方法論記事

小動物用リアルタイムウェアラブル筋電図測定システム

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DOI：

10.3791/67418

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2024年11月15日

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1Department of Semiconductor Engineering, Gachon University, 2Department of Electronic Engineering, Gachon University, 3Department of Acupuncture and Moxibustion, Gachon University, 4School of Biological Sciences, Seoul National University

この記事について

サマリー

A プロトコルは、運動研究における筋電図(EMG)分析のための動物装着可能な小型測定装置とともに、筋肉内電極の設置と準備のためのものです。このシステムは、脳卒中モデルラットの運動回復を調べるためのリアルタイム筋電図データの無線伝送を可能にします。

要約

実験動物に対する筋内筋電図(EMG)測定法は、様々な形で実施されています。これらの方法の中で、ケーブルを外部測定装置にテザリングすると、実験動物の動きが制限される一方、埋め込み型装置は、かなりのサイズと重量の装置が常に存在するため、望ましくない副作用を引き起こす可能性があります。これらの課題に対して、低コストで無線で着脱可能な筋電図測定システムと実験手順を提案します。この記事では、小さなコネクタを備えた筋肉内ワイヤー電極の外科的設置とワイヤレスシステムの開発に焦点を当てています。特に、このシステムでは、ワイヤー電極のみが動物の体内に挿入されます。このシステムを使用すると、動物の背中に取り付けられたコネクタに回路システムを取り付けるだけでEMG測定を簡単に行うことができ、ラップトップでリアルタイムに監視できます。提案手法を段階的に詳細に説明し、その後、ラットの後肢に筋肉内電極を挿入するデモンストレーションを行います。移動研究のためにトレッドミル実験が行われ、得られた電気生理学的信号がその後取得および分析されます。

概要

筋電図は、収縮中に筋線維によって生成される電位を記録することを含みます。これらの特性は、運動ニューロンから個々の筋肉に送られる神経活性化信号によって決定されます。筋電図は、リハビリテーション、運動、脳、神経関連の研究で広く使用されており、測定方法は表面筋電図(sEMG)と筋肉内筋電図(iEMG)1に大きく分類できます。表面電極は、非侵襲的であり、簡単な準備プロセスを必要とするため、特にウェアラブルアプリケーションにおいていくつかの利点があります2。埋め込み型sEMGでは、電極が筋肉を貫通する必要がないiEMGと比較して、外科的プロセスが簡単です。これらの利点にもかかわらず、sEMGは、筋-電極界面での乱れ、運動アーチファクト、電極接触の品質、隣接する筋肉からの信号クロストークなどの信号汚染を受けやすいです1。これらの課題は、小動物を対象とした研究でよく見られるように、電極が近接して配置されている場合に特に問題になります。一方、iEMGは、電極の貫通のために追加の外科的処置を必要とします。追加の手順にもかかわらず、この方法では、電極が筋肉組織に恒久的に埋め込まれているため、筋肉固有のEMG記録をより正確に、より少ないクロストークで3に提供します。小動物の運動研究では、信頼性の高い電極取り付けによる筋肉特有の筋電図情報が重要であるため、iEMGが好まれます4。

小動物の電極からEMG記録を取得するためのいくつかのアプローチが報告されています。テザーケーブルは、電極を外部測定機器に接続するために一般的に使用されます5,6,7,8,9,10,11、デバイスを体内に埋め込むことができます12、またはワイヤレスウェアラブルプラットフォームを動物に配置できます><テザリングケーブルは、この目的のための互換性のある商用機器が利用可能であるため、最も広く報告されている方法です。しかし、テザーワイヤーは動物に不快感を与え、その動きはケーブルによって制限されることが多く、研究に影響を与える可能性があります。埋め込み型デバイスはワイヤレスソリューションを提供しますが、バッテリー寿命が限られているため、実験の期間が制限される場合があります。さらに、恒久的に設置されたデバイスのサイズと重量は、動物にストレスや不快感を引き起こし、研究に影響を与える可能性があります。ワイヤレス電力伝送技術は、埋め込み型デバイスの問題に対処するために提案されていますが、小型デバイスへの信頼性の高いエネルギーリンクを維持することは、通常、非常に困難です14。さらに、高電磁界へのばく露は、免疫機能の低下や脳の神経変性変化の可能性など、予期せぬ結果をもたらす可能性があります15,16。

