Сравнение вспененных и подпружиненных сухих ЭЭГ-электродов с влажными электродами в условиях покоя и движения

  1. Аннотация Внедрение сухих электродов для измерений ЭЭГ открыло возможности регистрации ЭЭГ вне стандартных...
  2. II. МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ
  3. Б. Материалы
  4. C. Сбор и обработка данных
  5. D. Отказ от артефакта с помощью ICA
  6. E. корреляционный анализ
  7. III. РЕЗУЛЬТАТЫ И ОБСУЖДЕНИЕ
  8. А. Соотношение электродов на основе пены
  9. ТАБЛИЦА I
  10. B. Соотношение пружинных электродов
  11. ТАБЛИЦА II
  12. C. Артефакты в ЭЭГ

Аннотация

Внедрение сухих электродов для измерений ЭЭГ открыло возможности регистрации ЭЭГ вне стандартных клинических сред за счет сокращения необходимой подготовки и технического обслуживания. Тем не менее, качество сигнала сухих электродов по сравнению с мокрыми электродами еще не оценивалось в повседневной жизни (ADL) или в задачах с высоким движением. В этом исследовании мы сравнили характеристики сухих электродов на основе пены и подпружиненных с влажными электродами в трех различных условиях: состояние покоя, ходьба и езда на велосипеде. Наш анализ показал, что сигналы, полученные с помощью двух типов сухих электродов и полученные с помощью мокрых электродов, показали высокую корреляцию для всех условий, в то же время будучи подвержены аналогичным воздействиям окружающей среды и основанным на электродах артефактам. В целом, наши результаты показывают, что сухие электроды имеют схожее качество сигнала по сравнению с мокрыми электродами и могут быть более практичными для использования в мобильных приложениях и приложениях для движения в реальном времени из-за их удобства. Кроме того, мы заключаем, что, как и в случае с влажными электродами, постобработка может смягчить артефакты движения при амбулаторном получении ЭЭГ.

ВВЕДЕНИЕ

Электроэнцефалография (ЭЭГ) - это распространенный метод, используемый для измерения и сравнения электрической активности в различных областях человеческого мозга, который служит фундаментальным инструментом при исследовании мозга для диагностики психоневрологических и психофизических расстройств и, в последнее время, в интерфейсах мозг-компьютер ( BCI). Возможность регистрировать ЭЭГ без необходимости длительной подготовки позволит приложениям вне стационарных клинических сред в мобильных средах реального времени [ 1 ] - [ 4 ].

Обычная практика использования электродов с влажной ЭЭГ в контролируемой клинической среде требует проводящего раствора для переноса электролита между электродом и кожей головы. Это требование неудобно как для исследователей, так и для пользователей, что увеличивает время подготовки и часто создает дискомфорт. Кроме того, неправильное использование проводящего раствора может привести к неточным измерениям. Нанесение слишком большого количества проводящего раствора на кожу головы может привести к образованию электролитных перемычек, которые могут привести к короткому замыканию соседних электродов ЭЭГ [ 5 ]. Напротив, слишком мало проводящего раствора может высохнуть и привести к ухудшению качества ЭЭГ с течением времени [ 4 ].

Недавние разработки в области сухих и бесконтактных электродов ЭЭГ показали перспективу в значительном сокращении времени подготовки и, таким образом, в потенциальной возможности применения в не клинических условиях. В частности, сухие электроды не требуют использования электропроводного раствора, типичного для влажных электродов, и в то же время обещают аналогичные характеристики. Коммерчески доступные сухие электроды включают датчики Flex (Cognionics, Inc., Сан-Диего, Калифорния), g.SAHARA (медицинская инженерия g.tec, Schiedlberg, Австрия), щетинные датчики фирмы [ 6 ], а также на основе пены и подпружиненных сухих электродов от Mindo (Национальный университет Чао Тунг - Центр исследования мозга, Синьчжу, Тайвань).

