей сварочных.

Классификация электродов (ЛЭЗ) по химическому составу покрытия

Классификация электродов по химическому составу покрытия

В настоящее время в нашей стране для сварки углеродистых и легированных конструкционных сталей применяют электроды по ГОСТу 9467-60, в основу которого положены механические свойства наплавленного металла или сварного соединения, выполняемых электродом. Кроме того, ограничивается содержание серы и фосфора в наплавленном металле.

Тип электрода обозначается буквой Э; следующее за буквой число обозначает нижнее значение предела прочности. ГОСТ предусматривает типы электродов от Э34 до Э145; если после числа следует буква А, то это означает, что электрод обеспечивает повышенные значения пластических свойств наплавленного металла или сварного соединения.

Электрод типа Э34 дает наименьшую прочность и малую пластичность металла и относится к электродам с тонким стабилизирующим покрытием, допускается только в производстве менее ответственных сварных конструкций; Э42 и Э46 пригодны для ответственных конструкций из углеродистых сталей, Э50 и Э55 — для среднеуглеродистых и низколегированных сталей; Э60, Э70, Э85, Э100, Э125 и Э145 — для легированных сталей повышенной прочности, причем для типов Э85-Э145 сварное соединение после сварки проходит термическую обработку. Типы Э34-Э70 имеют стержень из проволоки Св-08; Э85-Э145 — из легированной проволоки.

Но электрод одного и того же типа, например Э42, можно получить с различными покрытиями, придающими электроду существенные технологические особенности, не отмеченные в ГОСТе. Поэтому сохраняется еще марка электродов, устанавливаемая изготовителем электродов и вносимая в паспорт электрода. Обозначения марок совершенно произвольны, и марка может отличаться, например, лишь количеством наносимого покрытия при том же составе.

На основе химического состава покрытия проведена классификация качественных электродных покрытий:

1. Руднокислые покрытия содержат окислы железа и марганца (обычно в виде руд), кремнезем, большое количество ферромарганца; для создания газовой защиты зоны сварки в покрытие вводят органические вещества (целлюлозу, древесную муку, крахмал и пр.), которые при нагревании разлагаются и сгорают с образованием смеси защитных газов. Электроды имеют довольно большую скорость расплавления, коэффициент наплавки 8- 11 г/а-ч, пригодны для сварки во всех пространственных положениях на постоянном и переменном токе; наплавленный металл соответствует типу электродов Э42 и содержит менее 0.12С; менее 0,10 Si; 0,6-0,9 Мn;менее 0,05 Р и менее 0,05 S.

При плавлении электрода идет интенсивная экзотермическая реакция марганца и углерода кислородом окислов, разогревающая сварочную ванну и обеспечивающая гладкую поверхность наплавленного металла с небольшой чешуйчатостью. При большом содержании марганцевой руды образующийся дым вреден для сварщика и при недостаточной вентиляции может постепенно отравлять его соединениями марганца. Электроды широко применяются в производстве всевозможных изделий из низкоуглеродистых и низколегированных сталей, но на ряде предприятий Советского Союза применение этих электродов ограничено или запрещено из-за их токсичности.

2. Рутиловые покрытия получают из минерала рутила, состоящего в основном из двуокиси титана TiO2. В покрытия, помимо рутила, введены кремнезем, ферромарганец, карбонаты кальция или магния. Покрытия по технологическим качествам близки к руднокислым, дают лучшее формирование, меньшее разбрызгивание и выделение газов, считаются менее вредными для сварщика. Наплавленный металл соответствует электродам типа Э42 и Э46; электроды могут применяться для более ответственных конструкций из низкоуглеродистых и низколегированных сталей.

3. Фтористо-кальциевые покрытия состоят из карбонатов кальция и магния, плавикового шпата и ферросплавов. Покрытия называются также основными, так как дают короткие шлаки основного характера, а электроды с таким покрытием называются также низководородистыми, так как наплавленный металл содержит водорода меньше, чем при других покрытиях.

Газовая защита ванны обеспечивается двуокисью и окисью углерода, образующимися при разложении карбонатов под действием высокой температуры. Электроды чаще используются на постоянном токе обратной полярности (плюс на электроде).

Наплавленный металл по составу соответствует спокойной стали, отличается чистотой, малым содержанием кислорода, азота и водорода; понижено содержание серы и фосфора, повышено — марганца (0,5-1,5%) и кремния (0,3-0,6%). Металл устойчив против старения, имеет высокие показатели механических свойств, в том числе ударной вязкости, и нередко по механическим свойствам превосходит основной металл. Электроды с этим покрытием рекомендуются для наиболее ответственных конструкций из углеродистых и легированных сталей.

Электроды с фтористо-кальциевым покрытием на протяжении многих лет являются наилучшими по качеству наплавленного металла. Чувствительны к наличию окалины, ржавчины, масла на кромках основного металла и в этих случаях дают поры, как и при отсыревании электродов. Свойства наплавленного металла можно менять в широких пределах, меняя количество ферросплавов в покрытии. Широко известен электрод этого типа, маркируемый УОНИ-13; он имеет несколько разновидностей; УОНИ-13/45, УОНИ-13/55 и т. д.; второе число указывает предел прочности наплавленного металла.

4. Органические покрытия состоят из органических материалов, обычно из оксицеллюлозы, к которой добавлены шлакообразующие материалы, двуокись титана, силикаты и пр. и ферромарганец в качестве раскислителя и легирующей присадки. Электроды пригодны для сварки во всех пространственных положениях на постоянном и переменном токе; малочувствительны к качеству сборки и состоянию поверхности металла, особенно пригодны для работы в монтажных и полевых условиях. Дают удовлетворительный наплавленный металл, соответствующий электродам типов Э42-Э50. Широко применяются в США на монтажных работах.

 

Электроды (каталог) | snab12.ru

МР-3С		Электроды МР-3С (Лосиноостровские) Диаметры: 2.5мм Преимущественное назначение: для ручной дуговой сварки рядовых и ответственных конструкций из углеродистых сталей.
		Подробнее
МР3 АРС		Электроды МР-3 (Беларусь) Диаметры: 3 , 4, 5мм. Преимущественное назначение: используют для сварки не несущих и несущих металлоконструкций, состоящих из углеродосоставляющей стали.
		Подробнее
Монолит		Электроды Монолит  Диаметры: 2 , 3, 4 мм. Преимущественное назначение: для ручной дуговой сварки конструкций из углеродистых марок сталей, поставляемых по ДСТУ 2651-2005/ГОСТ 380-2005 и по ГОСТ 1050-88
		Подробнее
АНО-21		Электроды АНО-21 (Tigabro) Диаметры: 2мм, 2.5мм, 3мм. В упаковке 1кг. Преимущественное назначение: предназначены для сварки рядовых и ответственных конструкций изуглеродистых сталей
		Подробнее
Т-590		Электроды Т-590 (Риметалк) Диаметры: 4 и 5 мм Преимущественное назначение: для наплавки на рабочие поверхности изделий
		Подробнее
УОНИ (ЯРЭЛ)		Электроды УОНИ 13/55 (ЯРЭЛ) Диаметры: 3 мм, 4 мм и 5 мм Преимущественное назначение: для ручной дуговой сварки особо ответственных конструкций
		Подробнее
УОНИ (Эсаб-Свэл)		Электроды УОНИ 13/55 (Эсаб-Свел) Диаметры: 2мм (в упаковке 3,5кг), 2,5мм (в упаковке 4,5кг), 3,0мм (в упаковке 4,5кг) Преимущественное назначение: для сварки малоуглеродистых и низколегированных сталей
		Подробнее
ЦЧ-4 (Судислав)		Электроды по чугуну ЦЧ-4 (Судиславль) Диаметры: 4 мм Преимущественное назначение: холодная сварка, ремонтная наплавка и заварка дефектов литья в деталях из серого, высокопрочного и ковкого чугунов, а также сварка таких чугунов со сталью
		Подробнее
ЦЛ — 11 (Судиславль)		Электроды по нержавейке ЦЛ — 11 (Судиславль) Диаметры: 3 и 4 мм Преимущественное назначение: предназначены для сварки коррозийно
		Подробнее
ЦЛ — 11 (Волгодонск)		Электроды по нержавейке ЦЛ — 11 (Волгодонск) Диаметры: 3 мм и 4 мм Преимущественное назначение: подходят для сварки тонколистового проката, отличаются высокой производительностью в работе и чистотой сплава
		Подробнее
ОЗЛ 8		Электроды по нержавейке ОЗЛ-8 Преимущественное назначение: применяют для сварки изделий из коррозийно-стойких хромоникелевых сталей
		Подробнее
ОЗЛ-25б		Электроды по нержавейке ОЗЛ-25б Преимущественное назначение: применяют для сварки металлических конструкций, которые будут работать в агрессивной среде при повышенной температуре
		Подробнее
Е 308-16		Электроды по нержавейке E 308-16 (Пр-во: США) Диаметры: 2,5 мм и 3,2 мм Преимущественное назначение: применяются для сварки коррозийно – стойких сталей марок AISI 308 и AISI 316, они получили широкое применение в строительной сфере и сельском хозяйстве
		Подробнее
ОК 61.30, Ок 61.35 (Эсаб-Свел)		Электроды по нержавейке ОК 61.30, Ок 61.35 (Эсаб-Свел) Диаметры: 3,2 мм и 4 мм Преимущественное назначение: обладают высокими сварочно-технологическими свойствами при сварке на вертикальной плоскости и в потолочном
		Подробнее
Комсомолец-100		Электроды по меди Комсомолец-100 (пр-во ЗАО «Электрод») Диаметры: 3,0 и 4,0 мм. Преимущественное назначение: позволяют производить сварку в нижнем и наклонном положениях шва постоянным током обратной полярности
		Подробнее
По алюминию Harris 26		Электроды по алюминию (Harris Welco, USA, 26 aluminum) Диаметры: 2,6 мм. Преимущественное назначение: используют для сварки алюминия и его сплавов
		Подробнее
ОК 74.70		Электроды ОК 74.70 (Эсаб-Свел) Диаметры: 4 мм. Преимущественное назначение: для сварки низколегированных высокопрочных сталей. Разработан для односторонней сварки трубопроводов из сталей классов прочности по API X60, X65, X70
		Подробнее
ОК 46.00 (Эсаб-Свел)		Электроды ОК 46.00 (Эсаб-Свел) Диаметры: 2,5 мм (в упаковке 5,3 кг), 3 мм (в упаковке 5,3 кг), 4 мм (в упаковке 6,6 кг) Преимущественное назначение: используются для сварки судовых, конструкционных, углеродистых сталей. Это универсальные электроды, которые могут работать как на постоянном, так и на переменном токе
		Подробнее
ЛБ-52 У		Электроды ЛБ-52 У (Пр-во: Kole steel, ltd, Япония) Диаметры: 2,6 мм и 3,2 мм (в упаковке 5 кг). Преимущественное назначение: обеспечивает высокую ударную вязкость, и его часто используют для сварки труб, морских конструкций и сооружений типа резервуаров, которые можно сваривать только с одной стороны
		Подробнее
WL-20 вольфрамовые		Электроды WL-20 вольфрамовые (синие) Диаметры: 1,6 мм, 2,0 мм, 2,4 мм, 3 мм и 4 мм Преимущественное назначение: необходимо заполнить
		Подробнее
WT-20 вольфрамовые		Электроды WT-20 вольфрамовые (красные) Диаметры: 2 мм, 2,4 мм и 3 мм Преимущественное назначение: необходимо заполнить
		Подробнее

Электроды на лице и шее позволили нейросети озвучить беззвучную речь

David Gaddy, Dan Klein / EMNLP 2020

Американские исследователи создали прототип системы, которая считывает беззвучную речь при помощи электродов на лице и шее и превращает ее в слышимую речь с помощью нейросети. Потенциально это позволяет создать Bluetooth-гарнитуру, позволяющую разговаривать по телефону, не издавая звуков, или искусственный голосовой аппарат для людей с травмами гортани. Авторы представили разработку на конференции EMNLP 2020 и получили награду за лучшую статью.

При чтении мы обычно не просто видим слова и понимаем их суть, но и проговариваем их про себя, не издавая при этом никаких звуков. Этот процесс называется субвокализацией. Особенность субвокализации заключается в том, что, хотя мы и не произносим слова вслух, мозг все равно заставляет мышцы голосового тракта двигаться, пускай и намного меньше, чем при обычной вокализованной речи. Инженеры довольно давно научились использовать эти сокращения мыщц и считывать их с помощью различных методов, в основном при помощи электромиографии, которая регистрирует электрическую активность мышц.

В основном нейромышечные интерфейсы для распознавания субковализации используют для превращения беззвучной речи в текст. Дэвид Гэдди (David Gaddy) и Дэн Кляйн (Dan Klein) из Калифорнийского университета в Беркли создали алгоритм для превращения беззвучной речи в слышимую. Ранее другие исследователи уже решали эту задачу: на человеке закрепляли электроды и он произносил текст, а параллельно с этим исследователи записывали звук и электрическую активность. Затем они обучали алгоритм на парах звук-электрическая активность, что позволяло восстановить первое из второго. Этот подход изначально закладывает в результаты неточность, потому что электрическая активность мышц голосового аппарата при слышимой и неслышимой речи похожа, но не идентична.

Сигналы, получаемые при слышимой (слева) и неслышимой (справа) речи. Верхний левый сигнал — звуковой, остальные — электромиографические

David Gaddy, Dan Klein / EMNLP 2020

В новой работе Гэдди и Кляйн использовали более точный подход и решили обучать алгоритм на всех трех типах данных: запись слышимой речи и активность мышц во время слышимой и неслышимой речи. В основе их метода лежит преобразование исходных сигналов (звука и электромиографии) в представление в пространстве признаков. Создать преобразователь из пространства признаков в сигнал для данных, полученных при слышимой речи, относительно легко, потому что оба сигнала согласованы по времени и их можно использовать как пары для обучения. Для беззвучной речи это сделать не так легко, потому что парой для электромиографического сигнала будет беззвучная запись.

Разработчики решили эту проблему, создав алгоритм, который принимает все три сигнала (две электромиограммы и слышимую речь). На первом этапе он с помощью алгоритма динамической трансформации временной шкалы находит оптимальное соответствие между двумя сигналами: другими словами, он позволяет взять фрагмент из первой последовательности и найти его во второй. На втором этапе алгоритм, используя полученное соответствие, создает из аудиозаписи слышимой речи аудиозапись речи из электромиограммы неслышимой.

Схема обучения алгоритма. E — электромиограмма, A — аудиозапись, s — неслышимая речь, v — слышимая

David Gaddy, Dan Klein / EMNLP 2020

Этот алгоритм нужен не сам по себе, а в качестве учителя для нейросети, которая делает то же самое, получая на вход не три вида сигнала, а всего один (электромиограмму неслышимой речи). Исследователи использовали рекуррентную нейросеть с долгой краткосрочной памятью (LSTM). Затем данные из пространства признаков, полученные на выходе из нейросети, подаются на нейросеть WaveNet, декодирующую их в аудиозапись человеческого голоса.

Исследователи собрали собственный датасет для обучения алгоритма. Он состоит из 20 часов записи слышимой и беззвучной речи одного добровольца, представленной в виде трех типов данных (звук-две электромиограммы). Обучив нейросеть, авторы проверили понятность генерируемых записей речи. Обычно при проверке новых алгоритмов их результаты сравнивают с результатом лучшего на данный момент алгоритма для этой задачи (state of art). Поскольку ранее никто напрямую не переносил речь из электромиограммы беззвучной речи в звук, авторы решили сравнить полноценную нейросеть с ней же, но обученной на данных с электромиограммы слышимой речи.

Тесты проходили на закрытом словаре (человек зачитывал простые фразы типа даты) и на открытом (отрывки из книг). В качестве метрики авторы использовали стандартную пословную вероятность ошибки (WER): сумма измененных, отсутствующих и лишних слов, поделенная на общую длину текста. На закрытом словаре вероятность ошибки для полноценной нейросети составила 3,6, а для той, которую обучали только на слышимой речи, она составила 88,8. На открытом словаре разница была не такой большой: 74,8 к 95,1 при проверке человеком и 68 к 91,2 при проверке системой распознавания речи Mozilla DeepSpeech.

Исследователи опубликовали код алгоритмов и датасет на GitHub. Кроме того, на сайте конференции опубликован доклад одного из авторов, в котором, помимо прочего, можно услышать результаты работы нейросети (в конце ролика).

Современные алгоритмы умеют распознавать и другую неслышимую речь. Например, в прошлом году китайские и американские инженеры научили нейросеть читать речь по губам.

Григорий Копиев

Монолит РЦ (Е46) D3 электроды по стали 2,5кг – Гипермаркет «Мегастрой» Брянск

Описание

Универсальный электрод для широкого применения в промышленности и быту с уменьшенной величиной выделения сварочного аэрозоля. Предназначен для ручной дуговой сварки на постоянном или переменном токе рядовых и ответственных конструкций из низкоуглеродистых марок сталей, поставляемых по ДСТУ 2651/ГОСТ 380 (Ст 0, Ст 1, Ст 2, Ст 3 всех групп А, Б, В и всех степеней раскисления – “КП”, “ПС”, “СП”) и по ГОСТ 1050 (05кп, 08кп, 08пс, 08, 10кп, 10пс, 10, 15кп, 15пс, 15, 20кп, 20пс, 20), во всех пространственных положениях (кроме вертикального сверху вниз для электродов диаметром 5,0 мм).

• Электроды МОНОЛИТ РЦ отличаются от аналогичных товаров других производителей уменьшенной величиной выделений и интенсивностью образования сварочного аэрозоля и марганца при сварке металла. Это было достигнуто путём подбора высококачественного сырья и высоким уровнем контроля технологических процессов при производстве электродов. Институтом электросварки им. Е.О. Патона НАН Украины и Институтом медицины труда АМН Украины подтверждено, что выделение марганца снижено более чем на 30%, выделение вредных веществ в сварочном аэрозоле более 28%.
• Электроды МОНОЛИТ РЦ отличаются легким начальным и повторным зажиганием, мягким и стабильным горением дуги, обеспечивают малые потери металла от разбрызгивания, равномерное плавление покрытия, отличное формирование металла шва, легкую отделимость шлаковой корки.
• Позволяют выполнять сварку на предельно-низких токах. Для электродов малого диаметра сварка может производиться от источников питания, включаемых в бытовую сеть.
• Легкое обращение с электродами дает возможность выполнять сварку начинающим сварщикам.
• Сварка в труднодоступных местах. Возможность сгибать электрод без повреждения обмазки.
• Возможно сваривание по окисленным, масляным и окрашенным поверхностям.