この取得システムは、信号処理を処理し、EMG記録を基地局に無線で送信するワイヤレスのウェアラブルプラットフォームとしても実装できます。これは好ましい方法ですが、ユーザーにとっては技術的な課題であり、実験の詳細は文献で十分に取り上げられていないことがよくあります。

この研究では、小動物の移動研究のためのシンプルで低コストで信頼性の高い筋電図取得方法を紹介します。ラットの後肢の筋肉には一対のiEMG電極が埋め込まれ、増幅、アナログ-デジタルコンバーター、ワイヤレステレメトリーなどの信号取得システムの残りの部分が動物の背中に取り付けられます。EMGデータは、リアルタイム監視のためにパーソナルコンピュータに送信され、データはローカルに記録されます。トレッドミルでの移動実験を行い、脳卒中回復研究でシステムを実証します。

プロトコル

すべての倫理的および実験的な手順とプロトコルの承認は、申請番号の下で施設動物管理および使用委員会によって付与されました。CGU1-2021-IA0041です。この研究では、7週齢の雄のSprague-Dawleyラットを使用しました。試薬と機器の詳細は、材料表に記載されています。

1. 動物の調理法

  1. 7週齢でラットを準備します。安全のため、ケージごとに最大3匹のラットで、同様の体重の家ネズミを一緒に飼います。
  2. 手術前にラットがストレスなく適応することを確認してください。水と食料を安定して用意し、寝具は定期的に交換してください。
  3. 適応期間(約7日間)に、動物がトレッドミルに慣れるのを助けるために、毎日16〜25 m / minの速度で5分間走るように動物を訓練します
    注意: ネズミが意図したとおりに止まったり、動きを拒んだりした場合は、お尻を軽くたたい
    4. て励ましてください。

2. 電極の準備

  1. ポリテトラフルオロエチレンでコーティングされた5本のステンレス鋼線を準備し、そのうち4本は長さ140mm、1本は長さ60mmです。
  2. 140 mmの長さのワイヤーに3つのオーバーハンドノットを結び、結び目に対して40 mmと100 mmに配置します(図1A).
    注:ワイヤー電極を筋肉に挿入する間、正確な接触を確保し、電極の露出部分を適切に配置するのは難しい場合があります。これに対処するために、ワイヤーにブロッキングノットを作成して、引っ張ったときにさらに挿入されないようにし、電極が筋肉内で安定するようにします。
  3. 140 mmのワイヤの場合、短辺の結び目から2 mmの隙間を空けてから、はんだごてを使用して2 mmの絶縁体を部分的に剥がします。長辺の端から絶縁体を2 mm完全に剥がします。60 mm の電極の場合、一方の端を 2 mm 、もう一方の端を 10 mm の絶縁体を完全に取り除きます (図 1).
    注意: はんだごての先端は、汚染を防ぐために完全に清掃する必要があります。
  4. 絶縁体を完全に取り除いた後、ワイヤをコネクタアクセサリにはんだ付けして固定します(図2B、C)。
  5. ワイヤが接続されている金属部品をプラスチックハウジングに組み立てます(図2D、E)。
  6. コネクタを皮膚に固定するための穴がある 3D プリントされたプラスチックガイド(材料の表を参照)にコネクタを取り付けます。はんだ付けされた部分が切開部位に接触するのを防ぐために、生体適合性シアノアクリレート(図2F)を塗布します。
  7. 厚さ0.2mmのニッケルプレートをカットし、曲げてコネクタを包み込み、動物による潜在的な損傷を防ぐためにコネクタをシールドします。

