Как просушить электроды — Сварочные электроды
Как просушить электроды
Повышенная влажность способна значительно навредить работоспособности электродов и сделать невозможным создание герметичных соединений при ручной сварке. Выходом является прокалка электродов, которая позволит созданным соединениям работать даже под давлением.
Вопрос – как просушить электроды решается различными путями. На сегодняшнее время существуют специальные приспособления для этих целей, например термопенал ТП 10/150 и ТП-5/150. Преимущества применения термопеналов очевидны, поскольку сушка электродов в них происходит равномерно и быстро, что значительно влияет на качество сварки.
Как просушить электроды
Следует иметь в виду, что если электрод уже слишком сильно пострадал от влаги, то резко сушить его с помощью высоких температур запрещено: вода даст налёт известняка и пузыри от закипания. Рекомендуется выдержать электрод не менее двух часов в температуре меньше 100 градусов, после чего можно повысить её.
Важно, чтобы размещение в более низкую температуру, осуществлялось вместе с сушильной печью. Вред может принести и слишком резкое вынимание высушенных электродов на воздух.
Сушку электродов в домашних условиях можно осуществить на обычном радиаторе отопления: горячая батарея может всего за двое суток сделать электроды пригодными для сварки. Простым способом является и сушка электродов в домашнем духовом шкафу.
Однако если предполагаемая сварка не является бытовой и требует особо серьёзного подхода, то необходимо воспользоваться специальной сушащей электропечью. Рабочий диапазон таких печей позволяет производить сушку и прокаливание электродов для сварки до 400 градусов. Ознакомиться с подобным оборудованием, можно перейдя по ссылке http://m-stroykomplekt. ru/ .
При этом важно знать то, что прокаливание может принести пользу только без злоупотреблений: его нельзя производить более двух раз.
Как хранить электроды
Для правильного хранения электродов, запрещено выбирать места с повышенной влажностью, а также использовать негерметичные упаковки.
Как видно, сушка и прокалка электродов могут осуществляться различными способами, но самым универсальным и экономичным вариантом будет приобретение термопенала. Такое устройство достаточно компактно и без труда перемещается при необходимости. Пенал хранит электроды в условиях до 150 градусов и защищает их от возможных вредных воздействий окружающей среды.
Особенности прокаливания и просушки электродов
Электрические печи, в которых происходит прокаливание и просушивание сварочных электродов, должны иметь мощность в десять кет и напряжение 36 В. При необходимости можно использовать и бытовые духовки, установив температуру на отметке 250 градусов.
Какие приборы используются для прокалки и просушки
Сегодня для этих целей применяется несколько видов оборудования:
- в специальной электрической печи эти изделия подвергаются воздействию температуры от ста до четырёхсот градусов Цельсия. Как правило такие печи можно переносить, а их электропитание осуществляется за счёт ТЭНов, управляемых автоматически;
- существуют электропечи, оборудованные запрограммированным микропроцессорным регулятором. Такие устройства хорошо теплоизолированны. В них электроды прогреваются равномерно в широких диапазонах температуры;
- также сварочные электроды можно сушить в термопеналах, которые используются непосредственно в месте проведения сварки. Их электропитание осуществляется либо от 220-вольтной электросети, либо от трансформатора. В подобную тару помещается от пяти до десяти килограммов электродов;
- чтобы сохранить работоспособность электродов там, где нет возможности использовать электроэнергию, применяются пеналы-термосы. Они сохраняют температуру электродов не дольше шести часов.
Правила осуществления прокаливания электродов
Прокаливать сварочный электрод необходимо в течение двух часов и более.
При этом необходимо убедиться в том, что он сухой. Для поддержания определённого температурного и влажностного режима электроды нужно хранить в специальных коробках. Это позволяет исключить попадание влаги внутрь и сохранить покрытие сварочного электрода в целости.
В процессе прокаливания нельзя допускать превышения времени более чем на 30 минут.
На заводах электроды прокаливаются один раз. После этого их можно прокалить не более трёх раз. По внешнему виду нельзя определять работоспособность электродов. Нужно принять как данность, что после троекратного прокаливания электроды непригодны к дальнейшему использованию.
Запрещается прокаливать электроды в печах с открытым огнём. Это обусловлено тем, что в таких печах невозможно добиться необходимой температуры. Для разных разновидностей электродов требуется определённый уровень температуры. Например, электроды ОЗС-12 прокаливают при температуре 180-200 градусов в течение часа, а электроды УОНИ-13/55 нужно прокаливать при температуре 350-370 градусов Цельсия.
Печь для сушки электродов
Печь для сушки электродов — это технологическое оборудование, позволяющее добиться от такого продукта как сварочные электроды, стабильной работы. Их подвергают предварительной обработке и так называемому закаливанию. В противном случае работа электродов будет происходить некачественно и с перебоями, к тому же сами электроды без предварительной обработки имеют непрочную структуру и при использовании имеют свойство быстро изнашиваться и крошиться.
Принцип работы печи для сушки электродов
Одним из методов обработки является так называемое обсушивание электродов в специальных печах для сушки электродов. Данное оборудование используется в больших промышленных масштабах, где используется необходимое оснащение всем специальным оборудованием. Рассмотрим подробнее специфику работы печей для просушки электродов, их качественные и рабочие характеристики.
Во-первых, большим отличительным качеством данного оборудования является то, что печь для просушки электродов оснащается всем самым передовым электронным оборудованием, которое отслеживает все рабочие процесс выполняемые печью.
В данную электронику входят такие функции как возможность задания программы для работы, выставление таймера, который сигнализирует о проведенной работе и об ее окончании. При помощи данного электронного оборудования производится выставление необходимой рабочей температуры, при которой будет закаливаться электрод.
Сам рабочий процесс длится не такое большое количество времени, если учитывать, что время, которое печь затрачивает на разогрев до заданной температуры, при которой будет происходить процесс, равно всего полутора часам. Отличительной характеристикой работы данной печи является то, что закаливание электродов по всей их длине происходит равномерно, без отклонений в ту или иную сторону, поэтому при обработке в печах для сушки, электроды имеют ровную и равномерно закаленную структуру и поверхность.
Характеристики печи для сушки электродов
При выборе печи для высушки электродов важно учитывать такие характеристики, как номинальный вес электродов, которые можно уложить в печь. То есть если печь для сушки рассчитана на определенную массу загружаемых в нее электродов, большее количество материалов использовать уже невозможно. Однако при больших объемах работы, как правило, происходит использование двух или боле печей. В данном случае возможно нецелесообразное использование рабочей площади.
Для предотвращения возникновения потребности рабочего места для установки печей, их конструкция была выполнена таким образом, что появилась возможность ставить их друг на друга, экономя при этом рабочее пространство. Удобство печи для сушки электродов заключается в ее прямоугольной форме, поскольку в этом случае оборудование можно разместить практически в любом месте. Камера внутри печи, где происходит весь процесс закаливания и дальнейшей просушки, выполнена из металла.
При этом она обработана материалом, обладающим термоизоляционными свойствами и алюминиевой фольгой, которая так же имеет все перечисленные свойства.
Сами нагревательные элементы размещена вверху и снизу камеры. Электроды для просушки выкладывают на дно и на полку, предназначенную для этого. Затем происходит процесс программирования, и начинается процесс прокалки электродов. Данный процесс происходит как правило при номинальной температуре в четыреста градусов, и имеет длительность порядка двух часов. Далее температуру нужно отрегулировать до ста пятидесяти градусов, и ставить электроды в печи для сушки еще на пару часов, для осуществления полного цикла процесса.
Управлять данными процессами может исключительно подготовленный и ориентированный на выполнение данной работы профессионал, поскольку данный процесс является достаточно непростым с технологической точки зрения. К тому же здесь чрезвычайно важна подготовка персонала по знаниям техники безопасности, поскольку процесс, происходящий в печи для сушки электродов требует предельной осторожности и является довольно опасным.
Печи, переносные камеры и термопеналы для прокалки и просушки сварочных электродов
Печи и переносные камеры для прокалки и просушки сварочных электродов предназначены для просушки и прокалки сварочных электродов как в стационарных , так и в полевых условиях работы, а термопенал для поддержания оптимальной температуры прокалённых (просушенных) электродов непосредственно на рабочем месте сварщика. Печи, переносные камеры и термопеналы для прокалки и просушки сварочных электродов применяются с целью обеспечения высокого качества сварных изделий на особо ответственных объектах, в т.ч. подлежащих контролю со стороны «Госгортехнадзора». Печи, переносные камеры и термопеналы для просушки и прокалки сварочных электродов применяется на магистральных газо- и нефтепроводах, монтаже компрессорных и насосных станций и на других промышленных и строительных объектах. Конструкции представленных печей, переносных камер и термопеналов для прокалки и просушки сварочных электродов разработаны с учётом рекомендаций специалистов РАО «Газпром».
Заложенное в данной разработке расположение трубчатых электронагревателей (ТЭН), эффективная теплоизоляция рабочей камеры и встроенная автоматика обеспечивают быстрый нагрев и поддержание заданной температуры в процессе операции просушки и прокалки сварочных электродов.
|
Представленное устройство, благодаря небольшому весу, позволяет производить полноценную термообработку электродов(просушку и прокалку) в полевых и труднодоступных условиях.
|
Термопенал ТП-2-6.
130Термопенал служит для поддержания оптимальной температуры непосредственно на рабочем месте сварщика.
|
Печь для прокалки электродов ЭПСЭ 10/400 по низким ценам
Особенности печей для сушки электродов
Печь для прокалки электродов представляет собой малогабаритное устройство, оснащенное электрическим блоком управления со встроенным микропроцессорным терморегулятором и цифровой индикацией времени прокалывания. Благодаря тому, что в модели ЭПСЭ 10 400 используются тепловые электронагреватели, печь отличается высокими производственными ресурсами и длительным сроком эксплуатации. А за счет того, что ТЭН размещается внутри камеры печи, она обладает повышенной термоизоляцией, безопасна при использовании, обеспечивает более быстрый прогрев и стабильное поддержание определенной температуры сушки сварочных электродов.
К конструктивным особенностям печи для прокалки электродов эпсэ 10 400 относятся:
наличие бесступенчатого температурного регулятора для обеспечения изменения параметров сушки;
индикация включенного состояния;
отсутствие магнитных пускателей, что существенно повышает надежность изделия;
оборудована электронным блоком управления, таймером и цифровой индикацией, что позволяет осуществлять контроль над значением температуры в камере и оставшегося времени сушки (последние усовершенствованные модели имеют данные функции).
Модель ЭПСЭ 10 400 можно использовать как в стационарных условиях промышленных объектов, так и в полевых условиях на открытой местности с относительной влажностью окружающей среды до 80%. Данная модель печи может быть использована во всех отраслях народного хозяйства, но только под контролем специально обученного персонала.
Наши предложения
Компания «Техмет» предлагает купить печь для прокалки электродов ЭПСЭ 10 400 на выгодных условиях. Вся наша продукция отличается высочайшим качеством изготовления, надежностью и длительным сроком эксплуатации, а также соответствует всем требования ГОСТа.
Сравнение беспроводной системы ЭЭГ с сухим электродом и традиционной системы ЭЭГ с проводным мокрым электродом для клинических применений
Субъекты
Шестнадцать субъектов, которые сообщили о своем здоровье на момент записи (возраст = средний: 42,3 года, диапазон: 26–79 лет ) и 16 пациентов (возраст = средний: 71,0 года, диапазон: 50–83 года) были включены в исследование. Пациенты сообщили о нарушении субъективной памяти (SMI), но, за исключением двух, не соответствовали шкале краткого исследования психического состояния (MMSE) для легкого когнитивного нарушения.О сопутствующих заболеваниях не сообщалось. Здоровые испытуемые были набраны из студентов и сотрудников Магдебургского университета, а также из родственников пациентов с СМИ. Пациенты с ТПЗ были направлены из клиники деменции в неврологическое отделение. Субъекты включались только в том случае, если они могли понять процесс получения согласия. Никаких дополнительных критериев исключения не применялось. Текущий эксперимент проводился в рамках клинического исследования и был одобрен местным комитетом по этике Университета Отто-фон-Герике.Все субъекты дали информированное согласие. Подробная информация об остроте зрения и слуха была недоступна, но все участники смогли прочитать информационный лист и понять устные инструкции.
Экспериментальные процедуры
Все записи проводились в одной комнате неврологического факультета Магдебургского университета примерно в одно и то же время дня (непосредственно перед или после полудня). Каждый сеанс записи включал последовательность из четырех компонентов, при этом испытуемые сидели в вертикальном положении: ЭЭГ в состоянии покоя (рсЭЭГ) с открытыми глазами (2 мин, чтобы испытуемые ознакомились с ситуацией записи), рсЭЭГ с закрытыми глазами (5 мин) , задача визуального внимания, которая вызвала визуальный вызванный потенциал (VEP) P100, и задачу визуального обнаружения цели, которая вызвала компонент P3 ERP.Каждый испытуемый участвовал в двух сеансах записи, в одном из которых использовалась обычная гарнитура с влажным и проводным электродом, а во втором — гарнитура с сухим и беспроводным электродом. Последовательность двух сеансов была рандомизирована и уравновешена для разных субъектов, с максимум одной неделей между сеансами записи.
Все записи были сделаны главным медицинским техническим ассистентом неврологической университетской клиники с многолетним опытом клинической ЭЭГ (регистрации как рсЭЭГ, так и вызванных потенциалов).Впоследствии все ЭЭГ были визуально проверены и оценены неврологами ЭЭГ с обширным клиническим опытом ЭЭГ. Качество сигнала дополнительно проверялось с помощью процедуры автоматического обнаружения артефактов, как описано ниже.
Барри и др. . 28 и Staba 29 показали, что рсЭЭГ с открытыми глазами в первую очередь отражает корковую обработку визуального ввода. Эти процессы могут различаться между двумя сеансами записи и, таким образом, приводят к вариациям, не связанным с типом системы ЭЭГ.Поэтому мы представляем только результаты рсЭЭГ, записанные при закрытых глазах.
Кроме того, мы также сообщаем о времени, которое потребовалось для установки двух типов гарнитур, включая размещение электродов.
Регистрация ЭЭГ с использованием влажных электродов
Клинический регистратор ЭЭГ Inomed PL231 (Inomed Medizintechnik GmbH; Emmendingen, Германия) использовался для референтной записи ЭЭГ со всех 19 пассивных электродов Ag / AgCl на основе международной системы 10–20 (FP1, FP2, F7, F3, Fz, F4, F8, T3, C3, Cz, C4, T4, T5, P3, Pz, P4, T6, O1 и O2 согласно Джасперу и его коллегам (1958) 24 плюс двусторонние сосцевидные отростки, которые где размещены на левой и правой мочке уха.
Электрод сравнения / заземления располагался близко к Cz / Fpz. Сопротивление электродов поддерживалось ниже 5 кОм во всех местах записи и электродных площадках. Входное сопротивление усилителя ЭЭГ было> 100 МОм. Все сигналы подвергались фильтрации нижних частот с частотой среза 90 Гц (-3 дБ) и оцифровывались с частотой дискретизации 256 Гц (разрешение 16 бит, младший значащий бит (LSB) 0,5 мкВ, шум с укороченными входами <2,5 мкВ от пика до пика). вершина горы).
Для установки электродов и записи ЭЭГ испытуемых усаживали в удобное кресло.Имеющийся в продаже колпачок для ЭЭГ (резиновая сетка, также известный как колпачок Шретера, см. Рис. 1) использовался для ручного размещения каждого из влажных электродов в соответствии с анатомическими положениями в соответствии с системой из 10–20 электродов (Ref. 24 см. 30 для получения дополнительной информации). Специалист по ЭЭГ выбрал из трех возможных размеров колпачок, который лучше всего подходил бы к голове отдельного пациента. Следуя рекомендациям 31 , можно ожидать, что средняя точность этой процедуры составит около 4 мм по сравнению с координатами, определенными лазерно-оптической процедурой в этом исследовании.
Рисунок 1Гарнитуры ЭЭГ. Слева: сухая и беспроводная система ЭЭГ: гарнитура F1 с электродами из серебра. Модуль в верхней части гарнитуры содержит все устройства для обработки, хранения и передачи сигналов ЭЭГ. На вставке показан сухой электрод, установленный на каждом из 19 электродов 10–20. Справа: Влажная и проводная система ЭЭГ: записывающая сеть Inomed с электродами Ag / AgCl.
Запись ЭЭГ с использованием сухих электродов
Недавно разработанная CE-сертифицированная сухая ЭЭГ-гарнитура F1 (Nielsen TeleMedical, Магдебург / Германия) состоит из 19 сухих электродов, магнитно прикрепленных к гарнитуре, подключенной к модулю, как показано на рис.1. Информированное согласие было получено от субъекта, показанного на этом рисунке, на публикацию с идентифицирующей информацией или изображениями в онлайн-публикации с открытым доступом.
Этот модуль включает в себя плату с усилителем и электроникой оцифровки, которая обеспечивает беспроводную передачу сигнала на базовую станцию; однако в качестве альтернативы он может хранить до 24 часов данных ЭЭГ на встроенной микросхеме флэш-памяти, что делает возможной полную мобильность в домашней среде записи.
Регистрирующая система состоит из сухих электродов с двумя подпружиненными серебряными штырями на электрод (см. Также 19,22,32 для аналогичных решений). Штифты доступны в двух различных длинах (12 и 15 мм) для размещения различных форма головы и объем волос, что позволяет избежать ремешка для подбородка.Установка двух выводов на электрод соответствует результатам предыдущего исследования 32 , в котором систематически оценивались различные конструкции сухих электродов, различающиеся количеством выводов (называемых в их статье «пальцами») на электрод. Эти авторы пришли к выводу, что «более редкое расположение пальцев более устойчиво к различным вариантам использования и более эффективно проникает сквозь волосы на коже головы».
ЭЭГ было записано с 19 упомянутых выше обычных 10–20 позиций сухих электродов, плюс дополнительные электроды из серебра на левом и правом сосцевидном отростке, которые были помещены на кожу головы (т.е.е. сзади, но не на мочках ушей) с помощью одноразовой наклейки. Заземляющий электрод и электрод сравнения располагались вблизи Fpz. На каждом участке электрода (кроме сосцевидных отростков) двойной подпружиненный серебряный штифт регистрировал сигналы ЭЭГ. Входной импеданс усилителя по постоянному току составляет 500 МОм, что соответствует высокому импедансу, ожидаемому от сухих электродов, и среднему импедансу примерно 500 кОм, зарегистрированному в этом исследовании (см. Результаты). Чтобы свести к минимуму шум окружающей среды, мешающий сбору данных (например, близлежащие движущиеся объекты), гарнитура полностью пассивно экранирована.Кроме того, система оснащена активным контуром обратной связи через заземляющий электрод.
После аналоговой фильтрации нижних частот (частота среза 95 кГц) и передискретизации с частотой 1 МГц / канал сигналы подвергались цифровой фильтрации нижних частот с частотой среза 130 Гц (-3 дБ) и, наконец, понижались до 500 Гц / канал (цифровое разрешение 24 бита). , LSB 0,04 мкВ, шум с укороченными входами <2,0 мкВ от пика до пика).