Особенности электродов МОНОЛИТ РЦ

• Легок в применении. Сварка легко производится сварщиком БЕЗ КВАЛИФИКАЦИИ, начинающим сварщиком-любителем. Чувство легкости и удобства в процессе сварки.
• Сварка на ПРЕДЕЛЬНО НИЗКИХ ТОКАХ. Для любого сварочного аппарата.
• СВАРКА С КОМФОРТОМ. Электрод не залипает, не гаснет, шлак отделяется легко, самопроизвольно.
• Не страшны броски напряжения в сети. Важный момент для любительской сварки.
• ТОКСИЧНОСТЬ СНИЖЕНА. Электроды МОНОЛИТ РЦ отличаются от аналогичных товаров других производителей уменьшенной величиной выделений и интенсивностью образования сварочного аэрозоля и марганца при сварке метала
• Сварка во всех без исключения положениях.
• Не требуют прокалки перед сваркой.
• Помимо российских сертификатов электрод сертифицирован европейским сертификатом качества СЕ.
• Применение: в быту, в пищевой и химической промышленности, в строительстве, в машиностроении, ремонт машин, заваров стыков, подварка различных деталей, в сельском хозяйстве.

Параметры сварки электродами МОНОЛИТ РЦ

• Коэффициент наплавки 8,5 – 9,5 г/А.ч. Расход электродов на 1 кг наплавленного металла 1,75 кг.
• Электроды марки МОНОЛИТ РЦ предназначены для сварки угловых, стыковых, нахлесточных соединений из металла толщиной от 3 до 20 мм.
• Электроды малочувствительны к качеству подготовки кромок, наличию ржавчины и других поверхностных загрязнений.

При монтажной сварке возможна работа во всех пространственных положениях без изменения сварочного тока. Сварка вертикальных швов способом «сверху-вниз» производится короткой дугой или опиранием. Не следует допускать затекания шлака впереди дуги. Для этого угол подъема электрода к вертикали должен составлять 40 – 70°. В нижнем положении электрод рекомендуется наклонять в направлении сварки на 20 – 40° от вертикали.

Прокалка перед сваркой: При нормальных условиях хранения не требуют прокалки перед сваркой. В случае увлажнения прокалка: 110±10оС 25-30 мин.

Диаметр электродов МОНОЛИТ РЦ, мм	Длина электродов МОНОЛИТ РЦ, мм	Сварочный ток, A	Напряжение дуги, В	Масса (кг) наплавленного металла / масса (кг) электродов	Количество электродов / масса наплавленного металла (шт/1кг)	Масса (кг) наплавленного металла/ время работы дуги (час)	Время сгорания, сек/электрод
2.0	300	40-80
2.5	350	50-90
3.0	350	70-110
3.2	350	80-120
4.0	450	110-170
5.0	450	150-220

Сварку проводить постоянным током любой полярности (рекомендуется обратной, «+» на электроде) или переменным током от трансформатора с напряжением холостого хода не менее 50 В.

Сварочные электроды по алюминию

Ручную сварку покрытыми алюминиевыми спецэлектродами по алюминию применяют в основном при изготовлении и ремонте малонагруженных конструкций и деталей с толщиной элементов не менее 3 мм из технического алюминия, деформированных и литейных алюминиевых сплавов.

На протяжении многих лет в промышленных масштабах используют электроды по алюминию марок ОЗА-1, 
ОЗА-2, ОЗАНА-1, ОЗАНА-2. Электроды ОЗА-1 со стержнем из проволоки Св-А1 предназначены для сварки технического алюминия, электроды ОЗА-2 со стержнем из сплава Св-АК5 — для сварки и наплавки, а также заварки брака литья на литых сплавах, например Ал2, Ал4. Однако из-за низкой прочности и высокой гигроскопичности покрытия, сильного разбрызгивания металла при сварке, плохой отделяемости шлаковой корки, невысокого качества швов и необходимости высокотемпературного подогрева свариваемого металла они не удовлетворяют современным требованиям.

В ИЭС им. Е.О.Патона в 2001 году разработаны новые электроды для сварки алюминия серии УАНА и освоено их производство. Они предназначены для дуговой сварки и наплавки конструкций и деталей из деформируемых литейных алюминиевых сплавов. Одновременно были разработаны и освоены электроды по алюминию и для сварки алюминия ОЗАНА-1, ОЗАНА-2 .

Коэффициент наплавки электродов по алюминию группы ОЗАНА 8г./Ач. Расход электродов на 1 кг наплавленного металла 2,0-2,2 кг. перед употреблением электроды необходимо прокалить при температуре 150°С в течении 0,5ч. После прокалки должны храниться в герметичной упаковке. Время между прокалкой и сваркой не должно превышать 24 ч.

   Кромки свариваемого металла рекомендуют подогреть газовым пламенем или в печи. Температуру предварительного подогрева выбирают в зависимости от марки и толщины свариваемых деталей. Следует учитывать, что для алюминиевых сплавов режимы сварки и температура предварительного подогрева приведены ориентировочно, так как вследствие большой теплопроводности на выбор параметров сварки, кроме толщины металла и химического состава, значительно влияют конфигурация и размеры изделия. Сварку по алюминию выполняют на постоянном токе обратной полярности. В качестве источника питания следует использовать инверторный сварочный выпрямитель типа Сварочный инвертор Lincoln Electric Arcweld 200i-S:  с круто подающей вольт-амперной характеристикой и плавной регулировкой напряжения на дуге.  При двухсторонней сварке металла толщиной до 10 мм разделку свариваемых кромок обычно не производят. Наиболее приемлемым типом сварного соединения является стыковое. Сварку внахлёст и тавровых соединений обычно избегают, так как в этих случаях возможно затекание шлака в зазоры, из которых его трудно удалить при промывке после сварки. Наличие шлака в зазоре может вызвать коррозию. Шлак, как правило, удаляют при помощи щёток и горячей воды. Электроды для сварки алюминия ОЗАНА обеспечивают высокую стабильность горения дуги, хорошее формирование шва, в том числе и в вертикальном положении, лёгкую отделяемость шлаковой корки и высокие механические свойства металла шва. Сварочные электроды по алюминию или электроды для сварки алюминия и алюминиевых сплавов, электроды ОЗАНА-1; ОЗАНА-2  отлично зарекомендовали себя во многих отраслях.

Режимы сварки сварочными электродами по алюминию ОЗАНА-1;ОЗАНА2.

Параметр		Диаметр электрода, мм
		3,0	4,0	5,0
Рекомендуемые значения тока ,А.		60-90	90-125	120-150
Толщина свариваемого металла, мм.		до 10	до 10	до 10
Рекомендуемая температура свариваемого металла, С°.		200	200	200
Примечание.	*Требуется очистка кромок до металлического блеска. ** Прокалка перед сваркой 150С° 0,5ч.

Размещение электродов

— Десятки единиц

Используйте эту таблицу размещения устройства TENS в качестве удобного справочного руководства при размещении электродов TENS или EMS на теле во время обезболивающих. Если вы проконсультируетесь с медицинским работником по поводу использования устройства TENS, он, вероятно, сможет помочь вам в дальнейшем определить наилучшее место для размещения электродов при ваших конкретных болевых симптомах. Размещение электродов в правильном месте — это первый шаг к достижению максимальной пользы от вашего устройства TENS или EMS.

Дополнительная информация по электродам

1. Электрод для ухода за кожей
2. Применение самоклеящихся электродов многоразового использования

Используйте эту таблицу в качестве справочной информации при размещении электродов единиц десятков или электронных единиц измерения. Если вы проконсультируетесь с медицинским работником об использовании десятков единиц, они, вероятно, смогут помочь вам в дальнейшем определить, где разместить электроды единиц десятков.

Также настоятельно рекомендуется прочитать нашу документацию тем, кому не следует использовать устройства TENS и EMS.

Электрод для ухода за кожей

1. Промойте участок кожи, на который вы будете устанавливать электроды, мягким мылом и водой перед наложением электродов и после их снятия. Обязательно тщательно смойте мыло и хорошо высушите кожу.
2. Лишние волосы можно подстричь ножницами; не брейте зону стимуляции.
3. Протрите область препаратом для кожи, рекомендованным врачом. Дайте высохнуть. Установите электроды, как указано.
4. Многие проблемы с кожей возникают из-за «растягивающего напряжения» из-за чрезмерного натяжения липких пластырей по коже во время нанесения.Чтобы предотвратить это, накладывайте электроды от центра к краю; избегайте растягивания по коже.
5. Чтобы свести к минимуму «растягивающее напряжение», прикрепите к коже петлей дополнительные отрезки проводов, чтобы предотвратить натягивание электродов.
6. При снятии электродов всегда снимайте их, потянув в направлении роста волос.
7. Если электроды не надеты, может быть полезно натереть кожу лосьоном на месте установки электродов.
8. Никогда не накладывайте электроды на раздраженную или поврежденную кожу.

Применение самоклеящихся электродов многоразового использования

Приложение

1. Тщательно очистите и высушите кожу в предписанном месте водой с мылом перед наложением электродов.
2. Вставьте провод отведения в контактный разъем на предварительно подключенных электродах.
3. Снимите электроды с защитной пленки и плотно приложите электроды к месту лечения.

Удаление

1. Подъем на краю электродов и отслоение; не тяните за провода отведений, так как это может повредить электроды.
2. Поместите электроды на лайнер и снимите отводящий провод, одновременно скручивая и вытягивая.

Уход и хранение

1. Между использованием храните электроды в запечатанном пакете в сухом прохладном месте.
2. Может быть полезно улучшить повторное нанесение, нанеся несколько капель холодной воды на клей и перевернув поверхность, чтобы она высохла на воздухе. Чрезмерное насыщение водой снизит адгезионные свойства.

Очень важно!

1. Не наносить на поврежденную кожу.
2. Электроды следует выбросить, если они больше не прилипают.
3. Электроды предназначены только для одного пациента.
4. При появлении раздражения прекратите использование и обратитесь к врачу.
5. Перед нанесением ознакомьтесь с инструкцией по применению самоклеящихся электродов.

Электрокомпенсированные, похожие на татуировки электроды для эпидермальной электрофизиологии в масштабе

ВВЕДЕНИЕ

Электрофизиологические исследования, такие как электрокардиограмма (ЭКГ), поверхностная электромиограмма (пЭМГ) и электроэнцефалограмма (ЭЭГ), повсеместно встречаются на поверхностях кожи человека. Электрические импульсы, генерируемые многочисленными кардиостимуляторами и нейронами, передаются через сложный трехмерный (3D) объем электропроводящих тканей и кожи, в конечном итоге становятся пространственно-временными электрическими потенциалами на поверхностях кожи, как показано на рис.1А. Мы провели многоканальное измерение на верхней части тела, показанной на рис. S1A, чтобы продемонстрировать сложность электрофизиологии эпидермиса на больших площадях. На рисунке S1B представлены четыре снимка измеренных распределений поверхностного потенциала руки, груди и брюшной стенки, которые получены как от сердечной, так и от мышечной активности. Когда левая рука подняла диск весом 2 кг, а правая схватила ручной динамометр с силой 10 кг, амплитуда потенциала грудной клетки изменилась с -2,62 до 1,34 мВ всего за 0,06 с. Многоканальная эпидермальная электрофизиология широко используется в качестве мощного диагностического и исследовательского инструмента для мониторинга и изучения мозга, сердца и различных мышц ( 1 ).Например, ЭКГ в 12 отведениях — это стандартная клиническая процедура для неинвазивной диагностики аритмий и других сердечных заболеваний. Хотя гелевые электроды Ag / AgCl являются текущими золотыми стандартами эпидермальной электрофизиологии, известно, что гель раздражает кожу и легко высыхает, что ограничивает их длительное использование. Более того, использование нескольких гелевых электродов для многоканальной электрофизиологии включает несколько проводов отведений и кнопок-защелок (рис. S1A) ( 2 ), что существенно снижает комфорт, мобильность и качество сигнала при движении ( 3 ).В результате на протяжении многих лет было разработано множество сухих электродов, включая жесткие коробки с металлическими подушечками (например, носимая система ЭМГ Delsys Trigno Avanti), металлические пленки на пластике ( 4 ), углеродные композиты ( 5 ) и проводящие ткани ( 6 ). Однако сухие электроды обычно страдают от плохой интеграции с кожей, низкого отношения сигнал / шум ( 7 ) и небольшой площади покрытия ( 8 ).

Рис. 1 Иллюстрация эпидермальной электрофизиологии в масштабе.

( A ) Схема пространственно изменяющейся электрофизиологии поверхности кожи, возникающей в результате деятельности внутренних мышц и органов. ( B ) Фотография эпидермальных электродов на теле. Фото: Юхуа Ван, Государственная ключевая лаборатория цифрового производственного оборудования и технологий, Хуачжунский университет науки и технологий и Исследовательский центр гибкой электроники, Хуачжунский университет науки и технологий. ( C ) Нитевидная змеевидная сеть с открытой сеткой не препятствует потоотделению и испарению пота.Фото: Чао Хоу, Государственная ключевая лаборатория цифрового производственного оборудования и технологий, Хуачжунский университет науки и технологий и Исследовательский центр гибкой электроники, Хуачжунский университет науки и технологий. ( D ) Оптические микрофотографии двух нитевидных змеевиков, соответствующих топологии отпечатков пальцев. Фото: Линь Сяо, Государственная ключевая лаборатория цифрового производственного оборудования и технологий, Хуачжунский университет науки и технологий и Исследовательский центр гибкой электроники, Хуачжунский университет науки и технологий.( E ) Нитевидная змеевидная лента развевается на ветру, как одна нить паучьего шелка. Фото: Чао Хоу, Государственная ключевая лаборатория цифрового производственного оборудования и технологий, Хуачжунский университет науки и технологий и Исследовательский центр гибкой электроники, Хуачжунский университет науки и технологий.

С развитием новых мягких материалов ( 9 — 11 ) и механических конструкций ( 12 — 14 ), появляются ультратонкие и мягкие для тканей электронные оболочки ( 15 , 16 ) или Эпидермальная электроника ( 12 , 13 , 17 ) продемонстрировала значительно улучшенную прилегаемость кожи и комфорт.Тем не менее, есть три основных задачи по их расширению для электрофизиологии больших площадей. Во-первых, большинство существующих эпидермальных электронных устройств имеют размер в несколько сантиметров, что ограничено процессами их изготовления. Последним достижением в области создания тату-электродов большой площади стали многоканальные ЭЭГ-электроды для всей кожи головы, изготовленные на 8-дюймовой кремниевой пластине ( 17 ). Однако микротехнология на больших пластинах является дорогостоящей и трудной для дальнейшего масштабирования. Во-вторых, без достаточно толстых инкапсулирующих слоев протяженные межсоединения в прямом контакте с кожей, также называемые открытыми эпидермальными межсоединениями (EEI), могут собирать нежелательные, но существенные биопотенциалы, которые мешают сигналам, собираемым измерительными электродами ( 7 , 18 ).Наконец, геометрически неразвивающаяся природа поверхностей кожи человека может вызывать либо предварительное растяжение, либо образование складок на ультратонких электродах во время ламинирования кожи, что ставит под угрозу механическую целостность или совместимость устройств ( 19 , 20 ). Было предложено множество решений для переноса ультратонкой электроники на криволинейные поверхности. Если целевая поверхность является деформируемой, например, в случае цифровой камеры для глаз, то подложка выравнивается до того, как схемы были напечатаны с переносом ( 21 , 22 ).Перенос с помощью воды на неразвивающиеся поверхности широко используется, но морщины и деформации неизбежны ( 23 ). Метод конформно-аддитивного тиснения с использованием надутого баллона в качестве штампа был изобретен как очень универсальный подход к трансферной печати ( 24 ). Однако на этапе печати мягкая поверхность воздушного шара должна растягиваться, чтобы полностью соответствовать трехмерной криволинейной целевой поверхности, что может вызвать нетривиальные деформации (> 1%) в устройствах, как показано в документе.Поэтому ни один из существующих методов трансферной печати нас не устраивает. Существуют дополнительные проблемы, связанные с эпидермальными электродами большой площади, похожими на татуировки, например, как максимизировать воздухопроницаемость кожи, включая испарение пота и рассеивание тепла. Существующие решения включают использование пористой или перфорированной подложки ( 17 , 25 ) или устройств с открытой сеткой без подложки, достаточно тонких, чтобы их можно было прикрепить силами Ван-дер-Ваальса ( 3 , 26 ). Таким образом, создание эпидермальных электродов большой площади без подложки требует новых технологий изготовления, ламинирования кожи и снижения шума, совместимых с масштабом измерения.

В этой статье предлагается комплексное решение для эпидермальных электродов с большой площадью, воздухопроницаемых, механически прочных и высокоточных эпидермальных электродов за счет сочетания масштабируемого производственного процесса, процесса переноса-печати с ограничением деформации и теории компенсации сигналов для подавления собранных сигналов. вверх по EEI. Мы легко расширили наш предыдущий процесс вырезания и вставки для изготовления безосновных, микрометровых растягиваемых эпидермальных электродов ( 3 ) для достижения многоканальной электрофизиологии большой площади.На рисунке 1B показано возможное покрытие наших эпидермальных электродов большой площади на различных частях тела. Эти электроды представляют собой нитевидные змеевидные ленты толщиной 1,2 мкм без подложки, которые делают устройство проницаемым для пота и тепла (рис. 1C), прилегающим к коже (рис. 1D), а также чрезвычайно эластичным и легким, похожим на волокно паучьего шелка (рис. 1E). Математическая концепция, разработка Картана, используется для управления переносом свободных от подложки нитевидных серпантинов на трехмерные криволинейные поверхности кожи без искажений и морщин.Теория компенсации сигнала и соответствующая схема разработаны для устранения электрических помех от длинных EEI. Преимущества этого нового класса эпидермальных электродов будут количественно оценены с точки зрения уменьшения механического напряжения, рассеивания тепла и пота и стабилизации сигналов. Наши эпидермальные электроды были успешно применены для захвата различных биопотенциалов с высокой точностью в масштабе, включая 16-канальную пЭМГ на предплечье для интерпретации языка жестов и управления протезами, 16-канальную пЭМГ на шее для классификации активности (например.g., глотание, жевание и поворот) и 16-канальная ЭКГ на грудной клетке для мониторинга здоровья сердца.