В этом исследовании мы исследовали производительность сухих электродов на основе пены Mindo и подпружиненных сухих электродов из-за нескольких преимуществ конструктивных особенностей. Эти особенности включают использование гибкого материала, который обеспечивает высокую степень комфорта даже при приложении усилия, низкие затраты на производство сухих электродов на основе пены [ 7 ] и высокая возможность многократного использования для подпружиненных сухих электродов [ 8 ]. Хотя эти электроды были успешно внедрены в мобильные системы ЭЭГ для приложений BCI, эти системы были разработаны в основном для использования в условиях низкой подвижности [ 9 ], [ 10 ].

Целью данного исследования было оценить широкополосный сигнал ЭЭГ, зарегистрированный от 3 типов электродов, путем сравнения качества сигналов ЭЭГ в 3 условиях: состояние покоя, ходьба на беговой дорожке и езда на велосипеде на стационарном велосипеде.

II. МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

А. Участники

Десять здоровых взрослых (7 мужчин, 3 женщины) со средним возрастом 22,2 ± 1,9 года приняли участие в этом исследовании. Субъекты были исключены из исследования, если у них была какая-либо история неврологических нарушений. Все участники дали согласие на исследование и подписали форму информированного согласия, которая была одобрена Университетом Британской Колумбии.

Б. Материалы

Для этого исследования была изготовлена ​​специальная крышка головки, включающая 9 влажных электродов ЭЭГ и 8 сухих электродов ЭЭГ. В качестве мокрых электродов использовались электроды HydroCel Geodesic SensorNets (HCGSN) с хлоридом серебра фирмы Electric Geodesics, Inc. (EGI, Eugene, OR), используемые в основном для исследований и клинической диагностики. В качестве сухих электродов использовались четыре электрода на основе пены Mindo и 4 подпружиненных электрода Mindo.

Электрод на основе пены был изготовлен из проводящей уретановой полимерной пены, покрытой тонкой проводящей полимерной тканью. Покрытие Ni / Cu установило надлежащий электрический контакт между кожей головы и электродом [ 7 ]. Для этого исследования все электроды на основе пены были размещены на лобных областях кожи головы, где не было волос.

Каждый подпружиненный электрод состоял из 16 позолоченных контактов BeCu, прикрепленных к гибкой медной пластине. При размещении на коже головы в области, покрытой волосами, выдвижные штифты проходят сквозь волосы для поддержания надлежащей электрической проводимости на границе раздела электрод-скальп [ 8 ]. Для этого исследования все подпружиненные электроды были размещены над затылочной и центральной областями скальпа.

Каждый из 4 электродов на основе пены был соединен с электродом HCGSN и помещен в одно из следующих положений в соответствии с международной системой 10–20: Fp1, Fp2, F7 и F8. Каждый из 4 подпружиненных электродов также был соединен с электродом HCGSN в следующих положениях: O1, O2, FCz и CPz. Каждый электрод находился в пределах 10 мм от своего парного электрода. Влажные электроды были расположены под сухими электродами, чтобы предотвратить попадание токопроводящего раствора на сухие электроды. Оставшийся электрод HCGSN был расположен при Cz и действовал как эталон как для мокрых, так и для сухих электродов.

Все электроды были подключены к системе усилителей EGI Net Amps 300 (EGI, Eugene, OR) через 140-контактный разъем Hypertronics (Smith Connectors, Hudson, MA).

Проводящий раствор, используемый для влажных электродов HCGSN, представлял собой раствор воды, хлорида калия и детского шампуня в соответствии с инструкциями EGI [ 11 ].