Установка сухих электродов и запись проводились на том же кресле, что и упоминалось ранее.Гарнитура с сухим электродом F1 была установлена на голове субъекта тем же специалистом по ЭЭГ, который выполнял записи влажной ЭЭГ. Гарнитура F1 доступна в трех разных размерах, чтобы соответствовать разным размерам головы. После нанесения набор относительных положений электродов задается соответствующей рамкой, удерживающей электроды, что позволяет избежать смещения отдельных электродов. Тем не менее, систематическая ошибка в несколько миллиметров, влияющая на все электроды, может иметь место, что также может происходить с мокрыми электродными крышками с фиксированным расположением электродов.
Анкета для оценки принятия испытуемыми гарнитур ЭЭГ
Всех испытуемых попросили оценить уровень комфорта и удобство использования влажных и сухих систем ЭЭГ. Для этого после записи заполнили письменную анкету. Как показано в таблице 1, большинство испытуемых высказались за использование сухой ЭЭГ-гарнитуры F1. Это справедливо для приблизительно 20-минутной записи на пациента и гарнитуру (включая перерывы между четырьмя компонентами). Однако, учитывая, что несколько испытуемых выразили дискомфорт по поводу остроты контактов на сухих электродах в конце записи, возник вопрос, будет ли гарнитура с влажными электродами в случае более длительных периодов записи (как ожидается в домашних записях) быть выгодным.Чтобы решить эту проблему, мы набрали дополнительно 22 пациента и 20 здоровых добровольцев (общий средний возраст 46,7 года, 25 женщин) и попросили их носить гарнитуру / колпачок с сухими и влажными электродами вместе с электродами в течение одного часа (как применяется той же компанией).
опытный техник во всех случаях). После 20, 30 и 60 минутных интервалов испытуемые оценивали уровень комфорта по шкале Лайкерта от 1 (невыносимо) до 7 (не замечали). Уровень комфорта использования двух гарнитур также был задокументирован по той же шкале.Две гарнитуры применялись в разные дни в течение недели примерно в одно и то же время суток. Последовательность была рандомизирована и сбалансирована по двум группам субъектов. В этом случае мы замерили время наложения гарнитуры, включая подготовку электродов.
Задача по визуальному обнаружению цели (P3 ERP)
Испытуемые выполнили эксперимент по визуальному обнаружению цели. В парадигме обнаружения цели случайная последовательность из 60 синих или зеленых лягушек (горизонтальный угол обзора 7.5 градусов) испытуемым предъявляли с частотами 20% (синий / целевой стимул) и 80% (зеленый / стандартный стимул). См. Рис. 2A для иллюстрации экспериментальной парадигмы. Использованные стимулы синих и зеленых лягушек были дополнением Nielsen Consumer Neuroscience33.
Рисунок 2( A ) Парадигма задачи обнаружения цели (P3): Зеленая / синяя лягушка представляет собой стандартный / целевой стимул с частотой появления 80/20%. Изображения лягушки любезно предоставлены Nielsen Consumer Neuroscience.ISI = интервал между стимулами; SOA = асинхронность начала стимула. ( B ) Задача на зрительное внимание: стимул шахматной доски для вызова P100 VEP.
Испытуемые были проинструктированы нажимать кнопку компьютерной мыши, когда они видели цель: синюю лягушку. Нажатие кнопки должно произойти в течение 100–800 мс после появления стимула, чтобы его можно было включить в последующий анализ. Длительность стимула составляла 0,9 с при асинхронности начала стимула 1,8 с (SOA). Задание длилось 108 секунд. Поскольку пациенты, как правило, не могли выполнять более длительные экспериментальные задачи, мы выбрали эту короткую версию задачи по обнаружению цели.
Для сопоставимости мы установили одинаковую продолжительность как для пациентов, так и для контрольной группы.
Задача на визуальное внимание (P1 VEP)
Прямоугольная сетка 18 × 12 из чередующихся черных и белых квадратов в шахматном порядке (горизонтальный угол всего экрана 26,5 градусов, см. Рис. 2B) с инвертированием черного и белого цветов через каждые 0,6 секунды (т.е. SOA = 0,6 секунды) было представлено на экране компьютера, чтобы вызвать P1 VEP. Это наиболее часто используемая задача в клинических условиях для выявления VEP.Испытуемые были проинструктированы смотреть на фиксирующий крест, который располагался в центре экрана. Задание состояло из 200 разворотов паттернов и длилось 120 секунд.
Обработка данных
Вся численная обработка выполнялась с использованием Matlab версии R2015b ( The Mathworks ).
Все методы были выполнены в соответствии с соответствующими инструкциями и правилами.
Ссылка
Данные ЭЭГ в состоянии покоя (rsEEG) были повторно привязаны к общему среднему эталону, основанному на всех 19 электродах в положении 10–20.Для обеих зрительных задач данные ЭЭГ были повторно привязаны к среднему значению электродов Т3 и Т4. P3 ERP обычно относятся к сосцевидным электродам 34 . Однако, учитывая, что в нашем эксперименте положения электродов сосцевидного отростка немного различались между двумя регистрирующими системами (как описано выше), между двумя системами могли возникнуть систематические различия, если бы мы использовали электроды сосцевидного отростка в качестве эталона. Поэтому мы изменили эту стандартную ссылку на среднее значение для электродов T3 / T4, что привело к небольшому изменению топографии P3.Важно отметить, что эта схема привязки была реализована в обеих системах, что сделало результаты сопоставимыми.
Обнаружение артефактов и спектральный анализ
Перед запуском любой процедуры обнаружения или удаления артефактов каждая кривая ЭЭГ была отправлена на фильтр верхних частот с частотой 1 Гц и режекторный фильтр с частотой 50 Гц и 100 Гц для удаления линейного шума.
Затем артефакты были идентифицированы с помощью порогового критерия, примененного к разностному сигналу (то есть сумма абсолютных разностей (SAD)), вычисленного для временного окна, равного 0.5 сек и порог 8 мВ / сек. Эти артефакты могли нарушить процедуру удаления EOG (см. Ниже) и поэтому были заменены нулями только для этой процедуры, после чего значения исходного сигнала были восстановлены.
Мигание глаз определялось по сходству формы и топографии с заранее заданным фиксированным шаблоном. На рсЭЭГ, записанной при закрытых глазах, таких артефактов не наблюдалось. Эпоха 1500 мс была сосредоточена вокруг каждого события ЭОГ, увеличивая преобладание ЭОГ по сравнению с лежащей в основе ЭЭГ.Преобразование 35,36 минимальной доли шума (MNF) было применено ко всем каналам ЭЭГ той эпохи. Преобразование MNF выводит набор компонентов, которые различаются по отношению сигнал / шум, где шум в данном случае отражает ЭЭГ. После удаления компонента с наибольшим отношением сигнал / шум обратный MNF приводит к исходному сигналу с в значительной степени удаленным артефактом EOG.
Затем спектральные измерения были применены для идентификации артефактов, не обнаруженных предыдущими методами. Для этого был проведен спектральный анализ по методике Welch 37 .Данные были сегментированы на двухсекундные эпохи с перекрытием 50%. Каждый сегмент был обработан функцией Бартлетта (= треугольник). Спектральная декомпозиция проводилась с помощью алгоритма быстрого преобразования Фурье (БПФ). Абсолютные значения мощности спектрального диапазона были вычислены для следующих частотных диапазонов: Delta1 (1–1,5 Гц), Delta2 (1,5–4 Гц), Theta (4–8 Гц), Alpha (8–13 Гц), Beta (13–30 Гц). Гц), Гамма1 (30–47 Гц), Гамма2 (53–95 Гц). Частотные полосы Delta1 были включены для захвата медленных флуктуаций, а две гамма-полосы были включены для захвата высокочастотного шума.Эти полосы частот были включены только для целей обнаружения артефактов и не имели отношения к клиническим применениям; поэтому мы сосредотачиваем наши последующие спектральные анализы на Delta2, Theta, Alpha и Beta.
Затем для каждой полосы частот была определена медиана этих значений мощности по всем сегментам и всем каналам. Эпоха канала была помечена как артефактная и исключалась из последующего анализа, если мощность его полосы упала ниже медианы 0,1 * или превысила значение медианы 20 * соответствующей полосы частот.
Наконец, сегменты (rs EEG) или эпохи (EP) отклонялись как артефакты, если абсолютные амплитуды превышали пороговое значение, в 5,5 раз превышающее стандартное отклонение, вычисленное для всей записи в каждом канале соответствующей задачи.
Восприимчивость к линейному шуму 50 Гц
Для сравнения восприимчивости двух записывающих систем к линейному шуму мы усреднили спектр мощности рсЭЭГ в диапазоне частот 49–51 Гц.
Расчет абсолютных значений мощности спектральной полосы rsEEG
На втором этапе спектральный анализ rsEEG был повторен, применяя ту же процедуру, что описана выше, однако удаляя все сегменты, идентифицированные как артефакты по вышеупомянутым критериям, и пропуская верхний проход и режекторная фильтрация, упомянутая выше.Абсолютные значения мощности спектрального диапазона были вычислены для следующих частотных диапазонов, которые обычно указываются в клинических настройках ЭЭГ: Дельта (1,5–4 Гц), Тета (4–8 Гц), Альфа (8–13 Гц), Бета (13–13 Гц). 30 Гц).
Задача анализа визуального обнаружения цели (P3) и внимания (VEP)
Компонент P3 ERP был извлечен из всех эпох без артефактов только с правильными испытаниями, взяв разницу между усредненным ответом на целевой и стандартный раздражители. Длина эпохи составляла 1200 мс, включая интервал перед стимулом 500 мс.В результате использования эталона T3 / T4 (в отличие от стандартного эталона сосцевидного отростка) наибольшая амплитуда P3 наблюдалась в O1 и O2, а не в центральных участках средней линии. Пиковая задержка P3 была получена из формы волны, наблюдаемой путем усреднения по всем объектам, по положениям электродов O1 и O2 и по обеим системам регистрации (сухой / влажный электроды).
Амплитуды P3 в O1 и O2 для каждой системы записи определялись путем взятия среднего значения амплитуды сигнала P3 в диапазоне задержки от 350 до 440 мс, представляя интервал, симметрично центрированный вокруг пиковой задержки в 395 мс.
P100 VEP был извлечен путем усреднения всех эпох без артефактов и вычитания базовой амплитуды перед стимулом. Длина эпохи составляла 700 мс, включая интервал перед стимулом 200 мс. Задержка P100 VEP была получена из формы волны, наблюдаемой путем усреднения по всем объектам, положениям электродов O1 и O2 и обоим сеансам записи (с сухими и влажными электродами). Амплитуды P100 в O1 и O2 для каждой записи определялись путем взятия среднего значения амплитуды сигнала P100 в диапазоне задержки от 100 до 130 мс, представляя интервал, симметрично центрированный вокруг пиковой задержки 115 мс.
Визуальная оценка клиническими неврологами
Все записи рсЭЭГ (Иномед и F1) визуально оценивались двумя клиническими неврологами с большим опытом работы с ЭЭГ, которые не знали об используемой системе ЭЭГ. Их попросили сообщить как о типе спонтанной или фоновой активности ЭЭГ, так и о потенциальных патологических признаках ЭЭГ, руководствуясь рекомендацией Немецкого общества клинической нейрофизиологии (DGKN) 38 .
Статистический анализ
Мы провели статистические сравнения вышеупомянутых показателей результатов между влажной и сухой системами ЭЭГ с помощью критерия ранжирования знаков Вилкоксона, поскольку этот непараметрический тест не предполагает нормальных распределений.В частности, значения мощности спектральной полосы не соответствуют этому предположению 39 . Соответственно, в разделе результатов мы сообщаем z-значение аппроксимирующего нормального распределения, связанного с критерием знакового ранга, и соответствующее ему p-значение. Множественные сравнения были скорректированы с помощью процедуры ложного обнаружения (FDR), предложенной 40 .
Полностью органические сухие электроды, самоклеящиеся на коже для длительного мониторинга биопотенциала эпидермиса с устойчивостью к движению
Изготовление и определение характеристик
Процесс изготовления самоклеящегося сухого электрода показан на рис.
1. Хотя PEDOT: PSS является проводящим материалом, он имеет очень ограниченную растяжимость и не является клеящим веществом 26 . Неионный WPU может хорошо смешиваться с раствором PEDOT: PSS (дополнительный рисунок S1) и улучшать растяжимость пленки PEDOT: PSS 27 . D-сорбит дополнительно добавляют в смесь для дальнейшего увеличения ее растяжимости 28 . Кроме того, D-сорбит может улучшить адгезию полимерной пленки к подложкам. Однородные смешанные пленки могут быть получены путем заливки водного раствора, состоящего из PEDOT: PSS, WPU и D-сорбита (рис.1а, б). PWS используется для обозначения смеси PEDOT: PSS, WPU и D-сорбитола. Затем смешанные пленки PWS исследуются как адгезивные и растяжимые сухие электроды для определения биопотенциалов эпидермиса, включая ЭКГ, ЭМГ и ЭЭГ (рис. 1b).
a Химическая структура PEDOT: PSS, WPU и D-сорбит. b Изготовление пленок из смеси PWS: Во-первых, смешивание PEDOT: PSS, WPU и D-сорбита; Во-вторых, заливка раствора смеси в форму; В-третьих, сушка при 60 ° C.Полученная смешанная пленка может использоваться в качестве адгезионного электрода на коже для обнаружения эпидермального биопотенциала, такого как электрокардиография (ЭКГ), электромиография (ЭМГ) и электроэнцефалография (ЭЭГ).
Пленки PWS были охарактеризованы методами сканирующей электронной микроскопии (SEM) и атомно-силовой микроскопии (AFM). СЭМ-изображение указывает на наноразмерную морфологию зерен (рис. 2а, б). Размер зерен на топологическом АСМ-изображении составляет ~ 100 нм (рис. 2в). Шероховатость поверхности составляет около 16 нм (рис.2г). Примечательно, что изображение фазовой АСМ показывает присутствие двух фаз в смеси (рис. 2e, f) 29 , потому что PEDOT: PSS и WPU образуют коллоидную структуру в водном растворе (дополнительный рис. S1) 30 . Эта фазовая структура подтверждается зависимостью доли объема фазы от загрузки PEDOT: PSS в смесях.
Более высокий PEDOT: загрузка PSS приводит к более темной фазе (дополнительный рис. S2). Таким образом, фаза темного цвета преобладает с PEDOT: PSS, тогда как фаза светлого цвета в основном обусловлена WPU.Цепочки PEDOT образуют проводящие сети в смешанной пленке. Присутствие двух непрерывных фаз в смешанной пленке дополнительно подтверждается распределением элементов азота в WPU и серы в PEDOT: PSS, как показывают результаты энергодисперсионного рентгеновского излучения (EDX) (дополнительный рисунок S3). Аналогичная микроструктура и распределение элементов наблюдались также на изображениях поперечного сечения SEM и EDX (дополнительный рисунок S4).
a , b SEM-изображение пленки PWS. c Топология АСМ-изображения пленки PWS. d Трехмерное топографическое изображение АСМ. e , f Фазовые изображения AFM пленки PWS. г Кривые растяжения пленок PWS при различных нагрузках PEDOT: PSS. h Модуль Юнга и удлинение при разрыве пленок PWS относительно нагрузки PEDOT: PSS. i Кривые растяжения пленок PWS в первые 10 циклов.Скорость растяжения составляла 50 мм / мин. Загрузка PEDOT: PSS составляла 19 мас.% Для , — f и i .
Механические и электрические свойства Кривые напряжение-деформация пленок PWS и пленок PEDOT: PSS / WPU (PW) без D-сорбита показаны на рис. 2g и дополнительном рис. S5a, соответственно. С увеличением нагрузки PEDOT: PSS удлинение при разрыве уменьшается, а модуль Юнга увеличивается как для пленок PWS, так и для пленок PW. Относительное удлинение при разрыве составляет около 28% для пленок PW с 30 мас.% PEDOT: PSS (дополнительный рис.S5b). Добавление 38 мас.% D-сорбита в эту смесь может увеличить удлинение при разрыве до 43% (рис. 2h). Эта растяжимость соответствует растяжимости кожи человека (~ 30%) 31 . Однако дальнейшее увеличение загрузки D-сорбита может вызвать заметное поглощение влаги и сделать пленки PWS летучими и, следовательно, склонными к разрушению.
Следовательно, оптимальная загрузка D-сорбита в смеси составляет 38 мас.%. Пленки PWS с оптимальной загрузкой WPU и D-сорбита можно растягивать многократно.Как показано на фиг. 2i, хотя гистерезис может наблюдаться в первом цикле «напряжение-деформация», поведение при растяжении становится стабильным в последующих циклах.
Электропроводность пленок PWS также зависит от загрузки PEDOT: PSS. Электропроводность увеличивается почти линейно от 72 до 545 См / см при увеличении нагрузки PEDOT: PSS с 4 до 25 мас.% (Рис. 3a). Это согласуется со структурой непрерывной фазы PEDOT: PSS в пленках PWS. Если вместо этого PEDOT: PSS диспергирован в качестве неосновной фазы в матрице WPU, проводимость пленки PWS должна резко возрасти до тех пор, пока загрузка PEDOT: PSS не достигнет порога перколяции 32 .Поскольку деформация кожи при движении человека в повседневной жизни обычно составляет менее 30%, пленки PWS с загрузкой PEDOT: PSS 19 мас.% Исследуются на предмет применения в качестве сухого электрода. В диапазоне деформации 30% изменение сопротивления составляет менее 5,5% (рис. 3b, дополнительный фильм 1). Сопротивление в первых трех циклах остается почти таким же. В повторяющихся циклах растяжения и отпускания электроды PWS демонстрируют стабильную проводимость (дополнительный ролик 2). После 440 циклов растяжения / отпускания изменение проводимости составляет ~ 6.5% в горизонтальном направлении пленки ПВС (рис. 3в, г). Изменение проводимости в вертикальном направлении может быть еще меньше 33 .
Рис. 3: Электрические свойства пленок PWS. a Зависимость проводимости пленок PWS от загрузки PEDOT: PSS. b Изменение сопротивления пленок PWS в зависимости от деформации. Пленки PWS были растянуты до различной максимальной деформации 5, 10, 15, 20 и 30% в разных циклах. Изменение сопротивления пленки PWS в c повторных циклах растяжения / высвобождения и d в 400-430-м циклах растяжения / высвобождения.
Пленку PWS растягивали до деформации 30% в каждом цикле, и скорость растяжения составляла 50 мм / мин. Загрузка PEDOT: PSS составляла 19 мас.% Для b , c и d .
Сети PEDOT в пленках PWS не претерпели заметных изменений при исследовании на растяжение. Морфология пленки PWS была изучена с помощью СЭМ и фазовой АСМ до и после растяжения до 30% деформации (дополнительный рисунок S6). С помощью СЭМ заметных изменений не наблюдается (дополнительный рис. S6a, b). Изображения фазовой АСМ показывают непрерывные сети PEDOT в расслабленной или растянутой пленке PWS (дополнительный рис.S6c – f). Это небольшое изменение сопротивления с деформацией аналогично проводящим органогелям PEDOT, которые имеют непрерывные сети PEDOT внутри 34 .