3. 手術

  1. ラットを誘導室(透明な合成樹脂を使用してカスタム製造)に入れ、70%の亜酸化窒素と30%の酸素の混合物を使用して麻酔を投与し、イソフルラン濃度は2%〜3%です。必要な手術器具を準備します (図 3)。
  2. 電動バリカンを使用して毛皮を取り除き、手術中の感染を防ぐためにクロルヘキシジンとアルコールで皮膚を準備します（図4A)。
  3. 測定する対象筋肉が位置する皮膚に手術用ハサミを使用して約10〜15mmの切開を行います。筋膜は皮膚の下にあり、その下の筋肉は皮膚の下にあるため、最初にハサミで皮膚を切り、次にきれいな布でやさしく拭き取るように筋膜を取り除きます。
    4. コネクタが取り付けられる
  4. 腰部の周りに5〜10mmの切開を行います。
  5. 滅菌トロチャーを使用して、ワイヤーがコネクタからターゲットの筋肉位置に通過するための通路を皮下に作成します (図 4B)。
  6. トロチャーを筋肉の位置から皮膚の下まで、腰椎側の切開部位に向けて通過させます。
  7. 電極とコネクタを前段から用意します。鉗子を使って腰部の切開部位にワイヤー電極を挟み込み、目的の筋肉の切開部まで慎重に引き抜きます。ワイヤーをターゲットの筋肉の位置まで引き抜いたら、図 4C を参照してください。
  8. Figure 4Dに示すように、縫合針を使用して電極ワイヤーを標的の筋肉に貫通させます。
    注:この実験のターゲット筋は、運動課題を分析するための主要な筋肉の1つである内側腓腹筋(MG)です17。MGの長さは7週齢のラットで約18mmであるため、電極は筋肉の中心の周りに約5mmの間隔で配置して、筋肉の損傷を最小限に抑え、正確なEMG測定を確保する必要があります。絶縁体が除去された部分が筋肉と良好に接触していることを確認するために、筋肉を貫通するワイヤーの長さが5 mmを超えることをお勧めします。
  9. マッスルを通過して出たワイヤーを挿入ポイントに戻し、オーバーハンドノットで固定します。残りのワイヤーを切断します (図 4E)。
  10. ワイヤー電極を対象筋に装着した後、切開部位を4-0モノフィラメント縫合糸で縫合します。
  11. コネクタの下の切開部を縫合します。ワイヤー全体が体に挿入され、しっかりと縫合されていることを確認してください（図5A)。
  12. 図 5B.
    に示すように、縫合糸を使用してコネクタを動物の背側の皮膚に固定    します。 注意: 動物がコネクタを噛むのを防ぐために、シールドがしっかりと固定されていることを確認してください。鎮痛のために、カルプロフェン(5 mg / kg)を皮下投与しました。.
  13. 外科手術が完了したら、麻酔を中止し、動物の回復のためにケージを準備します。
  14. 動物の体温が下がらないようにヒートランプをオンにし、感染、炎症、腫れの兆候などの異常がないか手術部位を監視します。切開部位を徹底的に消毒し、必要に応じて軟膏を塗布します。ラットが麻酔から回復したら、ヒートランプを取り外します。
  15. 食欲、飲酒、排尿など、ラットの行動を監視します.
    注:手術後、動物を約2日間休ませてから、検査を実施してください。

4. プリント基板(PCB)の設計と製作

  1. EMG測定とデジタル化のための回路を設計し、2つのアナログアンプ集積回路(IC)とマイクロコントローラユニット(MCU)を含めます。アンプの帯域幅が5〜740 Hzで、ゲインが1300 V / V.
    であることを確認してください。 注意: 必要に応じて、動物の特定の要件に応じてアンプのゲインと帯域幅を変更します18。
  2. MCUに統合されたBluetoothモジュールを含めて、測定データをホストデバイスに送信するための無線通信を行います。この実験には、2.4GHzで動作するチップアンテナを使用しました。
  3. この研究では、充電式の3.7V Li-poバッテリと専用のパワーマネージメントICを使用します。
  4. 上記のICのPCBをFR4基板上に作製します。特定の要件を満たすために、さまざまな形式でPCBを作成します。補足図 1、補足図 2、および補足図 3 を参照してください。
  5. はんだ付けするか、ヒートガンを使用して、PCBに電子部品を装着します。