C. Сбор и обработка данных

После установки колпачка головки на головку предмета осторожно наносили токопроводящий раствор на влажные электроды, чтобы сухие электроды оставались без раствора. Программное обеспечение Net Station Acquisition (EGI, Eugene, OR) использовалось для измерения импедансов всех электродов с сигналом 20 Гц, 400 мкВ [ 12 ]. Если импеданс мокрого электрода был выше 50 кОм (рекомендуемый порог по EGI), на электрод наносили дополнительный токопроводящий раствор или смещали волосы под ним [ 11 ]. Если импеданс сухого электрода был выше 50 кОм, крышку головки затягивали, чтобы увеличить площадь контакта электрод-скальп. Это повторялось до тех пор, пока измеренное сопротивление не стало ниже 50 кОм. Хотя немедленного дискомфорта не поступало, несколько пациентов сообщили о небольшом дискомфорте к концу исследования из-за необходимой герметичности крышки головки.

Как только все присоединенные электроды достигли импеданса ниже 50 кОм, сигналы ЭЭГ регистрировались с частотой дискретизации 250 Гц для следующих 3 задач: сидение с закрытыми глазами (отдых) в течение 5 минут, ходьба с открытыми глазами (1 м / с) на беговую дорожку в течение 5 минут и езду на велосипеде с открытыми глазами (скорость зависит от предпочтений объекта) на стационарном велосипеде в течение 10 минут. После завершения каждой задачи импедансы были измерены снова, и были предприняты необходимые действия для снижения импедансов до уровня ниже 50 кОм перед началом следующей назначенной задачи. Всего по каждому предмету было выполнено 3 задания с общим временем записи 20 минут.

Данные, полученные с помощью программного обеспечения Net Station Acquisition, были перенесены в MATLAB (MathWorks, Natick, MA) с использованием набора инструментов EEGLab [ 13 ]. Затем сигналы пропускались через КИХ-фильтр от 0,5 до 45 Гц, чтобы уменьшить окружающий электрический шум от соседней электроники с частотой выше 45 Гц и артефакты пота, которые обычно ниже 0,5 Гц [ 5 ], [ 14 ].

D. Отказ от артефакта с помощью ICA

Артефакты движения, присутствующие в состояниях ходьбы и езды на велосипеде, имеют относительно более высокую амплитуду, чем фоновые сигналы мозга ЭЭГ, и появляются как на сухом, так и на влажном электродах. Как следствие, эти артефакты будут создавать большой уклон в сторону высокой корреляции, если линейный корреляционный анализ будет применяться непосредственно к необработанным данным ЭЭГ. Чтобы точно оценить качество сигналов, измеренных от сухих электродов во время движения, мы сначала удалили артефакты, используя независимый компонентный анализ (ICA) [ 15 ].

Из-за нестационарности наблюдаемых артефактов в течение всей записи, расширенный Infomax ICA [ 13 ] был выполнен при перемещении 10-секундных окон. Независимые компоненты (IC) с наибольшим отклонением соответствовали артефактам, связанным с движением. IC, которые должны быть отклонены в каждом окне, определяли путем вычисления минимального количества IC, которые должны быть удалены из загрязненного сигнала, так чтобы результирующий очищенный сигнал имел мощность, сопоставимую с сигналами ЭЭГ в состоянии покоя. Этот метод очищал загрязненные данные ЭЭГ от артефактов движения и других артефактов, таких как движения глаз, ЭМГ и артефакты окружающей среды.

E. корреляционный анализ

Чтобы определить соотношение мокрого и сухого электродов, сигналы от каждой пары мокрого и сухого электродов были разделены на 1-секундные окна. Коэффициент линейной корреляции Пирсона был затем рассчитан для каждого окна.

Пары электродов, которые не достигли импеданса менее 50 кОм и не принимали какой-либо сигнал, были исключены из анализа. Всего было исключено 12 из 40 пар наборов данных покоя, 11 из 40 пар наборов данных для ходьбы и 10 из 40 пар наборов данных по циклу.

Статистическую значимость для каждого коэффициента корреляции затем определяли с использованием метода ложного обнаружения Бенджамини-Хохберга (FDR) со значением q <0,05.

