引用本文
马运东, 黄东, 陈宇峰, 姜皓云, 刘军华, 孙洪强, 李志宏. 应用于无线多导睡眠监测的皮肤贴电极制备及验证. 北京大学学报(医学版), 2018,50(2): 358-363
MA Yun-dong, HUANG Dong, CHEN Yu-feng, JIANG Hao-yun, LIU Jun-hua, SUN Hong-qiang, LI Zhi-hong. Verification of skin paste electrodes used in wireless polysomnography. Journal of Peking University(Health Sciences), 2018,50(2): 358-363.  
Doi: 10.3969/j.issn.1671-167X.2018.02.026
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应用于无线多导睡眠监测的皮肤贴电极制备及验证
马运东1, 黄东2, 陈宇峰2, 姜皓云2, 刘军华2, 孙洪强1,△, 李志宏2,△
1. 北京大学第六医院,北京大学精神卫生研究所,卫生部精神卫生学重点实验室(北京大学),国家精神心理疾病临床医学研究中心(北京大学第六医院), 北京 100191
2. 北京大学微纳电子研究院,微米/纳米加工技术国家级重点实验室, 北京 100871;
收稿日期: 2017-11-30
资助项目: 北京大学医学-信息科学交叉学科种子基金项目(BMU20160582)、首都卫生发展科研专项(首发2018-1-4111)和首都临床特色应用研究(Z151100004015054)资助
摘要
目的:开发一种适用于便携式睡眠监测设备的电极,并对该电极监测到的眼动图(electrooculogram, EOG)和脑电图(electroencephalography, EEG)信号结果进行验证。方法:通过微机电系统(microelectromechanical systems, MEMS)技术制备柔性电极,其中电极为金/铬双层结构,柔性衬底采用具有良好生物兼容性的聚对二甲苯(parylene)。电极被设计并制作成网状结构,使得下层的胶带能更有效地与皮肤贴合,降低与皮肤的接触阻抗。在电极制作完成后,使用CHI660E电化学工作站对电极的交流阻抗特性进行测试,此外,将电极连接到包含生物信号采集和数字化处理专用芯片的无线信号采集套件,采集志愿者眼周不同位点、不同方向眼动的电信号,并对眼动信号的信噪比进行分析。最后使用标准多导睡眠监测仪来对比皮肤贴电极和金杯电极采集脑电信号时的噪声幅度。结果:皮肤贴电极在小于100 Hz交流电范围的阻抗为4~13 kΩ,使用皮肤贴电极可以采集到不同方向眼动的眼电信号,皮肤贴电极采集到的脑电信号噪声幅度低于金杯电极采集到的脑电信号噪声幅度。结论:皮肤贴电极可以作为开发适用于便携式睡眠监测设备中眼动电信号和脑电信号监测的备选电极。
关键词: 多导睡眠监测仪; 微机电系统; 眼动图; 脑电图; 电极
中图分类号:R741.044 文献标志码:A 文章编号:1671-167X(2018)02-0358-06
Verification of skin paste electrodes used in wireless polysomnography
MA Yun-dong1, HUANG Dong2, CHEN Yu-feng2, JIANG Hao-yun2, LIU Jun-hua2, SUN Hong-qiang1,△, LI Zhi-hong1,△
1. Peking University Sixth Hospital, Peking University Institute of Mental Health, Key Laboratory of Mental Health, Ministry of Health (Peking University), National Clinical Research Center for Mental Disorders (Peking University Sixth Hospital), Beijing 100191, China
2. Institute of Microelectronics, National Key Laboratory of Science and Technology on Micro/Nano Fabrication, Peking University, Beijing 100871, China;
△ Corresponding author’s e-mail, sunhq@bjmu.edu.cn, zhhli@pku.edu.cn
Fund:Supported by the Peking University Seed Fund for Medicine-Information Interdisciplinary Research Project (BMU20160582), the Capital Health Research and Development of Special (2018-1-4111) and the Capital Foundation for Clinical Characteristics and Application Research(Z151100004015054)
Abstract
Objective:To explore an electrode suitable for wireless portable sleep monitoring equipment and analyze the result of the signals of electrooculogram (EOG) and electroencephalography (EEG) collected by this kind of flexible electrodes.Methods:The flexible electrodes were prepared by microelectromechanical systems (MEMS) technology. This kind of electrodes consisted parylene, chromium, and gold. Parylene, the flexible substrate of this kind of flexible electrodes, was of biocompatibility. Between parylene and gold there was an adhesion layer of chromium, which connected parylene and gold tightly. Then the flexible electrodes were stuck to medical adhesive tape. The electrodes were designed and made into a grid to make sure that the medical adhesive tape could tape on the skin tightly, so that the contact impedance between the electrodes and the skin would be reduced. Then the alternating current impedance of the electrode were tested by the CHI660E electrochemical workstation after the electrode was achieved. To make sure that this kind of electrodes could be used in EOG monitoring, the electrodes were connected to a wireless signal acquisition suite containing special biological signal acquisition and digital processing chip to gather different sites around the eyes and the electrical signals of different directions of the eye movements, then analyzed the signal-to-noise ratio of the EOG. At the end, the Philips A6 polysomnography was used to compare the noise amplitude of the EEG signals collected by the flexible electrode and the gold cup electrode.Results:The electrodes stuck to the skin tightly, and these electrodes could collect signals that we wanted while the experiment was performed. The alternating current impedance of the flexible electrode was between 4 kΩ and 13 kΩ while with the frequency of alternating current under 100 Hz, most EEG signal frequencies were at this range. The EOG signals collected by the flexible electrodes were in line with the clinical requirements. The noise amplitude of EEG signals collected by the flexible electrodes was lower than that of the electrical signals collected by the gold cup electrodes.Conclusion:The flexible electrode could be taken into consideration as an alternative electrode for monitoring EOG and EEG signals, and the wireless portable sleep monitoring devices are to be further developed in the future.
Key words: Polysomnography; Micro-electromechanical systems; Electrooculogram; Electroencephalography; Electrodes