5. ソフトウェアの構成

  1. ファームウェア
    1. ファームウェア(補足コーディングファイル1)を準備して、8ビット分解能と2kSPのサンプリングレートで2チャネルADCを構成します。デジタル変換されたデータを配列にフォーマットし、指定されたソフトウェア開発ツールを使用してBluetooth Low Energy(BLE)経由で送信します。
    2. 展開する前に、ファームウェアを MCU にアップロードします。
  2. リアルタイム監視プログラム
    1. BLEで受信したデータをリアルタイムにプロットするプログラムを用意します。本研究では、Pythonベースのプロットアプリケーションを開発し、生データも指定の場所に保存します(Supplementary Coding File 2).
      注:システムでは、最大50ミリ秒のサンプリングバッファ遅延と約10ミリ秒の無線通信遅延が発生する可能性があります19,20。

6. トレッドミルテスト

  1. 準備した回路にバッテリーを接続し、図 6A に示すように、PCB をコネクタに取り付けます 図6Aを参照。
  2. PCで監視プログラムを実行し、回路PCBとの無線接続を確立します。
  3. ラットをトレッドミルに置き、EMG波形を監視します。この研究では、トレッドミルの速度を 25 m/min に設定します (図 6B)。

7. データ分析

  1. に保存されているEMGデータをロードします。CSV 形式。
  2. 信号処理方法を適用して、不要なノイズや干渉信号を除去します。
    注:エンベロープ検出とスペクトル分析をさらに実行して、筋肉の疲労と運動活動の対称性を分析できます。

結果

本研究では、EMG取得のための簡便なワイヤレス手法を提示します。外科的手処置が必要ですが、電極の挿入およびコネクタの固定を行う特定の領域のみを部分的に切開するため、動物への負担を大幅に軽減できます。本デモンストレーションでは、下肢に電極を挿入しましたが、同様の手法を用いて他の様々な部位でも電気生理学的研究を行うことが可能です。このアプローチは、テザーケーブルを必要とせず、行動制限を課すことなく電気生理学的信号を連続的に測定できるという利点があります。回路PCBの直径は9 mm、高さは3 mmで、総重量は3 gです。バッテリー交換は容易であり、提案したシステムにより運動行動の連続的なモニタリングが可能になります。コネクタとデバイスの装着状態、およびEMG波形を示す写真を図7に示します。

本研究では、ラットの運動パターンの解析にトレッドミルを使用した。トレッドミルは動物の運動解析において有効なツールであり17、筋肉または神経系の問題の評価が可能となる。ラットの自由運動の研究にも使用できるが、本実験では特に、さまざまな条件下で生じる運動異常の解析を目的としている。そのためには、持続的かつ反復的な運動が必要であり、我々の目的にはトレッドミルが適している。

EMGを用いて動物の歩行を分析するために、さまざまな手法を用いることができます。これらの手法のうち、行動解析には対称性指数（symmetry index）が用いられました21,22。対称性指数は、身体の両側にある2つの筋肉の活動バランスを測定するものであり、本研究では脳卒中からの回復を評価するためにこれを使用しました。

figure-results-1
図 1: ワイヤ電極の作製工程。 (A>) ワイヤ構造と絶縁被覆除去位置の模式図。筋肉にワイヤを挿入する際、過剰な挿入を防ぐために3つの結び目を作る必要がある (B>) ワイヤ端部の絶縁被覆を完全に除去した状態 (C>) 筋肉との接触を容易にするため、絶縁被覆を部分的に除去した状態 ここをクリックして、この図の拡大版を表示してください。

figure-results-2
図 2: ワイヤ電極およびコネクタの組み立て工程。(A>) 組み立て用材料の準備。(B>) 金属部品へのワイヤの挿入。(C>) 金属部品へのワイヤのはんだ付け。(D>) プラスチックハウジングの開口部からのワイヤの引き出し。(E>) ワイヤと金属部品のプラスチックハウジングへの挿入。(F>) すべてのワイヤの組み立て完了後、シアノアクリレート系接着剤を用いてプラスチックハウジングを縫合ガイド（グレーの部分）に固定する。ここをクリックして、この図の拡大版を表示してください。

figure-results-3
図3本処置に必要な手術器具。 本術式に必要な手術器具一式：(1) 縫合針、(2) 鉗子、(3) 鉗子、(4) 外科用鋏、(5) 精密鋏、(6-7) 止血鉗子、(8) 持針器、(9) 調製済み電極。 こちらの図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

figure-results-4
図4: 電極線の装着手順。 (A) 背部および脚部の切開位置。 (B) 切開部からニードルホルダーを挿入し、電極線を把持する。 (C) 電極線を切開部から引き出す。 (D) 標的筋への縫合手技。電極を筋肉の最も太い部分の周囲に 5 mm 間隔で配置する。 (E) 手術完了後の最終状態。 こちらをクリックして、この図の拡大版を表示してください。