РЕЗУЛЬТАТЫ

Теория компенсации сигнала и экспериментальная проверка

Фотолитографическое производство эпидермальной электроники трудно масштабировать из-за ограничения размеров пластин, масок и инструментов для микротехнологий, таких как центрифуги для нанесения покрытий, камеры вакуумного осаждения и выравниватели масок. В качестве альтернативы, процесс изготовления методом вырезания и вставки, который мы разработали ранее, включает только механический режущий плоттер для формирования рисунка, а также гибкий мат в качестве временной опоры для резки ( 27 ).В результате он имеет множество преимуществ, таких как процесс сушки без масок и пластин, низкая стоимость и масштабируемость. Экспериментальные детали изготовления тату-электродов большой площади методом вырезания и вставки представлены в разделе «Материалы и методы». Однако метод «вырезать и вставить» не может обеспечить селективную инкапсуляцию. Это не является большим ограничивающим фактором при производстве малогабаритной эпидермальной электроники ( 3 , 27 ). Однако, когда межсоединения имеют большую площадь покрытия, чем электроды, как в случае многоканальных эпидермальных электродов, EEI при прямом контакте с кожей может улавливать шумы, которые достаточно велики, чтобы мешать желаемым сигналам.Метод «вырезать и вставить» будет применим к эпидермальной электрофизиологии только после решения этой проблемы.

Поэтому мы предлагаем стратегию компенсации сигнала, чтобы справиться с неинкапсулированными EEI. В этой настройке эпидермальный датчик функционально разделен на две части: модуль сбора данных и модуль компенсации, как показано на рис. S2A. 16-канальный модуль сбора данных предназначен для покрытия большой площади (126 мм на 166 мм; рис. S2B) для многоканальной электрофизиологии.Каждый канал модуля сбора данных включает эпидермальный рабочий электрод (EWE), EEI и эпидермальную компенсационную ветвь (ECB), параллельные каждому EEI (рис. S2C). Компенсационный модуль намного более компактен (68 мм на 42 мм; рис. S2B) и предназначен для устранения нежелательных сигналов, собранных EEI в модуле сбора данных. Все EWE в модуле сбора данных и эпидермальные компенсационные электроды (ECE) в компенсационном модуле представляют собой фрактальную геометрию на основе Пеано ( 13 ), построенную с использованием двух основных элементов, называемых кирпичиками (рис.1D и рис. S2, C и D). Оба типа кирпичей можно штабелировать в горизонтальном или вертикальном направлении. Блоки 1 и 2 предназначены для расширения и поворота вправо / влево соответственно. За исключением направления соединения, оба кирпича обладают одинаковыми характеристиками: размер 4 мм на 4 мм, высокая площадь покрытия (площадь волокна, деленная на общую площадь кирпича) 44,7%, отличная прилегаемость (рис. S3, A и B), огромная растяжимость в автономном режиме (240% для кирпича 1 и 560% для кирпича 2, как показано на рис.S3C) и высокая растяжимость (18%) при ламинировании на коже (рис. S3, от E до H), что соответствует известной деформируемости кожи ( 17 ). Учитывая, что во время изготовления удаление посторонних деталей иногда приводит к переплетению ультратонкого нитевидного электрода с самим собой во время процесса вырезания и вставки, механическая прочность двух кирпичей также позволяет легко восстановить первоначальную форму электрода во время изготовления (рис. S3D). и фильм S1).

Теория компенсации, которую мы хотим предложить, описана на рис.2. Вместо традиционной модели эквивалентной схемы с сосредоточенными параметрами ( 7 , 18 ) мы построили модель эквивалентной схемы с распределенными параметрами через интерфейс кожа-проводник, как показано на верхней левой вставке на рис. 2A. Распределенная модель учитывает площадь электродов и межсоединений, а также кожу и мышцы, покрытые ими. Предполагая полную совместимость, как подтверждено на рис. 1D, импеданс для электрофизиологии представляет собой сумму импеданса двойного электрического слоя, образованного на границе раздела проводник-кожа, и импеданса кожи и мышцы.Поскольку импеданс рогового слоя на несколько порядков выше, чем импеданс дермы и мышцы ( 28 , 29 ), разумно рассматривать электрический потенциал в дерме и мышечном слое как источники напряжения и Предположим, что металлические проводники на коже не влияют на распределение электрического потенциала в дерме и мышцах. Толщина рогового слоя достигает десятков микрометров; следовательно, поперечным током в роговом слое можно пренебречь.Согласно закону тока Кирхгофа, измеряемое напряжение в проводнике равно V = Σi = 1nEiZiΣi = 1n1Zi (1), где E _i — электрический потенциал источника напряжения i и Z _i — полное сопротивление по адресу и .

Рис. 2 Модель компенсации сигнала и экспериментальная проверка.

( A ) Схема EWE, открытых EEI, ECB, ECE и их эквивалентных схем для интерфейса электрод-кожа.( B ) Схема валидационного эксперимента с цветами, обозначающими соединение каналов, и оттенками, обозначающими функциональность электродов. ( C ) ЭКГ измерена в выключенном состоянии и расслабленном предплечье. ( D ) ЭКГ измерена при включенном состоянии и расслабленном предплечье. ( E ) ЭКГ, измеренная при выключении и захвате предплечья. ( F ) ЭКГ, измеренная при включении и захвате предплечья. ( G ) Коэффициент корреляции Пирсона (PCC) относительно силы сцепления.( H ) PCC относительно расстояния L _toEGE между эпидермальным заземляющим электродом (EGE) и ECE. ( I ) Доля длины δ 16 каналов. ( J ) Процесс преобразования ЕЭК. Пунктирный прямоугольник представляет трансформируемость топологии электродов с использованием двух штабелируемых кирпичей.

Уравнение 1 можно разделить на две части: V = (Σi = 1mEiZiΣi = 1m1Zi) EWEΣi = 1m1ZiΣi = 1n1Zi + (Σi = m + 1nEiZiΣi = m + 1n1Zi) EEIΣi = m + 1n1ZiΣ3 и первая часть вторая часть представляет сигналы, записанные EWE и EEI, соответственно.Ясно, что V — это средневзвешенное значение E _i , и, следовательно, могут возникнуть два важных следствия. Во-первых, значения E _i из EEI мешают значениям из EWE. Во-вторых, чтобы точно получить потенциал одной точки, необходимо уменьшить площадь EWE, потому что измеренное значение V отражает среднее значение E _i по этой области. Непрерывная форма этой модели предлагается в дополнительных материалах.

Чтобы исключить сигналы, улавливаемые EEI, мы проектируем ECB той же длины, что и EEI, так, чтобы он был близко параллелен EEI (рис. S2C). Однако этот метод, называемый частичной компенсацией, не может полностью устранить шум, как обсуждается в дополнительных материалах. Поэтому дополнительно вводится ECE для подключения к ECB, как показано на рис. 2A. Порядок каналов ECE на рис. S2D соответствует таковому у EWE на рис. S2B. Импеданс ECE рассчитан на Z = 1∫L1L1 + L21zdl (3), где L ₁ и L ₂ — длины нитевидных змеевиков EEI и EWE, соответственно, и z представляет импеданс единицы площади для электрофизиологии, который представляет собой общую сумму импеданса двойного электрического слоя металл-кожа и импеданса рогового слоя.Подробное обсуждение z включено в дополнительные материалы. z может варьироваться в зависимости от расположения тела и от человека к человеку. Чтобы обеспечить однородные электрические свойства кожи (рис. S4A), мы нанесли на кожу проводящий гель толщиной менее 5 мкм перед переносом эпидермальных электродов. Следует отметить, что нанесение слишком большого количества проводящего геля на кожу может снизить импеданс рогового слоя настолько, что будет нарушено ключевое предположение теории компенсации.Мы разработали длину нити ECE, идентичную длине EWE, и предположили, что они имеют аналогичные z из-за нанесения геля. Единственное различие между ECE и EWE заключается в том, что первые требуется ламинировать в месте, где электрический потенциал в слоях дермы и мышцах можно рассматривать как нулевой, также известный как земля (верхняя правая вставка на рис. 2A).

Принимая δ = L2L1 + L2 как долю длины EWE, фактически измеренный сигнал связан с сигналом, принимаемым EWE через V = VEWE ∙ δ + Vothernoise (4)

Таким образом, очевидно, что безразмерный параметр δ следует выбирать осторожно, чтобы другие фоновые шумы (например,g., тепловые шумы) не будут подавлять желаемый сигнал. Фоновые шумы будут исследованы позже.

Чтобы подтвердить эту теорию компенсации сигнала, мы провели тщательно спланированный эксперимент, как показано на рис. 2В и рис. S4B. Наша основная цель состояла в том, чтобы количественно оценить, а затем исключить влияние пЭМГ на ЭКГ с помощью этой стратегии. ЭКГ, благодаря своим узнаваемым особенностям, таким как зубцы P, Q, R, S и T, была собрана EWE в качестве целевого сигнала; в то время как пЭМГ, которая имеет более высокую частоту и меньшую амплитуду, была собрана EEI как шум, добавленный к ЭКГ.

Цветные прямоугольники на рис. 2В соответствуют тем же цветным, но увеличенным волокнистым змеевиковым блокам на рис. S4B. Разные цвета прямоугольников представляют разные соединения каналов, а разные оттенки представляют разные типы электродов. Пластыри 1 и 2, каждая из которых содержит три EWE, были прикреплены к двум противоположным сторонам грудной клетки на расстоянии 10 см для сбора ЭКГ. Патчи 3 и 4, каждый из которых содержит два электрода sEMG для имитации EEI и один ECB, были прикреплены к двум предплечьям для сбора sEMG.Пластырь 5, включающий два электрода ECE и один эпидермальный заземляющий электрод (EGE), был прикреплен в правом нижнем углу живота, где биопотенциал обычно считается стабильным. В каждом участке проводящие части состояли из группы близко параллельных нитевидных серпантинов одинаковой длины и одинаковой ширины, как показано на увеличенном виде на рис. S4B. Более подробные геометрические конструкции этих пятен обсуждаются в разделе «Материалы и методы».

Подключение электродов немного сложно, поэтому подробно описывается ниже.Два серых EWE на участках 1 и 2 были подключены к каналу 1 для сбора чистой ЭКГ. Два электрода sEMG оранжевого цвета на участках 3 и 4 были подключены к каналу 2 через два EWE оранжевого цвета на участках 1 и 2, соответственно, для сбора нескомпенсированной ЭКГ с наложением sEMG на ЭКГ. Положительный порт канала 3 (светло-синий) был подключен к синим EWE в области 1 (правая грудь) и электроду sEMG (называемому EEI) в области 3 (правая рука). Отрицательный порт канала 3 был подключен к ECB в патче 3 и к правому ECE в патче 5 через переключатель.Аналогичные подключения были реализованы для темно-синего канала 4 над левой частью корпуса. Выходные сигналы из каналов 3 и 4 пропускались через второй дифференциальный канал, канал 5. Выходной сигнал из канала 5, деленный на δ, считался компенсированной ЭКГ, когда переключатели были включены, и частично компенсированной ЭКГ, когда переключатели были выключены. Более подробная информация о теории компенсации и схемотехнике представлена ​​в дополнительных материалах.

Выходные сигналы каналов 1, 2 и 5 показаны на рис.2 (от C до F). Черная, оранжевая, зеленая и синяя кривые представляют чистую, нескомпенсированную, частично компенсированную и компенсированную ЭКГ соответственно. Когда предплечье было полностью расслаблено, на предплечье не было пЭМГ; следовательно, все три канала сигналов ЭКГ оказались очень похожими, независимо от того, выключен ли переключатель на участке 5 (частично скомпенсирован; рис. 2С) или включен (скомпенсирован; рис. 2D). Однако, когда участник намеренно напрягал мышцы предплечья захватом, пЭМГ проявлялась как шум, наложенный на ЭКГ как на некомпенсированной, так и на частично компенсированной ЭКГ (рис.2E). Напротив, компенсированная ЭКГ оставалась такой же чистой, как и чистая ЭКГ, несмотря на загрязнение пЭМГ (рис. 2F и видеоролик S2), что успешно подтвердило нашу стратегию компенсации.

Для дальнейшей количественной оценки эффективности компенсации мы используем коэффициент корреляции Пирсона (PCC) для количественной оценки сходства измеренного сигнала с чистой ЭКГ. Определение PCC включено в Дополнительные материалы. Ожидается, что более сильное загрязнение пЭМГ снизит ОКК. Участника попросили взять динамометр разной силы, чтобы настроить амплитуду пЭМГ.На рисунке 2G показано, что по мере увеличения силы захвата PCC компенсированной ЭКГ (синяя кривая с треугольными маркерами) оставалась больше 0,92 (ее среднее значение составляет 0,93), тогда как PCC некомпенсированной ЭКГ (красная кривая с квадратными маркерами) и частично компенсированной ЭКГ. (зеленая кривая с круглыми точками) заметно уменьшилась. Эти результаты дополнительно подтвердили, что схема компенсации способна устранять как слабые, так и сильные шумы. Кроме того, ECE следует размещать в зоне с нулевым потенциалом, то есть рядом с EGE.ECE не следует напрямую подключать к EGE, так как полное сопротивление ECE должно совпадать с импедансом EWE, как упоминалось ранее. Теоретический анализ в дополнительных материалах показывает, что градиент потенциала вблизи EGE и расстояние от L _{до EGE} между ECE и EGE являются двумя ключевыми факторами, влияющими на точность компенсации. Поэтому мы также использовали PCC для изучения влияния расстояния между ECE и EGE. Кривые на рис. 2H показывают, что если значение L _toEGE было больше 6 см, то PCC компенсированной ЭКГ существенно снизился как для умеренной (5 кг; зеленый), так и для сильной силы захвата (20 кг; красный).Следовательно, 6 см считается максимально допустимым расстоянием для применимости теории компенсации. Следует отметить, что максимально допустимое расстояние пЭМГ на статичных мышцах можно принять равным 6 см, потому что ЭКГ намного сильнее, чем пЭМГ, и, следовательно, его пространственный градиент также больше на статичных мышцах.

С приведенными выше теоретическими и экспериментальными установками мы должны пересмотреть конструкцию электродов, чтобы завершить картину. Есть два конкурирующих электрических соображения, которые определяют размер EWE.С одной стороны, меньший размер EWE означает более высокое пространственное разрешение для электрофизиологии. С другой стороны, эффект дисконтирования δ, заданного формулой. 4 требует большего размера EWE по сравнению с EEI. Баланс между двумя аспектами помогает установить оптимальный размер EWE. После того, как размер EWE установлен, конструкция ECE должна соответствовать следующим двум требованиям: (i) ECE должен иметь строго такое же покрытие площади электрода, что и соответствующий EWE, (ii) L _toEGE всех ECE должен быть меньше чем 6 см.С механической точки зрения предполагается, что растяжимость всех электродов будет соответствовать растяжимости кожи человека. Структуры, вдохновленные фракталом, способны уравновесить компромисс между покрытием площади и растяжимостью ( 13 , 14 ). Следовательно, мы используем фрактальные схемы вместе с кривыми заполнения пространства, такими как кривые Пеано, для проектирования наших электродов, как показано на рис. 2 (I и J). Основная причина, по которой мы не использовали обычные серпантины в форме подковы в качестве кривой заполнения, заключается в их низком коэффициенте заполнения площади.Например, когда отношение ширины ленты к радиусу дуги равно 0,2, максимальный коэффициент заполнения площади составляет только 24,05% для серпантинов в форме подковы (подробности см. В дополнительных материалах). Вторая причина заключается в том, что для размещения элементарных ячеек в разных направлениях требуются разные переходные блоки, что отрицательно сказывается на общей конструкции электродов многих каналов. Наша конструкция электрода имеет две интересные особенности: (i) неоднородная ширина ленты для увеличения степени заполнения площади (до 44.7%) и (ii) две стандартные элементарные ячейки с одинаковым коэффициентом заполнения площади, но разной ориентацией штабеля — дополнительный кирпич (кирпич 1) и поворотный кирпич (кирпич 2) (рис. 1D). Преобразуемая топология электродов, показанная в пунктирной рамке на фиг. 2J, дополнительно обеспечивает два основных преимущества для конструкции устройства. Безразмерный коэффициент δ можно легко настроить, изменив количество кирпичей в соответствии с длиной EEI. Безразмерный коэффициент δ каждого канала обозначен на рис. 2I. Кроме того, вместо простого копирования EWE (рис.2J, вверху), топология ECE трансформируется, чтобы быть ближе к EGE, используя то же общее количество, но другую комбинацию блоков 1 и 2 (рис. 2J, внизу). Например, EWE в канале 1 состоит из 5 блоков 1 и 7 блоков 2 (рис. S2B), а соответствующий ECE включает 10 блоков 1 и 2 блоков 2 (рис. S2D). В результате максимальное L _toEGE ECE уменьшается с 8,8 до 3,2 см, что ниже максимально допустимого расстояния в 6 см. Различные комбинации кирпичей 1 и 2 также влияют на растяжимость электрода.Мы изучили этот эффект с помощью моделирования методом конечных элементов (МКЭ) электрода, состоящего из девяти кирпичей, хорошо прикрепленных к коже. Мы изменили количество кирпичей 2 в этом электроде от четырех до шести и растянули кожу на 18% в горизонтальном или вертикальном направлениях. Результаты МКЭ на рис. S5 (от A до C) показывают, что максимальная деформация материала электрода не уменьшается монотонно с увеличением количества кирпичей 2. Кажется, существует оптимальная конфигурация, в данном случае пять единиц кирпича 2.Это интересное открытие, которое заслуживает более глубокого изучения в будущем.

Для изучения шума, вызываемого L _toEGE в самом уплотненном модуле компенсации, мы измерили шум между EGE и каналом (CH) 8, самым дальним ECE в модуле компенсации, как показано на рис. S2D. Мы выбрали три части тела для проведения измерений: верхнюю часть руки, правую верхнюю часть спины и правую нижнюю часть живота. Верхняя часть руки и правая верхняя часть спины — это места, где модуль компенсации остается при измерении sEMG предплечья и шеи, соответственно, в то время как нижняя правая часть живота является местом, где модуль компенсации размещается при измерении ЭКГ на груди.На рис. S6 видно, что шум как в верхней части руки (~ 2 мкВ), так и в верхней правой части спины (~ 3 мкВ) намного меньше, чем в правой нижней части живота. Крошечный шум, собираемый компенсационным модулем в верхней части руки и верхней правой части спины, может быть незначительным для измерений sEMG (эмпирически не менее 15 мкВ). Хотя шум в правом нижнем углу живота составляет ~ 8 мкВ, он все же может быть незначительным по сравнению с величиной измеренной ЭКГ (не менее 100 мкВ, как показано на рис. S13B). Следует отметить, что может потребоваться отрегулировать максимально допустимое расстояние, если компенсационный модуль размещен на груди, поскольку текущее максимально допустимое расстояние определяется для правой нижней части живота (рис.S4B).

