Summary
Den här artikeln innehåller en detaljerad beskrivning av tillverkningsprocessen av en hög kontakt densitet platt gränssnitt nervelektrod (FINE). Denna elektrod är optimerad för inspelning och stimulera neural aktivitet selektivt inom perifera nerver.
Abstract
Många försök har gjorts för att tillverka flera kontakt nerv manschetten elektroder som är säkra, robusta och tillförlitliga för långsiktiga neuroprosthetic applikationer. Detta protokoll beskriver en tillverkningstekniken av en modifierad cylindrisk nerv manschetten elektrod att uppfylla dessa kriterier. Minsta datorstödd konstruktion och tillverkning (CAD och CAM) kunskaper är nödvändiga för att genomgående producera manschetter med hög precision (kontakt placering 0,51 ± 0,04 mm) och olika manschettstorlekar. Precisionen i rumsligt fördela kontakterna och förmågan att kvarhålla en fördefinierad geometri åstadkommes med denna design finns två kriterier viktiga för att optimera manschetten gränssnitt för selektiv inspelning och stimulering. Den presenterade utformningen maximerar också flexibiliteten i längdriktningen, medan tillräcklig styvhet bibehållande i tvärriktningen för att omforma den nerven genom att använda material med olika elasticiteter. Expansionen av manschettens tvärsnittsområde som ett resultat av att öka trycket inuti manschetten observerades vara 25% vid 67 mm Hg. Detta test visar flexibiliteten hos manschetten och dess svar på nerv svullnad efter implantationen. Stabiliteten av kontakterna "gränssnitt och inspelningskvalitet undersöktes också med kontakter" impedans och signal-brusförhållande mätvärden från en kroniskt implanterad manschett (7,5 månader), och observerades vara 2,55 ± 0,25 kQ och 5,10 ± 0,81 dB.
Introduction
Samverkar med det perifera nervsystemet (PNS) ger tillgång till högförädlade neurala kommandosignaler när de reser till olika strukturer i kroppen. Dessa signaler genereras av axoner begränsade inom fascicles och omgiven av tätt skarvat perineurium celler. Storleken på de mätbara potentialer som härrör från de neurala aktiviteter påverkas av impedansen hos de olika skikten inom nerven såsom den högresistiva perineurium skikt som omger de fascicles. Följaktligen har två gränssnitts tillvägagångssätt undersökts beroende på inspelnings läge med avseende på den perineurium skiktet, nämligen intrafascicular och extrafascicular tillvägagångssätt. Intra-fascikulära metoder placera elektroderna inuti fascicles. Exempel på dessa metoder är Utah uppsättningen 17, längd Intra-fascikulära elektrod (LIFE) 18, och tvär inom fascikulära flerkanalselektrod (TID) 32. Tessa tekniker kan spela selektivt från nerv men har inte visat sig tillförlitligt behålla funktionalitet för långa tidsperioder in vivo, troligen på grund av storlek och efterlevnaden av elektroden 12.
Extra-fascikulära metoder placera kontakter runt nerven. Manschetten elektroder som används vid dessa metoder inte äventyrar perineurium eller epineurium och har visat sig vara både en säker och robust sätt att spela in från det perifera nervsystemet 12. Men extra fascikulära metoder saknar förmåga att mäta enhet aktivitet - jämfört med inom fascikulära design. Neuroprosthetic applikationer som utnyttjar nerv manschetten elektroder innefattar aktivering av den nedre extremiteten, urinblåsan, membranet, behandling av kronisk smärta, block av nervledning, sensorisk återkoppling och inspelnings electroneurograms 1. Potentiella tillämpningar att använda perifer nerv gränssnitt inkluderar vilaoring rörelse till offer för förlamning med funktionell elektrisk stimulering, inspelning motorneuron aktivitet från kvarvarande nerver för att styra motordrivna extremiteter proteser i amputerade, och samverkar med det autonoma nervsystemet att leverera bioelektroniska läkemedel 20.