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図 5: コネクタの配置。 (A) コネクタ下部の縫合。 (B) 縫合用ワイヤーによるコネクタの固定。 (C) コネクタ上部への接着剤の塗布と、保護用メタルシールドの配置。 ここをクリックして、この図の拡大版を表示してください。

figure-results-6
図 6: EMG計測のデモンストレーション。 (A) ラットに装着されたEMG計測システムの写真。 (B) 速度 25 m/min でトレッドミル試験を実施している様子。 この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

figure-results-7
図 7: 測定されたEMGおよびエンベロープ処理済みEMG波形。(A) 測定されたEMG信号の生波形。 (B) エンベロープ取得に使用されたフィルタリング済みEMG信号。 (C) 対称性指標分析のための閾値線を含むエンベロープ波形。こちらのリンクをクリックして、この図の拡大版を表示してください。

補足図 1：PCB回路レイアウトの概略図。プリント基板（PCB）回路レイアウトの概略図であり、コンポーネントの配置と接続を示している。ここをクリックして、この図をダウンロードしてください。

補足図2：背面層のPCB回路設計。プリント回路基板（PCB）背面層の設計であり、回路のコンポーネント配置とルーティングの詳細を示している。こちらをクリックしてこの図をダウンロードしてください。

補足図 3：最上層のPCB回路設計。プリント基板（PCB）の最上層の設計であり、コンポーネントのレイアウトと電気的な接続を示している。ここをクリックしてこの図をダウンロードしてください。

補足コーディングファイル 1：ADC設定用ファームウェアの準備。8ビットの分解能と毎秒2サンプル（kSPs）のサンプリングレートを持つ2チャンネルアナログ-デジタルコンバータ（ADC）を設定するためのファームウェア準備手順です。こちらをクリックしてファイルをダウンロードしてください。

補足コーディングファイル 2：Pythonベースのプロッティングアプリケーション。本研究においてデータの可視化および解析に使用したPythonベースのプロッティングアプリケーションの説明です。こちらのリンクをクリックしてファイルをダウンロードしてください。

ディスカッション

この研究は、小型で実装が容易で、低コストでワイヤレスな筋電図 (EMG) 取得システムを提示します。このシステムは、有線の外部測定機器に依存しないため、ケーブルによる信号劣化を効果的に防止します。コネクタを頭ではなく背中に取り付けることで、手術プロセスが大幅に容易になり、合併症のリスクが軽減されます。このセットアップにより、プラットフォームが側壁にぶつかり、信号アーティファクトが発生する可能性も最小限に抑えられます。さらに、集中した重量が頭にかからないため、首の疲労が軽減されます。

このプロトコルには、いくつかの重要なステップ、特に筋肉内電極の正確な準備とコネクタの慎重な配置が含まれています。絶縁体が正確に剥がれ、結び目が正しく結ばれていることを確認することは、電極配置中の過度の挿入を防ぐために不可欠です1.さらに、手術後の手術部位を監視することは、潜在的な合併症を早期に特定し、それによって関係する動物の健康を確保するために非常に重要です。

提案された手法は堅牢ですが、特定の変更によりその有効性が高まる可能性があります。たとえば、特定の筋肉のサイズに基づいて電極の長さを調整すると、接触品質が向上します。さらに、測定中に信号損失やノイズが発生した場合、トラブルシューティングには接続をチェックし、デバイスが電磁干渉から適切にシールドされていることを確認することが含まれる可能性があります6。手術チームに適切なトレーニングを提供することで、手順上のエラーを軽減し、全体的な成功率を向上させることもできます。

その利点にもかかわらず、この装置の重量は約 3 g で、ラットには問題ありませんが、小型または若いマウスには不快感を引き起こす可能性があります。この不快感は歩行パターンに影響を与える可能性があり、それによって EMGore による 行動分析に影響を与える可能性があります。RATをケージ内に放置すると、デバイスまたはコネクタを保護できず、損傷のリスクがあります13。デバイスが使用されていないときの保護のために金属製のケースが実装されましたが、さらなる開発によりこの側面が強化される可能性があります。