Адгезионные свойства
Пленки PWS демонстрируют отличную адгезию к стеклянной подложке и коже. Пленка PWS размером 2,5 × 2,5 см 2 и толщиной 22 ± 1 мкм, прикрепленная к стеклу из оксида индия и олова (ITO), используется в электрической цепи (рис. 4а и дополнительный фильм 3). Даже неся предмет весом 250 г, пленка PWS может плотно прилегать к стеклу ITO и обеспечивать работу светодиода в цепи.Более того, пленки PWS могут плотно прикрепляться как к гладкой, так и к волосистой коже (рис. 4b, дополнительный фильм 4). На сухой и влажной коже со значительными морщинами пленки PWS могут приспосабливаться к бороздкам морщин и плотно прилегать (дополнительный рисунок S7, рисунок 4b). Даже на куске растянутой свиной кожи (одноосное растяжение> 40%), имитирующей сильно деформированную кожу человека, пленка PWS может адаптироваться к деформации кожи и не расслаивается (рис. 4b). Деформация практически не влияет на адгезию пленок PWS к коже (дополнительный рис.S8). Сила адгезии чистой пленки PWS к коже составляет 0,43 Н / см. Оно незначительно увеличивается до 0,46 Н / см, когда пленка PWS растягивается до 30% деформации. Увеличение силы адгезии можно объяснить изменением толщины пленки под действием деформации.
Толщина исходной пленки PWS составляет 20 мкм, а при деформации 30% она уменьшается до 15 мкм. Увеличение силы адгезии растянутой пленки PWS предположительно объясняется лучшим прилеганием более тонкой пленки к коже 35 .Даже после многократных циклов растяжения / высвобождения пленки PWS все еще имеют стабильную адгезию к стеклу и коже. Их можно плотно прикрепить к запястью, которое энергично и непрерывно сгибается и поворачивается (дополнительный фильм 5, фильм 6).
a A Пленка PWS, несущая груз весом 250 г, плотно прикрепляется к стеклу ITO, позволяя светодиоду светиться в проводящей цепи. b Адгезия пленки PWS к различным типам кожи, включая гладкую кожу, шероховатую кожу, влажную деформируемую кожу и растянутую кожу свиньи. c СЭМ-изображение поперечного сечения пленки PWS, полученное на грубой копии кожи. d Трехмерное оптическое изображение пленки PWS имитировало морщины кожи. e Установка для измерения межфазной адгезии на коже или стекле с помощью стандартного теста на отслаивание под углом 90 градусов (ASTM D2861). f Силы межфазного сцепления пленок PWS со стеклом и различными покрытиями. г Сила адгезии пленок PWS к стеклу и сухой коже в пределах десяти повторений прикрепления / отсоединения. h , i Спектры импеданса коммерческого гелевого электрода Ag / AgCl и сухого электрода PWS на сухой и влажной коже и соответствующие импедансы при 10, 100 и 1000 Гц.
Для микроскопической оценки контакта пленки PWS с кожей в качестве копии кожи использовали силиконовый каучук. После размещения на аналоге кожи и прижатия в течение примерно 3 с пленка PWS могла хорошо адаптироваться к аналогу кожи и демонстрировать аналогичную морфологию морфологии кожи. Изображение поперечного сечения SEM показывает, что пленка PWS соответствует неровной и изогнутой поверхности копии кожи в субмиллиметровом масштабе (рис.
4в). На трехмерном оптическом изображении, полученном с помощью дисплеев конфокального микроскопа, отчетливо видны реплицированные морщины кожи на пленке PWS, отделенной от копии кожи (рис. 4d).
Адгезия пленок PWS предположительно возникает из-за WPU и D-сорбита, потому что оригинальные пленки PEDOT: PSS не являются адгезивными. Механизм адгезии можно объяснить физической адсорбцией PWS на коже и механической силой между ними. Состав поверхности пленки PWS охарактеризован ИК-спектроскопией отражения (дополнительный рис.S9). Сильная полоса поглощения около 3300 см −1 в основном связана с валентным колебанием O – H и N – H групп D-сорбита и WPU, тогда как полосы при 1725 и 1528 см −1 могут быть отнесены к до растягивающего колебания C = O и изгибного колебания N – H WPU соответственно 36 . Органические молекулы и полимеры с группами O – H, N – H и C = O, такие как целлюлозные клеи 37 и полиуретановые клеи 38 , могут быть адгезивными из-за сильного физического воздействия на основу.Пленки PWS с богатыми группами O – H, N – H, C = O на поверхности могут иметь сильную физическую адсорбцию на самом внешнем роговом слое, в основном состоящем из кератина и липидов 39 . Кроме того, мягкие пленки PWS могут хорошо адаптироваться к щелям кожи, что не только увеличивает площадь контакта между PWS и кожей, но и создает силу сцепления между ними.
Сила адгезии пленок PWS к коже нечувствительна к толщине, так как толщина пленки более 20 мкм (дополнительный рис.S10). Сила адгезии пленок PWS к сухой / влажной коже и стеклу оценивается по силе сцепления на границе с помощью стандартного метода испытания на отслаивание под углом 90 градусов (ASTM D2861) (рис. 4e). Сила адгезии ( f ), f = F (сила отслаивания) / d (ширина пленки), нанесена на график зависимости от смещения ( L ) (рис. 4f). Пленка PEDOT / WPU (PW) без D-сорбита имеет силы сцепления 0,12 и 0,18 Н / см на коже и стекле соответственно (дополнительный рисунок S11a, c).
При загрузке 38 мас.% D-сорбита максимальные силы сцепления пленок PWS приближаются к 0.41 и 1,44 Н / см на коже и стекле соответственно. Дальнейшее увеличение содержания D-сорбита в пленке PWS снижает ее адгезионную способность. Сила адгезии на коже составляет 0,2 Н / м при содержании D-сорбита 55 мас.%. Эта сила объясняется влажной и скользкой поверхностью пленки PWS, вызванной поглощением влаги избытком D-сорбита. Оптимальная загрузка D-сорбита составляет 38 мас.% С точки зрения силы сцепления (дополнительный рис. S11b, d). Пленки PWS приклеиваются даже к влажной коже. Влажную кожу получают путем распыления воды на предплечье добровольца с последующим удалением крупных капель воды.Пленка PWS может иметь силу сцепления 0,56 Н / см на этой влажной коже (рис. 4f). После десяти циклов прикрепления / отсоединения адгезия пленки PWS к стеклянной подложке практически не уменьшается, а адгезия к сухой коже лишь незначительно (рис. 4g). Уменьшение адгезии на коже в основном происходит из-за грязи, такой как кожный жир. После удаления загрязнения путем протирания кожи и электрода PWS тампоном из изопропилового спирта клинического качества адгезия восстанавливается (дополнительный рисунок S12). Следовательно, пленки PWS можно многократно использовать в качестве сухого электрода.
Пленки PWS имеют низкое электрическое сопротивление электрод-кожа в диапазоне частот 1–10 4 Гц. На предплечье добровольца помещали две круглые пленки PWS диаметром 3 см, расстояние между которыми составляло 10 см 40 . Пленки PWS толщиной 12, 27 и 55 мкм показывают, что импедансы немного уменьшаются с уменьшением толщины пленки (дополнительный рис. S13). Это можно объяснить высокой проводимостью пленок PWS, которая на несколько порядков выше, чем у промышленного гелевого электрода Ag / AgCl.Электроды PWS имеют более низкий импеданс, чем гелевый электрод Ag / AgCl (рис. 4h, i). Их импедансы при 10 Гц составляют 82 кОм см 2 и 148 кОм см 2 соответственно.
Импеданс пленок PWS на коже намного ниже, чем у растягиваемых сухих электродов в литературе 2,13 (дополнительная таблица S1). По сравнению с высокопроводящими нанокомпозитными электродами с металлическими наночастицами или нанопроволокой, электроды PWS показывают значительно более низкий импеданс контакта с кожей, хотя проводимость последних может быть ниже, чем у первых 41,42 .Это связано с тем, что импеданс в основном связан с контактом электрода с кожей, а не с проводимостью материала электрода. Эффективная площадь контакта между проводящими нанонаполнителями нанокомпозитов и кожей очень мала, поскольку нанонаполнители составляют меньшинство при загрузке обычно <2 об.% 43 . Загрузка нанонаполнителей не может быть слишком высокой, поскольку большее количество нанонаполнителей снижает растяжимость / мягкость и адгезионную способность нанокомпозитов. Эти сухие электроды, описанные в литературе, не обладают другими достоинствами пленок PWS, такими как механическая растяжимость и самоклеющаяся способность.Кроме того, импеданс пленок PWS на коже практически не изменяется в течение длительного периода (дополнительный рисунок S14). Импеданс немного снижается в первые 10 минут после прикрепления пленки PWS к коже, что в основном возникает из-за выделения пота на коже 44 . Тогда импеданс остается довольно стабильным во времени. Таким образом, пленки PWS могут использоваться в качестве сухих электродов для долгосрочного мониторинга состояния здоровья.
Обнаружение биопотенциала с использованием сухих электродов PWS
Пленки PWS можно использовать в качестве пригодных для носки сухих электродов для обнаружения биопотенциалов эпидермиса.Для регистрации сигналов ЭКГ две круглые пленки PWS диаметром 3 см были симметрично размещены на внутренних запястьях правой и левой руки добровольца, а другая пленка PWS была прикреплена на тыльной стороне левой руки в качестве заземляющего электрода (рис. 5а, б). Благодаря биосовместимости и совместимости 45,46,47 электроды PWS практически не раздражают кожу, и покраснение не наблюдается даже после длительного использования в течение 16 часов (рис.
5b). Электроды PWS Электроды PWS генерируют высококачественные сигналы ЭКГ с формами волны PQRST и размахом напряжения (комплекс QRS), равным 1.84 мВ (рис. 5в). Эти кривые ЭКГ почти такие же, как при использовании стандартных гелевых электродов Ag / AgCl. Кроме того, спектрограмма импульса ЭКГ в диапазоне частот 0–45 Гц получается преобразованием Фурье (рис. 5г). Четкая частотная идентификация пиков PQRST различима вместе с мощностью сигнала в 20-40 дБ, и они имеют решающее значение в клинических условиях для диагностики различных аномалий сердечного сигнала, таких как врожденные пороки сердца, сердечная аритмия или потенциальная сердечная недостаточность.
a Схематическое изображение обнаружения ЭКГ. b Фотографии сухих электродов PWS. Они могли прочно прикрепляться к коже запястья, а затем отслаиваться через 16 часов. После 16 часов использования не наблюдалось раздражения кожи или видимого покраснения. c Сравнение сигналов ЭКГ с использованием сухого электрода PWS и промышленного гелевого электрода Ag / AgCl. d Спектрограмма импульса ЭКГ, записанного с помощью сухого электрода PWS. e Длительный мониторинг ЭКГ с использованием сухих электродов PWS в течение 1 дня и их среднеквадратичного шума. f Среднеквадратичный шум, регистрируемый гелевым электродом Ag / AgCl и сухим электродом PWS во время записи ЭКГ за раз, за 1 день и 1 неделю. г , ч Тестирование ЭКГ на коже при движении, вызванном электрическим вибратором. Расстояние вибратора от электрода составляло 5, 3 или 1 см.
Электроды PWS могут использоваться для долгосрочного мониторинга здоровья, что подтверждается высококачественными сигналами ЭКГ после непрерывного использования в течение 16 часов (рис.5e) и в течение не менее 1 месяца (дополнительный рисунок S15).
Шум сигнала ЭКГ можно оценить с помощью среднеквадратичного (RMS) анализа, который показывает колебания сигнала во времени.
Среднеквадратичный шум, полученный с помощью электродов PWS, составляет около 25 мкВ, что даже ниже, чем у гелевых электродов Ag / AgCl (28 мкВ) (рис. 5f). Он также намного ниже, чем у других сухих электродов, описанных в литературе (дополнительная таблица S1). Этот шум увеличивается только до 27 мкВ через 1 неделю (рис.5е), а для электродов Ag / AgCl — до 32 мкВ. Следовательно, электроды PWS намного лучше, чем электроды Ag / AgCl для длительного мониторинга 48,49,50,51 . Качество сигнала также намного лучше, чем у существующих сухих электродов с использованием ПЭДОТ или нанокомпозитов (дополнительная таблица S1) 2,13,16,17,24,52,53,54,55,56,57 .
сигналов ЭКГ было обнаружено во время движения тела. Движение тела вызывали плотным прикреплением к коже дискообразного электромеханического вибратора (рис.5г). Вибратор вызывал колебания на коже со средней амплитудой около 1,5 мм. Вибрация кожи под электродом PWS зависит от расстояния до вибратора. Когда расстояние ( d ) меньше, вибрация кожи более сильная. Сигналы ЭКГ регистрировались на расстоянии 5, 3 и 1 см соответственно (рис. 5h), а соответствующие уровни шума показаны на дополнительном рис. S16. Формы сигналов PQRST различимы без заметного дрейфа базовой линии даже на кратчайшем расстоянии в 1 см.Среднеквадратичный шум, полученный от сухих электродов PWS, ниже 38 мкВ, что свидетельствует о высокой устойчивости к помехам от артефактов движения, что намного лучше, чем у других сухих электродов (дополнительная таблица S1). Артефакты движения связаны с адгезией сухих электродов. Когда в качестве электродов используются слегка клейкие пленки PEDOT: PSS / WPU (PW) или неадгезивные пленки PEDOT: PSS, появляются значительные артефакты движения (рис. 5h). Колебания базовой линии и шум становятся еще хуже, когда вибратор находится ближе к электроду.Когда пленка PWS прикреплена к коже, она растягивается во время движения кожи, например, за счет сгибания или скручивания запястья, что лишь незначительно влияет на сопротивление и адгезию электрода PWS (дополнительный рисунок S17a).
Возможный гистерезис в поведении напряжения-деформации пленки PWS из-за повторяющегося цикла напряжения / снятия имеет небольшое влияние на контактное сопротивление и не увеличивает артефакты движения (дополнительный рисунок S17b).
Электроды PWS дополнительно помещали на влажную кожу для тестирования ЭКГ (дополнительный рис.S18), поскольку точные измерения на влажной и потной коже также важны для долгосрочного мониторинга состояния здоровья. Предплечье добровольца было опрыскано водой, лишние капли воды удалены, оставив влажную кожу. Сигнал ЭКГ на влажной коже почти такой же, как на сухой коже. На сигнал ЭКГ не влияет, когда запястье сгибается под углом 30 °, 60 ° и 90 °. Сигналы ЭКГ могут быть записаны, даже если электроды PWS, прикрепленные к запястью и опистенару, были погружены в воду (дополнительный рис.S19a). Наблюдаются формы сигналов PQRST и стабильная базовая линия, при этом качество сигнала заметно выше, чем у коммерческих гелевых электродов Ag / AgCl (дополнительный рисунок S19b).
Пленки PWS могут также использоваться в качестве сухих электродов для ЭМГ, которые определяют потенциал действия, генерируемый мышечными волокнами. Как показано на рис. 6а, два электрода PWS были помещены на мышцы-сгибатели запястья (внутренняя сторона предплечья) добровольца. Когда рука сжимает мяч, сгибатели запястья сокращаются и генерируют сигналы ЭМГ.Различные силы прилагаются к захвату трех эластомерных шариков с модулями 0,21, 0,27 и 0,33 ГПа соответственно. Соответствующие силы захвата, приложенные к шарикам, были измерены с использованием коммерческого датчика optoforce (3-осевой датчик усилия Optoforce) (дополнительный рисунок S20).
Рис. 6: Измерения ЭМГ с использованием сухих электродов PWS. a Мониторинг сигнала ЭМГ на предплечье, удерживающем мяч. Три шара имели разные модули 0,21, 0,27 и 0,33 ГПа соответственно. b ЭМГ сигналы при захвате мячей. c Изменение амплитуды сигнала ЭМГ и силы захвата в зависимости от модуля шариков.
d Использование сигналов ЭМГ для управления движением руки робота, включая открытие и закрытие. e ЭМГ-сигналы, возникающие при сгибании / разгибании разных пальцев. f Интенсивность сигнала ЭМГ, создаваемого пятью пальцами.
Размах амплитуды и интенсивности сигнала соответствуют усилию захвата (рис.6б, в). Сигнал ЭМГ при использовании электродов PWS сравним с сигналом от гелевого электрода Ag / AgCl (дополнительный рисунок S21). Обнаружение сигналов ЭМГ для движения мышц может иметь важные приложения в человеко-машинном интерфейсе. Например, сигнал ЭМГ открытия / закрытия руки от электродов PWS может служить в качестве пользовательского интерфейса для управления открытием и закрытием антропоморфной руки робота в режиме реального времени 58 (рис. 6d, дополнительный фильм 7 ). Помимо значительного движения двуглавой мышцы, электрод PWS также может обнаруживать низкоамплитудный ЭМГ-сигнал, создаваемый пальцем, выполняющим сгибание или разгибание (рис.6д, е).
По сравнению с ЭКГ и ЭМГ, запись высококачественных сигналов ЭЭГ намного сложнее из-за слабой силы сигнала в диапазоне микровольт, интерференции кожи головы и густых волос. Для достижения хорошего контакта с волосистой частью кожи головы был изготовлен сухой электрод 3D PWS с вертикальными столбиками (рис. 7a и дополнительный рис. S22). Эти вертикальные столбы высотой 2 мм и диаметром 1 мм располагались в виде квадратной решетки с расстоянием между столбами 5 мм (рис.7б). Столбы не увеличивают адгезию, но могут проникать сквозь густые волосы и контактировать с кожей головы.
Рис. 7: 3D электроды PWS с микростолбиками для регистрации ЭЭГ. a Изготовление электродов 3D PWS. b Фотография 3D-электрода PWS. c Размещение двух 3D-электродов PWS в точках O1 и O2 на задней части головы и пленочного электрода PWS за ухом в качестве электрода сравнения. d Сигналы ЭЭГ, собранные во время моргания.
e Сигналы ЭЭГ реагируют на слуховые раздражители.
Для сбора сигналов ЭЭГ в затылочной доле два 3D-электрода PWS были установлены в точках O1 и O2 задней головы по системе 10–20 (ЭЭГ) 57 , а другой пленочный электрод PWS был помещен позади ухо в качестве электрода сравнения (рис. 7в). Чтобы избежать слуховых помех, доброволец сидел в удобном положении и расслаблялся, слушая белый шум. Были обнаружены потенциалы, запускаемые зрительными нервами при открытии и закрытии глаз.Биопотенциал попадает в частотные диапазоны 7-15 Гц во время закрытия глаза, характерные альфа-волны (рис. 7d). Напротив, когда глаза открыты, сигналы ЭЭГ имеют более широкий частотный диапазон. Волны ЭЭГ чувствительны к внешним звуковым раздражителям. Чтобы уловить слуховой отклик, доброволец сидел в удобном положении с завязанными глазами, чтобы избежать визуальных помех. Когда глаза были закрыты, через случайные промежутки времени раздавался громкий звонок, и возмущенный сигнал ЭЭГ с другим частотным диапазоном регистрировался как ответ на слуховые стимулы (рис.7д) 52,57 .
Исследование клинических условий
Сухие электроды PWS были дополнительно установлены на пациенте с фибрилляцией предсердий в клинических условиях, чтобы проверить способность сухих электродов PWS определять электрокардиографическую аритмию, обнаруживая кратковременное, но значительное увеличение мышечной активности во время глубокого сухожильного рефлекса. тестирование и обнаружение устойчивой мышечной активности во время сокращения сопротивления и во время расслабления. Картина ЭКГ отчетливо указывает на отсутствие типичных пиков P и нерегулярного интервала R-R (рис.8а, дополнительный фильм 8), что соответствует симптому фибрилляции предсердий.