En implementering av manschetten elektrodkonstruktionen är platt-gränssnittet nervelektrod (FINE) 21. Denna design omformar nerven till en platt-tvärsnitt med större omkrets jämfört med en rund form. Fördelarna med denna konstruktion är ökat antal kontakter som kan placeras på nerven, och närheten av kontakterna med rearrangerade interna fasciklar för selektiv inspelning och stimulering. Dessutom kan de övre och nedre extremiteterna nerver i stora djur och människa ta olika former och den omarbetade genereras av FINE inte stör den naturliga geometri nerven. Nya studier har visat att FINE är kapabel att återställa känsla iden övre änden 16 och återställa rörelse i nedre extremiteten 22 med funktionell elektrisk stimulering i människor.
Den grundläggande strukturen av en manschettelektrod består av att placera flera metallkontakter på ytan av en nervsegmentet, och därefter isolering av dessa kontakter tillsammans med nerven avsnitt inom en icke ledande manschetten. För att uppnå detta grundläggande struktur, har flera utföranden föreslagits i tidigare studier innefattande:
(1) Metallkontakterna inbäddade i en Dacron nät. Nätet lindas sedan runt nerven och den resulterande manschetten formen följer nerv geometri 4, 5.
(2) Split-cylindriga modeller som använder förformade styva och icke-ledande cylindrar för att fixera kontakter runt nerven. Nerven segment som tar emot denna manschett omformas in i manschettens inre geometrin 6-8.
Självringlande konstruktioner där kontakterna är inneslutna mellan två isoleringslager. Den inre skikt smälts medan sträcks med en extern un-sträckt skikt. Med olika naturliga vila längder för de två bundna skikt orsakar den slutliga strukturen för att bilda en flexibel spiral som sveper sig runt nerven. Det material som används för dessa skikt har typiskt varit polyetylen 9 polyimid 10, och silikongummi en.
(4) Oisolerade segment av ledningstrådarna placeras mot nerven för att tjäna som elektrodkontakter. Dessa leder antingen vävs in silikonslang 11 eller gjuten i silikon kapslade cylindrar 12. En liknande princip användes för att konstruera böter genom att arrangera och fusering isolerade trådar för att bilda en matris, och sedan en öppning genom isoleringen är tillverkad genom stripp ett litet segment genom mitten av dessa förenade trådar 13. Dessa konstruktioner assUME en rund nerv tvärsnitt och överensstämmer med detta antas nerv geometri.
(5) Flexibel polyimid baserade elektroder 33 med kontakter som bildas av mikro polyimid struktur, och sedan integreras i sträckta silikon ark för att bilda självlindnings manschetter. Denna konstruktion förutsätter också en rund nerv tvärsnitt.
Cuff elektroder bör vara flexibel och själv dimensionering för att undvika stretching och komprimera nerven som kan orsaka nervskada 3. Några av de kända mekanismer genom vilka manschetten elektroder kan framkalla dessa effekter är kraftöverföringen från angränsande muskler till manschetten och därmed till nerven, obalans mellan manschettens och nerv mekaniska egenskaper, och otillbörlig spänning i manschetten s leder. Dessa säkerhetsfrågor leder till specifik uppsättning konstruktionskrav på den mekaniska flexibilitet, geometrisk konfiguration och storlek en. Dessa kriterier är särskilt Challenging i fallet med en hög kontakt count FINE eftersom manschetten måste vara samtidigt styv i den tvärgående riktningen för att omforma nerven och flexibel i längdriktningen för att förhindra skador samt mötesgående flera kontakter. Själv dimensionering spiral mönster rymmer flera kontakter manschetten 14, men den resulterande manschetten är något stel. Flexibel polyimid designen rymmer ett stort antal kontakter, men är benägna att delaminering. Tråd array designen 13 producerar en FINE med platt tvärsnitt, men för att hålla kvar denna geometri trådarna smälts samman utmed längden av manschetten producerande stela ytor och skarpa kanter gör sedan olämpliga för långtidsimplantat.