III. РЕЗУЛЬТАТЫ И ОБСУЖДЕНИЕ

Ожидаются различия в сигналах ЭЭГ, полученных с помощью аналогичных электродов в непосредственной близости, из-за объемной проводимости. Мы проанализировали эти различия, используя 256-канальный набор данных ЭЭГ, полученный с помощью влажных электродов Biosemi (Biosemi, Амстердам, Нидерланды). Мы обнаружили, что пары электродов, которые находятся на расстоянии менее 12 мм друг от друга, имели медианную корреляцию 0,9509. В этом разделе мы представляем результаты корреляции между влажными электродами HCGSN и сухими электродами Mindo в этом контексте.

А. Соотношение электродов на основе пены

Для всех задач корреляции, полученные из сухих электродов на основе пены и влажных электродов (Fp1, Fp2, F7, F8), показали отрицательную асимметрию, что указывает на смещение в сторону высокой корреляции (см.). Медианные коэффициенты корреляции для состояний покоя, ходьбы и езды на велосипеде составляли 0,8857, 0,9176 и 0,8971 соответственно (см.).

Распределение коэффициентов корреляции для (a) состояния покоя, (b) состояния ходьбы и (c) состояния езды на велосипеде.

ТАБЛИЦА I

Коэффициенты корреляции сухих электродов на основе пены и влажных электродов

Отдыхая Штат Walking государственный задействуя государственный Положение медиана Асимметрия Асимметрия Медиана Медиана асимметрию F7 0,7791 -1,600 0,9079 -1,8015 0,8259 -1,6014 Fp1 0,8578 -1,5955 0,8967 -2,2727 0,7368 -1,0889 Fp2 0,9209 -2,5291 0,9213 -2,4961 0,9489 -3,3228 0,9118 -2,1439 F8 0,9358 -2.3839 0,9156 -1,615 Комбинированные 0,8857 -2,0367 0,9176 -2,2427 0,8971 -1,7877

Для значения q <0,05 общий процент окон, показывающих значительную корреляцию для пар сухого электрода на основе пены и мокрого электрода, составил 93,49, 93,96 и 87,88 для состояний покоя, ходьбы и езды на велосипеде соответственно.

Эти результаты показали высокую корреляцию между сухими электродами на основе пены и влажными электродами в состоянии покоя. Кроме того, высокая корреляция в состояниях ходьбы и езды на велосипеде позволила предположить, что не было значительных различий между сухими электродами на основе пены и влажными электродами в условиях движения. Поскольку волосы на границе раздела электрод-скальп вызывают плохой контакт, электроды на основе пены подходят только для безволосых участков скальпа [ 8 ], [ 10 ].

B. Соотношение пружинных электродов

Результаты для всех задач для подпружиненных электродов и мокрых электродов (O1, O2, FCz, CPz) показали отрицательную асимметрию, что указывает на смещение в сторону высокой корреляции (см.). Медианные коэффициенты корреляции для состояний покоя, ходьбы и езды на велосипеде составляли 0,7800, 0,9020 и 0,7226 соответственно (см.).

ТАБЛИЦА II

Коэффициенты корреляции подпружиненных сухих электродов и влажных электродов

Отдыхая Штат Walking государственного велосипедного государственного Положения медианы Асимметрия Асимметрия Медиана Медиана асимметрия O1 0.8518 -1.8037 0.9729 -3.9013 0,87044 -2,2614 O2 0,8871 -2,1320 0,9763 -4,9104 0,9153 -2,7302 СТЗ -0,1194 0,4269 -0,2395 0,2076 -0,0789 0,1705 0,0025 0,2376 CPZ 0,1434 -0,1450 - 0,1218 0,1969 объединено 0,7800 -1,1641 0,9020 -1,2281 0,7226 −0,9360

Из общего распределения коэффициентов корреляции из 3-х состояний мы наблюдали отрицательную асимметрию в O1 и O2 (-2,3924 и -2,8517), но слегка положительную асимметрию в FCz и CPz (0,1516 и 0,0924). Кроме того, анализ показал средние коэффициенты корреляции 0,9034 и 0,9355 соответственно при O1 и O2. Тем не менее, средние коэффициенты корреляции в FCz и CPz были значительно ниже при -0,1121 и -0,0465 соответственно.