Рис. 8: Клиническая оценка электродов PWS для ЭКГ и ЭМГ. a Сигналы ЭКГ, показывающие вариабельность интервалов R-R и отсутствие зубцов P, которые указывают на фибрилляцию предсердий.
b ЭМГ-сигналы, показывающие кратковременное и значительное увеличение мышечных потенциалов, обнаруженное с помощью сухого электрода PSW при постукивании по сухожилию двуглавой мышцы плеча. c ЭМГ-сигналы, показывающие возрастающие потенциалы во время сокращения двуглавой мышцы, которые уменьшились после расслабления.
Кроме того, сигналы ЭМГ можно использовать для диагностики мышечных функций неврологических пациентов. Два сухих электрода PWS были закреплены на плече пациента на расстоянии 10 см. Когда двуглавая мышца приводилась в движение постукиванием по сухожилию двуглавой мышцы, сухие электроды PWS чувствительно регистрировали немедленное увеличение мышечной активности, вызванное сокращением (рис. 8b, дополнительный фильм 9). В другом клиническом испытании пациент пытался поднять предплечье (под действием сокращения двуглавой мышцы), в то время как к его предплечью непрерывно прикладывалась дополнительная внешняя сила.При этом увеличение мышечной активности сохранялось при непрерывном сокращении двуглавой мышцы. Сухой электрод PWS, установленный на двуглавой мышце, может точно определять нарастание сигнала ЭМГ во время непрерывного сокращения и снижение сигнала при последующем расслаблении (рис. 8c). Эти результаты предполагают способность электродов PWS количественно определять мышечную силу для неврологической оценки в клинической практике.
Преимущества сухих электродов PWS
Электроды PWS обладают высокой проводимостью, высокой механической растяжимостью, отличной адгезией к коже и отличной биосовместимостью.Они отличаются от других сухих электродов, описанных в литературе. Нанокомпозиты с проводящими нанонаполнителями в матрице эластомера могут иметь высокую растяжимость и высокую проводимость 41 , и они были исследованы в качестве сухих электродов для измерения эпидермального биопотенциала 13,16,59,60 . Однако нанокомпозитные сухие электроды обычно создают гораздо более высокий импеданс электрод-кожа, чем электрод PWS, потому что проводящие нанонаполнители составляют меньшинство в нанокомпозитах, и их эффективная площадь контакта с кожей, таким образом, фактически очень мала 43 .
Кроме того, они обычно не липкие, и поэтому могут наблюдаться артефакты сильного движения. Еще одна проблема — возможная токсичность нанонаполнителей.
Смеси PWS также отличаются от растяжимых композитов PEDOT: PSS, описанных в литературе. Растяжимый PEDOT: композиты PSS были получены путем добавления добавок 26,61,62,63 . Например, Bao et al. обнаружили, что ионные жидкости могут значительно увеличить растяжимость и проводимость PEDOT: PSS 26 .Однако растяжимые композиты PEDOT: PSS не являются адгезивными. Они могут вызывать артефакты при движении из-за плохого контакта кожи с электродом во время движения тела 52,64,65 . Кроме того, такие добавки, как ионные жидкости 66 , токсичны, поэтому PEDOT: PSS, добавленный с ионными жидкостями, не может использоваться для измерения эпидермального биопотенциала. Хотя в качестве сухих электродов использовались другие растяжимые композиты PEDOT: PSS, они не являются адгезивными и, таким образом, создают высокий уровень шума при движении тела.О некоторых мягких клеящихся электродах сообщалось в литературе 59,67 . Например, ультратонкие электроды могут приклеиваться к коже. Но с ними сложно обращаться, и при движении тела наблюдался высокий уровень шума. Помимо сухих электродов, проводящие гидрогели были исследованы в качестве адгезионных электродов 68 . Поскольку это влажные электроды, испарение воды из гидрогелей может вызвать затухание сигнала и шум. Они также не подходят для длительного использования.
Как выбрать гарнитуру для сухой ЭЭГ для исследовательских целей
Проф.Хавьер Мингес
Что такое гарнитура для сухой ЭЭГ?
Разница между системами электроэнцефалографии (ЭЭГ) заключается, прежде всего, в типе электролитического вещества, используемого для улучшения проводимости между электродом / датчиком ЭЭГ
и кожей (Liao 2012):
- Сухая ЭЭГ : нет вещества
- Полусухой ЭЭГ : влажность водопроводной воды
- Физиологический раствор ЭЭГ : физиологический раствор
- Гель ЭЭГ : электролитические гели
Полусухие, физиологические или гелевые ЭЭГ также называются влажными ЭЭГ .
Тот факт, что вещество требуется для улучшения проводимости между датчиком и кожей головы имеет очень важное влияние на удобство использования и комфорт гарнитуры и, таким образом, на конечный пользовательский опыт и возможные применения.
Электроды для сухой ЭЭГ не требуют использования каких-либо веществ, непосредственно контактирующих с кожей головы. Их главное преимущество заключается в том, что они быстро устанавливаются, не требуют дополнительных инструментов, таких как шприцы или баллончики с гелем, обычно удобны в носке, не требуют мытья головы после использования и не требуют тяжелых гигиенических процедур на оборудовании. потом.Их основным недостатком является высокий контактный импеданс между датчиком и кожей, что требует, чтобы слои сухого датчика и усилителя могли справляться с большим количеством артефактов и шума ЭЭГ. Эти слои должны компенсировать этот недостаток более высокими характеристиками и более сложными функциями, чем технологии с электродами, в которых используются электролитические вещества, чтобы достичь того же качества сигнала (более высокое входное сопротивление, чтобы избежать затухания сигнала и методы активного экранирования для минимизации связанных артефактов, см. Ли и др., 2018).
Соответственно, более удобное использование и комфорт систем сухой ЭЭГ могут отрицательно повлиять как на надежность, так и на точность устройства — ключевые особенности, которые следует учитывать при выборе гарнитуры для ЭЭГ. Конструкция датчиков, усилителя и кабеля гарнитур для сухой ЭЭГ требует гораздо более высоких характеристик производительности, чем устройства для влажной ЭЭГ, для получения высококачественного сигнала ЭЭГ.
Чем полезны сухие ЭЭГ-гарнитуры?
Значительная область исследований в области нейробиологии направлена на решение новой задачи: — сдвинуть понимание человеческого поведения от контролируемых сценариев в исследовательских лабораториях к реальным условиям.
Кроме того, новое поколение нейротехнологий и интерфейсов мозг-компьютер начинает выходить на новые рынки. И исследования, и возможности для бизнеса создают потребность в ЭЭГ нового поколения с совершенно новыми требованиями: простота использования, удобство, мобильность и устойчивость к артефактам. При правильной разработке системы сухой ЭЭГ напрямую обращаются ко всем этим функциям, обеспечивая соответствие новым сценариям использования и исследовательским сценариям, доступ к которым раньше был невозможен.
Например, эти технологии сухой ЭЭГ приближаются к исследовательским и бизнес-приложениям, которые позволяют пользователю самостоятельно размещать их, обеспечивая большую автономность в сценариях со здоровьем. Это нововведение выходит далеко за рамки того, что возможно с системами мокрой ЭЭГ.
Электроды для сухой ЭЭГ и электроды для мокрой ЭЭГ в приложении
Хотя гарнитуру для сухой ЭЭГ можно использовать для записи ЭЭГ практически в любой установке, основная цель этих технологий — работать с реальными средами или профессиональными продуктами или услугами.
Простой способ разместить ЭЭГ как с сухими, так и с влажными электродами в общей исследовательской сети:
Этап 1 — Этап исследовательских исследований: использует лабораторные исследовательские технологии для понимания поведения человека в контролируемых ситуациях. На этом этапе первоочередными задачами являются получение измерений с большим количеством датчиков, с большим охватом мозга и с очень высоким разрешением и точностью.
Этап 2 — Оптимизация приложения: использует методы обработки сигналов ЭЭГ, чтобы понять, где и как можно измерить нейронные корреляции, лежащие в основе поведения.
Этап 3 — Ориентированная на приложения фаза : используйте внелабораторные исследования и прикладные технологии ( гарнитуры для сухой ЭЭГ, ), чтобы понять поведение человека в естественных условиях. В этом случае приоритетом является наличие простых в использовании и удобных технологий ЭЭГ с датчиками только над соответствующими областями мозга (измерение только электрической активности мозга, которую нам нужно измерить), с подвижностью и устойчивостью к артефактам (для обработки без движений. ).
Таким образом, основная сфера применения мокрой ЭЭГ обычно дополняет сухую ЭЭГ, поскольку они используются на разных этапах этого процесса исследований.См. Несколько примеров ниже.
Гарнитуры для сухой ЭЭГ высокой плотности и низкой плотности
Как упоминалось ранее, электроды для сухой ЭЭГ низкой плотности предназначены для более поздних стадий исследований и разработок (обычно, когда уже известны области мозга для измерения на основе собственных или других исследований). Затем, уменьшив количество электродов, конструкция гарнитуры для сухой ЭЭГ может сосредоточиться на других аспектах, таких как удобство использования, эргономика, комфорт и мобильность. В этом главное преимущество этих технологий.
Тем не менее, сухие электроды высокой плотности (32 электрода или более) также могут быть разработаны для использования на том же этапе исследований, что и системы ЭЭГ на влажной основе с конструкциями насадок для душа. В этом случае технологии сухой ЭЭГ исследовательского класса имеют то преимущество, что устраняют электролитические вещества (чистота оборудования, нет необходимости мыть голову после этого и т. Д.), Но обычно приносят в жертву удобство использования или эргономичность.
Важные особенности систем сухой ЭЭГ
Помимо датчиков для сухой ЭЭГ, важно иметь систему сбора данных, которая была бы достаточно надежной и точной для окончательного применения .
Основная идея заключается в том, что чем ниже электролитические свойства, необходимые для датчика, тем выше производительность датчика, экранирования кабеля и усилителей (Li et al., 2018). Основываясь на наиболее общих характеристиках, приведенных в литературе (Gargiulo et. Al., 2010; Pinegger et. Al., 2016; Tallgren et. Al., 2005), мы предлагаем здесь полный список наиболее важных характеристик, влияющих на надежность и точность системы сухой ЭЭГ.
Реальные примеры использования систем сухой ЭЭГ
ИМК в домашних условиях для двигательной нейрореабилитации пациентов с травмой спинного мозга. Имплантация прошла благодаря проекту h3020 MoreGrasp EU. Подробности смотрите здесь:
Контроль и улучшение вождения. Имплантация находится в Nissan Group. Подробнее см. Здесь.
Выводы
ЭЭГ-гарнитуры с сухими электродами начинают открывать двери для применения нейробиологии в реальных условиях и на рынок нового поколения продуктов (исследовательские и медицинские устройства, коммерческие ЭЭГ-гарнитуры) и нейротехнологий на основе услуг.Однако выбор системы ЭЭГ — непростая задача. Эти два вопроса могут стать отправной точкой:
Где вы находитесь в процессе исследования?
Если вы находитесь на этапе исследования, где приоритетом является получение глубокого понимания измерений активности мозга, вы можете рассмотреть возможность начать с системы влажной ЭЭГ.
Если вы находитесь в прикладных фазах, когда вы знаете, что вам нужно измерить (подмножество датчиков), а приоритетом являются удобство использования и комфорт, тогда вам может потребоваться система сухой ЭЭГ.
Речь идет только о датчиках сухой ЭЭГ? Речь идет о системах сухой ЭЭГ, включая датчики, кабели и слои усилителя. Выбор типа датчика определяет применение из-за эргономичности и удобства использования, которые они обеспечивают, но этот выбор не может быть сделан без учета характеристик передачи сигнала, экранирования, и усилителя биосигнала.
Как только вы это узнаете, но по-прежнему думаете, что вам нужна гарнитура для сухой ЭЭГ, вам нужно использовать эту информацию, чтобы лучше понять функции и их важность в процессе выбора.
Об авторе
Хавьер Мингес, Ph.D. — Главный научный директор Bitbrain (Google Scholar, LinkedIn, Twitter)
Профессор кафедры информационных технологий и главный исследователь исследовательской группы нейротехнологий Университета Сарагосы (Испания). Профессор и приглашенный исследователь в более чем 10 академических учреждениях, таких как Стэнфордский университет (США), Тюбингенский университет (Германия) и IE Business School (Испания) и т. Д.
110+ исследовательских публикаций и 5+ патентов в области нейробиологии, нейронной инженерии, интерфейсов мозг-компьютер, взаимодействия человека и компьютера, когнитивной и моторной нейрореабилитации, интеллектуальной робототехники и маркетинговых исследований.
Достижения в области НИОКР: несколько пионерских прототипов роботов, управляемых с помощью интерфейсов мозг-компьютер (инвалидное кресло, робот телеприсутствия и роботизированная рука), первая нейротехнология для персонализированного когнитивного улучшения и первая нейротехнология для обнаружения эмоций.
Мингес получил более 25 международных наград, в том числе Иберо-американскую премию за инновации и предпринимательство, вторую премию Европейской комиссии — «Лучшая компания в сфере ИКТ и лучшая инвестиционная возможность», а также международную бизнес-премию фонда Everis.
Спикер более 300 мероприятий, связанных с исследованиями и инновациями, таких как Королевская медицинская академия Испании, конференция ЕС по ИКТ, несколько международных конференций IEEE и другие.
Библиография
- Ляо, Лун-Де и Линь, Чин-Тенг и Макдауэлл, Калеб и Викенден, Альма и Граманн, Клаус и Юнг, Цзы-Пинг и Ко, Ли-Вэй и Чанг, Джих-Йонг. (2012). Биосенсорные технологии для расширенных интерфейсов мозг-компьютер в ближайшие десятилетия. Труды IEEE. 100. 10.1109 / JPROC.2012.2184829.
- Аллен, Дж. Дж. Б., и Коэн, М. X. (2010). Деконструкция состояния «покоя»: изучение временной динамики фронтальной альфа-асимметрии как эндофенотипа депрессии.Frontiers in Human Neuroscience, 4 (декабрь), 232. https://doi.org/10.3389/fnhum.2010.00232
- Ли, Г., Ван, С., и Дуань, Ю. Ю. (2018). На пути к электродам, не содержащим проводящего геля: понимание импеданса поверхности влажного электрода, полусухого электрода и сухого электрода-кожи с помощью приспособления для спектроскопии электрохимического импеданса. Датчики и исполнительные механизмы B: Химическая промышленность, 277, 250–260. DOI: 10.1016 / j.snb.2018.08.155
- Гарджуло, Г., Кальво, Р. А., Бифулько, П., Чезарелли, М., Джин, К., Мохамед А. и Шайк А. В. (2010). Новая система регистрации ЭЭГ для пассивных сухих электродов. Клиническая нейрофизиология, 121 (5), 686–693. DOI: 10.1016 / j.clinph.2009.12.025
- Пинеггер, А., Вриесснеггер, С. К., Фаллер, Дж., И Мюллер-Путц, Г. Р. (2016). Оценка различных систем регистрации ЭЭГ на предмет их пригодности для построения интерфейса мозг-компьютер: тематические исследования. Границы нейробиологии, 10. DOI: 10.3389 / fnins.2016.00441
- Таллгрен, П., Ванхатало, С., Кайла, К., и Voipio, Дж. (2005). Оценка имеющихся в продаже электродов и гелей для регистрации медленных потенциалов ЭЭГ. Клиническая нейрофизиология, 116 (4), 799–806. DOI: 10.1016 / j.clinph.2004.10.001
- Эсколано К., XXX (2020). В представленном Frontiers of Neuroscience.