このシステムの重要性は、テザー デバイスによって課せられる制約を受けることなく、継続的で高品質の EMG 記録を提供できることにあります。テザーケーブルや大型の埋め込み型デバイスなどの従来の方法では、動物の動きが制限され、ストレスが誘発され、結果が歪む可能性があります5。この技術は、さまざまな実験状況における運動機能と回復を理解するために重要なデータ収集の忠実度を維持しながら、より人道的なアプローチを提供します3。

今後の研究では、この手法の応用が数多くあります。現在の研究は、歩行中の筋肉の対称性を評価するために内側腓腹筋 (MG) 筋に焦点を当てていましたが、この方法論は他の筋肉にも適応でき、心電図 (ECG) 測定にも拡張できます。電極の数を増やすと、複数の部位11からの同時信号収集が可能になり、筋肉の調整と機能の包括的な分析が容易になります。この進歩は、脳卒中の回復やその他の神経筋疾患のためのリハビリテーション戦略についての洞察につながる可能性があります。

結論として、提案された EMG 取得システムは、動物の移動研究の分野において大きな進歩をもたらします。このシステムは、既存の方法の限界に対処し、将来の研究のための多用途のプラットフォームを提供することで、さまざまな実験環境における運動機能と回復の理解を深めることが期待されています。

開示事項

すべての著者には利益相反はありません。

謝辞

この研究は、韓国国立研究財団(NRF-2020M3A9E4104385)および国立ナノファブセンターのナノ医療機器開発プロジェクト(助成金番号:1711160154)によって資金提供されました。

材料

この記事で使用された材料の一覧
名前会社カタログ番号コメント
0.2 mm厚ニッケルプレートベンダー3D
プリントフィラメントcubiconA-100
7週間齢 RATJABIOSD(DBL)[7W M]
シールドを固定するための接着剤Okong
1028453ANT ANT1Johanson Technology Inc.2450AT07A0100001T
C1, C15, C16, C20Vishay1n0201(0603)メートル法
C10, C13Vishay100p0201(0603)メートル法
C11, C12Vishay4p0201(0603)メートル法
C14, C19Vishay0.39n0201(0603)メートル法
C2, C17Vishay22n0201(0603)メートル法
C3, C5, C6Vishay0.1u0201(0603)メートル法
C4, C18Vishay2.2u0201(0603)メートル法
C7Vishay4.7u0402(1005)メートル法
C8, C21Vishay1u0201(0603)メートル法
C9Vishay1p0201(0603)メートル法
ケージJEUNG DO B&PJD-C-02
クリーンクロスキンバリー41112
コネクタ アクセサリHarwinM20-1060400プラスチック ハウジング
コネクタ アクセサリHarwinM20-1180042金属部品
電動バリカンバズRFC-928
ヒートガンQUICK861DW
IC1、IC3アナログデバイスAD8232EMG測定用AFE
IC2Nordic半導体nRF52832-CIAA
イソフルランHana Pharm657801261
L1Vishay3.3n0201(0603)メートル
法Li-poバッテリーTheHanTW40202513 mm * 10 mm * 4 mm、30mAh
ピンヘッダーHarwinM22-2530505
R1, R2, R9, R10, R13, R14, R21, R22Vishay10M0201(0603)メトリック
R11, R23Vishay100k0201(0603)メトリック
R12, R24Vishay1M0201(0603)メトリック
R3, R4, R5, R7, R15, R16, R17, R19Vishay180k0201(0603)メトリック
R6, R18Vishay160k0201(0603)メトリック
R8, R20Vishay768k0201(0603)メートル法
はんだワイヤーアルファメタルSACX0307
はんだごてHakkoFX-951
AMシステム793200でコーティングされたステンレス鋼線
 AILEE301289
縫合線Ethicon604G
トレッドミルDaejong BioDJ2-243
U1Torex SemiconductorXC6204B332DR-G
Y1Murata ElectronicsXRCTD32M000N1P1AR0
利用可能なテフロン縫合針