Разработка Картана и печать с переносом Картана

Стратегия компенсации преодолевает электрическую проблему, уникальную для электроники, напоминающей татуировку большой площади, — шумы, улавливаемые длинными EEI. В этом разделе мы рассмотрим механическую проблему — как добиться высокопроизводительного переноса электродов, похожих на татуировки с большой площадью, на трехмерные криволинейные поверхности кожи. Это не большая проблема для электроники эпидермиса небольшой площади, так как кожа может быть локально приближена к плоской или цилиндрической.Однако комплексные распределения гауссовой кривизны всей грудной клетки (рис. S7A) и всего предплечья (рис. S7B) показывают, что эти поверхности больше нельзя рассматривать как складывающиеся поверхности, то есть гладкие поверхности с нулевой гауссовой кривизной. В результате электроды будут подвергаться воздействию сложных полей деформации, которые могут привести к трещинам или складкам после прямой трансфертной печати (DTP). Чтобы преодолеть эту проблему, мы предлагаем новую процедуру переноса, основанную на кривых Картана, как показано на рис.3А. Чистое качение цилиндра имеет важную особенность: путь вращения S ( t ) в одной точке обода в момент времени t равен пути s ( t ). ) центра цилиндра. Как показано на верхней левой панели на рис. 3A, если s ( t ) рассматривается как устройство, которое нужно перенести на цилиндр, то эта особенность предполагает, что устройство не деформируется по длине после переноса в субстрат.Мы расширили эту концепцию на трехмерное пространство, где сфера катится по плоской траектории r ( t ) в момент t , а кривая, соединяющая точки контакта на сфере, соответственно, составляет R ( t ), как показано на нижней панели фиг. 3A. Трехмерная кривая R ( t ) может рассматриваться как плоская кривая r ( t ), нанесенная на сферическую поверхность путем чистой прокатки.Как показано в дополнительных материалах, кривая до и после трансфертной печати имеет следующие характеристики: ds∣ = ∣dS∣ (5) κg = κG (6), где ∣ d s ∣ и ∣ d S ∣ — длины бесконечно малых дуг r ( t ) и R ( t ) соответственно. κ _g — кривизна r ( t ), тогда как κ _G — геодезическая кривизна R ( t ), как обозначено в правом верхнем углу рис.3А. Кривая r ( t ) является развитием Картана R ( t ) ( 30 , 31 ). Как поверхность качения, так и неподвижная поверхность могут быть расширены до произвольных непрерывных поверхностей, что доказано в дополнительных материалах.

Рис. 3 Картановая трансфертная печать эпидермальных электродов большой площади.

( A ) Схема трансфертной печати Картана (CTP). ( B ) Максимальная основная деформация дуг окружности разного радиуса, передаваемая на сферические поверхности разного радиуса посредством DTP и CTP.( C ) Результаты МКЭ кривых, таких как спираль и змеевик, перенесенных на сферические поверхности. ( D ) ОСАГО сложных узоров. ( E ) Оптические изображения передачи шаблонов, напечатанные с помощью CTP (вверху) и DTP (внизу). Голубой — это непереносимый образец. ( F ) Карта гауссовой кривизны шеи (вверху) и электроды, похожие на татуировку большой площади, ламинированные на шее через CTP (внизу). Фото: Юхуа Ван, Государственная ключевая лаборатория цифрового производственного оборудования и технологий, Университет науки и технологий Хуачжун; Исследовательский центр гибкой электроники, Университет науки и технологий Хуачжун.

Поэтому мы разработали длинные змеевидные нити в виде кривых Картана, которые можно перенести на неразвертывающиеся поверхности с помощью печати с переносом Картана (CTP). Наши волокна имеют толщину 1,2 мкм, ширину 300 мкм и длину порядка сантиметров. Для целей моделирования предполагается, что длинные волокна являются балками Эйлера-Бернулли из-за их небольшого отношения ширины к длине (<0,03) и толщины к ширине (0,004). Физический смысл уравнений. 5 и 6 состоят в том, что нет растяжения или сжатия вдоль кривой центра тяжести балки и нет изгиба в плоскости соответственно.Максимальная основная деформация из-за нормального изгиба определяется как ε _max = h / (2 R ) или ε _max = h κ _N /2, где h — толщина балки, R — радиус сферы, а κ _N — нормальная кривизна произвольных непрерывных поверхностей. Очевидно, что можно утверждать, что в направлении толщины можно пренебречь малым изгибом из-за их низкого отношения толщины к радиусу. Кроме того, ε _max является постоянным, независимо от κ _g из r ( t ).

Мы провели аналитическое и численное моделирование, чтобы сравнить деформацию, вызванную CTP, и DTP, общий метод, описанный на вставке к рис. 3B. На рисунке 3B показаны максимальные основные деформации дугообразных лент с разным радиусом переноса, напечатанные на сферы разного размера с использованием CTP или DTP, полученных с помощью FEM или аналитических методов (см. Дополнительные материалы). И МКЭ, и аналитические результаты показывают, что максимальная основная деформация в ленте, передаваемая CTP, на четыре порядка ниже, чем деформации, передаваемые DTP.Контуры деформации, представленные на рис. 3C для спирального и змеевидного переноса ленты, напечатанного на сфере с помощью CTP, также подтверждают близкую к нулю деформацию повсюду на ленте. Обе ленточные структуры широко используются для трехмерной антенны ( 32 ) и межсоединений ( 12 ) в растягиваемой / гибкой электронике. Фильм S3 демонстрирует процесс переноса изогнутой нити в полушарие с помощью CTP.

Для передачи сложных 2D-рисунков, в принципе, мы предполагаем, что поверхность мишени закреплена, а донорная подложка постепенно катится по рисунку, аналогично процессам переноса изогнутой нити на рис.3A, хотя слегка деформирован для достижения локального конформного контакта с целевой поверхностью, как показано на фиг. 3D. Разница между переносом изогнутых нитей и сложных рисунков заключается в том, что пути контакта представляют собой ленты с небольшой, но конечной шириной для последних. Конформная ширина зависит от геометрических свойств поверхности мишени и механических свойств донорной подложки ( 33 ). Большая конформная ширина возможна, если гауссова кривизна поверхности мишени мала или донорная подложка может растягиваться.Однако в соответствии с математикой CTP предпочтительны сгибаемые, но не растяжимые донорные субстраты (нерастяжимая ткань в этой статье). На рисунке S8 и видеоролике S4 представлены подробные инструкции по переносу двумерного поперечного рисунка с гибкой донорной подложки на полусферическую целевую поверхность. Крестообразный рисунок можно разделить на четыре ветви и, таким образом, он был перенесен после четырехкратной регулировки донорной подложки. Влажная ткань (полученные устройства из бумаги для переноса воды, которая поддерживала устройство во время резки), покрытая ветвью 1, сначала была хорошо ламинирована на полусфере, покрытой жидким клеем (этап I).Ткань сушили салфетками для отделения от полусферы, оставляя отпечаток ветви 1 на полусфере (этап II). Во время этапов I и II осторожно избегали соприкосновения других лент с полусферической поверхностью. Ветви 2–4 (этапы с III по VI) можно переносить последовательно путем сгибания и прокатки донорной подложки, аналогично этапам I и II. Наконец, весь узор был полностью перенесен на целевую поверхность (этап VI). Оптические изображения на фиг. 3E отображают перекрестный перенос рисунка, напечатанный CTP (вверху) и DTP (внизу).При наложении перенесенного (темного) и непереносимого (голубого) рисунков видно, что рисунок полностью сохранился с помощью CTP, тогда как рисунок, перенесенный с помощью DTP, был искажен и даже расслоился. Сложность поверхности кожи человека может быть хорошо проиллюстрирована картой гауссовой кривизны поверхности, как показано на верхней панели фиг. 3F. Тем не менее, электроды, похожие на татуировки, с большой площадью могут быть перенесены на кожу без деформации или отслоения, как это видно на нижней панели рис.3F. Несмотря на то, что процесс CTP вызывает незначительную деформацию рисунка, выход CTP зависит от топологии целевых поверхностей. Для почти развертываемых поверхностей, таких как руки и мужская грудь, урожайность высока. Опытный человек может добиться успеха почти на 100%. Однако для неэластичных поверхностей, таких как область шеи, квалифицированный специалист, не знакомый с этой областью, может успешно перенести после трех-четырех испытаний. Мы должны признать, что ручная корректировка донорной подложки не всегда идеально контролируется и может занять довольно много времени.Электроды без подложки могут быть повреждены при трении об одежду. Возможное лекарство, использованное предыдущими исследователями ( 34 , 35 ), — это распыление коммерческой жидкой повязки на электроды, которая после высыхания может образовать прозрачный защитный слой микрометровой толщины.

Характеристика артефактов носимости и движения

Метод CTP позволяет переносить сетку нитевидного змеевика с открытой сеткой на кожу человека конформно без какого-либо субстрата.Таким образом, наши эпидермальные электроды с большой площадью поверхности обладают рядом уникальных преимуществ по сравнению с обычными электродами на подложке. На изображениях на рис. 4А сравниваются эпидермальные электроды большой площади без подложки и электроды, закрепленные на адгезивной полиуретановой (ПУ) подложке толщиной 50 мкм на двух предплечьях одного и того же участника при различных механических деформациях. Очевидно, что, однако, кожа деформировалась, например, при расслаблении локтя, сгибании на 90 ° или повороте на 180 °, электроды без подложки не накладывали механических ограничений на кожу, т.е.е., они были механически незаметны для кожи. Напротив, полиуретановая подложка вызывала морщины на коже при различных деформациях. Даже когда кожа полностью расслаблена, микроскопические морщины все еще существуют. Эти морщины объясняются несоответствием жесткости полиуретана и кожи, а также остаточной деформацией при переносе листа полиуретана на неразвитую поверхность кожи.

Рис. 4 Механические, термические и электрические характеристики эпидермальных электродов большой площади.

( A ) Фотографии и соответствующие оптические микрофотографии эпидермальных электродов большой площади с подложкой и без подложки, прикрепленной к предплечью. Масштабные линейки 1,5 см. Фото: Линь Сяо, Государственная ключевая лаборатория оборудования и технологий цифрового производства, Университет науки и технологий Хуачжун; Исследовательский центр гибкой электроники, Университет науки и технологий Хуачжун. ( B и C ) Контраст температуры и индекса гидратации ламинированного электродами предплечья до и после бега.Фото: Юньчжао Бай, Государственная ключевая лаборатория оборудования и технологий цифрового производства, Университет науки и технологий Хуачжун; Исследовательский центр гибкой электроники, Университет науки и технологий Хуачжун. ( D ) Фоновые шумы гелевого электрода и эпидермальных электродов с подложкой или без нее. ( E ) Шум, вызванный механическим вдавливанием в гелевом электроде и эпидермальном электроде с подложкой или без нее. Фото: Юхуа Ван, Государственная ключевая лаборатория цифрового производственного оборудования и технологий, Университет науки и технологий Хуачжун; Исследовательский центр гибкой электроники, Университет науки и технологий Хуачжун.

Потоотделение и рассеивание тепла — два других важных фактора, влияющих на удобство ношения. На рис. 4В исследуется влияние субстрата полиуретана на температуру предплечья до и после тренировки в течение трех часов. На левое и правое предплечья одного и того же участника были нанесены электроды без подложки и с полиуретановой опорой соответственно. Подробные экспериментальные процедуры описаны в разделе «Материалы и методы». В верхнем ряду рис. 4В показано распределение температуры, измеренное инфракрасной (ИК) камерой, а в нижнем ряду представлена ​​усредненная температура во всем поле с состояниями, помеченными точками.Перед переносом чего-либо на предплечье, то есть состояние I, нормальное состояние, оба предплечья имели одинаковую температуру 34,6 ° C. Через десять минут после переноса обоих типов электродов, т. Е. Состояния II перед бегом, температура правого предплечья (с подложкой из полиуретана) была на 0,78 ° C выше, чем температура левого предплечья (без подложки), из-за тепловой изоляции. эффект пленки ПУ. График средней температуры показывает, что температура на 0,5 ° C (правое предплечье) и 1,5 ° C (левое предплечье) снижается из состояний I в состояние II, что может быть связано с испарением проводящего геля.После 10-минутного бега, т.е. в состоянии III после бега, испарение пота дополнительно охладило кожу по сравнению с состоянием II, и это охлаждение более заметно для электродов без подложки на левом предплечье. После этого температура обоих предплечий постепенно восстанавливалась, как показано на диаграмме, но разница температур между двумя руками составляла до 1,2 ° C, что вызывало заметный дискомфорт в правой руке ( 36 , 37 ). В состоянии IV, т.е. после удаления обоих устройств, температура правого предплечья быстро упала с испарением скопившегося пота и, наконец, совпала с температурой левого предплечья.

Во многих работах показано, что импеданс кожи имеет отрицательную корреляцию с потоотделением ( 3 ), который можно преобразовать в индекс гидратации ( 38 ). Поэтому мы использовали этот параметр для характеристики испарения пота, как показано на рис. 4C. Высокие значения индекса гидратации указывают на усиление потоотделения на поверхности кожи. Как и в тепловом эксперименте, на левом и правом предплечьях участника были нанесены электроды без подложки и на полиуретановой опоре соответственно.Более подробная информация об измерениях представлена ​​в разделе «Материалы и методы». В состоянии I две кривые гидратации сходным образом падали по мере высыхания проводящего геля. В состоянии II после нанесения ПУ пленки на правое предплечье индекс гидратации левого предплечья продолжал снижаться, тогда как индекс гидратации правого предплечья сразу перестал снижаться из-за затрудненного испарения ПУ. В состоянии III, стимулированном высокой комнатной температурой, кожа начала потеть. Однако индекс гидратации левого предплечья оставался стабильным, поскольку секреция и испарение пота уравновешивались без субстрата.По мере накопления пота индекс гидратации правого предплечья начал расти. После 20-минутного бега выделилось много пота. В начале состояния IV индекс гидратации обоих предплечий заметно повышается. Примерно через 200 минут индекс гидратации левого предплечья восстановился до значения, которое было до тренировки. Однако индекс гидратации правого предплечья восстанавливался гораздо медленнее из-за покрытия ПУ. Когда испарение заблокировано, часть пота может реабсорбироваться кожей ( 39 ).Посредством часовых измерений температуры и гидратации был сделан вывод, что эпидермальные электроды большой площади должны быть свободными от субстрата, чтобы свести к минимуму его влияние на естественную физиологию кожи.

Биопотенциалы обычно слабые, от нескольких микровольт до нескольких милливольт. Специфические для эпидермальных электродов большой площади, вырезанных и наклеенных без инкапсуляции межсоединений, сигналы дополнительно ухудшаются безразмерным геометрическим параметром δ. В результате фоновый шум может стать проблемой.Гелевые электроды использовались в качестве золотого стандарта для изучения уровня шума, воспринимаемого эпидермальными электродами ( 40 ). Как показано на рис. 4D, фоновые шумы электродов с подложкой и без подложки составляют всего 5 мкВ, как и у коммерческих гелевых электродов (3 M). Когда кожа неоднократно подвергалась вдавливанию стеклянным стержнем, на рис. 4E и в видеоролике S5 появлялись шипы, вызванные вдавливанием, которые называются артефактами движения. Судя по всему, гелевые электроды наиболее подвержены артефактам движения.Когда они подвергались жесткому вдавливанию, артефакты начинали проявляться на электродах, поддерживаемых подложкой, но все еще отсутствовали на электродах без подложки. Это наблюдение согласуется с ожиданием, что более толстая пленка (в данном случае полиуретановая мембрана) более восприимчива к отслоению поверхности раздела при деформации. Мы также исследовали, как размер и расстояние эпидермальных электродов влияют на их чувствительность к артефактам движения. Мы выбрали CH 1, CH 6, CH 7, CH 10 и CH 11 наших 16-канальных эпидермальных электродов, как показано на рис.S2B, размеры которого отличаются, как показано на увеличенном виде на рис. S9. Они прикреплялись к предплечью участника. Участнику было сказано полностью расслабить мышцу руки, чтобы улавливать шумы, вызванные внешним движением, которое имитируется углублением на коже около каналов 7 и 11, как показано стрелкой на рис. S9. EWE + EEI и ECB (см. Расположение на рис. S2A) были напрямую подключены к положительным и отрицательным портам сбора данных (DAQ) соответственно. На рисунке S9 обозначен потенциал, измеренный на каждом электроде, вызванный вдавливанием кожи.Это показывает, что электроды, расположенные ближе к месту вдавливания, регистрировали более высокие потенциалы, но запись не зависела от размера электрода. Это связано с тем, что в данном месте средний потенциал для разных размеров области одинаков до тех пор, пока электрод не покрывает область со слишком большим градиентом потенциала. Фильм S6 также демонстрирует, что сигналы, измеренные эпидермальными электродами, не содержащими подложки, невосприимчивы к другим типам прикосновений. Помимо артефактов движения, мы также исследовали влияние колебаний температуры и потоотделения на фоновый шум, как показано на гистограмме на рис.S10. Это подтверждает, что мягкое вдавливание, колебания температуры и потоотделение не создают заметных фоновых шумов (шум при 25 ° C установлен в качестве стандарта), но шум, вызванный твердым вдавливанием, примерно в четыре раза выше, чем остальные. Возрастающий шум от мягкого к твердому выступу указывает на то, что следует избегать напряженных упражнений, особенно в случае измерения слабых биопотенциалов, таких как пЭМГ. Таким образом, все наши измерения биопотенциала проводились при движении от слабого до умеренного.Влияние резкого движения на параметр компенсации еще предстоит изучить.

Применение эпидермальных электродов большой площади на коже человека

Чтобы продемонстрировать разнообразные возможности эпидермальных электродов большой площади, мы провели многоканальную электрофизиологию груди, предплечья и шеи. Благодаря высококачественной передаче и высокоточному зондированию мы достигли записи состояния сердца, распознавания языка жестов и протезного контроля, а также классификации активности шеи с помощью sEMG-картирования, как показано на рис.5. Подробная информация о каждом эксперименте представлена ​​в разделе «Материалы и методы».

Рис. 5 Различные области применения наших эпидермальных электродов большой площади.