Границы нейробиологии, 10. DOI: 10.3389 / fnins.2016.00441| Liao [32] | Поверхностный электрод с 17 пружинными контактными зондами | Нержавеющая сталь, Au, Cu, BeCu | Поверхностный электрод ЭЭГ | Длина и диаметр микроигл колеблются от 100 до 210 мкм и от 30 до 50 мкм соответственно.Импеданс остается около 18 кОм при 10 Гц. | DRIE, влажное травление, испарение, термическое окисление |
| Song [33] | Сухие электроды на основе нанотрубок из хитозана / Au-TiO2 для ЭЭГ | Хитозан (Ch), Au, TiO 2 нанотрубка, Ti | Поверхностный электрод ЭЭГ | Этот сухой электрод представляет собой многослойную пленку Ch / Au-TiO 2 / Au-Ti, средние значения импеданса составляли приблизительно 169 ± 33,0 кОм при 2,15 Гц и 67,4 ± 8,9 кОм при 100 Гц. | Электрохимическая многопотенциальная ступенчатая технология, метод электрохимического анодного окисления |
| Фидлер [34] | Новая система многополюсных электродов | Полиуретан, Ag / AgCl | Поверхностный электрод ЭЭГ | Электрод состоит из 24 одиночных штифты с круглыми вершинами диаметром 1 мм и высотой 6 мм, расстояния штифтов равны 2. 5 мм. | Не упоминается |
| Каппель [36] | Новый электрод ЭЭГ уха с сухим контактом | Ti, IrO 2 , серебряная эпоксидная смола, акриловый пластик | Поверхностный электрод ЭЭГ | Этот электрод для наушников не необходимо проводить измерения на участках с волосяным покровом, но изменение конфигурации внутри уха привело к низкому соотношению сигнал / шум. | Термическое окисление, литье |
| Ли [38] | Персональный электрод для наушников для ЭЭГ | AgNW, CNT, PDMS. | Поверхностный электрод ЭЭГ | Структуры и элементы изготовленного наушника, состоящего из слоя AgNW / CNT / PDMS, проводящего слоя межсоединений, покрытого слоем золота, и поддерживающей пены с эффектом памяти. | Не упоминается |
| Myers [39] | Сухой электрод AgNW | AgNW, PDMS | Поверхность ECG электрод | AgNWs со средним диаметром 90 нм и длиной 10 ~ 60 мм, а также проводимостью электрод более 50 См / м. | Отливка |
| Cui [42] | Электрогидродинамическая печать AgNWs электрод | AgNW, PET, PDMS, бумага | Поверхность ECG электрод | После последующей обработки напечатанные AgNWs показали высокую электропроводность ∼ × 10 6 См / м. | Электрогидродинамическая печать |
| Nawrocki [46] | Самоклеящийся и сверхпластичный сухой тонкопленочный электрод с длиной волны менее 300 нм | Парилен, Au | Поверхностный электрод EMG | Этот сухой электрод является вспомогательным. Самоклеящийся тонкопленочный электрод 300 нм, подходящий для сложных поверхностей кожи. | Метод центрифугирования, термическое напыление |
| Gao [47] | Мягкий игольчатый сухой электрод со щетиной | PDMS, CNT, PU, углеродное волокно, Au | Поверхностный электрод ЭЭГ | Диаметр подставки составляла 17 мм, толщина — 7 мм, импеданс составлял 10–100 кОм по порядку величины. | Магнитное перемешивание, гальваника, литье |
| Ли [49] | Проводящий тонкопленочный электрод CNT / PDMS | CNT, PDMS | Поверхность Электрод ECG | С 1.5 мас.% Дисперсии УНТ, гибкая пленка была успешно протестирована для длительного использования в качестве электрода ЭКГ. | Двухступенчатый метод диспергирования, вращение |
| Jung [50] | Композитные гибкие сухие электроды из CNT / PDMS | PDMS, CNT | Поверхность ECG электрод | Качество сигнала зависело от состава CNT / Композит ПДМС, и от размера электрода. | Двухэтапный метод диспергирования, литье |
| Peng [51] | Гибкий электрод с микростолбиками на основе гибрида углеродных нанотрубок / полимера | PDMS, CNT | Поверхность Электрод ECG | Диаметр и высота одиночного Micropillar составляют 50 мкм и 100 мкм соответственно.Его ЭИИ ниже, чем у плоских электродов. | Прядение, УФ-фотолитография, литье |
| Ким [53] | Сухой электрод на основе гибридных углеродных нанокомпозитов 1D-2D | Графен, УНТ, ПДМС | Поверхность ЭКГ электрод | Электрод имеет наименьший объем сопротивление (∼100 Ом · см) при оптимальном соотношении наполнителя с нормальной силой сцепления ∼1,3 Н / см 2 на коже человека, что сопоставимо с таковой у коммерческих влажных клеев. | Отливка |
| Япичи [61] | Текстильные электроды, плакированные графеном | Графен, текстиль | Поверхность Электрод ECG | Текстильный электрод, основанный на масштабируемом и прочном синтезе проводящих тканей из графена. EII находится в диапазоне от 87,5 кОм до 11,6 кОм. | Погружение и нанесение покрытий, термообработка |
| Lou [62] | Гибкие графеновые электроды | Графен, ПЭТ, Ag, полиэфирное волокно | Поверхность Электрод ECG | Графеновый текстильный электрод демонстрирует хорошую биосовместимость, хорошую комфортность, хорошую биосовместимость, хорошую совместимость с тканевым графеном. и высокая электрофизиологическая чувствительность обнаружения. | Химическое осаждение из паровой фазы, химическое восстановление |
| Das [64] | Сухие электроды на основе химически восстановленного оксида графена | Химически восстановленный оксид графена | Поверхность ЭКГ электрод | Удельное поверхностное сопротивление электрода равно 28 Ом / кв. | Химическое восстановление, нагрев |
| Карим [65] | Текстиль на основе графена с струйной печатью | Графеновые чернила, текстиль | Поверхность Электрод ECG | Струйная печать снижает сопротивление листа графена. -текстиль на три порядка по сравнению с необработанным текстилем. | Струйное напыление, химическое восстановление |
| Salvo [70] | Трехмерная печать сухих электродов для записи ЭКГ / ЭЭГ | Смола на акриловой основе, Au | Поверхностный электрод ЭЭГ | Каждая игла имеет высоту 3 мм с диаметром основания 600 мкм, диаметр наконечника около 100 мкм, расстояние 250 мкм и сопротивление при 10 Гц 62 кОм | Распыление, 3D-печать |
| Kaitainen [71] | На основе жидкого силиконового каучука (LSR) сухие биоэлектроды | Проводящий жидкий силиконовый каучук, Ti / Ag | Поверхностный электрод ЭЭГ | Его полное сопротивление может быть ниже 30 кОм (без покрытия) и ниже 10 кОм (с покрытием из серебра) при частоте 1–1000 Гц. | магнетронное распыление |
| Крачунов [72] | Сухие электроды ЭЭГ с 3D-печатью | Пластик с печатью, чернила Ag / AgCl | Поверхностный электрод ЭЭГ | Использование недорогих настольных 3D-принтеров и готовых компонентов для изготовление, которое позволяет быстро и недорого изготавливать электроды и открывает возможность создания электродов, адаптированных для каждого пользователя. | 3D-печать |
| Lin [73] | Новые электроды из сухой полимерной пены | Проводящий уретановый материал, проводящая ткань, Ni / Cu | Поверхностный электрод ЭЭГ | Этот вспененный электрод изготовлен из электропроводящей полимерной пены, покрытой у проводящей ткани сопротивление при 10 Гц составляет 15 кОм на участках с волосами и 8 кОм на участках без волос. | Не упоминается |
| Sinha [78] | Трафаретная печать PEDOT: PSS Электроды | PEDOT: PSS, текстиль | Поверхность ECG электрод | После пяти слоев PEDOT: PSS по площади дают лист сопротивление 5,6 Ом / кв. SNR сигнала ЭКГ составляет 15,42 дБ в условиях сухой кожи. | Трафаретная печать |
| Castrillón [79] | PEDOT: текстильные электроды на основе PSS | PEDOT: PSS, текстильные материалы | Поверхность Электрод ECG | Текстильные электроды изготавливаются путем обработки различных текстильных материалов PEDOT: PSS, нет значительных различий в получении сигналов ЭКГ для разных материалов. | Погружение |
| Де Камп [81] | Светоотверждаемые полимерные электроды | PEDOT, полимер | Поверхностный электрод ЭЭГ | Электрод затвердевает под воздействием синего света в течение нескольких секунд. Импеданс находился в диапазоне от 10 Гц до 1000 Гц и составлял 1,2 ~ 0,8 кОм. | Процедура светового отверждения |
| Бихар [82] | Струйная печать PEDOT: электроды PSS на бумаге | Бумага, PEDOT: PSS | Поверхность Электрод ECG | Электрод изготавливается путем печати на PEDOT коммерческая бумага, экологически чистая и пригодная для вторичной переработки. | Струйная печать |
| La [83] | Двухслойный и эластичный электронный текстиль | Частицы серебра, фторполимер, PDMS, PU | Поверхностный электрод EMG | Двухслойный текстильный электрод разработан контролируемым проникновение частиц серебра и фторполимерных композиционных красок в пористую ткань. Он имеет хорошую проводимость около 3200 См / см. | Печать, проникновение |
| Цзян [84] | Электрод из нетканого материала с полипиррольным покрытием | ПЭТ, нейлон, полипропилен | Поверхностный электрод EMG | Этот электрод использует лист ткани с покрытием из полипропилена в качестве проводящего слоя для реализации sEMG приобретение. Его можно пришить на резинку, чтобы гарантировать плотный контакт с кожей. | Погружение и покрытие |
Frontiers | Протокол сравнения сухих и влажных электродов ЭЭГ во время сна
Введение
Польза сна для физического и психического здоровья очевидна. Однако спокойный ночной сон может быть трудным делом. Качество сна является критическим параметром для спокойного сна. Современные носимые технологии сна, такие как умные часы и наручные, наручные и повязки на голову, нацелены на оценку качества сна, предоставляя подробную информацию о макроструктуре сна, т.е.е., временная организация ночи по стадиям сна. Однако качество сна зависит как от макро-, так и от микроструктуры сна, причем последняя является идентификацией и количественной оценкой специфических для сна нейрофизиологических событий (Malinowska et al., 2006).
В то время как макроструктуру сна можно в ограниченной степени контролировать с помощью носимых устройств, основанных на движении, и отображать ее в виде гипнограммы в масштабе времени в часах, подробную информацию о макро- и микроструктуре можно получить только путем записи электроэнцефалограммы (ЭЭГ). спящего мозга.Следовательно, ЭЭГ является частью каждой научной и клинической оценки сна. Однако эта оценка обычно включает посещение лаборатории, использование стационарных усилителей, а также принуждение участников к засыпанию в незнакомой обстановке, что может привести к хорошо известному эффекту первой ночи (Toussaint et al., 1997). Этот эффект первой ночи вместе со значительной изменчивостью сна от ночи к ночи, даже в контролируемых условиях (Buckelmüller et al., 2006), ограничивает достоверность оценки за одну ночь в исследовательских или клинических условиях.
Следовательно, очень желательно записывать ЭЭГ во сне с помощью простого, удобного и недорогого мобильного устройства в условиях свободного проживания в течение длительных периодов времени. Сухие электроды могут составлять основной компонент такого устройства, поскольку они многоразовые, недорогие и способны устанавливать достаточный электрический контакт с кожей без необходимости нанесения геля для электродов.
Однако использование альтернативных электродов для записи сна неочевидно, поскольку ограниченные возможности позиционирования и измененные контактные свойства могут повлиять на производные параметры сна, включая микро- и макроструктуру сна.Следовательно, при каждом введении электродов нового типа для мониторинга сна важно тестировать и характеризовать их для конкретного применения.
Важность оценки структуры сна
Несмотря на то, что общая макроструктура сна демонстрирует высокую изменчивость между ночами даже у одного и того же человека, можно утверждать, что ночь за ночью спящий мозг циклически проходит различные стадии сна повторяющимся образом. Если этот своеобразный режим сна становится ненормальным, это свидетельствует о различных неблагоприятных состояниях здоровья (Luyster et al., 2012), таких как ишемическая болезнь сердца (Ayas et al., 2003) или ожирение и сахарный диабет 2 типа (Tan et al., 2018).
ЭЭГ является основой для организации ночного сна, эпоха за эпохой, по различным стадиям сна (Iber et al., 2007). Сон обычно подразделяется на сон с быстрым движением глаз (REM) и сон с небыстрым движением глаз (NREM). NREM-сон далее подразделяется на стадии сна N1, N2 и N3, что отражает увеличение глубины сна, то есть N1 представляет легкий сон, а N3 — глубокий сон.Во время NREM-сна происходят отдельные события ЭЭГ с типичными частотами: медленные волны (0,5–4 Гц), К-комплексы (одиночные медленные волны) и веретена сна (10–16 Гц). Возникновение любого из них является признаком стадии сна N2. Медленные волны и сонные веретена продолжают возникать в стадии самого глубокого сна N3, где медленные волны с размахом от пика до пика не менее 75 мкВ доминируют по меньшей мере в 20% оцениваемой эпохи.
Медленные волны и веретена сна представляют особый интерес, поскольку они тесно связаны с консолидацией памяти (Rasch and Born, 2013) и восстановительными функциями (Vyazovskiy and Harris, 2013; Tononi and Cirelli, 2014).Некоторые характеристики их морфологии изменяются в зависимости от предшествующих когнитивных проблем во время бодрствования, т.
Е. Амплитуда и наклон медленных волн увеличиваются, когда им предшествует определенный опыт обучения (Huber et al., 2004; Molle et al., 2004), и уменьшаются, когда кодирование информации было предотвращено (Huber et al., 2006). Кроме того, медленные волны являются основным биомаркером давления во сне, т. Е. Стремлением заснуть (Dijk et al., 1993; Borbély and Achermann, 1999). Вместе с веретенами сна они составляют важную часть микроструктуры сна.
Обычно макроструктура сна описывается гипнограммой, которая определяется путем оценки трех ЭЭГ (лобных, центральных и затылочных), двух ЭОГ и одного отведения ЭМГ подбородка. Однако один лобный электрод, привязанный только к контралатеральному сосцевидному отростку, может улавливать большую часть текущих нейрофизиологических событий во время сна, поскольку медленные волны наиболее выражены на лобных областях как у молодых, так и у пожилых людей (Landolt and Borbély, 2001), а также во время сна. веретена обычно находятся над лобно-центральными областями (Cox et al., 2017). Однако альфа-активность (спектральная мощность от 8 до 12 Гц), важный маркер начала стадии сна N1, наиболее выражена в затылочных электродах. Соответственно, когда оценка, основанная на одном фронтальном отведении ЭЭГ, сравнивается с оценкой трех отведений, согласие N2 и N3 высокое, тогда как согласие N1 ниже.
Тип электродов, используемых в переносных ЭЭГ-системах
Для получения высококачественной ЭЭГ с помощью носимого устройства существенным требованием является использование электродов с высокими рабочими характеристиками.Электроды должны обеспечивать хороший и постоянный электрический контакт с кожей и, следовательно, иметь низкое сопротивление. Контакт электрода с кожей может быть обеспечен либо путем добавления проводящего геля между электродом и кожей, либо путем использования проводящего материала с высокой контактной поверхностью, обеспечивающей электрический контакт.
Предварительно гелированные электроды ранее использовались в носимых ЭЭГ-системах для измерения ЭЭГ во время ночного сна с высоким качеством сигнала, но необходима замена после каждого измерения, что делает их неэкономичными в случае длительного использования.
Следовательно, замена предварительно гелеобразных электродов многоразовыми сухими электродами в фиксированных положениях в интегрированном устройстве снизит затраты и повысит удобство использования переносных систем ЭЭГ.
измерения ЭЭГ могут быть выполнены с помощью различных типов многоразовых сухих электродов. Электроды игольчатого типа предназначены для доступа к коже головы через густые волосы, но, поскольку они не прикрепляются к коже напрямую, они обладают тем недостатком, что они подвержены сильным артефактам движения и могут менять положение в течение ночи (Li et al., 2016). Следовательно, они требуют высокого давления на кожу головы для обеспечения высокого качества сигнала, что вызывает дискомфорт и даже боль при длительном использовании (Gao et al., 2018). Электроды из щетины с более мягкими стержнями воспринимаются более удобными, но все же требуют высокого контактного давления, особенно после длительного использования без повторного покрытия (Grozea et al., 2011). В отличие от штыревых электродов, плоские электроды не вызывают боли или дискомфорта, поскольку они мягкие, гибкие и обеспечивают низкий контактный импеданс при высокой контактной поверхности.С другой стороны, из-за их большего размера они требуют очищенной или подготовленной кожи для обеспечения достаточного контакта с кожей. Это ограничивает их применение фронтальным (т. Е. На лбу) положением электродов.
Методы оценки электродов, используемых в носимых ЭЭГ-системах
Для оценки и анализа сна сухие электроды должны быть достаточно устойчивыми к артефактам, которые могут возникнуть во время сна (например, движение и потоотделение), и не создавать дополнительных помех.Кроме того, они должны обладать электрическими и физическими свойствами, которые позволяют регистрировать важные характеристики сна, такие как медленные волны и веретена. В общем, электроды ЭЭГ должны иметь низкое контактное сопротивление кожи, чтобы предотвратить ослабление сигнала и рассогласование импеданса, что является основной причиной неэффективного подавления синфазного сигнала, то есть способности дифференциального усилителя подавлять сигналы, общие для обоих электродов (Ferree et al.
др., 2001). Спецификации электродов, особенно для носимых устройств, должны включать определенный уровень допуска к несовершенному размещению неопытными пользователями, которое может вызвать дополнительные артефакты.
Важность оценки качества данных носимых систем ЭЭГ была определена, но существует лишь несколько исследований, в которых изучается качество сигнала относительно электродов (Radüntz, 2018), а стандартизированная методология отсутствует (Casson, 2019). Предыдущая работа, в которой оценивалась пригодность электродов специально для сна, уделяла большое внимание сравнению макроструктуры полученных образцов сна. Например, характеристики, необходимые для оценки сна, оцениваются для тестирования новой матрицы сухих электродов вокруг уха (Sterr et al., 2018). Основной интерес представляют соглашение Бланд-Альтмана и корреляции Пирсона параметров макроструктуры, полученных после подсчета баллов, таких как продолжительность стадий сна. Кроме того, параметры сравниваются от эпохи к эпохе (Griessenberger et al., 2013; Sterr et al., 2018). В технико-экономическом обосновании установки электродов на основе татуировок для сна, четыре ночи были записаны в доме испытуемых, и сон оценивался экспертом для качественной оценки ЭЭГ и визуального определения того, является ли типичный режим сна (например,г., веретена и медленные волны) (Шустак и др., 2019). Вводя дополнительные количественные показатели, Ferster et al. (2019) сравнивают корреляцию среднеквадратичной мощности в дельта (0,5–4 Гц) и сигма (10–15 Гц) диапазонах во время медленного сна. В этом сравнении используются два отдельных портативных усилителя, разработанных для домашнего скрининга сна, эталонная система которых является клинически признанным устройством. Проблема использования двух полностью отдельных систем заключается в синхронизации времени между усилителями, которая приводит только к визуальному и качественному сравнению или большим окнам сравнения (Ferster et al., 2019). Чаще всего сравнительные исследования электродов основываются на одной системе усилителя, которая имеет общий опорный (и заземляющий) электрод любого типа, что позволяет проводить корреляционный анализ во временной области, но может вносить нежелательные искажения в противоположный канал (Casson, 2019).
Последовательное тестирование различных конфигураций однотипных электродов невозможно при физиологическом мониторинге из-за сильной зависимости сигнала от времени. Даже в лабораторных исследованиях количественная оценка микроструктуры сна редко оценивается во время тестирования электродов.Кроме того, различия между различными системами ЭЭГ и электродами также могут быть сопоставлены с факторами, отличными от технологической изменчивости, такими как вариативность предмета и сеанса (Melnik et al., 2017). Следовательно, важно контролировать эти эффекты при сравнении электродов. Насколько нам известно, оценка качества электродов ЭЭГ вне контролируемых лабораторных условий и включающая подробный анализ микро- и макроструктуры сна, а также сравнение с электродом сравнения, еще не проводилась.Таким образом, не существует установленной методологии для объективной оценки и сравнения электродов для сна.
Наша цель состояла в том, чтобы разработать воспроизводимый протокол тестирования электродов, который позволил бы сравнить основные характеристики для характеристики макро- и микроструктуры сна и выявить различия и ограничения, возникающие при использовании в естественных условиях. В частности, мы оценили пригодность электродов для оценки ночного сна в домашних условиях.Кроме того, мы исследовали качество сигнала и чувствительность к артефактам, чтобы оценить, будут ли электроды достаточно надежными для неконтролируемой записи ЭЭГ во сне.
Материалы и методы
Мы разработали протокол испытаний, следуя реалистичной процедуре, в которой новые плоские сухие электроды сравнивают с уже известными электродами, предварительно гелеобразными. Это включало в себя проектирование установки усилителя, которая позволила бы одновременную регистрацию ЭЭГ сна с использованием двух типов электродов в естественных условиях, проведение сбора таких данных и разработку параметров анализа и оценки, которые включают соответствующие макро- и микроструктуру сна. метрики.
Электроды
Мы оценили эффективность нового поколения сухих плоских электродов (Dr) и самоклеящихся предварительно гелеобразных (Pg) электродов.
Электроды Dryode TM (IDUN Technologies, CH, рис. 1B) представляют собой комбинацию проводящего текстиля и полимеров. Они состояли из трикотажной нейлоновой ткани, покрытой серебром, с площадью сенсора 18–20 мм. 2 . Электроды Pg (Ambu ® Neuroline 720-00-S, Ambu A / S, DK, рис. 1A) были одноразовыми и продавались специально для ЭЭГ во сне.В них использовался сенсорный материал Ag / AgCl с площадью сенсора 18 мм 2 и площадью геля 95 мм 2 .
Рисунок 1. Проверенные электроды. ( A , слева) Предварительно гелированные электроды Ambu ® Neuroline 720 (Ambu A / S, DK) и (B , справа) электроды Dryode TM (IDUN Technologies, CH).
Конструкция электрода Dr оптимизирует адгезию к коже, что снижает шумовые артефакты (Stauffer et al., 2018).Мы сочли этот электрод особенно интересным для приложений мониторинга сна из-за импеданса контакта с кожей ниже 50 кОм⋅см 2 (Stauffer et al., 2018). Кроме того, изгибаемая конструкция позволяет прикреплять электроды к изогнутым участкам (например, сосцевидным отросткам) и проводить измерения в течение длительного времени с высоким комфортом и без раздражения кожи (Stauffer et al., 2018). Однако до настоящего времени эти электроды не были утверждены для использования в исследованиях ночного сна и поэтому представляли интерес для сравнения электродов.