睡眠是生物体赖以生存的不可或缺的最基本的生命过程, 是人类生活中最重要的组成部分, 占据人一生约1/3的时间。睡眠质量不仅影响心血管系统[1]、免疫系统[2]及代谢和内分泌系统[3]等的重要生理功能, 对内环境稳态的维持也至关重要, 同时还是脑可塑性形成[4]、信息处理和功能实现的关键[5], 决定着个体的工作效率、决策判断及创造性思维等[6]。睡眠质量的客观评估主要是依靠多导睡眠图(polysomnography, PSG)的结果, PSG检查也是诊断睡眠疾病的“ 金标准” [7], 几乎所有的睡眠疾病都需要使用PSG的结果来进行直接或排他性诊断。

但是, 目前的多导睡眠监测仪还存在一些缺点, 多导睡眠监测仪的电极主要应用金杯电极和纽扣电极, 金杯电极与皮肤之间的导电性差且本身不具备粘连性, 需要使用导电膏来固定到皮肤的固定位点, 这一固定方式降低了电极与皮肤接触点的电阻, 同时, 因PSG要求具备10余项指标, 监测者需要在身上连接共计20余个导联电极、传感器和与其相对应的导联线[8], 导联线的缠绕非常影响被监测者的接受程度和睡眠质量。由于纽扣电极体积较大、金杯电极所用的导电膏粘合性差, 当患者进行翻身等动作造成局部皮肤形变时或者监测时间过长时, 经常会发生电极脱落现象, 导致睡眠监测的中断。由此可见, 上述两种电极不再符合当前的临床需求, 小型化、轻量化的无线睡眠监测设备是现在睡眠监测设备研发的重点。

为了解决应用于无线睡眠监测设备的电极问题, 为无线睡眠监测设备的研发提供一种更轻便的新型电极, 本研究提出一种基于柔性衬底材料聚对二甲苯(parylene)的柔性皮肤贴电极。parylene是一种生物兼容性良好的有机聚合物材料, 其制备方法通常是物理气象沉积法, 该方法能够制备几百纳米到几十微米厚的parylene薄膜。目前已经有许多使用parylene的电极被广泛应用于神经信号采集[9, 10]、视网膜修复[11]及电子皮肤[12]等领域。由于parylene所具有的良好柔性和可加工性, 使用parylene为衬底的柔性皮肤贴电极为开发应用于便携式睡眠监测设备的新型电极提供了参考。

1 材料与方法
1.1 皮肤贴电极的设计

如图1A所示, 电极由两部分组成, 包括上层利用微机电系统(microelectromechanical systems, MEMS)技术制备的柔性网状超薄电极和下层医用透气胶带。柔性超薄电极厚度为10 μ m, 材料为MEMS中常用的柔性衬底材料parylene。由于金具有良好的导电性以及生物兼容性, 我们选用金作为表面的导电层。电极被设计为网状结构, 导电线的宽度为200 μ m, 间隔为400 μ m, 这样的网状结构有助于下层胶带更有效地与皮肤贴合, 增强电极与皮肤的接触。整个网状电极宽6 mm, 长8 mm, 网状电极比普通的金杯电极的尺寸(直径1 cm)更小, 且能够很好地覆盖测试点位(图1B)。

图1 皮肤贴电极Figure 1 Pictures of flexible electrodes
A, flexible elecrode; B, micrograph of flexible electrode; C, electrodes sticked to the skin while the eyes open; D, electrodes sticked to the skin while the eyes wrinkled.