( A ) Точность классификации 26 алфавитов американского жестового языка (ASL) и жест покоя. ( B ) Одно испытание непрерывного распознавания языка жестов, говорящего «ПРИВЕТ». Фото: Юньчжао Бай, Государственная ключевая лаборатория оборудования и технологий цифрового производства, Университет науки и технологий Хуачжун; Исследовательский центр гибкой электроники, Университет науки и технологий Хуачжун.( C ) Левосторонний человек с ампутированной конечностью, управляющий роботизированным протезом руки. Фото: Юхуа Ван и Ланг Инь, Государственная ключевая лаборатория цифрового производственного оборудования и технологий, Университет науки и технологий Хуачжун; Исследовательский центр гибкой электроники, Университет науки и технологий Хуачжун. ( D — F ) Карты sEMG шеи говорения гласных, глотания, жевания и поворота головы. Фото: Юхуа Ван, Государственная ключевая лаборатория цифрового производственного оборудования и технологий, Университет науки и технологий Хуачжун; Исследовательский центр гибкой электроники, Университет науки и технологий Хуачжун.

Американский язык жестов (ASL) — преобладающий язык жестов, используемый глухими сообществами в Соединенных Штатах и ​​большей части англоязычной Канады. Следовательно, распознавание ASL через sEMG полезно для глухих при взаимодействии с компьютерами и роботами. Шестнадцатиканальная пЭМГ на предплечье регистрировалась с использованием схемы электродов, показанной на рис. S2A. Мы разработали алгоритм машинного обучения для распознавания ASL, подробности этого алгоритма приведены в разделе «Материалы и методы». На рисунке 5A показана точность классификации 26 алфавитов и остальных жестов после проверки.За исключением алфавита S, другие жесты можно классифицировать с очень высокой точностью (более 96%), а некоторые даже со 100%. Средняя точность классификации достигает 97,4%. Низкая точность для алфавита S может быть объяснена сходством с другими алфавитами, такими как A, E, M и N, которые можно улучшить за счет увеличения количества каналов. Распознавание ASL в реальном времени с помощью sEMG было продемонстрировано участником, непрерывно выражающим «ПРИВЕТ», как показано на рис. 5B. Электроды для пЭМГ большой площади также подходят для инвалидов.Левый человек с ампутированной конечностью носил то, что 16-канальные эпидермальные электроды могли многократно управлять роботизированным протезом, чтобы выразить его намерения, такие как «Отдых», «Захват» и «Да» (рис. 5C и фильм S7).

Эпидермальные электроды большой площади также могут успешно покрывать шею человека для получения пЭМГ. На рисунке 5 (от D до F) показаны карты силы шеи с помощью пЭМГ при выполнении различных задач, включая произнесение гласных A, E, I и O, глотание разных объемов воды (10 и 60 мл) или жевание слева / справа. стороны, и поворачивая голову вправо / влево / вперед / назад.Очевидно, что различные задачи демонстрируют различное пространственное распределение пЭМГ. Разнообразие даже произошло в одной и той же задаче (рис. S11, от A до C). Асимметричные карты пЭМГ поворота головы влево и вправо (которые были проверены с использованием гелевых электродов, как показано на рис. S12) показывают, что левая шейная мышца участника намного сильнее, чем правая, что может быть связано с личными привычками использования мышц. . При произнесении гласных обычно получается очень слабая sEMG, тогда как sEMG, связанная с поворотом головы, может быть на два порядка больше.Это осложнение можно объяснить сложным строением шеи человека. Более 20 пар поверхностных и глубоких мышц воздействуют на шейные позвонки вплоть до головы ( 41 ). Таким образом, отображение пЭМГ шеи имеет множество потенциальных применений, таких как реабилитационная речь ( 42 ), оценка нормальных функций глотания ( 43 ), мониторинг скелетно-мышечных симптомов ( 43 ) и манипуляции с роботом с помощью движения головы ( 44 ).

Эпидермальные электроды большой площади также позволяют проводить многоканальную ЭКГ, наиболее распространенный инструмент диагностики сердца. На рисунке S13 (A и B) показаны ЭКГ каждого канала и один репрезентативный период ЭКГ соответственно. ЭКГ каждого канала имеет типичные зубцы P, Q, R, S и T, но с разными амплитудами и формами, демонстрирующими пространственные вариации, и поэтому используется для выявления различных сердечных заболеваний, от аритмий до сердцебиения.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

Процессы изготовления тату-электродов большой площади

Мы разработали модифицированный процесс «вырезать и вставить», как показано на рис.S14. Он начался с ламинирования слоя коммерческой прозрачной пленки из полиэтилентерефталата (полиэтилентерефталата) толщиной 1,1 мкм (Nanyang Technology, Китай) на увлажненной коммерческой бумаге для переноса воды (Shanghai Ziyue Digital Technology, Китай) (рис. S14A). Пленка ПЭТ была металлизирована путем последовательного нанесения хрома толщиной 10 нм и золота толщиной 100 нм после сушки смоченной бумаги. В зависимости от требований к разрешающей способности рисунка проволоки для рисунка металлической ПЭТ-пленки использовался либо лазерный станок (LPKF ProtoLaser U4, Германия), либо механический резак (CE6000-40, GRAPHTEC, Япония) (рис.S14B). Бумага для переноса воды состоит из клеевого слоя и поддерживающей бумаги. Было установлено, что основным компонентом адгезивного слоя является крахмал, который может гидролизоваться α-амилазой (рис. S14G) и, следовательно, использоваться в качестве жертвенного слоя. Гидролиз жертвенного слоя ферментом более эффективен, чем растворение поливинилового спирта (ПВС), работая как жертвенный слой. Статистика на рис. S14H показывает, что эффективность нашего метода как минимум в 16 раз выше, чем у ПВС.Металлический ПЭТ с рисунком отделяется от бумаги с помощью 0,5% раствора α-амилазы (Tianjin Guangfu Fine Chemical Research Institute, Китай) при температуре от 50 до 70 ° C (рис. S14C), а затем плавает на поверхности воды. Лишние части были сохранены по двум причинам. Первая причина — ограничить относительное движение каждой независимой части устройства. Вторая причина — предотвратить деформацию в плоскости из-за поверхностного натяжения воды. В качестве временной подложки или донорной подложки для трансфертной печати кусок ткани помещался на дно воды.Ткань можно только сгибать, поэтому она удовлетворяет требованиям математики CTP. После откачки воды металлический ПЭТ с плавающим рисунком был перенесен на ткань (рис. S14D). После этого были удалены посторонние детали (рис. S14E и ролик S8). Межфазный адгезив между металлическим ПЭТ и временной подложкой чрезвычайно слаб, поэтому удаление необходимо производить осторожно, чтобы избежать переплетения нитевидных электродов. Как только происходит переплетение, уникальная особенность сверхрастяжимости может восстановить самопереплетенные электроды, обсуждаемые в первом подразделе результатов и обсуждения.Фильм S1 показывает одну операцию восстановления. Наконец, устройства были нанесены на криволинейные поверхности кожи с помощью CTP (рис. S14F) после нанесения на кожу тонкого слоя проводящего геля (SignaGel Electrode Gel, США) толщиной менее 5 мкм. Для защиты прикрепленных устройств на кожу распыляли разбавленный раствор проводящего геля (весовое отношение деионизированной воды к проводящему гелю составляет 4). Между тем, электроды с подкладкой из полиуретана, использованные в валидационном эксперименте и во всех экспериментах на рис.4, за исключением потоотделения, были получены способом, предложенным ранее ( 27 ).

Дизайн эпидермальных пятен, использованных в проверочном эксперименте теории компенсации сигнала

Ширина всех нитей составляет 600 мкм, и длины нитей в каждой области идентичны. На участках 1, 2 и 5 длина нити составляет 242,0 мм; в участках 3 и 4 длина нити составляет 427,4 мм. Следовательно, безразмерное геометрическое отношение δ по определению равно 0.362. Общие размеры пятен 1, 2 и 5 составляют 31,4 мм на 30,8 мм, а участков 3 и 4 — 50,8 мм на 38,6 мм, как показано на рис. S4B.

3D-сканирование человеческого тела

Предплечье, грудь и шея участника были сканированы с помощью ручного 3D-сканера (GScan, ZG Technology Ltd.), криволинейная поверхность кожи была реконструирована, и были построены контурные графики гауссовой кривизны после того, как данные о положении точки были импортированы в коммерческое программное обеспечение Geomagic Design X.

Температурные характеристики в течение нескольких часов тату-электродов большой площади

Татуированные электроды большой площади, поддерживаемые подложкой, покрывали всю правую часть участника предплечье и электроды, не содержащие подложки, прикрепляли к точке левого предплечья, аналогичной левой, через 10 мин.Во время состояний I и II участник отдыхал в комнате при комнатной температуре 25 ° C. После обычного бега на открытом воздухе (около 10 мин при 37 ° C) участник отдыхал в той же комнате в состоянии III. Примерно через 160 мин оба устройства были удалены. Температура в течение всего процесса фиксировалась инфракрасной камерой (FLIR T650SC, США). Пленка из полиуретана непрозрачна для инфракрасного света, поэтому исходные данные электродов с подложками были скорректированы для получения температуры кожи, как показано в дополнительных материалах.

Характеристика потоотделения в течение нескольких часов электродов, похожих на татуировку большой площади

В состоянии I два электрода, подобных татуировке большой площади без подложки, были прикреплены к обоим предплечьям, а в начале состояния II — кусок клейкой полиуретановой пленки обернули правое предплечье, имитируя электроды с полиуретановой опорой.Комнатная температура составляла 25 ° C в состояниях I и II. В состоянии III комнатная температура была повышена примерно до 30 ° C. На 105 мин участнику было предложено бежать 20 мин. После этого участник отдыхал в помещении с температурой 25 ° C. В течение всего процесса использовался анализатор импеданса (E4980a, Keysight) для измерения импеданса между каналом 10 и каналом 11.

Подключение к внешнему DAQ-устройству

Стабильное подключение к внешнему DAQ-устройству имеет решающее значение для минимизации контактное сопротивление, особенно для слабых биосигналов.Как показано на рис. S15, легкоплавкий сплав с температурой плавления 45 ° C, при которой может выдерживать человеческая кожа, использовался для сварки соединительных площадок и тонкой медной фольги (10 мкм). Затем медная фольга была подключена к DAQ-карте высокого разрешения (PXIe-4302, National Instruments) через мягкие экранированные провода (максимальный диаметр 300 мкм). Экранированные провода могут значительно подавить шум 50 Гц. Пленка Tegaderm (3M Ltd.) термически изолировала плавящийся сплав, а двусторонние ленты (4902, VHB, 3M Ltd.) армировали сваркой из легкоплавкого сплава.

Распознавание ASL и контроль протеза руки

Модули сбора данных и компенсационные модули были перенесены на все предплечье и на плечо, соответственно, как показано на рис. S16A. Участник повторил каждый алфавит ASL ​​10 раз. Сначала отфильтрованные сигналы были разделены на δ каждого канала, чтобы получить В _EWE после устранения дрейфа базовой линии и шума мощности 50 Гц через фильтр верхних частот с отсечкой 5 Гц и режекторный фильтр. 50 Гц.Кстати, все электрофизиологические данные в этой статье были отфильтрованы с помощью высокочастотного фильтра с отсечкой 5 Гц и режекторного фильтра 50 Гц. Затем две типичные характеристики временной области, включая среднее абсолютное значение и среднеквадратичное значение, и одну типичную характеристику частотной области, среднюю частоту, были извлечены и импортированы во встроенную нейронную сеть распознавания образов в MATLAB. После обучения на половине данных сеть была проверена на оставшейся части, а затем использовалась для выполнения непрерывного распознавания или манипуляции роботизированной рукой.

sEMG Контур активности шеи

Модули сбора данных были перенесены на шею, а компенсационные модули были перенесены на правую верхнюю часть спины, где мышцы оставались неподвижными (рис. S16B). SD был использован для характеристики силы активности шеи после того, как данные sEMG были отфильтрованы и разделены на δ каждого канала, чтобы получить V _EWE , как и в предыдущих экспериментах.

Многоканальная регистрация ЭКГ

Модули сбора данных покрывали грудную клетку, а модули компенсации находились в правом нижнем углу живота, где электрофизиологические сигналы были стабильными (рис.S16C). Сигналы ЭКГ были отфильтрованы и разделены на δ каждого канала, чтобы получить V _EWE , как и в предыдущих экспериментах.

Благодарности: Y.W. благодарит сотрудников LPKF J. Sun и Z. Guo за нанесение лазерного рисунка. Финансирование: Это исследование было поддержано Национальным фондом естественных наук Китая (гранты № 51925503 и 51635007) и программой для молодежной группы HUST Academic Frontier. Н.Л. выражает признательность за поддержку NSF США (грант №1738293). Общие средства определения характеристик предоставляются Лабораторией производства гибкой электроники в Комплексном экспериментальном центре передового производственного оборудования и технологий в HUST. Заявление о соблюдении этических норм: Экспертный совет больницы Тунцзи, Медицинский колледж Тунцзи, Университет науки и технологий Хуачжун утвердил протокол исследования [номер разрешения (2018) IEC (S512), Ухань, Китай]. Все процедуры, выполняемые в исследованиях с участием людей, соответствовали этическим стандартам институционального и / или национального исследовательского комитета, а также Хельсинкской декларации 1964 года и более поздним поправкам к ней или сопоставимым этическим стандартам. Вклад авторов: Теория компенсации сигналов и CTP были разработаны Y.W., Y.H. и N.L. Процессы и эксперименты были разработаны Y.W., Y.Z., Y.B., Y.H. и N.L. и исполняется Y.W., Y.H., L.Y., Y.B., Y.Z., C.H., Z.Ya., H.W., J.M., Y.S., P.D., S.Z., T.D., Z.L., J.R. и L.X. Метод конечных результатов был выполнен Y.W., S.L., Y.H. и C.H. Y.H. и Н. руководил общим исследованием. N.L., Y.W., Y.H., S.L, L.W., L.Y., Y.B. и Z.Yi. способствовал написанию рукописи. Конкурирующие интересы: Y.H., Y.W. и Z.Yi. являются изобретателями по патенту, связанному с этой работой, поданному Хуачжунским университетом науки и технологий (№ CN201710240754.8, подана 13 апреля 2017 г.). Y.H., Y.W., T.D., Y.Z. и Z.Yi. являются изобретателями по заявке на патент, связанной с этой работой, поданной Хуачжунским университетом науки и технологий (№ CN108634936A, поданной 10 мая 2018 г.). Авторы заявляют, что у них нет других конкурирующих интересов. Доступность данных и материалов: Все данные, необходимые для оценки выводов в статье, представлены в документе и / или дополнительных материалах.Дополнительные данные, относящиеся к этой статье, могут быть запрошены у авторов.

Границы | Последняя информация о электродах периферических нервов для нейропротезирования с замкнутым контуром

1. Введение

Ампутация конечности — это процедура, выполняемая тысячам пациентов каждый год, при этом ампутация нижней конечности в основном выполняется пациентам с диабетической периферической нейропатией и травмами [частота 5,1–200 на 10 ⁵ человек в год (Moxey et al., 2011)] и ампутация верхней конечности, главным образом, после травматического повреждения конечности [5 на 10 ⁵ человек в год (Winkler, 2009)], что сильно повлияло на жизнь вовлеченных в нее людей.Благодаря технологическому развитию протезов в последние пару десятилетий качество жизни можно повысить, заменив (частично) отсутствующую конечность управляемым протезом. Однако на практике люди со временем отказываются от протезов, в основном из-за отсутствия сенсорной обратной связи, неудобства при чистке, веса протеза и отсутствия независимого движения отдельных частей протеза (Pylatiuk et al., 2007). Отсутствие сенсорной обратной связи подчеркивает необходимость высококачественных записывающих и стимулирующих электродов для более естественного контроля протеза (Biddiss and Chau, 2007).Для контролируемого движения протеза использовались множественные сигналы от тела. Эти подходы можно условно разделить на контроль протеза на основе центральной нервной системы (ЦНС) и контроль протеза на основе периферической нервной системы (ПНС) (Warren et al., 2016). Хотя подходы, основанные на ЦНС, для контроля протезирования многообещающие в будущем, они выходят за рамки этого обзора. Контроль протеза на основе ПНС может быть далее подразделен на контроль с помощью электромиографических (ЭМГ) электродов и электронейрографических (ЭНГ) электродов.

Основным преимуществом протеза на основе ЭМГ является то, что он требует неинвазивно или минимально инвазивно полученных ЭМГ-сигналов в качестве моторного входа. Однако этот подход предлагает ограниченное количество активных степеней свободы (Ciancio et al., 2016). Кроме того, сенсорная обратная связь в любой форме, кроме визуальной, часто отсутствует или все еще неспецифична, что затрудняет естественное выполнение повседневных задач (Sainburg et al., 1995; Johansson and Flanagan, 2009).

Электроды

ENG обеспечивают избирательную регистрацию и стимуляцию периферических нервов.Это позволяет осуществлять точное управление протезом с помощью обратной связи, имитируя фактическое управление мышцами с обратной связью у здорового человека (Ciancio et al., 2016). ЭНГ-электроды успешно применялись в клинической практике для применения не в нейропротезах, таких как управление мочевым пузырем (Jezernik et al., 2002), опускание стопы (Liberson, 1961), стимуляция блуждающего нерва (McLachlan, 1997; Fisher and Handforth, 1999) стимуляция слухового нерва (Arts et al., 2003). Однако клиническая практика стимуляции периферических нервов для контроля нейропротеза ограничена (Navarro et al., 2005). Нерв и окружающие ткани могут быть повреждены, поскольку электроды ENG касаются нерва или проникают в него, что ограничивает долгосрочную эффективность. Кроме того, для извлечения правильной информации из зашумленных электрических сигналов могут потребоваться сложные алгоритмы декодирования (Cloutier and Yang, 2013).

Следовательно, очень важно выбрать подходящий электрод для периферического нерва. Многие электроды были разработаны для периферических нервов (Warren et al., 2016), и сравнение их характеристик было проведено более десяти лет назад (Navarro et al., 2005), но подробное количественное сравнение (например, долголетия и пространственного разрешения) их использования в нейропротезах в недавней литературе отсутствует. Недавно Spearman et al. (2017) провели обширный обзор интерфейсов периферических нервов, уделяя особое внимание конструкции электродов. В текущем обновлении дается количественное сравнение электродов с упором на производительность. Характеристики электродов для создания сенсорных сигналов и записи моторных сигналов анализируются отдельно. То, как электроды обрабатывают нервы со смешанным сигналом, выходит за рамки этого обзора.

Определены важные требования к электродам, и на основе этих требований будет проанализировано несколько типов электродов. После подробного обсуждения каждого электрода проводится общее сравнение между электродами.

1.1. Важные требования к электродам

Общая пригодность электродов для нейропротезов зависит от свойств нескольких электродов. Взаимодействие между электродом и тканью — основная группа свойств. Важными свойствами в этой группе являются механическое несоответствие между тканью и электродом и возможность покрытия влиять на иммунологическую реакцию ткани.