Сбор данных
Эксперименты
Мы разработали наши эксперименты для сбора одновременных записей с электродов Dr и Pg в идентичных условиях во время ночного сна. Эксперименты были задуманы с учетом реалистичной домашней обстановки. Исследование было проведено в соответствии с Хельсинкской декларацией и одобрено институциональным этическим комитетом (ETH EK 2017-N-67).
Два идентичных усилителя биосигнала MHSL-SleepBand (SB) с высококлассным 8-канальным 24-битным аналого-цифровым преобразователем (ADS1299, Texas Instruments Inc.
, США) были созданы для измерения ЭЭГ (Ferster et al., 2019). Каждый SB питался от литиевых аккумуляторов (2600 мАч, 3,63 В, 9,5 Втч). SB — это мобильная система мониторинга сна, которая обеспечивает записи ЭЭГ исследовательского качества и бортовую обработку в реальном времени, специально разработанную для исследования сна. Усилители были настроены с двумя различными конфигурациями электродов (SB Dr или SB Pg , рисунок 2). SB Dr (усилитель 1) был привязан и заземлен к электродам Dr (REF Dr и GND Dr ), тогда как SB Pg (усилитель 2) был привязан и заземлен на электроды Pg (REF Pg и GND стр. ).Оба усилителя регистрировали общий сигнал синхронизации 1 Гц. Для записи ЭЭГ электрод Dr помещался на правый лоб (соответствует Fp2, EEG Dr ), тогда как электрод Pg располагался на лбу слева (соответствует Fp1, EEG Pg ). Электроды сравнения (REF Dr и REF Pg ) были размещены на противоположной стороне, заземляющие электроды (GND Dr и GND Pg ) на ипсилатеральном сосцевидном отростке по отношению к соответствующему переднему электроду.Оба прибора одновременно измеряли ЭЭГ Dr и ЭЭГ Pg с помощью разветвителей. SB Dr измерил ЭЭГ Dr и ЭЭГ Pg со ссылкой на REF Dr и заземлен на GND Dr , в результате чего были получены отведения EEG DrDr и EEG PgDr (индекс отведения представляет используемый тип электрода для получения ЭЭГ с указанием типа электрода сравнения / заземления). SB Pg измерял EEG Dr и EEG Pg со ссылкой на REF Pg и заземлен на GND Pg , что привело к отведениям EEG DrPg и EEG PgPg .Следовательно, EEG DrDr и EEG PgPg относятся к отведению ЭЭГ, полностью основанному на электродах Dr и Pg, соответственно.
С помощью EEG DrPg и EEG PgDr мы разобрали ЭЭГ и электрод сравнения, что позволило изучить, является ли ЭЭГ или электрод сравнения ответственным за потенциально плохой сигнал. Мы сравнили ЭЭГ DrDr с ЭЭГ PgPg , поскольку ЭЭГ PgPg успешно использовалась для получения ЭЭГ во время ночного сна с использованием той же конфигурации SB-электродов и не уступила сертифицированной системе (Ferster et al., 2019). Кроме того, SB Pg записал электроокулограмму (EOG PgPg ), а также левую и правую электромиограмму (LEMG PgPg и REMG PgPg ) отводов. В предлагаемом анализе сигналы ЭОГ и ЭМГ в дальнейшем не исследовались. Все каналы записывались с частотой дискретизации 250 Гц. Набор электродов Dr использовался повторно и протирался спиртовыми салфетками после каждой записи. Для каждой новой записи применялся новый комплект электродов Pg.
Рисунок 2. Настройка усилителя. Усилитель 1 (красный, SB Dr ) измеряет ЭЭГ DrDr и ЭЭГ PgDr , будучи привязанным (REF Dr ) и заземленным (GND Dr ) к электродам Dr. Усилитель 2 (синий, SB Pg ) измеряет EEG DrPg , EEG PgPg , EOG PgPg , LEMG PgPg и REMG PgPg при ссылке (REFND Pg 9064 с заземлением) ) к электродам Pg. Между двумя усилителями передается сигнал запуска для синхронизации выборки.
Участников
После письменного информированного согласия были записаны ночные ЭЭГ, ЭОГ и ЭМГ у пяти молодых здоровых участников (возрастной диапазон: 25,2–30,0 лет, 3 мужчин, 1 левша, 1 человек с обеих сторон) в их домах. Участники самостоятельно не сообщали об отсутствии проблем со здоровьем и сном, неврологических, психических или внутренних расстройств, кожных заболеваний, кожных аллергий или недавнего приема наркотиков. У всех участников был нормальный ИМТ (диапазон: 20,7–25,2) и обычное потребление кофеина 0–7 чашек кофе или энергетических напитков в день, а также 0–2 чашки черного чая, зеленого чая или лимонада с кофеином в день.
Привычное время сна (диапазон рабочих дней: 23:00 — 01:00, выходные дни: 23:00 — 03:00) и продолжительность сна (диапазон рабочих дней: 6–8 часов, диапазон выходных: 7,5–10 часов) были собраны, чтобы рассчитать время эксперимента в соответствии с обычным временем отхода ко сну. За день до эксперимента мы попросили участников воздержаться от алкоголя и чрезмерного потребления кофеина и никотина, чтобы обеспечить нормальное состояние кожи, температуру тела и образование потоотделения в течение следующей ночи. Мы попросили участников ложиться спать в свое обычное время сна и избегать ночных занятий в ночь перед экспериментом.После того, как экспериментатор прикрепил электроды, качество сигнала и контактное сопротивление визуально проверялись в графическом интерфейсе пользователя. Несмотря на контролируемое прикрепление электрода, от одной записи пришлось отказаться из-за плохого прикрепления эталонного сухого электрода к сосцевидному отростку.
Анализ ЭЭГ
Мы провели углубленную оценку макро- и микроструктуры сна, записанную с электродов Dr и Pg. Мы провели следующие анализы, чтобы подтвердить возможность использования обоих электродов в исследованиях сна: (1) производительность при оценке сна, (2) визуальный осмотр обнаруженных артефактов, (3) способность обнаруживать важные характеристики сна, такие как медленные волны и шпиндели сна.Мы дополнительно исследовали частотную область, чтобы проверить, способны ли электроды измерять сигналы ЭЭГ сна и согласуются ли качество сигнала и спектральный отклик между электродами.
Предварительная обработка
Данные, собранные как с SB Dr , так и с SB Pg , были синхронизированы по времени с линейной интерполяцией с использованием обычно записываемых маркеров в начале и конце экспериментов и сигнала синхронизации 1 Гц. Биосигналы были преобразованы в мкВ, отфильтрованы с помощью режекторной фильтрации для удаления шума электросети 50 Гц, полосовой фильтрации до интересующей частоты и сегментированы на 20-секундные эпохи.
Частоты среза для соответствующего полосового фильтра зависели от типа анализа и указаны ниже. Код MATLAB для фильтрации сообщается в дополнительном материале. Спектральная плотность мощности (СПМ) рассчитывалась для каждой эпохи данных ЭЭГ, которые подвергались полосовой фильтрации от 0,5 до 40 Гц с использованием метода Велча (окна Хеннинга 4 с, разрешение 0,25 Гц).
Оценка сна
Чтобы оценить, подходит ли сигнал ЭЭГ от электродов Dr для оценки сна, мы сравнили две оценки с одним отведением друг к другу.С этой целью 8 сигналов ЭЭГ с одним отводом (EEG DrDr и EEG PgPg каждого участника) были отфильтрованы с полосой пропускания от 0,5 до 40 Гц, рандомизированы и представлены одному эксперту по сну, который был слеп к происхождение сигнала (тип электрода и участник). Стадии сна оценивались эпоха за эпохой на основе стандартных критериев (Iber et al., 2007; Berry et al., 2017), за исключением включения только одного фронтального отведения ЭЭГ. Оценка сна проводилась с использованием программного обеспечения, полученного в Институте фармакологии и токсикологии Цюрихского университета.Чтобы избежать предвзятости из-за вариабельности оценок между экспертами при сравнении оценок между двумя типами электродов, все записи оценивались одним экспертом.
Идентификация артефакта
Во время оценки сна эксперт дополнительно визуально идентифицировал и отмечал 4-секундные окна, содержащие артефакты в одном или всех четырех отведениях ЭЭГ (EEG DrDr , EEG Pg Dr , EEG PgPg , EEG Dr Pg ). При этом он количественно определил два различных типа артефактов: очень быстрые, резкие, резкие артефакты и медленные синусоидальные артефакты с большой амплитудой (рис. 3A).После этого мы дополнительно использовали полуавтоматический алгоритм обнаружения артефактов (Huber et al., 2000), который отдельно во всех четырех отведениях ЭЭГ отмечал 20-секундные эпохи, мощность которых превышала порог, определяемый средним значением мощности в диапазоне 0,75– 4,5 Гц и полоса 20–30 Гц во сне составляли эпохи N1, N2 и N3.
Рисунок 3. Артефакт и характеристики микроструктуры сна. ( A , вверху) Во время оценки сна в ЭЭГ визуально были идентифицированы два типа артефактов.Очень быстрые, резкие, резкие артефакты (зеленый, слева) и медленные синусоидальные артефакты с большой амплитудой (фиолетовый, справа). Они считались артефактами, а не медленными волнами, если они присутствовали только в одном отведении ЭЭГ. ( B , внизу) Характеристика основных свойств медленных волн (0,5–4,0 Гц, синий) и веретен сна (10–16 Гц, красный), которые были важны для определения качества сна в сигнале ЭЭГ. Медленные волны характеризовались их максимальной отрицательной амплитудой (мкВ), длительностью (с) и крутизной спада и подъема (мкВ / с), максимальной крутизной медленных волн либо между отрицательным пересечением нуля и максимальной отрицательной амплитудой, либо максимальная отрицательная амплитуда и положительный переход через нуль соответственно.Шпиндели характеризовались их максимальной амплитудой (мкВ), длительностью (с), частотой (Гц) и скоростью амплитуды (мкВ / с), суммой всех точек абсолютных данных за время работы шпинделей. Медленные волны и веретена сна выглядели одинаково в обоих типах электродов EEG DrDr (вверху) и EEG PgPg (внизу).
Анализ артефактов ЭЭГ
Сообщалось об общем количестве и соотношении эпох, содержащих артефакты, для каждого отдельного происхождения. Сравнивалось количество случаев появления очень быстрых, резких, резких артефактов и медленных синусоидальных артефактов с большой амплитудой и определялись зависимости от типа электрода и участника (см. Раздел «Статистика»).
Все дальнейшие анализы проводились только для эпох сна N2 и N3, которые не имели артефактов во всех четырех отведениях ЭЭГ.
Анализ макроструктуры сна
Мы сравнили две оценки с одним производным, охарактеризовав эпохи с оценкой сна на чувствительность (доля эпох, оцениваемых как конкретная стадия сна, которые были идентичны в противоположной оценке), специфичность (доля эпох, не оцениваемых как конкретная стадия сна, которые также не учитывались как эта стадия сна в противоположной оценке), точность (доля идентично оцененных эпох в оценке конкретной стадии сна), точность (общая доля одинаковых оценок) и надежность между оценками (κ, каппа Коэна).
Анализ микроструктуры сна
Мы сравнили важные характеристики медленных волн и сонных веретен между обоими типами электродов в ЭЭГ DrDr и ЭЭГ PgPg (рис. 3В). Оба сигнала подвергались полосовой фильтрации от 0,5 до 4,0 Гц для автоматического обнаружения одиночных медленных волн по их отрицательным пикам (Riedner et al., 2007). Мы включали в анализ только медленные волны, когда последовательные переходы через ноль находились на расстоянии 0,25–1,0 с, а амплитуда отрицательного пика превышала 37.5 мкВ. Продолжительность медленных волн определялась путем вычисления времени от перехода через отрицательный ноль перед отрицательным пиком до следующего перехода через отрицательный ноль после отрицательного пика. Максимальная отрицательная амплитуда была минимальной амплитудой сигнала за это время. Нисходящий и восходящий наклон медленных волн вычислялся путем взятия минимума и максимума производной отрицательной половины сигнала, так что время от отрицательного пересечения нуля перед отрицательным пиком до положительного пересечения нуля после отрицательного пика. соответственно (рис. 3Б).
Для автоматического обнаружения одиночных веретен сигналы ЭЭГ подвергались полосовой фильтрации от 10 до 16 Гц. Алгоритм обнаруживал веретено сна всякий раз, когда колебание амплитуды превышало верхний порог, который в пять раз превышал среднюю амплитуду сигнала (Ferrarelli et al., 2007). Их начало и конец обнаруживались всякий раз, когда сигнал опускался ниже нижнего порога, который в 1,25 раза превышал среднюю амплитуду сигнала. Эти пороги ранее подходили для обнаружения медленных веретен сна (Lustenberger et al., 2015), что особенно важно, поскольку во фронтальных отведениях в первую очередь показаны медленные веретена (Cox et al., 2017). Продолжительность бездействия шпинделей рассчитывалась как время между началом и концом обнаруженных событий шпинделя. Максимальная амплитуда рассчитывалась как максимальное значение абсолютной амплитуды за это время.
Частота определялась количеством положительных пиков за время действия шпинделя. Скорость амплитуды рассчитывалась путем суммирования значений абсолютной амплитуды за время действия шпинделя.
Согласие между EEG DrDr и EEG PgPg было исследовано с использованием графиков относительных разностей (Pollock et al., 1992; Giavarina, 2015), поскольку изменчивость характеристик медленных волн и веретен увеличивалась по мере увеличения величины измерения. В отличие от стандартных графиков Бланда-Альтмана (Bland and Altman, 1999), графики относительных разностей отображают среднее значение по отношению к соотношению, а не разность двух измерений. Среднее значение отношения между EEG DrDr и EEG PgPg описывало относительную систематическую ошибку.Значение относительной разницы для каждой эпохи было получено путем вычисления средних характеристик в скользящем окне 20 с с размером шага 2 с и вычисления медианы по всем окнам, которые покрывали центр эпохи. Такой подход минимизировал эффекты от характеристик, которые охватывали две эпохи.
Кроме того, распределения свойств замедляющей волны и шпинделя от обоих электродов сравнивались с использованием индекса перекрытия η (Pastore and Calcagnì, 2019), выражающего процент перекрытия между двумя распределениями, о которых сообщалось в дополнительном материале.
Анализ качества сигнала ЭЭГ
Для анализа качества сигнала мы сравнили отношение сигнал / шум медленноволновой активности (SNR SWA ) между EEG DrDr и EEG PgPg . SNR SWA был определен путем расчета отношения мощностей (дБ) диапазона частот медленной активности R SWA (0,5–4 Гц) по отношению к частотному диапазону, не представляющему интереса R 20 40 Гц (20–40 Гц, рис. 4A), например
Рисунок 4. Спектр мощности (жирная линия) по всем эпохам сна N2 и N3 без артефактов у одного человека.
( A , вверху) SNR SWA (SNR SWA ) вычисляется как отношение мощностей частотного диапазона SWA R SWA (заштрихованная область между 0,5 и 4 Гц) по отношению к частотному диапазону, не представляющему интереса. , R 2040 Гц (заштрихованная область между 20 и 40 Гц). ( B , внизу) Высота пика веретена (HSP, двусторонняя стрелка) вычисляется относительно фонового спектра, полученного степенной функцией (пунктирная линия), подобранной к соответствующему фоновому спектру мощности в R1 PL (заштрихованная область между 2 и 6 Гц) и частотный диапазон R2 PL (заштрихованная область между 16 и 30 Гц), за исключением диапазона 6–16 Гц (который включал R Spin , заштрихованную область между 10 и 16 Гц).
SNR = SWA10log (P / SWAP) 2040 Гц10 (1)
, где P SWA и P 20 40 Гц представляет спектральную мощность, вычисленную в R SWA и R 20 40 Гц , соответственно. Чтобы избежать быстрых шпинделей, отсечка низких частот была на 20 Гц, а отсечка высоких частот давалась ранее примененным полосовым фильтром. Соглашения сравнивались с участками Бланд-Альтмана.
Мы проанализировали высоту пика веретена (HSP) в спектре относительно фонового спектра в log 10 (мкВ 2 /0.25 Гц), который был адаптирован из метода, предложенного Gottselig et al. (2002). Функция степенного закона была адаптирована к спектру мощности в диапазоне 2–6 Гц (R1 PL ) и 16–30 Гц (R2 PL ), за исключением диапазона 6–16 Гц, который содержал пиковые частоты шпинделя ( Cox et al., 2017). Очень низкие частоты (<2 Гц) были исключены из-за их восприимчивости к низкочастотным артефактам. Мы автоматически локализовали максимальный пик в пределах R Spin (10-16 Гц). Расстояние между максимальным пиком и соответствующим ему подобранным значением было определено как HSP (Рисунок 4B).Эпохи были исключены из анализа HSP, когда разность частотных интервалов обнаруженных пиков шпинделя между EEG DrDr и EEG PgPg была больше 2 Гц, что указывает на сбой автоматической локализации максимального пика.
Соглашения сравнивались с участками Бланд-Альтмана.
Кроме того, для анализа стабильности частоты между сигналами, полученными от разных типов электродов, мы вычислили когерентность между сигналами ЭЭГ, относящимися к одному и тому же типу электродов (EEG DrDr vs.EEG PgDr и EEG DrPg по сравнению с EEG PgPg ). Такой анализ стал возможен благодаря дополнительному разделению каналов и установке двух усилителей. Квадрат величины когерентности рассчитывался от эпохи к эпохе с использованием усредненной периодограммы Уэлча и отображался в диапазоне от 0 до 1 для каждой полосы частот с разрешением 0,25 Гц.
Для всех участников были рассчитаны, визуализированы и представлены в дополнительном материале PSD ЭЭГ DrDr и EEG PgPg , а также SNR SWA и HSP для каждого отведения.
Статистика
Проверка того, зависит ли количество артефактов от типа электрода или от взаимодействия между типом электрода и участником, проводилась с помощью теста хи-квадрат или точного теста Фишера, когда количество наблюдений было слишком маленьким (Agresti , 2008).
Для всех анализов Бланда-Альтмана и относительных разностей мы учли непостоянную и изменяющуюся природу веретен, медленные волны, SNR , SWA и HSP в течение ночи, а также для плана повторных измерений при вычислении пределы соглашения (Bland and Altman, 2007).Все статистические анализы проводились в R-studio версии 1.2.1335 (RStudio Team, 2018).
Результаты
Мы включили в анализ N = 4 участника (возрастной диапазон: 25,2–28,9 лет, 3 мужчин, 1 левша, 1 человек, владеющий обеими руками). Они показали общее время сна 5,4–9,9 ч (среднее = 7,45 ч, SD = 1,98 ч), латентность начала сна 1,7-23 мин и высокую эффективность сна (доля времени, проведенного во сне в постели). от 89,8 до 98,2%. Всего мы записали 31.5 ч ЭЭГ, из которых 3906 эпох (21,7 ч) было проведено в N2 или N3.
Из этих эпох 822 эпохи (21,04%) были отмечены артефактами по крайней мере в одном отведении ЭЭГ, что привело к 3084 эпохам без артефактов N2 и N3, которые вошли в анализ микроструктуры сна и качества сигнала ЭЭГ.