Для значения q <0,05, 95,63 (в состоянии покоя), 98,14 (ходьба) и 94,43 (езда на велосипеде) процентов окон имели статистически значимую корреляцию для положений O1 и O2. Для одного и того же значения q 35,28 (в состоянии покоя), 44,72 (при ходьбе) и 36,99 (при езде на велосипеде) процентов окон имели значительную корреляцию для позиций FCz и CPz.

Четкие различия между медианными коэффициентами корреляции и асимметричностью в позициях O1 и O2 и позициях FCz и CPz позволяют предположить отклонения в измеренных сигналах ЭЭГ в одном из этих подмножеств позиций. Проверка сигналов ЭЭГ в FCz и CPz показала постоянную низкую амплитуду (<2 мкВ) во влажном электроде в FCz и подпружиненном сухом электроде в CPz для большинства испытаний. Сравнение этих низких амплитуд с ожидаемыми амплитудами сигналов ЭЭГ (от 10 до 100 мкВ ) подразумевало влияние артефактов [ 5 ], [ 14 ], [ 16 ]. Из-за близости позиций FCz и CPz с эталонным Cz, сигналы ЭЭГ низкой амплитуды, как предполагалось, были вызваны электролитическим мостиком, что привело к передаче ионов между электродами без прохождения через кожу головы [ 14 ]. Следовательно, коэффициенты корреляции, полученные при FCz и CPz, следует считать ненадежными при сравнении характеристик подпружиненных сухих электродов и мокрых электродов.

C. Артефакты в ЭЭГ

Визуальная проверка необработанных сигналов, полученных в состоянии покоя и цикличности, показала случайные артефакты, которые присутствовали либо в сухих электродах, либо во влажных электродах. Несовместимые появления артефактов между соответствующими сигналами, полученными из пар электродов, подразумевают, что эти артефакты могут быть из источников на основе электродов и, следовательно, они появились в одном электроде, но не в его парном электроде. Характеристики этих артефактов включают в себя внезапные изменения величины амплитуды записанного сигнала, сопровождаемые либо дальнейшими колебаниями, либо спадом до нормального диапазона амплитуды через несколько секунд. Артефакты, характеризующиеся резким увеличением амплитуды с последующим постепенным падением, можно выделить как артефакты всплеска электродов, вызванные емкостными свойствами между поверхностью раздела электрод-скальп [ 5 ]. Артефакты, проявляющие быстрые или медленные волны и с менее стабильными формами, указывают на движение электрода или кабеля [ 5 ], [ 14 ]. Эти артефакты не были видны в сигналах, полученных в состоянии ходьбы.

Наличие этих артефактов говорит о плохом или смещающемся контакте на границе раздела электрод-скальп. Наряду с артефактами, связанными с окружающей средой, в сигналах, полученных от всех трех типов электродов, были обнаружены как артефакты всплывающих электродов, так и артефакты движения (см.). Возможные причины этих артефактов могут включать движение головы или тела, снижение трения из-за проводящего раствора или сдвиговое напряжение на границе раздела электрод-скальп из-за герметичности крышки.

Артефакты выталкивания электрода, записанные (слева) мокрым электродом и (справа) подпружиненным сухим электродом в точке O2 во время циклического состояния.

Сравнение амплитуд, зарегистрированных во время состояния ходьбы, показало, что сигналы, полученные от сухих электродов на основе пены, имели немного меньшую амплитуду, чем сигналы мокрых электродов (см.). Более низкие амплитуды могут указывать на то, что сухие электроды на основе пены менее восприимчивы к артефактам, связанным с движением, чем влажные электроды.

Сравнение артефактов, связанных с походкой, зарегистрированных влажными электродами и сухими электродами: (слева) электрод на основе пены на Fp2 и (справа) подпружиненный электрод на O1.