图1C和D展示了皮肤贴电极在皮肤上贴合的照片, 柔性的结构能够很好地适应皮肤的表面起伏, 网状的结构也能使皮肤贴电极与皮肤接合良好(图1C), 此外, 人在进行各种动作的时候可能会造成皮肤的局部形变, 而本设计的电极也能很好地跟随皮肤变形(图1D), 能够保证长时间监测而不脱落。

1.2 电极制备工艺流程

皮肤贴电极是使用MEMS相关的微纳米加工技术制备的(图2)。首先, 在硅片上通过热氧法生长出300 nm的二氧化硅, 这层二氧化硅是用于后续工艺后电极释放的牺牲层, 然后使用PDS2000系统(Specialty Coating System公司, 美国)通过气相沉积法, 在硅片表面生长一层10 μ m的parylene薄膜, 再通过溅射在该薄膜上制备一层30 nm的铬薄膜和300 nm的金薄膜, 其中铬作为金与衬底之间的粘附层能增加金与parylene的粘附强度, 然后利用厚胶AZ9260光刻和湿法腐蚀对表面的金属进行图形化, 产生网状电极的基本图形, 同时保留图形化的光刻胶, 并将其作为刻蚀掩膜, 利用氧等离子体对暴露的parylene图形进行刻蚀, 完全刻穿直至暴露底部二氧化硅, 最后进行电极的释放, 将整个硅片浸入氢氟酸溶液, 使氢氟酸腐蚀parylene下面的二氧化硅牺牲层, 待牺牲层被腐蚀完全后, parylene电极将与衬底硅片完全脱离, 完成电极的释放。收集电极薄膜并将其洗净吹干, 贴在准备好的医用透气胶带上, 即完成皮肤贴电极的制备。

图2 电极制备工艺Figure 2 Electrode preparation technology

1.3 无线信号采集

为了实现快速便捷的生物电信号的采集, 我们采用了基于蓝牙的无线信号传输套件和皮肤贴电极来完成对生物电的采集。整个商用的蓝牙信号传输套件包含BMD101芯片(神念科技公司, 中国)和蓝牙模组, 其中BMD101芯片是一款针对生物电信号采集及数字化处理的专用芯片, 能够对μ V到mV的生物电信号进行采集和处理。整个模块由电池供电, 体积很小, 能够满足可穿戴需求。

整个信号的采集过程如图3所示。皮肤贴电极将皮肤电位信号采集后送入BMD101芯片, 芯片内首先由高通滤波器将直流和低频干扰信号滤掉, 随后由低噪声放大器将输入的信号放大, 送入16位的高精度模数转换器(analog-to-digital converter, ADC), 该ADC以500 Hz的采样频率将采集的生物电信号转换为数字信号, 最后经过一个100 Hz的数字低通滤波器将高频信号滤掉, 处理后的数字信号将被送入蓝牙模组, 最终通过电脑接收端被接收。

图3 无线信号采集示意图Figure 3 Schematic of wireless signal acquisition

1.4 眼动图无线监测验证与脑电图测试流程

为了验证本研究提出的皮肤贴电极采集生物电信号的能力, 我们利用皮肤贴电极和无线传输模块验证眼动图(electrooculogram, EOG)的无线监测。测试时, 首先将眼部待测区域的皮肤用磨砂膏擦拭干净以去掉表面的油脂, 减少其对信号的干扰, 然后将皮肤贴电极轻轻贴到待测区域, 让待测人员平躺放松, 使用BMD101蓝牙信号采集套件作为信号采集器接收眼动电信号。测试共采集4种不同相对位置的EOG信号。在测试过程中, 指挥被试人员首先眨眼5次, 然后左右眼动5次, 最后上下眼动5次, 最终通过分析得到的数字信号来验证基于皮肤贴电极的无线监测系统的信号采集能力。