Артефакты ЭЭГ
За всю регистрацию ЭЭГ DrDr содержала 2193 (38,70%) и ЭЭГ PgPg 2161 (38,14%) эпох с артефактами. В эпохи N2 и N3 на ЭЭГ DrDr было 584 (14.95%) и ЭЭГ PgPg имели 542 (13,88%) эпох с артефактами. Частота появления медленных синусоидальных артефактов большой амплитуды (967 окон в ЭЭГ DrDr , 9 окон в ЭЭГ PgPg ) зависела от типа электрода [χ2 (1) = 940,33, p <0,0001], поскольку а также от взаимодействия между типом электрода и участником ( p <0,0001). Частота появления очень быстрых, резких, резких артефактов (43 окна в ЭЭГ DrDr , 53 окна в ЭЭГ PgPg ) не зависела исключительно от типа электрода [χ2 (1) = 1.04, p = 0,31], но показали взаимодействия между типом электрода и участниками ( p = 0,0003).
Макроструктура сна
оценки сна, основанные на отдельных отведениях EEG DrDr и EEG PgPg , сравнивались и визуализировались в гипнограммах и спектрограммах (рисунок 5 и дополнительный рисунок S3). Оценка между EEG DrDr и EEG PgPg показала надежность между оценками κ = 0,66 и точность = 0.78. Только точность и чувствительность для N1 показали плохие характеристики (Рисунок 6).
Рисунок 5. Репрезентативная макроструктура сна для одного участника. ( A , вверху) Гипнограмма оценки одиночного отведения на основе EEG DrDr первых 4 часов (два цикла сна) одного участника. Гипнограммы всех участников за всю ночь можно найти на дополнительном рисунке S3. Синие маркеры указывают, где оценка одиночного отведения на основе EEG PgPg отклоняется от EEG DrDr .( B , внизу) Спектрограмма отведений ЭЭГ DrDr и ЭЭГ PgPg для одной и той же записи.
Рис. 6. Матрица ошибок , показывающая эффективность оценки с одним отводом на основе EEG DrDr по сравнению с EEG PgPg , где EEG PgPg служила эталонной оценкой. Каждое поле содержит относительное количество 20-секундных эпох, оцененных как соответствующая стадия сна. Более темные синие цвета указывают на более высокую степень согласия.
Микроструктура сна
Медленные волны
Общее количество медленных волн, обнаруженных в ЭЭГ DrDr и ЭЭГ PgPg , было одинаковым (+ 0,3% в ЭЭГ DrDr ). Сравнение эпохи с эпохой выявило смещение 0,014 с пределами согласия от -2,79 до 2,82 медленных волн на эпоху (Таблица 1).
Таблица 1. Количество медленных волн и веретен, обнаруженных по всем записям и за эпоху.
Анализ относительной разницы характеристик медленных волн выявил среди всех участников небольшой сдвиг средней разницы в сторону большей амплитуды и более длинных медленных волн в записях ЭЭГ DrDr (рис. 7).Относительные пределы согласия составляли 0,47–1,69 для максимальной отрицательной амплитуды, 0,36–1,75 для продолжительности, 0,31–1,90 для нисходящего наклона и 0,35–1,85 для наклона по возрастанию. Визуальный осмотр форм волн ЭЭГ показал, что большие отклонения между электродами обычно происходили из-за пропущенных медленных волн меньшей амплитуды или продолжительности, что ослабляло среднее значение в одном, но не в другом электроде из-за их редкости (данные не показаны).
Рисунок 7. Графики относительной разницы, показывающие соответствие между EEG DrDr и EEG PgPg для всех медленноволновых характеристик. Для каждой 20-секундной эпохи мы вычисляли медианное значение для каждой характеристики медленной волны в течение десяти скользящих окон по 20 секунд (с шагом 2 с), которые содержали среднее значение каждой характеристики.
Каждая точка представляет один результат за 20-секундную эпоху. Ось Y показывает соотношение между двумя парными измерениями (EEG DrDr / EEG PgPg ), а ось X представляет собой среднее значение этих измерений [(EEG DrDr + EEG PgPg ) / 2].Сплошная линия показывает среднюю разницу между двумя парными измерениями (смещение, синий), а нижележащая заштрихованная область показывает 95% доверительный интервал смещения. Пределы соответствия отношения содержат 95% измерений (пунктирные линии, красный цвет), а нижележащая заштрихованная красная область представляет 95% ДИ пределов согласия.
Шпиндели
Общее количество веретен было одинаковым между EEG DrDr и EEG PgPg (+ 0,46% в EEG DrDr ). Сравнение эпохи к эпохе показало смещение -0.008 с пределами согласия от −2,34 до 2,35 спинделей в эпоху (табл. 1).
Анализ относительной разницы характеристик веретена показал большие амплитуды и продолжительность в ЭЭГ DrDr , чем в ЭЭГ PgPg , тогда как частота оставалась стабильной (рис. 8). Относительные пределы согласия для максимальной амплитуды составляли от 0,71 до 1,38, длительности от 0,13 до 2,03, частоты от 0,89 до 1,12 и скорости амплитуды от 0,71 до 1,38. Визуальный осмотр шпинделей показал, что большие отклонения между электродами обычно происходят из-за пропущенных шпинделей меньшей амплитуды и продолжительности, что снижает среднее значение в ЭЭГ PgPg .
Рис. 8. Графики относительной разницы , показывающие соответствие между EEG DrDr и EEG PgPg для всех характеристик шпинделя. Точки, оси x , оси y , сплошные линии, пунктирные линии, красные полосы и синие полосы можно интерпретировать, как показано на Рисунке 7.
Качество сигнала ЭЭГ
SNR SWA
EEG DrDr и EEG PgPg имели среднее SNR SWA 23,32 ± 5,56 дБ и 23,32 ± 5,56 дБ.
46 ± 5,47 дБ соответственно. Смещение (-0,14 дБ) и пределы согласия (от -4,39 до 4,12 дБ) показали хорошее соответствие между двумя типами электродов (Рисунок 9).
Рис. 9. Bland-Altman для показателей качества сигнала ЭЭГ. (A) SNR соглашения SWA (SNR SWA ) между EEG DrDr и EEG PgPg . (B) Высота пика шпинделя (HSP) согласована между EEG DrDr и EEG PgPg . Среднее (ось x ) и разность (ось y ) ЭЭГ DrDr и ЭЭГ PgPg были рассчитаны для каждой эпохи.Точки, сплошные линии, пунктирные линии, красные и синие полосы можно интерпретировать, как показано на Рисунке 7.
Высота пика шпинделя
Мы исключили 397 эпох из 3084 (12,9%) из-за неточного определения пиков шпинделя. EEG DrDr и EEG PgPg имели среднее значение HSP 0,75 ± 0,27 и 0,77 ± 0,26 log 10 (мкВ 2 / 0,25 Гц) соответственно. Смещение (-0,03) и пределы согласия (-0,36 до 0,31) показали хорошее соответствие между двумя типами электродов (рис. 9).
Когерентность
Все участники показали сильную когерентность между ЭЭГ DrDr и ЭЭГ PgDr , а также ЭЭГ PgPg и ЭЭГ DrPg (Рисунок 10). Все коэффициенты когерентности были больше 0,70 во всем диапазоне частот, больше 0,80 в диапазоне медленных волн и больше 0,80 в диапазоне спящего шпинделя. P1 имел менее сильные коэффициенты когерентности по сравнению с другими участниками (P2, P3, P4) в более высоком частотном диапазоне (20–40 Гц), что могло быть вызвано высокочастотными артефактами, присутствующими только на электродах Dr у этого участника.
Рисунок 10. Величина квадрата когерентности между EEG DrDr и EEG PgDr (непрерывная линия) и EEG DrPg и EEG PgPg (пунктирная линия) для участников (P1 – P4). Заштрихованные области представляют частотный диапазон медленной волновой активности (R SWA , 0,5–4 Гц), веретен сна (R Spin , 10–16 Гц) и более высоких частот (R 2040 Гц , 20–40 Гц ).
Максимально возможная когерентность 1.
Обсуждение
В этом исследовании мы представляем комплексный протокол тестирования, в котором сравниваются основные характеристики как макро-, так и, что более важно, микроструктуры сна в сигналах ЭЭГ, полученных от двух разных типов электродов.С помощью этого протокола тестирования мы оценили, подходят ли сухие электроды нового поколения с биосовместимой контактной поверхностью с низким импедансом для оценки ЭЭГ во сне в рамках экспериментального исследования. Мы продемонстрировали, что качество сигнала можно количественно оценить по когерентности сигнала, SNR SWA и HSP, и что можно сравнить два типа электродов, настроенных для установки лобно-сосцевидного электрода. Были различимы специфические особенности сна, такие как медленные волны и веретена сна, а также их индивидуальные характеристики.Кроме того, оценка зрительного сна выполнялась на отдельных отведениях ЭЭГ для каждого из двух типов электродов и не приводила к каким-либо существенным различиям в соответствующих гипнограммах. На ЭЭГ с сухим электродом наблюдался повышенный уровень артефактов в виде медленных синусоидальных артефактов большой амплитуды. Методология, разработанная для этой оценки, является одной из наиболее подробных опубликованных на сегодняшний день и позволяет объективно оценивать характеристики микро- и макроструктуры сна, полученные с помощью сухих электродов, для портативного мониторинга сна вне лаборатории.
Проверка рабочих характеристик электродов, в частности, для новых носимых ЭЭГ, является сложной задачей. Кассон разделил факторы производительности на четыре уровня: (1) функциональное тестирование, (2) технические характеристики, (3) производственные характеристики и (4) изменчивость производительности (Casson, 2019). Хотя исследования уровня 1 и 2 ранее проводились в отношении интересующего типа электродов (Stauffer et al., 2018), нашей целью было провести испытание концепции для исследования уровня 4, чтобы получить более глубокое представление о технических характеристиках.
для конкретного приложения, т.е.е., мониторинг сна в домашних условиях. Это приложение ограничивает типы тестов, которые могут быть выполнены, например, использование фантома головы исключено (Casson, 2019). Однако в такой настройке можно более реалистично оценить особенности приложения по форме волны ЭЭГ. Предыдущие исследования, посвященные изучению специфического использования электродов во сне, в первую очередь были сосредоточены на особенностях макроструктуры, которые характеризуют сон, таких как сравнение стадий сна (Griessenberger et al., 2013; Sterr et al., 2018) и параметры времени сна (Casson, 2019) в соответствии с установленным стандартом. Кроме того, визуальное сравнение спектральной плотности мощности (Debener et al., 2015; Stauffer et al., 2018) и / или индивидуально выбранных типичных сигнальных трасс (Stauffer et al., 2018; Sterr et al., 2018; Shustak) et al., 2019) является обычным явлением. Хотя эти оценки дают общую картину пригодности носимого устройства для мониторинга сна, качество сигнала и пригодность для оценки микроструктуры сна остаются неизвестными.Это ограничивает результаты только базовыми приложениями для сна, но оставляет без ответа вопрос, подходят ли электроды для использования в исследованиях и клинических применениях. Мы ввели специальные меры для микроструктуры сна, чтобы получить набор параметров, которые можно использовать для детальной оценки и сравнения ЭЭГ и ее качества. Многие из этих характеристик не зависят от пространственного размещения электродов и поэтому подходят для сравнения в условиях свободного проживания.
Обнаружение присутствия и характеристика формы элементов микроструктуры сна в ЭЭГ необходимы для оценки природы и качества сна.Наш анализ качества сигнала ясно показал, что качество сигнала ЭЭГ электродов достаточно для изучения микроструктуры активности мозга во время сна. В частности, SNR SWA — это мера, которая указывает на дискриминационную способность медленных волн и, следовательно, является хорошим индикатором того, насколько легко классифицировать медленный сон.
Наш анализ показал, что нет четкой разницы в смещении и пределах согласия между EEG DrDr и EEG PgPg . Характеристики медленных волн, такие как их количество, максимальная отрицательная амплитуда, продолжительность или наклон нисходящего и восходящего движения, были одинаковыми для обоих электродов.Большие различия между электродами были в первую очередь артефактом алгоритма автоматического обнаружения, используемого для анализа. Например, период медленных волн определялся временем между двумя последовательными пересечениями отрицательного нуля сигнала ЭЭГ, отфильтрованного нижними частотами. Иногда сигнал ЭЭГ одного отведения незначительно пересекал нулевую линию, тогда как в другом отведении нулевая линия не пересекалась, что приводило к большой разнице периодов. Следовательно, исследуемые характеристики медленных волн могут быть более похожими между двумя типами электродов, чем предполагают наши результаты.Точно так же HSP является важным биомаркером сна для количественной оценки наличия веретен. Веретена — вторая ключевая электрофизиологическая характеристика медленного сна и очень чувствительная особенность для снижения качества сна из-за экологических, пищевых или гормональных факторов (Driver et al., 1996; Borbély et al., 1999). Более того, вместе с медленными колебаниями они критически важны для консолидации памяти во время сна (Rasch and Born, 2013). И снова не наблюдалось неожиданной разницы в HSP между электродами.Веретена с подобными характеристиками могут быть одинаково идентифицированы в сигнале Dr и Pg ЭЭГ. Число веретен, их максимальная амплитуда, частота и мощность не показали различий между отведениями ЭЭГ Dr и Pg. Продолжительность веретен показала большую вариабельность между Dr и Pr отведениями ЭЭГ. Подобно медленным волнам, веретена были представлены с немного большей амплитудой и мощностью, а также большей продолжительностью в деривации Dr EEG, особенно при записи с большим количеством веретен.
Сухие электроды склонны к появлению различных типов артефактов (Guger et al.
, 2012). Электроды показали высокую стойкость к электрическим артефактам, таким как треск электродов, возникающий в результате резких изменений импеданса, которые визуально распознаются на ЭЭГ как очень быстрые, резкие, резкие артефакты. Однако электроды Dr значительно больше страдали от артефактов другого типа, которые были идентифицированы как медленные синусоидальные артефакты большой амплитуды. Амплитуда и период таких артефактов аналогичны медленным волнам.Следовательно, особенно когда оценка сна основана на одном выводе ЭЭГ, эти артефакты можно легко принять за медленные волны, что смещает счетчика в сторону оценки глубокого сна. Однако это смещение было незначительным, поскольку не наблюдалось значительных различий в оценке глубокого сна. Одним из возможных источников этих артефактов могли быть активные потовые железы. Они сами по себе создают медленно изменяющиеся электрические потенциалы и выделяют электролиты, которые могут изменять сопротивление между электродом и кожей.Наш нынешний метод прикрепления сухих электродов с помощью липкой ленты для кожи мог бы облегчить эту деятельность и артефакты.
Макроструктура сна лучше всего представлена гипнограммой, где сон временно разделен на бодрствование, стадии сна N1, N2, N3 и быстрый сон. Оценка сна, выполненная на одном выводе EEG DrDr и EEG PgPg , показала хорошее согласие с общей точностью 0,78, что было сопоставимо с текущими алгоритмами автоматической оценки сна с использованием одного вывода ЭЭГ по сравнению с оценкой экспертов (Fiorillo et al., 2019). Можно сделать вывод, что оба типа исследуемых электродов подходят для определения макроструктуры сна. Однако, поскольку стандартного монтажа сна не было, сравнение двух одиночных оценок отведения ЭЭГ с эталонной оценкой отсутствует. В будущих исследованиях следует сравнить оценку сна между полной полисомнографией, измеренной с помощью электродов Dr, и полной полисомнографией, выполненной с использованием обычных электродов.
Важно отметить, что это исследование не предназначено для валидации; небольшое количество участников и их общее хорошее состояние здоровья, а также тот факт, что была записана только одна ночь, не позволяют делать какие-либо выводы, касающиеся работы в клинических условиях.Мы ограничили анализ четырьмя участниками, поскольку целью было установить надежный протокол тестирования для оценки электродов для сложных приложений сна и проверить общую осуществимость этого протокола.
Хотя это и не является основной целью нашего исследования по проверке концепции, наши результаты, тем не менее, позволяют сделать некоторые выводы, связанные с продолжающимся техническим развитием электродов Dr. Например, на этой стадии прототипа тестируемых электродов Dr остается неясным, как электрод может быть надежно закреплен в желаемых отведениях, особенно для стандартных электродов сравнения в ограниченном пространстве за ушами (сосцевидные отростки).Фиксация должна обеспечивать достаточное контактное давление и низкую подвижность в течение ночи. Мы временно решили эту проблему с помощью липкой ленты, которая, вероятно, вызывала повышенное потоотделение, но, что более важно, уменьшала комфорт и требовала дополнительных усилий во время размещения. Электрод сравнения меньшего размера, оптимизированный для пространства за ухом, скорее всего, повысит качество и стабильность данных.
Анализ электродов сна может быть расширен за счет дополнительных специфических характеристик микро- или макроструктуры сна.Таким образом, было бы интересно исследовать, как явления сна с очень низкой амплитудой, такие как высокочастотные колебания, представлены в сигнале ЭЭГ, собранном с помощью сухих электродов. Однако это редко оценивается на поверхностных электродах, но чаще при записи внутричерепных электродов. Кроме того, параметры времени сна, характеризующие поведение сна, которое важно для клинического использования, например, общее время сна, латентность начала сна или пробуждение после начала сна, могут быть добавлены к сравнению, когда приложение имеет диагностический характер.Эти статистические данные следует оценивать и сравнивать только при наличии большого количества участников, поскольку межпредметная изменчивость высока. Чтобы дополнить оценку технических характеристик в полностью свободных условиях в будущих исследованиях, будет критически важно оценить удобство использования и взаимодействие человека с устройством, характерное для применения электродов и конечного качества. Например, самоуправление, изменение условий окружающей среды, таких как влажность и температура, а также изменение внешних источников шума, характерных для отдельных спален, потребуют исследований с гораздо большей численностью населения.Этот этап оценки в настоящее время невозможен, поскольку электроды еще не были объединены в единую систему.
Надежное обнаружение маркеров ЭЭГ сна для характеристики микро- и макроструктуры сна необходимо для исследования сна и многих клинических приложений. Однако подробные клинические и научные исследования сна обычно проводятся в лабораторных условиях. Этот подход в основном связан с необходимостью высококачественной ЭЭГ сна для оценки нейрофизиологических событий, специфичных для сна, и высоким уровнем ручных настроек, необходимых для работы таких систем.Излишне говорить, что такая процедура является обременительной как для участника, так и для исследователя и, поскольку для исследований в первую очередь отбираются спящие люди, приводит к результатам, смещенным в сторону одиночных ночей с хорошими характеристиками сна. Поскольку технологии сухих электродов постоянно совершенствуются, а носимые системы ЭЭГ становятся все более и более доступными, оценка сна, вероятно, перейдет из лаборатории сна в домашнюю обстановку, где несколько ночей подряд можно будет оценивать в знакомой обстановке. Это позволяет в долгосрочной перспективе регистрировать естественное поведение во время сна в более репрезентативных популяциях, что имеет большое значение для клинических групп с повышенным риском нарушения сна.Критические требования к электродам будущего будут заключаться в том, чтобы они были многоразовыми, простыми в применении и могли сочетаться с недорогими мобильными усилителями ЭЭГ.
Заключение
Это исследование представляет собой тщательно продуманный протокол тестирования, позволяющий не только оценить макро-, но и микроструктуру сна в сигналах ЭЭГ, полученных от двух разных типов электродов. Наше подробное сравнение характеристик новых сухих электродов с предварительно гелеобразными электродами в четырех записях ЭЭГ сна, полученных в домашних условиях, показывает потенциал сухих электродов для оценки ЭЭГ сна.Оба электрода надежно регистрировали медленные волны и шпиндели сна, которые представляют особый интерес при исследовании сна. Отношение сигнал / шум было аналогичным для сухих электродов по сравнению с предварительно гелированными электродами. Предложенные парадигмы тестирования подчеркнули сходство и различия между типами электродов и могут быть применены к ЭЭГ сна, собранной как в лаборатории, так и дома.