Передача сигнала — это еще один класс, на который влияют такие свойства электрода, как импеданс и расположение электрода. Однако в этом обзоре различные электроды будут обсуждаться как есть, исходя из двух требований.

Ciancio et al. Обобщены многочисленные требования к конструкции протезной системы, чтобы восстановить двунаправленную связь с PNS и способствовать естественному контролю протеза (Ciancio et al., 2016). На основании этого исследования были выбраны два важных требования для сравнения электродов, по которым доступны обширные количественные данные.

Во-первых, важно, в какой степени электрод может использоваться хронически in vivo . Это означает, что электрод должен уметь извлекать значимые сигналы в течение длительного периода времени. Электрод не должен вызывать хронических физиологических или гистологических повреждений из-за движения по отношению к окружающим тканям, поскольку это может повлиять на долговременные характеристики. Точно так же воспалительная реакция, вызванная материалом электрода, должна как можно меньше влиять на запись или стимуляцию.

Во-вторых, желательно максимальное количество интерфейсов между электродом и нервным волокном, как для различения различных сенсорных ощущений в разных областях конечности, так и для управления разными частями протеза. Однако размещение большого количества электродов может быть нежелательным, и поэтому предпочтительным является высокое пространственное разрешение для ограничения количества электродов.

2. Электроды

В этом разделе обсуждаются различные электроды, основанные на определенных требованиях.Электроды периферических нервов можно разделить на три категории: поверхностные электроды (электроды-манжеты), проникающие электроды (LIFE, TIME и USEA) и регенеративные электроды.

2.1. Манжета электрод

Манжетный электрод — это поверхностный электрод, который оборачивается вокруг нерва (рис. 1А). Он измеряет разницу в электрическом потенциале снаружи нерва во время распространения потенциалов действия. Есть несколько вариантов манжетного электрода. Электрод с разрезным кольцом представляет собой плоское кольцо, разрезанное с одной стороны, чтобы его можно было разместить вокруг нерва (Xue et al., 2015). Неаполь и др. разработали электрод, состоящий из токопроводящих сегментов, встроенных в самоворачивающуюся оболочку из биосовместимой изоляции, которая придает ему свойство «саморазъема» (Naples et al., 1988). Другой вариант — это плоский интерфейсный нервный электрод (FINE), который сглаживает нерв для достижения большей близости к пучкам (Tyler and Durand, 2003) (Рисунок 2). FINE интересен тем, что дает начало множеству методов увеличения пространственного разрешения (Yoo and Durand, 2005; Wodlinger and Durand, 2009).

Рисунок 1 . Схематический чертеж электрода (A) Манжета, электрода (B) LIFE, электрода (C) TIME. Рисунок из Boretius et al. (2010).

Рисунок 2 . Схематическое изображение плоского интерфейсного нервного электрода (FINE). Рисунок воспроизведен с разрешения Graczyk et al. (2016).

В зависимости от структуры электрода манжеты, силикон (например, FINE) и биосовместимые полиимиды (например, электрод с разъемным кольцом) (Dweiri et al., 2017) часто используются для придания формы манжете и изоляции электродов. Площадки для электродов часто изготавливаются из материалов на основе платины (Naples et al., 1988; Dweiri et al., 2017).

2.1.1. Долговечность

Манжетные электроды относительно неинвазивны (по сравнению с проникающими электродами, обсуждаемыми в следующих разделах), что положительно влияет на их долговечность. Christie et al. показали, что большое количество манжетных электродов, хронически имплантированных на периферические нервы человека, может быть стабильным и работать до 10.4 года (срок обучения) (Christie et al., 2017).

FINE оказывают сильное влияние на функциональность нервов в результате механического давления, через изменения миелинизации нервов и плотности аксонов. Однако было показано, что нервы могут восстанавливаться со временем, и электроды не оказывают дальнейшего хронического физиологического воздействия (Tyler and Durand, 2003). Нерву можно значительно изменить форму без длительного физиологического или гистологического повреждения в течение 3 месяцев после имплантации (Leventhal et al., 2006).

2.1.2. Пространственное разрешение

Поскольку манжета не проникает в эпиневрий, трудно добиться высокоселективной записи с отдельных пучков. Однако пространственное разрешение можно увеличить, используя FINE, который изменяет форму нерва и приводит к тому, что электроды располагаются ближе к пучкам.

Кроме того, данные от нескольких электродов рядом с нервом можно использовать для оценки происхождения сигнала с использованием различных методов обработки сигналов, таких как пространственная фильтрация (Wodlinger and Durand, 2009).Совсем недавно был разработан алгоритм байесовского фильтра источника для извлечения сигнала (BSFE), основанный на пространственной фильтрации (Tang et al., 2014). Уодлингер и Дюран идентифицировали до 5 отдельных пучков, используя пространственную фильтрацию при регистрации нервной активности (Wodlinger and Durand, 2011). Исследование Tan et al. удалось стимулировать 10 и 15 уникальных областей рецептов на фантомной руке с помощью электродов, имплантированных на один и два года. Они демонстрируют, что высокая селективность и стабильность могут быть достигнуты за счет экстраневрального интерфейса, который может обеспечивать сенсорную обратную связь для людей с ампутированными конечностями (Tan et al., 2015).

2.2. Продольный внутрипучковой электрод (LIFE)

Продольный внутрипучковой электрод представляет собой гибкий изолированный провод с небольшой неизолированной областью. Проволока хирургическим путем вводится в нерв с помощью круглой иглы, пока не достигнет пучка. Его вводят вдоль пучка, а затем снова зажимают из нерва. Проволока протягивается через вставку до тех пор, пока деизолированная область не окажется рядом с нервными волокнами (Malagodi et al., 1989). Это показано на рисунке 1B.

LIFE состоят из Pt- или Pt-Ir-проводов диаметром 25–50 мкм, изолированных тефлоном или металлизированными кевларовыми волокнами, в основном изолированными медицинским силиконом. Места регистрации представляют собой участки длиной 0,5–1,5 мм, которые остаются неизолированными (Malagodi et al., 1989; Lawrence et al., 2004).

Лоуренс и др. сравнили Pt-Ir LIFE и кевларовые LIFE на полимерной основе и обнаружили, что записывающие характеристики были сопоставимы (Lawrence et al., 2004). Прочность на растяжение и гибкость были лучшими в многожильных кевларовых приборах LIFE, что важно для долговременной записи in situ .

Более поздняя версия LIFEs — это тонкопленочные LIFEs (tfLIFE), основанные на тонкой полиимидной подложке с микрорельефом. Они состоят из очень гибкой нити подложки, на которой можно разместить восемь контактных площадок. Более того, Thota et al. разработали распределенный внутрипучковой мультиэлектрод (DIME), состоящий из нескольких (шести) ЖИЗНЕЙ, которые можно использовать для записи или стимуляции даже более дискретных групп нервных волокон (Thota et al., 2015).

2.2.1. Долговечность

Первые Pt-Ir LIFE были довольно жесткими, что приводило к относительному движению электрода внутри пучка.Это, в свою очередь, привело к постепенному дрейфу зарегистрированной популяции нервных волокон и снижению качества сигнала (Goodall et al., 1991). Наварро и др. показали, что функциональное снижение tfLIFEs из-за хирургической имплантации и механических повреждений было незначительным и обратимым через 3 месяца. Более того, гистологическая оценка на модели крыс через несколько месяцев показала легкую воспалительную реакцию и отсутствие признаков дегенерации нервов (Navarro et al., 2007).

2.2.2. Пространственное разрешение

Несмотря на то, что электроды tfLIFEs содержат 8 отдельных контактных участков, выборочно стимулировать или записывать данные с отдельных пучков с помощью tfLIFE по-прежнему сложно.Электроды находятся только в непосредственной близости от части пучков из-за продольного монтажа LIFE (Kundu et al., 2014a). Это можно увидеть на рисунках 1B, 3. Kundu et al. показали, что tfLIFE может избирательно активировать 2,00 ± 0,89 мышц в исследовании на свиньях (Kundu et al., 2014a).

Рисунок 3 . Схематическое изображение поперечного сечения срединного нерва (не в масштабе) с имплантированным электродом TIME. TIME имеет шесть равноотстоящих контактов с каждой стороны полиимидной петли.Воспроизведено с разрешения Kundu et al. (2014a).

2.3. Поперечный внутрипучковой многоканальный электрод (TIME)

Поперечный внутрипучковой многоканальный электрод (TIME) разработан Boretius et al. в международном «TIME-проекте», финансируемом Европейским Союзом (Boretius et al., 2010). Он предназначен для поперечного введения в нерв. Как заявили его разработчики, он «преследует цели (1) достижения хорошего контакта с нервными волокнами, (2) адресации нескольких пучков в поперечном сечении нерва для получения разумной пространственной селективности и (3) минимизации несоответствия технических материалов. и нервная ткань.»(Боретиус и др., 2010).

Электрод TIME состоит из тонкой полосковой полиимидной подложки с платиновыми электродными площадками. Подложку складывают, чтобы выровнять несколько электродов, и сложенную подложку продевают поперечно через нерв между пучками (рис. 1С, 4). Первоначальная конструкция содержала 10 электродов с межэлектродным расстоянием 230 мкм (Boretius et al., 2010). Электроды TIME уже использовались при сенсорной стимуляции локтевого и срединного нерва в качестве обратной связи для управления протезом руки (Raspopovic et al., 2014).

Рисунок 4 . (вверху) Схематическое изображение реализации двойного свернутого электрода ВРЕМЕНИ через три пучка. (внизу) Фотографии электрода TIME in situ . Масштаб 5 мм. Воспроизведено с разрешения Boretius et al. (2010).

2.3.1. Долговечность

Поскольку одного тонкого устройства может хватить для сопряжения нескольких групп нервных волокон, повреждение хирургической имплантации сводится к минимуму. Это может предотвратить потенциальное повреждение нервов.Kundu et al. исследовали биосовместимость TIME в микроскопическом масштабе и обнаружили слой фиброза вокруг имплантата, но не обнаружили некроза или воспалительных клеток примерно через 30 дней после имплантации (Kundu et al., 2014b).

2.3.2. Пространственное разрешение

Поскольку ВРЕМЯ ориентировано поперечно в нерве (как показано на Рисунке 3), места его контакта лежат в непосредственной близости от множества волокон, принадлежащих к разным пучкам нерва, что должно позволить более специфичную регистрацию и стимуляцию отдельных пучков, чем ЖИЗНЬ. .Хотя TIME был разработан как для селективной стимуляции, так и для регистрации пучков периферических нервов, все исследования с использованием TIME были сосредоточены на его характеристиках стимуляции.

Kundu et al. изучили характеристики стимуляции TIME на модели свиней на животных и смогли избирательно активировать 3,68 ± 1,49 мускулов (Kundu et al., 2014a).

2.4. Матрица наклонных электродов, штат Юта (USEA),

Другой электрод — это электродная матрица штата Юта (UEA), которая состоит из плоскости с набором электродов.Улучшенная версия для периферических нервов — это наклонная версия (USEA), которая представляет собой UEA с электродами разной высоты, позволяя одновременно регистрировать или стимулировать несколько пучков на разных расстояниях от электрода (Рисунок 5) (Branner et al. др., 2001).

Рисунок 5 . Сравнение электродной матрицы (A) штата Юта и матрицы наклонных электродов (B) штата Юта. Воспроизведено с разрешения Branner et al. (2001).

Матрицы 10 на 10 с межэлектродным расстоянием 400 мкм часто изготавливаются из кремниевой подложки, легированной p-примесью, и изолированы с помощью нитрида кремния или стекла.Концы электродов покрыты платиной для создания проводящего слоя (Branner et al., 2001).

2.4.1. Долговечность

Многочисленные исследования оценивали хронические эффекты размещения USEA, выделяя две основные проблемы. Для крепления массива к электроду требуется большое количество проводов, что делает USEA хрупким (Warwick et al., 2003; Branner et al., 2004). Кроме того, большое количество проникающих электродов может вызвать хроническое повреждение нерва из-за движений окружающей ткани.В частности, качество записи снижается со временем из-за образования соединительной ткани (Branner et al., 2004). Частично эти проблемы можно решить, сделав устройство беспроводным (Sharma et al., 2012). Харрисон и др. показали, что беспроводной нейронный интерфейс может точно передавать зарегистрированные потенциалы в периферических нервах с помощью USEA (Harrison et al., 2008). В целом были получены разные результаты по долговечности этого электрода. Некоторые USEA показывают отсутствие или незначительное хроническое повреждение нерва до 8 недель (Wark et al., 2014) и через 7 месяцев (Branner et al., 2004) после имплантации. Другие показывают, что воспалительная реакция присутствует через 1 год после имплантации (Christensen et al., 2014).

2.4.2. Пространственное разрешение

Можно ожидать высокого пространственного разрешения, поскольку большое количество электродов нацелено на несколько пучков. Совсем недавно Davis и др. имплантировали USEA в срединный и локтевой нервы двух людей с ампутированными руками. Испытуемые могли пропорционально управлять отдельными пальцами виртуальной руки робота, совершая до 13 различных движений после автономного декодирования и два движения после онлайн-декодирования (Davis et al., 2016). Кроме того, стимуляция отдельных электродов вызвала множественные восприятия, которые были пространственно распределены по фантомным рукам в анатомически подходящем распределении. Ledbetter et al. достигли от 5 до 10 различных сокращений мышц в руке обезьяны с помощью стимуляции с помощью USEA (Ledbetter et al., 2013).

2,5. Электроды регенеративные

Последний обсуждаемый электрод — это регенеративный электрод, который использует регенерацию для роста нерва вокруг электрода вместо его прокалывания.Можно описать два типа структур: сетчатые электроды и регенеративные многоэлектродные матрицы. Сетчатый электрод состоит из куска материала с множеством микропор, покрытых проводящим материалом, и помещается между двумя концами перерезанного нерва. Затем нерв регенерируется через поры, после чего AP могут быть вызваны или записаны с использованием проводящего материала внутри пор (Thompson et al., 2015). Существуют два типа сетчатых электродов: один представляет собой плоский кусок материала с отверстиями (рис. 6), а другой — каркас, который складывается в ситчатый электрод (рис. 7).Регенеративная многоэлектродная матрица сконструирована с использованием множества игл, подобных USEA, внутри полой трубки, чтобы обеспечить больше места и, таким образом, более быструю и необструктивную регенерацию нерва (Garde et al., 2009; Seifert et al., 2012) . Регенеративные электроды еще не использовались для нейропротезирования и находятся в экспериментальной фазе.

2.5.1. Долговечность

Этот электрод требует перерезания нерва перед размещением электрода, что не было необходимо для ранее описанных электродов.Регенерация через электрод может занять от 1 недели (Garde et al., 2009) до месяца (Mensinger et al., 2000), а степень успешной регенерации через электроды сильно различается между экспериментами in vivo и (Akin et al., др., 1994; Сринивасан и др., 2015). Тот факт, что нерв необходимо перерезать и он может не восстановиться полностью, делает его наиболее инвазивным электродом из обсуждаемых. Однако было выполнено экспериментов in vivo , в которых пучки регенерировали через электрод для каждого имплантата, после чего стала возможной стабильная длительная запись или стимуляция (до 3 месяцев) (Musick et al., 2015; MacEwan et al., 2016). Аналогичным образом регенеративная многоэлектродная матрица показала стабильные записи до 4 месяцев после имплантации (Desai et al., 2014). Хотя экспериментов на людях не проводилось, не было обнаружено доказательств того, что регенеративный электрод вызывает воспалительную реакцию (Lago et al., 2007).

2.5.2. Пространственное разрешение

Благодаря множеству шаблонных площадей поверхности регенеративного электрода возможно высокое пространственное разрешение.Для ситового электрода пространственное разрешение зависит от количества сделанных пор. Небольшое количество пор позволяет создавать относительно большие транзитные зоны, что приводит к более быстрой регенерации (MacEwan et al., 2016). Для большей селективности можно создать больше пор. Было показано, что ситовые электроды могут быть созданы с использованием до 64 электродов (Jeong et al., 2016). Несмотря на то, что были проведены исследования по записи и стимуляции отдельных мышц, количественные данные о количестве независимо записанных или стимулированных мышц ограничены.Lago et al. обнаружили, что с помощью сетчатого электрода можно создать по крайней мере три отдельных мышечных сокращения (Lago et al., 2007). Регенеративная многоэлектродная матрица была способна различать 2,9 ± 0,6 отдельных нейронов через 28 дней имплантации без каких-либо значительных изменений в течение следующих 3 месяцев (Desai et al., 2014). Не было обнаружено исследований, в которых эти электроды использовались для нейропротезирования.

3. Сравнение и обсуждение

Принимая во внимание всю рассмотренную литературу, основные характеристики каждого типа электродов обобщены в следующих подразделах.Кроме того, в качестве потенциального критерия обсуждается качество сигнала.

3.1. Долговечность

Как показано в Таблице 1, инвазивность отрицательно влияет на долгосрочное функционирование электрода в результате развития воспалительного слоя соединительной ткани вокруг электрода. Только нервные манжеты демонстрируют стабильную работу без физиологических и гистологических повреждений в течение нескольких лет. Однако более новые версии инвазивных электродов показывают, что воспалительная реакция может быть ограничена до степени, которая позволяет регистрировать и стимулировать.В основном это происходит за счет большей гибкости, что сводит к минимуму механическую нагрузку на нервную ткань. Исследования долговечности электродов без манжеты, сравнимых по продолжительности с электродами с манжетой, еще не проводились. Следовательно, реакция тканей на эти электроды в течение нескольких лет еще не ясна. Регенеративные электроды могут быть многообещающими для контроля нейропротезов в будущем, но необходимо провести дальнейшие исследования долгосрочного иммунного ответа и регенерации отдельных пучков, прежде чем их можно будет использовать на практике.

Таблица 1 . Сравнение долговечности обсуждаемых электродов.

Хотя было бы лучше сравнивать долговечность электродов на основе их пространственного разрешения во многих случаях (через несколько недель / месяцев / лет) после имплантации, в настоящее время не было достаточно доступных данных для всех электродов, чтобы провести такое сравнение. .