此外, 为了比较皮肤贴电极与目前常用的金杯电极应用于脑电图(electroencephalography, EEG)监测时的性能, 我们将一块皮肤贴电极与金杯电极同时安置在被试人员的前额叶两侧(皮肤贴电极贴于F4, 金杯电极贴于F3, 10-20系统), 使用标准多导睡眠监测仪来监测EEG信号。二者采集到的信号应当具有同步性, 因此我们可以通过直接观察测试信号来对比二者采集信号的能力。

2 结果
2.1 皮肤贴电极性能测试

为了表征皮肤贴电极的特性, 本研究使用CHI660E电化学工作站对电极的交流阻抗特性进行了电化学测试(图4)。测试方法采用三电极系统— — 皮肤贴电极、Ag/AgCl电极和铂丝电极。3种电极都浸泡在0.01 mol/L的磷酸盐缓冲液(phosphate buffered saline, PBS, pH 7.4)中, PBS的配比为4.0 g NaCl、0.1 g KCl、0.12 g KH2PO4、1.82 g Na2HPO4和1 000 mL去离子水。将Ag/AgCl电极作为参比电极以获得更加稳定的电势参考点, 将铂丝电极作为对电极, 其直径为0.5 mm, 浸泡在PBS溶液中的长度为2 cm。为了获得在眼动电信号和脑电信号频率范围内的阻抗特性, 本研究选择的测试频率范围为10 Hz至10 kHz, 设置初始电压为0 V, 电压幅值为5 mV。

图4 使用电化学工作站测试的交流阻抗特性Figure 4 Alternating current impedance characteristics tested by electrochemical workstation

测试结果如图4所示, 在测试频率范围内, 电极阻抗随着频率的增大而减小并且线性度很高。在100 Hz处, 皮肤贴电极的阻抗幅值约为4.3 kΩ , 而从相位图中可以看出, 随着频率的升高, 电极从偏于容性阻抗特性转换为偏阻性阻抗特性。在100 Hz时的相移为-71.4° 。在10~100 Hz的范围内, 电极的相位特性较为稳定, 基本都稳定在-70° 左右, 呈现容性阻抗特性。

2.2 EOG无线信号监测

按照1.4小节所述的方法, 通过测试眼动电信号监测系统对整个测试系统进行验证。按照流程接收到的信号如图5所示, 尽管从4种不同的相对位置接受到的眼动电信号具有不同的幅度, 但通过我们设计的皮肤贴电极以及基于BMD101芯片的蓝牙套件都能够采集到眼动信号, 无论信号强弱。

图5 使用皮肤贴电极采集到的不同位置的眼动电信号Figure 5 Electrooculogram results collected by flexible electrodes at different site of eyes
A, left and right sites of one eye; B, left and right sites of two eyes; C, upon and below one eye; D, upon and below two eyes.

当测试单眼左右两个点位时(图5A), 眨眼的电信号很弱, 但是左右眼动时采集到的信号很强, 同时, 上下眼动的信号也相对较为明显, 说明眨眼时在这两个测试点位间的电势差变化很小, 当左右眼动的时候电势差变化很大。同样的情况也出现在双眼左右两个位置的情况, 如图5B所示, 在该点位测试到的眨眼信号也较弱, 而左右、上下眼动的幅度都类似于单眼的情况, 说明双眼和单眼间并不存在一个叠加信号的关系。将测试点位改变为眼睛的上下位置时, 情况则发生了改变。从图5C可以看出, 当测试点位分别放在单眼的上下位置时, 眨眼信号非常明显, 幅度是前两种情况的4~5倍。另外, 上下眼动造成的测试点位的电势差也十分显著, 幅度明显强于测试点位分别在单眼左右和双眼左右的情况, 也说明随着眼球的左右移动和上下移动, 分别会将眼部左右和上下的电势差改变, 验证了眼动图电信号的基本原理[13]。最后, 通过测试对侧眼的上下两个位置的眼动电信号发现, 这种情况下测试到的眼动电信号对于3种动作都比较明显(图5D), 虽然眨眼信号和上下眼动信号弱于单眼上下点位的测试结果, 但是左右眼动也有明显的信号, 强于单眼上下位点的测试信号。

在测试过程中我们发现, 使用柔性电极测试皮肤的电位信号时, 局部皮肤的运动造成的柔性电极形变会造成微小的扰动, 这可能是由电极本身的应力造成拉伸或者压缩使得部分电极脱离或者重新贴合皮肤造成的, 但是这种扰动信号十分微弱, 几乎不影响眼动信号的监测。值得一提的是, 由于parylene电极非常柔软, 在外力操作的时候, 剧烈的拉扯很容易造成parylene薄膜局部的应力过大, 使得器件损坏, 失去采集信号的能力。本研究所设计的皮肤贴电极具备测试眼动电信号的能力, 并且整个蓝牙无线传输系统能够有效反映眼部的不同动作所造成的电信号, 这些动作包括眨眼动作、左右眼动和上下眼动。