参考文献

  1. Farina, D., Enoka, R. M. Evolution of surface electromyography: From muscle electrophysiology towards neural recording and interfacing. J Electromyogr Kinesiol. 71, 102796(2023).
  2. Kim, C., et al. A wearable ECG monitoring system using microneedle electrodes for small animals. IEEE Sens J. 23 (18), 21873-21881 (2023).
  3. Kristl, A. C., Akay, T., Miri, A. Recording forelimb muscle activity in head-fixed mice with chronically implanted EMG electrodes. J Vis Exp. 205, e66584(2024).
  4. Manuel, M., Chardon, M., Tysseling, V., Heckman, C. J. Scaling of motor output, from mouse to humans. Physiology. 34 (1), 5-13 (2019).
  5. Scholle, H. C., et al. A surface EMG multi-electrode technique for characterizing muscle activation patterns in mice during treadmill locomotion. J Neurosci Methods. 146 (2), 174-182 (2005).
  6. Tysseling, V. M., et al. Design and evaluation of a chronic EMG multichannel detection system for long-term recordings of hindlimb muscles in behaving mice. J Electromyogr Kinesiol. 23 (3), 531-539 (2013).
  7. Shafer, B., Welle, C., Vasudevan, S. A rat model for assessing the long-term safety and performance of peripheral nerve electrode arrays. J Neurosci Methods. 328, 108437(2019).
  8. Teruya, P. Y., et al. Quantifying muscle alterations in a Parkinson's disease animal model using electromyographic biomarkers. Med Biol Eng Comput. 59 (9), 1735-1749 (2021).
  9. Kloefkorn, H., et al. Non-invasive three-state sleep-wake staging in mice using electric field sensors. J Neurosci Methods. 344, 108834(2020).
  10. Jensen, V. N., Romer, S. H., Turner, S. M., Crone, S. A. Repeated measurement of respiratory muscle activity and ventilation in mouse models of neuromuscular disease. J Vis Exp. (122), e55599(2017).
  11. Zealear, D., Li, Y., Huang, S. An implantable system for chronic in vivo electromyography. J Vis Exp. (158), e60345(2020).
  12. Shon, A., Brakel, K., Hook, M., Park, H. Fully implantable plantar cutaneous augmentation system for rats using closed-loop electrical nerve stimulation. IEEE Trans Biomed Circuits Syst. 15 (2), 326-338 (2021).
  13. Ouyang, W., et al. A wireless and battery-less implant for multimodal closed-loop neuromodulation in small animals. Nat Biomed Eng. 7 (10), 1252-1269 (2023).
  14. Zhou, Y., Liu, C., Huang, Y. Wireless power transfer for implanted medical applications: A review. Energies. 13 (11), 2837(2020).
  15. Zymantiene, J., et al. Effect of electromagnetic field exposure on mouse brain morphological and histopathological profiling. J Vet Res. 64 (2), 319-324 (2020).
  16. Ebrahim, S., Azab, A., Albasha, M., Albishti, N. The biological effects of electromagnetic fields on human and experimental animals. Int Res J Nat Appl Sci. 3, 106-121 (2016).
  17. Wakeling, J. M., Tijs, C., Konow, N., Biewener, A. A. Modeling muscle function using experimentally determined subject-specific muscle properties. J Biomech. 117, 110242(2021).
  18. Westerga, J., Gramsbergen, A. Changes in the electromyogram of two major hindlimb muscles during locomotor development in the rat. Exp Brain Res. 92 (3), 479-488 (1993).
  19. Tosi, J., Taffoni, F., Santacatterina, M., Sannino, R., Formica, D. Performance evaluation of Bluetooth low energy: A systematic review. Sensors. 17 (12), 28988(2017).
  20. IEEE Health Informatics-PoC medical device communication Part 00101: Guide-Guidelines for the use of RF wireless technology. IEEE Std 11073-00101-2008. , 1-125 (2008).
  21. Xu, Y., et al. Rehabilitation effects of fatigue-controlled treadmill training after stroke: A rat model study. Front Bioeng Biotechnol. 8, 590013(2020).
  22. Nigg, S., Vienneau, J., Maurer, C., Nigg, B. M. Development of a symmetry index using discrete variables. Gait Posture. 38 (1), 115-119 (2013).

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