3.2. Пространственное разрешение

Пространственное разрешение является самым высоким для USEA для регистрации и самым высоким для манжетных электродов для стимуляции, как показано в таблице 2.Пространственное разрешение для разных типов электродов различается для стимуляции и записи. В большинстве исследований выполнялся только количественный анализ (в небольшом масштабе) специфичности записи или стимуляции. Кроме того, количественные методы, используемые для определения пространственного разрешения, также различались между исследованиями, что еще больше затрудняет правильное сравнение электродов. Наконец, пространственное разрешение уменьшается после имплантации из-за воспалительной реакции ткани вокруг электрода, которая может повредить нервные клетки и создать изолирующий слой между нервом и электродом (Navarro et al., 2007; Christensen et al., 2014; Kundu et al., 2014b). Например, USEA может обеспечивать определенные характеристики записи и стимуляции по сравнению с ВРЕМЯ и ЖИЗНЬЮ, но воспалительная реакция ткани может со временем уменьшать пространственное разрешение.

Таблица 2 . Сравнение пространственного разрешения обсуждаемых электродов.

3.3. Качество сигнала

Помимо других требований, также важно качество сигнала. Если сигнал слишком нестабильный или слишком шумный, он не подходит для нейропротезирования.Одним из способов описания качества сигнала является отношение сигнал / шум, как это было сделано в многочисленных исследованиях (Branner and Normann, 2000; Yoo and Durand, 2005; Citi et al., 2011; Srinivasan et al., 2015; Dweiri et al., 2017; Lee et al., 2017). Проблема с SNR заключается в том, что определение не согласуется, потому что полоса пропускания и содержание измеряемого сигнала часто не определены. Большинство этих исследований определяют SNR как отношение между амплитудой пика сигнала и среднеквадратичным значением шума.Но даже при таком определении трудно сравнивать электроды из-за разницы в импедансе, пространственном разрешении (Navarro et al., 2005) и противоречивых результатов SNR в опубликованных на данный момент исследованиях.

4. Заключение

Было проведено сравнение нескольких периферических нервных электродов для управления нейропротезами конечностей с помощью обратной связи. Важными свойствами электродов для нейропротезов являются долговечность и пространственное разрешение для стимуляции и записи. Электрод-манжета кажется многообещающим электродом для контроля нейропротезов в ближайшем будущем, потому что он показывает лучшую долговечность и хорошее пространственное разрешение.Кроме того, он использовался на людях в нескольких исследованиях. Долговечность электродов TIME и LIFE в масштабе времени еще не исследована, что препятствует их клиническому использованию. USEA демонстрирует высокое пространственное разрешение, но его долговечность еще недостаточно высока для использования в клинических условиях для нейропротезов.

Рекуперативный электрод имеет большие перспективы как с точки зрения пространственного разрешения, так и с точки зрения долговечности. Хотя регенеративный электрод требует перерезки нерва, это может не быть проблемой для пациентов с уже ампутированной конечностью.Это может сделать регенеративный электрод очень полезным для нейропротезного контроля. Тем не менее, необходимо провести много исследований, прежде чем его можно будет эффективно использовать на практике.

В целом, для правильного сравнения свойств стимуляции и регистрации различных типов электродов необходим более сопоставимый количественно протокол исследования нескольких исследовательских групп. Например, обсуждаемые электроды можно сравнить в большом исследовании in vivo , используя один унифицированный протокол сравнения.

Авторские взносы

NE и ER — первые авторы рукописи. Они в равной степени внесли свой вклад в литературные исследования и написание рукописи. WO предоставила научное руководство от группы BIOS Lab-on-a-Chip и провела тщательную корректуру перед отправкой рукописи.

Заявление о конфликте интересов

Авторы заявляют, что исследование проводилось при отсутствии каких-либо коммерческих или финансовых отношений, которые могут быть истолкованы как потенциальный конфликт интересов.

Благодарности

Мы благодарим Рут Гонг Ли и Хелену Аджо Асенсио за комментарии, которые значительно улучшили черновой вариант документа.

Список литературы

Акин Т., Наджафи К., Смоук Р. Х. и Брэдли Р. М. (1994). Микрообработанный силиконовый сетчатый электрод для регенерации нервов. IEEE Trans. Биомед. Англ. 41, 305–313. DOI: 10.1109 / 10.284958

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Искусство, Х.А., Джонс, Д.А. и Андерсон Д. Дж. (2003). Протезирование слуховой системы интраневральными электродами. Ann. Отол. Ринол. Ларингол. 112, 20–25. DOI: 10.1177 / 00034894031120S905

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Биддисс, Э.А., и Чау, Т. Т. (2007). Использование и отказ от протезирования верхней конечности: исследование за последние 25 лет. Prosthet. Orthot. Int. 31, 236–257. DOI: 10.1080 / 03093640600994581

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Боретиус Т., Бадиа, Дж., Паскуаль-Фонт, А., Шуэттлер, М., Наварро, X., Йошида, К. и др. (2010). Поперечный внутрипучковой многоканальный электрод (время) для взаимодействия с периферическим нервом. Biosens. Биоэлектрон. 26, 62–69. DOI: 10.1016 / j.bios.2010.05.010

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Браннер А. и Норманн Р. (2000). Многоэлектродная матрица для внутрипучковой регистрации и стимуляции седалищного нерва кошек. Brain Res. Бык. 51, 293–306. DOI: 10.1016 / S0361-9230 (99) 00231-2

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Браннер А., Стейн Р. и Норманн Р. (2001). Селективная стимуляция седалищного нерва кошки с помощью набора микроэлектродов различной длины. J. Neurophysiol. 85, 1585–1594. DOI: 10.1152 / jn.2001.85.4.1585

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Браннер А., Стейн Р. Б., Фернандес Э., Аояги Ю. и Норманн Р.А. (2004). Длительная стимуляция и запись с помощью проникающей матрицы микроэлектродов в седалищном нерве кошки. IEEE Trans. Биомед. Англ. 51, 146–157. DOI: 10.1109 / TBME.2003.820321

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Кристенсен, М., Пирс, С., Ледбеттер, Н., Уоррен, Д., Кларк, Г., и Треско, П. (2014). Реакция инородного тела на решетку скошенных электродов в седалищном нерве кошки. Acta Biomaterial. 10, 4650–4660. DOI: 10.1016 / j.actbio.2014.07.010

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Кристи, Б. П., Фриберг, М., Мемберг, В. Д., Пино, Г. Дж. К., Хойен, Х. А., Тайлер, Д. Дж. И др. (2017). Долговременная стабильность стимулирующих электродов манжеты спиральных нервов на периферических нервах человека. J. NeuroEng. Rehabil. 14, 70. doi: 10.1186 / s12984-017-0285-3

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Ciancio, A. L., Cordella, F., Barone, R., Romeo, R.A., Bellingegni, A.D., Sacchetti, R., et al. (2016). Управление протезами рук через периферическую нервную систему. Фронт. Neurosci. 10: 116. DOI: 10.3389 / fnins.2016.00116

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Citi, L., Djilas, M., Azevedo-Coste, C., Yoshida, K., Brown, E. N., and Barbieri, R. (2011). «Точечный анализ активности нервных импульсов в мышечных веретенах, записанный с тонкопленочных продольных внутрипучковых электродов», в Ежегодной международной конференции IEEE 2011 года Общества инженеров медицины и биологии (Бостон, Массачусетс).

PubMed Аннотация | Google Scholar

Клотье, А., Янг, Дж. (2013). Конструкция, контроль и сенсорная обратная связь протезов рук с внешним питанием: обзор литературы. Крит. Rev. Trade 41, 161–181. DOI: 10.1615 / CritRevBiomedEng.2013007887

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Дэвис, Т.С., Уорк, Х.А.С., Хатчинсон, Д.Т., Уоррен, Д.Дж., О’Нил, К., Шейнблюм, Т. и др. (2016). Восстановление моторного контроля и сенсорной обратной связи у людей с ампутацией верхней конечности с использованием массивов из 96 микроэлектродов, имплантированных в срединный и локтевой нервы. J. Neural Eng. 13: 036001. DOI: 10.1088 / 1741-2560 / 13/3/036001

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Desai, V.H., Anand, S., Tran, M., Kanneganti, A., Vasudevan, S., Seifert, J. L., et al. (2014). «Хроническая сенсомоторная активность у ведущих поведение животных с использованием регенеративных многоэлектродных интерфейсов», , 2014 36-я ежегодная международная конференция Общества инженеров медицины и биологии IEEE (Чикаго, Иллинойс).

PubMed Аннотация | Google Scholar

Двейри, Ю.М., Эггерс, Т. Е., Гонсалес-Рейес, Л. Е., Дрейн, Дж., Маккаллум, Г. А., и Дюран, Д. М. (2017). Стабильное обнаружение движения периферических нервов: хроническое исследование на собаках. Proc. IEEE 105, 50–65. DOI: 10.1109 / JPROC.2016.2607520

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Гарде К., Кифер Э., Боттерман Б., Гальван П. и Ромеро-Ортега М. (2009). Ранняя сопряженная нейронная активность от хронических ампутированных нервов. Фронт. Neuroeng. 2: 5. DOI: 10.3389 / нейро.16.005.2009

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Гудолл, Э. В., Лефург, Т. М., и Хорч, К. В. (1991). Информация, содержащаяся в записях сенсорных нервов, сделанных с помощью внутрипучковых электродов. IEEE Trans. Биомед. Англ. 38, 846–850. DOI: 10.1109 / 10.83604

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Graczyk, E.L., Schiefer, M.A., Saal, H.P., Delhaye, B.P., Bensmaia, S.J., и Tyler, D.J. (2016). Нейронная основа воспринимаемой интенсивности в естественном и искусственном прикосновении. Sci. Пер. Med. 8: 362ra142. DOI: 10.1126 / scitranslmed.aaf5187

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Харрисон Р. Р., Кир, Р. Дж., Ким, С., Рит, Л., Уоррен, Д. Дж., Ледбеттер, Н. М. и др. (2008). «Беспроводной нейронный интерфейс для хронической записи», в Конференция по биомедицинским схемам и системам IEEE, 2008 г., (Балтимор, Мэриленд).

Google Scholar

Чон Дж., Jung, W., Kim, O., Chu, J.-U., Youn, I., Kim, K., et al. (2016). «64-канальный двухслойный сетчатый электрод с повышенной пористостью для улучшенной регенерации аксонов и высокого пространственного разрешения», в , 2016 г., 6-я Международная конференция IEEE по биомедицинской робототехнике и биомехатронике (BioRob), (Сингапур).

Google Scholar

Jezernik, S., Craggs, M., Grill, W.M., Creasey, G., and Rijkhoff, N.JM (2002). Электростимуляция для лечения дисфункции мочевого пузыря: текущее состояние и будущие возможности. Neurol. Res. 24, 413–430. DOI: 10.1179 / 016164102101200294

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Йоханссон, Р. С., Фланаган, Дж. Р. (2009). Кодирование и использование тактильных сигналов от кончиков пальцев в задачах манипулирования объектами. Нат. Rev. Neurosci. 10, 345–359. DOI: 10.1038 / nrn2621

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Кунду, А., Харреби, К. Р., Йошида, К., Боретиус, Т., Штиглиц, Т., и Дженсен, W. (2014a). Селективность стимуляции «тонкопленочного продольного внутрипучкового электрода» (tflife) и «поперечного внутрипучкового многоканального электрода» (время) на животной модели с большим нервом. IEEE Trans. Neural Syst. Rehabil. Англ. 22, 400–410. DOI: 10.1109 / TNSRE.2013.2267936

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Кунду А., Вайренфельдт М., Харреби К. и Дженсен В. (2014b). Оценка биобезопасности интра-нейрального электрода (время) после субхронической имплантации в срединный нерв готтингенских мини-свиней. Внутр. J. Artif. Органы 37, 466–476. DOI: 10.5301 / ijao.5000342

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Лаго, Н., Удина, Э., Рамачандран, А., и Наварро, X. (2007). Нейробиологическая оценка регенеративных электродов для двунаправленного взаимодействия поврежденных периферических нервов. IEEE Trans. Биомед. Англ. 54, 1129–1137. DOI: 10.1109 / TBME.2007.8

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Лоуренс, С.М., Диллон, Г. С., Дженсен, В., Йошида, К., и Хорьх, К. В. (2004). Характеристики регистрации острых периферических нервов продольными внутрипучковыми электродами на полимерной основе. IEEE Trans. Neural Syst. Rehabil. Англ. 12, 345–348. DOI: 10.1109 / TNSRE.2004.831491

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Ледбеттер, Н. М., Этье, К., Оби, Э. Р., Хиатт, С. Д., Уайлдер, А. М., Ко, Дж. Х. и др. (2013). Внутрипасцикулярная стимуляция нервов рук обезьяны вызывает скоординированные хватательные и сенсорные реакции. J. Neurophysiol. 109, 580–590. DOI: 10.1152 / jn.00688.2011

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Ли С., Шешадри С., Сян З., Дельгадо-Мартинес И., Сюэ Н., Сан Т. и др. (2017). Селективная стимуляция и нервная запись на периферических нервах с использованием гибких кольцевых электродов. Sens. Actuat. Chem. 242, 1165–1170. DOI: 10.1016 / j.snb.2016.09.127

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Либерсон, В.(1961). Функциональная электротерапия: стимуляция малоберцового нерва синхронизирована с фазой колебания походки пациентов с гемиплегией. Arch Phys. Med. Rehabil. 42: 101.

PubMed Аннотация | Google Scholar

MacEwan, M. R., Zellmer, E. R., Wheeler, J. J., Burton, H., and Moran, D. W. (2016). Регенерированные аксоны седалищного нерва стимулировались через хронически имплантированный электрод макросита. Фронт. Neurosci. 10: 557. DOI: 10.3389 / fnins.2016.00557

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Малагоди, М.С., Хорьх, К. В., и Шенберг, А. А. (1989). Внутрипучковый электрод для регистрации потенциалов действия в периферических нервах. Ann. Биомед. Англ. 17, 397–410. DOI: 10.1007 / BF02368058

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Менсингер, А. Ф., Андерсон, Д. Дж., Бучко, К. Дж., Джонсон, М. А., Мартин, Д. К., Треско, П. А. и др. (2000). Хроническая запись регенерирующих аксонов viiith нервов ситовым электродом. J. Neurophysiol. 83, 611–615.DOI: 10.1152 / jn.2000.83.1.611

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Мокси, П. В., Гогэлничану, П., Хинчлифф, Р. Дж., Лофтус, И. М., Джонс, К. Дж., Томпсон, М. М. и др. (2011). Ампутации нижних конечностей — обзор глобальной вариабельности заболеваемости. Диабет. Med. 28, 1144–1153. DOI: 10.1111 / j.1464-5491.2011.03279.x

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Musick, K. M., Rigosa, J., Narasimhan, S., Wurth, S., Capogrosso, M., Chewand, D. J., et al. (2015). Хронические многоканальные нейронные записи с мягких регенеративных микроканальных электродов во время ходьбы. Sci. Реп. 5: 14363. DOI: 10.1038 / srep14363

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Неаполь, Г. Г., Мортимер, Дж. Т., Шайнер, А., и Суини, Дж. Д. (1988). Спиральный нервный манжетный электрод для стимуляции периферических нервов. IEEE Trans. Биомед. Англ. 35, 905–916. DOI: 10,1109 / 10.8670

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Наварро, X., Крюгер, Т. Б., Лаго, Н., Мицера, С., Штиглиц, Т., и Дарио, П. (2005). Критический обзор интерфейсов с периферической нервной системой для управления нейропротезами и гибридными бионическими системами. J. Periph. Нервная система. 10, 229–258. DOI: 10.1111 / j.1085-9489.2005.10303.x

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Наварро, X., Lago, N., Vivo, M., Yoshida, K., Koch, K.P., Poppendieck, W., et al. (2007). «Нейробиологическая оценка тонкопленочных продольных внутрипучковых электродов как интерфейса периферических нервов», в 2007 10-я Международная конференция IEEE по реабилитационной робототехнике, (Нордвейк).

Google Scholar

Пилатюк, К., Шульц, С., Дёдерлейн, Л. (2007). Результаты интернет-опроса пользователей миоэлектрических протезов руки. Prosthet. Orthot. Int. 31, 362–370. DOI: 10.1080/03093640601061265

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Распопович, С., Капогроссо, М., Петрини, Ф. М., Бониццато, М., Ригоса, Дж., Ди Пино, Г. и др. (2014). Восстановление естественной сенсорной обратной связи в двунаправленных протезах рук в реальном времени. Sci. Пер. Med. 6: 222ra19. DOI: 10.1126 / scitranslmed.3006820

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Сайнбург, Р. Л., Гиларди, М. Ф., Пойзнер, Х., и Гез, К.(1995). Контроль динамики конечностей у здоровых людей и пациентов без проприоцепции. J. Neurophysiol. 73, 820–835. DOI: 10.1152 / jn.1995.73.2.820

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Зайферт, Дж. Л., Десаи, В., Уотсон, Р. К., Муса, Т., т. Ким Ю., Кифер Э. У. и др. (2012). Нормальные механизмы восстановления молекул в интерфейсах регенеративных периферических нервов позволяют регистрировать раннюю спайковую активность, несмотря на незрелую миелинизацию. IEEE Trans.Neural Syst. Rehabil. Англ. 20, 220–227. DOI: 10.1109 / TNSRE.2011.2179811

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Шарма А., Рит Л., Татиредди П., Харрисон Р., Опперманн Х., Кляйн М. и др. (2012). Оценка надежности упаковки и инкапсуляции в полностью интегрированном, полностью беспроводном 100-канальном массиве наклонных электродов в штате Юта (использование): последствия для долгосрочной функциональности. Sens. Actuat. Физ. 188, 167–172. DOI: 10.1016 / j.sna.2011.11.015

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Спирмен, Б.С., Десаи, В.Х., Мобини, С., Макдермотт, М.Д., Грэм, Дж. Б., Отто, К. Дж. И др. (2017). Тканево-инженерные интерфейсы периферических нервов. Adv. Функц. Матер. 28: 1701713. DOI: 10.1002 / adfm.201701713

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Сринивасан, А., Тахилрамани, М., Бентли, Дж. Т., Гор, Р. К., Миллард, Д. К., Мухатяр, В. Дж. И др. (2015). Регенеративный каркас на основе микроканалов для хронического взаимодействия периферических нервов у людей с ампутированными конечностями. Биоматериалы 41, 151–165. DOI: 10.1016 / j.biomaterials.2014.11.035

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Тан Д. В., Шифер М. А., Кейт М. В., Андерсон Дж. Р. и Тайлер Д. Дж. (2015). Стабильность и селективность хронического многоконтактного электрода-манжеты для сенсорной стимуляции у людей с ампутированными конечностями. J. Neural Eng. 12: 026002. DOI: 10.1088 / 1741-2560 / 12/2/026002

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Тан, Ю., Уодлингер Б. и Дюран Д. М. (2014). Байесовские пространственные фильтры для извлечения сигнала источника: исследование периферического нерва. IEEE Trans. Neural Syst. Rehabil. Англ. 22, 302–311. DOI: 10.1109 / TNSRE.2014.2303472

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Томпсон, К. Х., Зоратти, М. Дж., Лангхалс, Н. Б., и Перселл, Э. К. (2015). Интерфейсы регенеративных электродов для нервных протезов. Tissue Eng. Pt B Rev. 22, 125–135. DOI: 10.1089 / ten.teb.2015.0279

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Тота, А.К., Кунтаэгоуданахалли, С., Старощак, А.К., Аббас, Дж. Дж., Орбей, Дж., Хорч, К. В. и др. (2015). Система и метод взаимодействия с несколькими группами аксонов в нескольких пучках периферических нервов. J. Neurosci. Методы 244, 78–84. DOI: 10.1016 / j.jneumeth.2014.07.020

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Уорк, Х.А.К., Мэтьюз, К. С., Норманн, Р. А., и Фернандес, Э. (2014). Поведенческие и клеточные последствия хронической имплантации решеток с высоким числом электродов в седалищный нерв крысы. J. Neural Eng. 11: 046027. DOI: 10.1088 / 1741-2560 / 11/4/046027

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Уоррен Д. Дж., Келлис С., Нивин Дж. Г., Венделкен С. М., Дантас Х., Дэвис Т. С. и др. (2016). Запись и расшифровка для нервных протезов. Proc. IEEE 104, 374–391.DOI: 10.1109 / JPROC.2015.2507180

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Винклер, С.Х. (2009). «Эпидемиология ампутации верхней конечности и протезирования, доказательства и результаты», в Care of the Combat Amputee , ред. П. Ф. Паскуина и Р. А. Купер (Вашингтон, округ Колумбия: Управление генерального хирурга, Армия США; Институт Бордена, Армия Уолтера Рида. Медицинский центр), 597–607.