2.3 EEG监测

通过对EOG的监测, 我们验证了皮肤贴电极和蓝牙传输系统的能力。为了进一步探讨柔性电极与目前常用的金杯电极在性能上的差异, 我们使用皮肤贴电极与金杯电极同时测试相同的脑电信号以对比二者监测到的电信号的差异。分别将金杯电极和皮肤贴电极安装到被试者的前额叶左右两个测试点, 通过飞利浦A6多导睡眠监测系统来对两个点位的脑电信号进行采集, 这两个位点采集到的信号应当具有相似性。

如图6所示, 两个电极采集的信号相似, 都反映了EEG所具有的周期性的脉冲, 说明皮肤贴信号具备采集脑电信号的能力, 并且能够与临床使用的飞利浦多导睡眠监测系列设备兼容。另外, 从信号细节上看, 金杯电极采集到的信号具有非常明显的幅度更高的噪声信号, 而皮肤贴电极采集到的信号噪声幅度明显弱于金杯电极, 这可能是由于皮肤贴电极能够与皮肤贴合得更加紧密造成的。

图6 皮肤贴电极与金杯电极采集EEG信号的对比Figure 6 Comparation of EEG signals collected by flexible electrodes and gold cup electrodes
A, EEG signals collected by gold cup electrodes; B, EEG signals collec-ted by flexible electrodes. EEG, electroencephalography.

3 讨论

本研究制备了一种使用MEMS微加工技术的皮肤贴电极, 以parylene为衬底, 能够很好地贴合皮肤, 并且能够长时间稳定地与皮肤贴合。本研究通过电化学测试方法测得该电极在< 100 Hz交流电范围内的阻抗为4~13 kΩ , 此电极可以监测到不同方向的眼球运动及眨眼动作, 且没有提高EOG的信噪比。我们测试了多个位置的差分方案, 对该电极在脑电监测中的应用进行了初步测试, 结果显示使用该电极监测到的EEG信号信噪比不高于金杯电极。

睡眠监测中, EOG对清醒期、非快速眼球运动1期睡眠和快速眼动睡眠期的判读非常重要[8]。本研究制备的电极和基于BMD101芯片的蓝牙传输套件成功采集到了4对不同点位做差分的眨眼信号、左右眼动信号和上下眼动信号, 并且得出了对侧眼上下点位采集到的信号最好的结论。但是, 由于睡眠监测中需要两侧眼动信号同时记录, 如果在两个眼睛上下侧做差分(图5B、D), 则无法判断信号是来自于哪只眼睛, 所以, 单眼内外眦差分方案(图5A)可以作为无线睡眠监测的眼动图差分方案。

此外, 本研究的皮肤贴电极还与临床使用的多导睡眠监测系统兼容, 且使用它采集到的信号噪声不高于同样情况下使用金杯电极采集到的脑电信号的噪声, 说明该电极还可用于脑电图监测。并且, 与金杯电极相比, 本研究的皮肤贴电极更为便捷, 不需涂抹导电膏, 直接将其贴于经过磨砂膏处理的皮肤上即可采集到符合临床要求的EEG和EOG等生物电信号。

在临床使用的多导睡眠监测仪中, 除金杯电极外还有纽扣电极。纽扣电极需要使用电极片进行连接, 目前临床应用的一次性电极片规格一般为厚度500~1 000 μ m, 直径30~35 mm。本研究提到的皮肤贴电极的规格为厚10 μ m, 宽6 mm, 长8 mm。与电极片相比, 皮肤贴电极的规格小了至少一个数量级, 在未来便携式无线多导睡眠监测的应用中具有明显的优势。

综上所述, 与多导睡眠监测仪使用的金杯电极和电极片相比, 皮肤贴电极质地柔软, 使用更为便捷, 且在实际应用过程中, 能采集到满足临床要求的EOG信号及EEG信号。