Заявление о доступности данныхНабор данных, содержащий четыре ночные записи, использованные в этом исследовании, публично доступен под doi: 10.3929 / ethz-b-000416415.
Заявление об этике
Исследования с участием людей были рассмотрены и одобрены Ethikkommission der ETH Zürich (EK ETH 2017-N-67). Участники предоставили письменное информированное согласие на участие в этом исследовании.
Авторские взносы
Все авторы задумали и разработали проект. KC и WK подготовили оборудование и программное обеспечение для проведения экспериментов. KC и SL провели эксперименты. KC, SL и WK провели анализ данных.KC, SL, LT, WK и RH составили рукопись. SL, LT, RH и WK отредактировали и одобрили окончательную версию рукописи.
Финансирование
Авторы выражают признательность Hirnstiftung, ETH Zürich Foundation и Swiss National Science Foundation за финансовую поддержку (320030_179443). KC является стипендиатом швейцарского правительства.
Конфликт интересов
Авторы заявляют, что исследование проводилось при отсутствии каких-либо коммерческих или финансовых отношений, которые могут быть истолкованы как потенциальный конфликт интересов.
Благодарности
Эта работа проводилась в рамках флагмана SleepLoop Hochschulmedizin Zürich. Мы благодарим всех наших участников за участие в этом исследовании. Мы ценим полезные обсуждения с многочисленными членами консорциума SleepLoop. Мы также благодарим Софию Снайпс за ценные комментарии и доктора Дриса Дебира за советы по статистике.
Дополнительные материалы
Дополнительные материалы к этой статье можно найти в Интернете по адресу: https: // www.frontiersin.org/articles/10.3389/fnins.2020.00586/full#supplementary-material
Список литературы
Ayas, N. T., White, D. P., Manson, J. A. E., Stampfer, M. J., Speizer, F. E., Malhotra, A., et al. (2003). Проспективное исследование продолжительности сна и ишемической болезни сердца у женщин. Arch. Междунар. Med. 163, 205–209. DOI: 10.1001 / archinte.163.2.205
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Берри Р. Б., Брукс Р., Гамальдо К., Хардинг, С. М., Ллойд, Р. М., Куан, С. Ф. и др. (2017). Обновления руководства по оценке AASM за 2017 г. (версия 2.4). J. Clin. Sleep Med. 13, 665–666. DOI: 10.5664 / jcsm.6576
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Бланд, Дж. М., и Альтман, Д. Г. (1999). Статистические методы в медицинских исследованиях Согласованность измерений в сравнительных исследованиях методов. Stat. Методы Мед. Res. 8, 135–160. DOI: 10.1177 / 096228029
0204
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Блэнд, Дж.М. и Альтман Д. Г. (2007). Согласованность методов измерения с несколькими наблюдениями на человека. J. Biopharm. Стат. 17, 571–582. DOI: 10.1080 / 10543400701329422
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Borbély, A. A., Huber, R., Graf, T., Fuchs, B., Gallmann, E., and Achermann, P. (1999). Импульсное высокочастотное электромагнитное поле влияет на сон и электроэнцефалограмму сна человека. Neurosci. Lett. 275, 207–210.DOI: 10.1016 / S0304-3940 (99) 00770-3
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Buckelmüller, J., Landolt, H.-P., Stassen, H.H., and Achermann, P. (2006). Признаковые индивидуальные различия электроэнцефалограммы сна человека. Неврология 138, 351–356. DOI: 10.1016 / j.neuroscience.2005.11.005
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Кокс, Р., Шапиро, А. К., Маноач, Д. С., и Стикголд, Р. (2017). Индивидуальные различия в частоте и топографии веретен медленного и быстрого сна. Фронт. Гм. Neurosci. 11: 433. DOI: 10.3389 / fnhum.2017.00433
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Дебенер, С., Эмкес, Р., Де Вос, М., и Блайхнер, М. (2015). Ненавязчивая амбулаторная ЭЭГ с использованием смартфона и гибких печатных электродов вокруг уха. Sci. Отчет 5: 16743. DOI: 10.1038 / srep16743
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Дейк, Д.-Дж., Хейс, Б., и Чейслер, К.А. (1993).Динамика электроэнцефалографических веретен сна и медленноволновой активности у мужчин: эффект депривации сна. Brain Res. 626, 190–199. DOI: 10.1016 / 0006-8993 (93)
-C
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Драйвер, Х. С., Дейк, Д. Дж., Верт, Э., Бидерманн, К., и Борбели, А. А. (1996). Сон и электроэнцефалограмма сна в течение менструального цикла у молодых здоровых женщин. J. Clin. Эндокринол. Метаб. 81, 728–735. DOI: 10.1210 / jc.81.2.728
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Феррарелли Ф., Хубер Р., Петерсон М. Дж., Массимини М., Мерфи М., Риднер Б. А. и др. (2007). Снижение активности веретена сна у больных шизофренией. Am. J. Psychiatry 164, 483–492. DOI: 10.1176 / ajp.2007.164.3.483
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Ферри Т. К., Луу П., Рассел Г. С. и Такер Д. М. (2001). Импеданс скальп-электрода, риск инфицирования и качество данных ЭЭГ. Clin. Neurophysiol. 112, 536–544. DOI: 10.1016 / S1388-2457 (00) 00533-2
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Ферстер М. Л., Люстенбергер К. и Карлен В. (2019). Настраиваемая мобильная система для автономного высококачественного мониторинга сна и акустической стимуляции с замкнутым контуром. IEEE Sensors Lett. 3, 1–4. DOI: 10.1109 / LSENS.2019.25
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Фиорилло, Л., Пуятти, А., Папандреа, М., Ратти, П.-Л., Фаваро, П., Рот, С. и др. (2019). Автоматическая оценка сна: обзор последних подходов. Sleep Med. Ред. 48, 101204. doi: 10.1016 / J.SMRV.2019.07.007
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Гао, К.-П., Ян, Х.-Дж., Ван, Х.Л., Ян, Б., и Лю, Дж. К. (2018). Мягкий игольчатый сухой электрод со щетиной для измерения сигнала ЭЭГ. Приводы Sens. A Phys. 283, 348–361. DOI: 10.1016 / j.sna.2018.09.045
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Готтселиг, Дж.М., Бассетти, К. Л., и Ахерманн, П. (2002). Мощность и согласованность частотной активности веретена сна после полушарного удара. Мозг 125, 373–383. DOI: 10.1093 / brain / awf021
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Griessenberger, H., Heib, D. P. J., Kunz, A. B., Hoedlmoser, K., and Schabus, M. (2013). Оценка беспроводного оголовья для автоматической оценки сна. Дыхание сна. 17, 747–752. DOI: 10.1007 / s11325-012-0757-4
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Грозя, С., Войнеску, К. Д., Фазли, С. (2011). Датчики со щетиной — недорогие гибкие пассивные сухие электроды ЭЭГ для нейробиоуправления и ИМК. J. Neural Eng. 8, 025008. DOI: 10.1088 / 1741-2560 / 8/2/025008
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Гугер, К., Краус, Г., Эллисон, Б. З., и Эдлингер, Г. (2012). Сравнение сухих и гелевых электродов для интерфейсов мозг – компьютер P300. Фронт. Neurosci. 6:60. DOI: 10.3389 / fnins.2012.00060
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Хубер Р., Гиларди, М. Ф., Массимини, М., Феррарелли, Ф., Риднер, Б. А., Петерсон, М. Дж. И др. (2006). Иммобилизация руки вызывает корковые пластические изменения и местно снижает медленноволновую активность сна. Nat. Neurosci. 9, 1169–1176. DOI: 10.1038 / nn1758
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Huber, R., Graf, T., Cote, K. A., Wittmann, L., Gallmann, E., Matter, D., et al. (2000). Воздействие импульсного высокочастотного электромагнитного поля во время бодрствования влияет на ЭЭГ сна человека. Нейроотчет 11, 3321–3325. DOI: 10.1097 / 00001756-200010200-00012
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Ибер, К., Анколи-Исраэль, С., Чессон, А. Л. младший, и Куан, С. Ф. (2007). Руководство AASM по оценке сна и связанных событий: правила. Терминология и технические характеристики. Am. Акад. Sleep Med. 3: 752. DOI: 10.5664 / jcsm.27034
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Ландольт, Х. П., и Борбели, А.А. (2001). Возрастные изменения топографии ЭЭГ сна. Clin. Neurophysiol. 112, 369–377. DOI: 10.1016 / S1388-2457 (00) 00542-3
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Ли, Г., Чжан, Д., Ван, С., Дуань, Ю. Ю. (2016). Новые полусухие электроды на основе пассивной керамики для регистрации сигналов электроэнцефалографии волосистой части головы. Sens. Приводы B Chem. 237, 167–178. DOI: 10.1016 / j.snb.2016.06.045
CrossRef Полный текст | Google Scholar
Люстенбергер, К., Wehrle, F., Tüshaus, L., Achermann, P., and Huber, R. (2015). Многомерные аспекты сонных веретен и их связь с консолидацией памяти пар слов. Сон 38, 1093–1103. DOI: 10.5665 / sleep.4820
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Малиновска, У., Дурка, П. Дж., Блиновска, К. Дж., Селенбергер, В., и Вакаров, А. (2006). Микро- и макроструктура ЭЭГ сна. IEEE Eng. Med. Биол. Mag. 25, 26–31. DOI: 10.1109 / MEMB.2006.1657784
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Мельник А., Легков П., Издебски К., Керхер С. М., Хейрстон В. Д., Феррис Д. П. и др. (2017). Системы, предметы, сеансы: насколько эти факторы влияют на данные ЭЭГ? Фронт. Гм. Neurosci. 11: 150. DOI: 10.3389 / fnhum.2017.00150
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Молл, М., Маршалл, Л., Гайс, С., и Борн, Дж. (2004).Обучение увеличивает электроэнцефалографическую когерентность человека во время последующих медленных колебаний сна. Proc. Natl. Акад. Sci. США, 101, 13963–13968. DOI: 10.1073 / pnas.0402820101
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Пасторе, М., и Кальканьи, А. (2019). Измерение сходства распределения между выборками: индекс перекрытия без распределения. Фронт. Psychol. 10: 1089. DOI: 10.3389 / fpsyg.2019.01089
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Поллок, М.А., Джефферсон, С. Г., Кейн, Дж. У., Ломакс, К., Маккиннон, Г., и Виннард, К. Б. (1992). Сравнение методов — другой подход. Ann. Clin. Биохим. 29, 556–560. DOI: 10.1177 / 000456329202
2PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Риднер Б.А., Вязовский В.В., Хубер Р., Массимини М., Эссер С., Мерфи М. и др. (2007). Гомеостаз сна и корковая синхронизация: III. Исследование медленных волн сна у людей с помощью ЭЭГ высокой плотности. Сон 30, 1643–1657. DOI: 10.1093 / сон / 30.12.1643
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Команда RStudio, (2018). RStudio: Интегрированная среда разработки для R. Вена: Команда RStudio.
Google Scholar
Шустак, С., Инзельберг, Л., Стейнберг, С., Рэнд, Д., Дэвид Пур, М., Хиллель, И. и др. (2019). Домашний мониторинг сна с временной татуировкой электродов ЭЭГ, ЭОГ и ЭМГ: технико-экономическое обоснование. J. Neural Eng. 16: 026024. DOI: 10.1088 / 1741-2552 / aafa05
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Штауфер Ф., Тилен М., Заутер К., Шардонненс С., Бахманн С., Тибрандт К. и др. (2018). Кожные конформные полимерные электроды для клинической записи ЭКГ и ЭЭГ. Adv. Здоровьеc. Матер. 7, 1–10. DOI: 10.1002 / adhm.201700994
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Стерр, А., Эбаджемито, Дж.К., Миккельсен, К. Б., Бонмати-Каррион, М. А., Санти, Н., делла Моника, К. и др. (2018). ЭЭГ сна, полученная с помощью заушных электродов (cEEGrid), по сравнению со стандартной полисомнографией: доказательство концепции исследования. Фронт. Гм. Neurosci. 12: 452. DOI: 10.3389 / fnhum.2018.00452
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Тан, X., Чепмен, К. Д., Седернаес, Дж., И Бенедикт, К. (2018). Связь между продолжительностью сна и повышенным риском ожирения и диабета 2 типа: обзор возможных механизмов. Sleep Med. Ред. 40, 127–134. DOI: 10.1016 / J.SMRV.2017.11.001
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Тонони, Г., Сирелли, К. (2014). Сон и цена пластичности: от синаптического и клеточного гомеостаза до консолидации и интеграции памяти. Neuron 81, 12–34. DOI: 10.1016 / j.neuron.2013.12.025
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Туссен, М., Лютрингер, Р., Шальтенбранд, Н., Николас, А., Жакмин, А., Карелли, Г. и др. (1997). Изменение плотности мощности ЭЭГ при лабораторной адаптации сна. Сон 20, 1201–1207. DOI: 10.1093 / сон / 20.12.1201
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Вязовский В. В., Харрис К. Д. (2013). Сон и отдельный нейрон: роль глобальных медленных колебаний в покое отдельных клеток. Nat. Rev. Neurosci. 14, 443–451. DOI: 10.1038 / nrn3494
PubMed Аннотация | CrossRef Полный текст | Google Scholar
Этот сайт использует файлы cookie для повышения производительности.Если ваш браузер не принимает файлы cookie, вы не можете просматривать этот сайт.
Настройка вашего браузера для приема файлов cookie
Существует множество причин, по которым cookie не может быть установлен правильно. Ниже приведены наиболее частые причины:
- В вашем браузере отключены файлы cookie. Вам необходимо сбросить настройки своего браузера, чтобы он принимал файлы cookie, или чтобы спросить, хотите ли вы принимать файлы cookie.
- Ваш браузер спросит вас, хотите ли вы принимать файлы cookie, и вы отказались.Чтобы принять файлы cookie с этого сайта, используйте кнопку «Назад» и примите файлы cookie.
- Ваш браузер не поддерживает файлы cookie. Если вы подозреваете это, попробуйте другой браузер.
- Дата на вашем компьютере в прошлом. Если часы вашего компьютера показывают дату до 1 января 1970 г., браузер автоматически забудет файл cookie. Чтобы исправить это, установите правильное время и дату на своем компьютере.
- Вы установили приложение, которое отслеживает или блокирует установку файлов cookie.Вы должны отключить приложение при входе в систему или проконсультироваться с системным администратором.
Почему этому сайту требуются файлы cookie?
Этот сайт использует файлы cookie для повышения производительности, запоминая, что вы вошли в систему, когда переходите со страницы на страницу. Чтобы предоставить доступ без файлов cookie потребует, чтобы сайт создавал новый сеанс для каждой посещаемой страницы, что замедляет работу системы до неприемлемого уровня.
Что сохраняется в файле cookie?
Этот сайт не хранит ничего, кроме автоматически сгенерированного идентификатора сеанса в cookie; никакая другая информация не фиксируется.
Как правило, в файлах cookie может храниться только информация, которую вы предоставляете, или выбор, который вы делаете при посещении веб-сайта. Например, сайт не может определить ваше имя электронной почты, пока вы не введете его. Разрешение веб-сайту создавать файлы cookie не дает этому или любому другому сайту доступа к остальной части вашего компьютера, и только сайт, который создал файл cookie, может его прочитать.
Национальный институт Тиндаля — Сухие электроды
Электроды на основе микроигл для мониторинга ЭКГ
Для сбора данных электрокардиографии (ЭКГ) требуется оборудование для записи сигналов, которое обычно подключается к человеческому телу с помощью клеящихся электродов.Хотя эти электроды эффективны для краткосрочных измерений, они часто требуют болезненного истирания и / или бритья кожи перед наложением, что неудобно как для пациента, так и для врача. Они также страдают от проблем с качеством сигнала, вызванных деградацией электролитической гелевой подушки, которая используется для обеспечения электрического контакта между кожей и электродом, а это означает, что эти «влажные» электроды особенно не подходят для длительной записи ЭКГ.
Наше недавнее исследование показало, что «сухих» электродов , основанных на использовании матриц микроигл, могут оказаться жизнеспособной альтернативой для долгосрочных приложений физиологической записи.Микроиглы — это короткие (обычно <1 мм), острые микроструктуры, изначально предназначенные для использования при трансдермальной доставке лекарств и вакцин. Было показано, что массивы электропроводящих микроигл могут пробивать самый внешний слой кожи (известный как роговой слой) и вступать в прямой контакт с влажными слоями эпидермиса непосредственно под ними.
Это снижает электрическое сопротивление между кожей и электродом, обеспечивает стабильную поверхность раздела и устраняет необходимость подготовки кожи и / или электролитического геля.Кроме того, субмиллиметровая высота микроиглы гарантирует отсутствие стимуляции болевых рецепторов и отсутствие забора крови. Это сводит к минимуму дискомфорт пациента и риск инфицирования после удаления электрода.
Микроформованная эпоксидная игольчатая пластина перед металлизацией. Обратите внимание на круглые секции, которые легко отсоединяются для сборки в электроды. Деталь полимерного массива микроигл с золотым покрытием. Прототип сухого электрода на основе микроиглы (слева) и обычного влажного электрода (справа). Оба электрода закрыты защитной пластиковой крышкой.Чтобы добиться коммерческого успеха на таком конкурентном рынке, важно, чтобы сухие электроды производились в больших объемах и по низкой цене. В Tyndall исследователи решили эти проблемы, разработав уникальный процесс репликации, с помощью которого можно производить электроды с микроиглами по цене, сопоставимой со стоимостью обычных устройств. Используя наши сверхострые силиконовые микроиглы в качестве эталонного шаблона, были разработаны технологии двустороннего микролитья, позволяющие точно воспроизвести эти микроструктурированные электроды в медицинских полимерных материалах.
Типичный сигнал ЭКГ, записанный с помощью сухих электродов Тиндаля на основе микроигл.Качественные сравнения сигналов показывают сравнимые характеристики электродов микроигл и имеющихся в продаже влажных электродов, а тесты показывают, что при использовании этих сухих электродов можно легко различить определенные формы волн в сигналах ЭЭГ, ЭКГ или ЭМГ.
Контакт запрос (at) tyndall (точка) т.е. для всех запросов по развитию бизнеса
Датчики и исполнительные механизмы A: Физические объем 186 страницы 130 до 136 (2012)
Авторы: Конор О’Махони, Франческо Пини, Алан Блейк, Карло Вебстер, Джо О’Брайен, Кевин Г.Маккарти
Биомедицинские микроустройства объем 16 выпуск 3 страницы 333 до 343 (2014)
Авторы: Конор О’Махони
Датчики и исполнительные механизмы A: Физические объем 180 страницы 177 до 186 (2012)
Авторы: Елена Форви, Марция Бедони, Роберта Карабала, Моника Сончини, Паоло Маццолени, Франческо Риццо, Конор О’Махони, Карло Морассо, Доменико Джорджо Кассара, Фурио Граматика
Конференция IEEE по биомедицинским схемам и системам (BioCAS), 2013 г.