Google Scholar

Уодлингер, Б., и Дюран, Д. (2009). Локализация и восстановление периферийных нейронных источников с помощью алгоритмов формирования луча. IEEE Trans. Neural Syst. Rehabil. Англ. 17, 461–468. DOI: 10.1109 / TNSRE.2009.2034072

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Уодлингер, Б., и Дюран, Д. (2011). «Восстановление нервной активности с помощью электродов нервной манжеты», Ежегодная международная конференция IEEE Engineering in Medicine and Biology Society 2011 (Бостон, Массачусетс), 4653–4656.

Google Scholar

Сюэ, Н., Сун, Т., Цанг, В. М., Дельгадо-Мартинес, И., Ли, С.-Х., Шешадри, С., и др. (2015). Полимерный С-образный манжетный электрод для регистрации сигнала периферического нерва. Sens. Actuat. B Chem. 210, 640–648. DOI: 10.1016 / j.snb.2015.01.006

CrossRef Полный текст | Google Scholar

Ю, П. Б., и Дюран, Д. М. (2005). Селективная регистрация подъязычного нерва собаки с помощью многоконтактного плоского интерфейсного нервного электрода. IEEE Trans. Биомед. Англ. 52, 1461–1469. DOI: 10.1109 / TBME.2005.851482

PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar

Расположение отведений ЭКГ • LITFL • Основы библиотеки ЭКГ

ЭКГ — одно из самых полезных исследований в медицине.Электроды, прикрепленные к груди и / или конечностям, регистрируют небольшие изменения напряжения в виде разности потенциалов, которая преобразуется в визуальную запись.

Основные ориентиры

3-электродная система

• Использует 3 электродов (RA, LA и LL)
• Монитор отображает биполярные отведения (I, II и III)
• Для получения наилучших результатов — разместите электроды на грудной стенке на одинаковом расстоянии от сердца (а не на определенном расстоянии от сердца). конечности)

Установка электродов в 3 отведениях

5-электродная система

• Использует 5 электродов (RA, RL, LA, LL и грудная клетка)
• Монитор отображает биполярные отведения (I, II и III)
• И одно униполярное отведение (в зависимости от положения коричневого грудного отведения) (позиции V1–6))

Установка электродов в 5 отведениях

ЭКГ в 12 отведениях

• 10 электродов, необходимых для получения ЭКГ в 12 отведениях
  • 4 электродов на всех 4 конечностях (RA, LL, LA, RL) 6 Электроды на прекордиуме (V1–6)
• Мониторы 12 отведений (V1–6), (I, II, III) и (aVR, aVF, aVL)
• Позволяет интерпретировать определенные области сердца
  • Нижний (II, III, aVF) Боковой (I, aVL, V5, V6 ) Передняя часть (V1–4)

Установка прекардиальных электродов в 12 отведениях

• V1 : 4-й межреберный промежуток (ICS), ПРАВЫЙ край грудины
• V2 : 4-й ICS вдоль ЛЕВОГО края грудины
• V4 : 5-й ICS, срединно-ключичная линия
• V : на полпути между V2 и V4
• V5 : 5-я ICS, передняя подмышечная линия (на том же уровне, что и V4)
• V6 : 5-я ICS, средняя подмышечная линия (на том же уровне, что и V4)

Стандартное размещение электродов ЭКГ в 12 отведениях

Размещение дополнительных потенциальных клиентов

Правостороннее размещение электродов ЭКГ

Есть несколько подходов к записи правой ЭКГ:

• Полный набор правосторонних отведений можно получить, поместив отведения V1-6 в положение зеркального отражения на правой стороне груди (см. Схему ниже).
• Может быть проще оставить V1 и V2 в их обычных положениях и просто переместить отведения V3-6 на правую сторону грудной клетки (то есть с V3R на V6R).

Правостороннее размещение отведений ЭКГ в 12 отведениях

• Наиболее полезным отведением является V ₄ R, , которое получается путем размещения электрода V4 в 5-м правом межреберье по срединно-ключичной линии.
• Элевация ST в V4R имеет чувствительность 88%, специфичность 78% и диагностическую точность 83% в диагностике ИМ ПЖ.[см. Нижний ИМпST]
  

V4R Размещение отведения ЭКГ

Размещение отведений ЭКГ V4R

Erhardt et al. Впервые описали использование правостороннего прекардиального отведения (CR ₄ R или V ₄ R) при диагностике инфаркта правого желудочка, который ранее считался неинформативным с точки зрения электрокардиографии. [Одно правостороннее прекардиальное отведение в диагностике поражения правого желудочка при нижнем инфаркте миокарда. Am Heart J. 1976]

Задние отведения

Отведения V7-9 размещают на задней стенке грудной клетки в следующих положениях:

• V7 — Левая задняя подмышечная линия, в той же горизонтальной плоскости, что и V6.
• V8 — Кончик левой лопатки в той же горизонтальной плоскости, что и V6.
• V9 — Левая параспинальная область в той же горизонтальной плоскости, что и V6.

См. Задний ИМпST

Задние отведения V7 V8 V9

Отведение Льюиса (отведение S5)

Конфигурация отведения Льюиса может помочь обнаружить предсердную активность и ее связь с желудочковой активностью. Назван в честь валлийского кардиолога сэра Томаса Льюиса (1881-1945), который впервые описал в 1913 году. Полезно в:

• Наблюдение волн трепетания при трепетании предсердий
• Обнаружение зубцов P при широкой сложной тахиаритмии для определения предсердно-желудочковой диссоциации

Размещение электродов Льюиса

• Правая рука ( RA ) Электрод на руке
• Электрод левой руки ( LA ) над пятой ICS, правый край грудины.
• Электрод левой ножки ( LL ) над правым нижним реберным краем.
• Провод монитора I

Оригинальное описание Льюиса Лида (1913)

Томас Льюис (1881-1945) разработал и описал (1913) конфигурацию отведений для усиления предсердных колебаний, присутствующих во время фибрилляции предсердий [Lewis T. Auricularification. В кн .: Клиническая электрокардиография. 1913: 86-97]

Fontaine ведет

Биполярные прекардиальные отведения по Фонтейну (F-ЭКГ) используются для повышения чувствительности обнаружения эпсилон-волны.Назван в честь французского кардиолога и электрофизиолога Гая Юга Фонтена (1936-2018). Выводы размещаются, как показано:

• Правая рука ( RA ) над рукояткой;
• Левая рука ( LA ) над мечевидным отростком;
• и левая нога ( LL ) в стандартном положении V4 (5 ^th ICS MCL).

Вместо обычных отведений I, II и III теперь есть три биполярных грудных отведений, которые называются FI, FII и FIII, которые регистрируют потенциалы, развиваемые в правом желудочке от воронки до диафрагмы.

Вертикальное биполярное отведение FI (аналогично aVF) увеличивает потенциалы предсердий и может использоваться для записи:

• волн эпсилон;
• поиск АВ-диссоциации при желудочковой тахикардии;
• и для изучения аномальных предсердных ритмов, когда зубцы P слишком малы на обычных отведениях.

Биполярные прекардиальные отведения Фонтейна (F-ЭКГ)

Направляющая для электродов ЭКГ

Видео Академии ЭКГ

Связанные темы

Расширенное чтение

Онлайн

Учебники

• Mattu A, Tabas JA, Brady WJ.Электрокардиография в неотложной, неотложной и интенсивной терапии. 2e, 2019
• Brady WJ, Lipinski MJ et al. Электрокардиограмма в клинической медицине. 1e, 2020
• Straus DG, Schocken DD. Практическая электрокардиография Marriott 13e, 2021
• Hampton J. The ECG Made Practical 7e, 2019
• Grauer K. Карманный мозг ЭКГ (расширенный) 6e, 2014
• Brady WJ, Truwit JD. Критические решения в неотложной и неотложной помощи Электрокардиография 1e, 2009
• Surawicz B, Knilans T.Электрокардиография Чоу в клинической практике: взрослые и дети 6e, 2008
• Mattu A, Brady W. ЭКГ для врача скорой помощи Часть I 1e, 2003 и часть II
• Chan TC. ЭКГ в неотложной медицинской помощи и неотложной помощи 1e, 2004

LITFL Дополнительная литература

Врач скорой помощи МА (Оксон) МБЧБ (Един) ФАЦЕМ ФФСЭМ со страстью к регби; история болезни; медицинское образование; и информатика. Асинхронное обучение #FOAMed проповедник.Соучредитель и технический директор Life in the Fast lane | Эпонимы | Книги | вокортекс |

Предыдущий пост Паттерн Аслангера: еще один ИМО?

Следующее сообщение Конрад Вайс

электродов премиум-класса для EMS и TENS

В компании Pain Relief Essentials мы хотим, чтобы у вас были самые лучшие впечатления от использования электрического стимулятора мышц (EMS) или аппарата TENS.

Чтобы это произошло, мы тщательно искали баланс комфорта, эффективности, долговечности и цены при выборе электродов для EMS и TENS.Как только мы нашли лучшие электроды, мы, не теряя времени, предоставили их вам, нашему уважаемому клиенту.

Мы также предлагаем гипоаллергенную версию наших квадратных электродов для тех, у кого кожа легко раздражается.

Электроды премиум-класса Pain Relief Essentials для EMS и TENS в производстве.

Электроды Pain Relief Essential производятся в США с использованием только высококачественного сырья и новейших технологий для обеспечения наилучших результатов.

Наши электроды TENS и электроды электрического стимулятора мышц изготовлены из углеродной пленки Silver (AG) с уникальным покрытием.Это обеспечивает превосходную проводимость и устраняет «горячие точки» электрического тока.

Эти серебряные электроды премиум-класса также оснащены медным проводом с высокой проводимостью и специальной гайкой для рассеивания. Наконечник-гайка находится в непосредственном контакте со слоем чистого серебра внутри электрода. Серебро обладает высокой проводимостью, поэтому ток равномерно распределяется по коже, что значительно повышает общий комфорт.

Не только чрезвычайно проводящий слой серебра равномерно распределяет электрический ток по коже, но и по всей поверхности электрода.Электроды Pain Relief Essentials изготавливаются из многожильного медного провода вместо углеродного свинца; это еще один аспект наших электродов, обеспечивающих превосходную проводимость. В результате вы получаете эффективный и комфортный опыт использования электрического стимулятора мышц или TENS.

Электрическое рассеивание по подушечкам от производителя Pain Relief Essentials Электрораспределение по колодкам от производителей конкурентов Слои в наших высококачественных электродах

Помните, что электроды TENS и электроды электрического стимулятора мышц являются расходным материалом.Это означает, что при нормальном использовании вы сможете использовать их примерно 20–30 раз, прежде чем они станут менее эффективными.

Мы рекомендуем вам следовать нашим рекомендациям по уходу за электродами для электрических стимуляторов мышц и TENS по уходу за подушечками электродов.

Скидка 10% на электроды, Advanced Foot Energizer, полный комплект и пакеты Rhythm Touch или беспроводную инфракрасную терапию. Подпишитесь на информационный бюллетень для получения кода.

Доступные бренды обезболивающих

Кожных электродов для записи — критерии эффективности для обеспечения безопасности и эффективности пути

Номер дела:

FDA-2019-D-1649

Выдал:

Отдел выдачи инструкций

Центр приборов и радиологического здоровья

В этом окончательном руководстве представлены критерии эффективности кожных электродов в поддержку пути, основанного на безопасности и эффективности.В соответствии с этой структурой, заявители, планирующие подать 510 (k) с использованием пути на основе безопасности и эффективности для кожных электродов для целей записи, будут иметь возможность использовать критерии эффективности, предложенные в этом проекте руководства, для подтверждения существенной эквивалентности, а не прямое сравнение производительности подчиненного устройства к производительности предикатного устройства.

---

Добавить комментарии

Вы можете отправить онлайн или письменные комментарии к любому руководству в любое время (см. 21 CFR 10.115 (г) (5))

Если вы не можете отправить комментарии онлайн, отправьте письменные комментарии по адресу:

Управление картотеки
Управление по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов
5630 Fishers Lane, Rm 1061
Rockville, MD 20852

Все письменные комментарии должны быть обозначены номером в реестре этого документа: FDA-2019-D-1649.

• Текущее содержание с:

  13.08.2020

• Регулируемые продукты

  Тема (и)

Медицинские / кардиологические электроды на продажу | Купить одноразовые электроды ЭКГ / ЭКГ

Электроды для мониторинга ЭКГ для кардиологических пациентов

Электроды являются жизненно важным элементом в процедурах мониторинга и тестирования пациентов.Электроды для мониторинга ЭКГ доступны в различных комбинациях размеров, прочности сцепления, подложки и упаковки. В результате в некоторых случаях может показаться трудным выбрать правильный электрод для конкретного применения. Компания Danlee Medical Products, Inc. предлагает широкий выбор электродов для электрокардиограммы (ЭКГ) для различных пациентов и ситуаций наблюдения.

Благодаря нашему обширному выбору электродов вы можете найти идеальные медицинские электроды, которые помогут вам достичь необходимого качества и функциональных требований при обслуживании кардиологических пациентов.Если вам нужны электроды ЭКГ Welch Allyn, электроды 3M, электроды Conmed, электроды Амбу, электроды Vermed, электроды Phillips, электроды Meditrace или электроды Vyaire, мы поможем вам.

Наш выбор электродов для мониторинга ЭКГ

Наша линейка одноразовых электродов ЭКГ включает в себя идеальные варианты для всех типов кардиологической диагностики и мониторинга у взрослых. Различные варианты электродов, которые мы предлагаем, разработаны для эффективного выполнения различных процедур, включая долгосрочный мониторинг, стресс-тест, ЭКГ покоя и краткосрочный мониторинг.

Купить Электроды ЭКГ

Если вы ищете поставщиков качественных электродов ЭКГ или других дистрибьюторов кардиологической продукции, мы предлагаем широкий выбор электродов ЭКГ, электродов для мониторинга, электродов из вспененного материала и одноразовых электродов ЭКГ. Цена и качество являются преимуществами вариантов электродов, которые мы предлагаем для удовлетворения ваших потребностей в уходе за кардиологическими пациентами.

Покупайте электроды для мониторинга ЭКГ, необходимые для вашего медицинского учреждения или практики, прямо на нашем веб-сайте.Для получения дополнительной информации о различных вариантах электродов, которые мы предлагаем, позвоните нам сегодня по телефону 800.433.7797 или заполните нашу контактную форму.

Часто задаваемые вопросы Электроды

Вопрос: Сколько раз можно использовать электроды?
Электроды, используемые в медицинских учреждениях, обычно одноразовые, что означает, что они используются один раз с одним пациентом, а затем выбрасываются. Индивидуальное использование в домашних условиях позволяет повторно использовать электроды и электроды одним пациентом.

Вопрос: Ваши электроды содержат латекс?
Danlee предлагает широкий выбор гипоаллергенных и не содержащих латекс электродов.

Вопрос: Одноразовые электроды?
Danlee предлагает многоразовые, многоразовые и одноразовые электроды с широким спектром электродов. Чтобы получить помощь в поиске подходящего электрода, позвоните нам по телефону 800.433.7797.

Вопрос: Могут ли электроды использоваться более чем одним пациентом?
Электроды предназначены для одноразового использования с одним пациентом, чтобы избежать перекрестного заражения любого типа.

Вопрос: Можно ли дистанционно запитать медицинский электрод?
Определенные типы электродов, известные как сухие электроды, могут использоваться для удаленного мониторинга состояния здоровья с помощью беспроводных систем управления.

Вопрос: Как долго электроды ЭКГ можно использовать после открытия?
После вскрытия упаковки электроды ЭКГ следует использовать в течение 30 дней.

Вопрос: Каков срок службы электродов ЭКГ?
Срок годности электродов ЭКГ в закрытом состоянии и надлежащем хранении составляет до 24 месяцев с момента изготовления и упаковки. Эта информация указана снаружи коробки. Не используйте просроченные электроды, так как это может повлиять на результаты.

Вопрос: Как часто нужно менять электроды?
Соблюдайте правила и протоколы замены электродов. Обычно это от 24 до 48 часов, но это время можно сократить с помощью различных факторов.

Вопрос: Срок годности электродов ЭКГ истекает?
Да, срок годности всех наших электродов указан на упаковке.

Вопрос: Из чего сделаны электроды ЭКГ?
Каждый электрод содержит электрод или проводник из серебра / хлорида серебра, окруженный гелем из калия или хлорида серебра или другим аналогичным гелевым материалом.

Вопрос: Сколько стоят электроды?
Стоимость отдельных коробок для всех электродов, продаваемых Danlee, доступна на сайте.

Вопрос: Медицинские электроды каких марок вы поставляете?
Мы предлагаем электроды Danlee Medical, GE Medical, ConMed, 3M Red Dot, Kendall / Covidien и Vermed, и это лишь несколько производителей.