本研究的皮肤贴电极也存在一些缺点, 首先, 该电极的交流阻抗较高, 还需要后期的工艺来进行优化。根据《美国睡眠医学会睡眠及其相关事件判读手册:规则、术语和技术规范》[8](简称“ 判读手册” )中的规定, 需要用到电极的EEG、EOG、肌电图的最低低频滤波为0.3 Hz, 最高高频滤波为100 Hz, 即需要记录的信号频率为0.3~100 Hz。本研究所使用的电极在此频率范围内的阻抗为4~13 kΩ , 略高于判读手册中不超过5 kΩ 的电极阻抗要求。但是, 本研究使用的阻抗测量方法为电化学方法, 该方法仅能反映电极在化学溶液中的阻抗特性, 并不能反映其连接到人体的阻抗特性, 另外, 该皮肤贴电极还可以被优化成为具有微针阵列或者微凸点的电极, 以降低电极和皮肤之间的接触阻抗, 还可以通过在电极表层涂上一层较薄的导电膏的方法来降低电极与皮肤的接触阻抗。其次, 电极的强度和可靠性受制于parylene材料特性的限制, 从电极引出的连接线受到较强的应力时会被损坏, 由于临床中需要长时间对患者进行监测, 对电极的强度和可靠性就有一定要求, 所以该电极的硬度还需要提高。设计该电极的主要目的为应用于无线多导睡眠监测仪, 而非完全取代目前有线睡眠监测仪所使用的金杯电极或电极片, 在未来无线多导睡眠监测仪的开发应用中, 电极和电路板之间的距离将大为缩短, 会降低电极损坏的可能性。

虽然以parylene为衬底的皮肤贴电极还有一些局限性, 但是本研究在多导睡眠监测仪上对该电极进行测试, 为该电极在多导睡眠监测中的应用提供了证据。未来, 在开发便携式无线多导睡眠监测仪时可以将该电极作为备选电极来使用。

The authors have declared that no competing interests exist.

参考文献
[1] Werner GG, Ford BQ, Mauss IB, et al. High cardiac vagal control is related to better subjective and objective sleep quality[J]. Biol Psychol, 2015, 106: 79-85. [本文引用:1]
[2] Irwin MR, Wang M, Ribeiro D, et al. Sleep loss activates cellular inflammatory signaling[J]. Biol Psychiatry, 2008, 64(6): 538-540. [本文引用:1]
[3] Spiegel K, Leproult R, Van CE. Impact of sleep debt on metabo-lic and endocrine function[J]. Lancet, 1999, 354(9188): 1435-1439. [本文引用:1]
[4] Lanté F, Toledo-Salas JC, Ondrejcak T, et al. Removal of synaptic Ca2+ permeable AMPA receptors during sleep[J]. J Neurosci, 2011, 31(11): 3953-3961. [本文引用:1]
[5] Ujma PP, Konrad BN, Genzel L, et al. Sleep spindles and intelligence: evidence for a sexual dimorphism[J]. J Neurosci, 2014, 34(49): 16358-16368. [本文引用:1]
[6] Drago V, Foster PS, Heilman KM, et al. Cyclic alternating pattern in sleep and its relationship to creativity[J]. Sleep Med, 2011, 12(4): 361-366. [本文引用:1]
[7] Stone KL, Ancoli-Israel S. Actigraphy[M]// Meir HK. Principles and Practice of Sleep Medicine. St. Louis, Missouri: Elsevier Inc. , 2017. [本文引用:1]
[8] Berry RB, Brooks R, Gamaldo CE, et al. The AASM manual for the scoring of sleep and associated events: Rules, terminology and technical specifications[M]. Darien, IL: American Academy of Sleep Medicine, 2017. [本文引用:3]
[9] Wang R, Zhao W, Wang W, et al. A flexiblemicroneedle electrode array with solid silicon needles[J]. J Microelectromech S, 2012, 21(5): 1084-1089. [本文引用:1]
[10] Yu H, Xiong W, Zhang H, et al. A parylene self-locking cuff electrode for peripheral nerve stimulation and recording[J]. J Microelectromech S, 2014, 23(5): 1025-1035. [本文引用:1]
[11] Rodger DC, Weiland JD, Humayun MS, et al. Scalable high lead-count parylene package for retinal prostheses[J]. Sensor Actuat B-Chem, 2006, 117(1): 107-114. [本文引用:1]
[12] Takei K, Takahashi T, Ho JC, et al. Nanowire active-matrix circuitry for low-voltage macroscale artificial skin[J]. Nature Mater, 2010, 9(10): 821-826. [本文引用:1]
[13] Constable, PA, Bach M, Frishman LJ, et al. ISCEV stand ard for clinical electro-oculography (2017 update)[J]. Doc Ophthalmol, 2017, 134(1): 1-9. [本文引用:1]