Tillverkningstekniken beskrivs i denna artikel ger en hög kontakttäthet FINE med flexibel struktur som kan göras för hand med konsekvent hög precision. Den använder en stel polymer (polyetereterketon (PEEK)) för att möjliggöra exakt placement av kontakterna. PEEK-segmentet har en platt tvärsektion vid mitten på elektroden medan de förblir flexibla i längdriktningen längs nerven. Denna konstruktion minimerar också den totala tjockleken och styvheten hos manschetten, eftersom elektrodkroppen inte behöver vara styv för att platta till nerven eller säkra kontakterna.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Elektrod Components Förberedelse
- Samla fyra elektrod komponenter som kräver precisionsslipning (laserskurna användes Se Material List) innan tillverkningsprocessen. Dessa komponenter är (Figur 1):
Kontakter array ram: Denna ram är gjord av 125 pm tjock polyetereterketon (PEEK) ark. Den täcker hela bredden av manschetten och innehar de mittkontakter och har serpentin-formade kanter (Figur 1B). De mellersta kontakter är insvept i de styrkanaler; hence den exponerade bredden av kontakterna begränsas av bredden av kanalerna och avståndet bestäms av mellanrummet mellan kanalerna.
Mellan Kolslitskenor: Mellan kontakter bildas genom att linda dessa remsor runt kontakterna array ramen (Figur 1B). Skär remsor av Platinum / 10% Iridium ark med bredden av de ledande kanalerna och lägga till extra längd för att tillåta dem att be helt vikas runt ramen. Spot-svetsa kontaktens ledning på 0º vinkel med bandets huvudaxel.
Referens kontakter: behövs fyra referenser. Den långa dimensionen av dessa kontakter är något kortare än manschetten bredd till fullo innehålla dem i manschetten. Spot svetsa varje referens kontakt med en ledning på 90º vinkel med kontaktens huvudaxel.
PEEK distanser: Spacers används för att skapa tunnare regionen på elektroden för att medge böjning och stängning (Figur 1C). Alla distansorganen är tillverkade av PEEK (annat material skulle kunna användas) och skars till längden av elektroden. Bredden av den mellersta utrymmet är lika med höjden av elektroden.
2. Kontakter Array Preparation
- Rengöra komponenter tillverkade i steg 1 genom sonikering i etanol i 2 min vid 40 kHz och rumstemperatur, varefter 2 min i destillerat avjoniserat vatten under samma sonication parametrar. Låt torka.
- Visuellt inspekterakontakter för eventuella fel som laserskurna rester eller yta deformationer.
- Placera kontakterna en och en under mikroskop med svetspunkten uppåt. Håll på kontakten med pincett vid ungefär 1/3 av längden med början från den fria änden. Höj leder till en 45 ° vinkel medan du håller kontakten att göra den första böj.
- Placera förböjd kontakt under arrayen ram med svets uppåt. Håll ramen nedåt med pincett och lyfta ut ledningen till en 45º vinkel för att göra en andra böj. Samtidigt som de fortsätter som håller ramen ner, greppa den fria änden av kontakten med pincett och böj vid en 180 ° vinkel (vik mot mittlinjen av ramen).
- Räta och dra kontakten mot operatören och sedan böja på 180º vinkel (vik till mittlinjen). Spotsvetspunkten bör nu vara inneslutna i mellan de två böjda ändarna.
- Upprepa steg från 2,3 till 2,5 för de återstående kontakter. Gör så tätt som möjligt. Alternera contact leder på varje sida av matrisen ramen.
3. Manschett Layout guide
- Skapa en 2D-diagram av manschetten i plan, öppen position.
OBS: Använd något CAD-program för att producera en verklig skala diagrammet. Detta diagram kommer att bestämma dimensionerna för elektroden och placeringen platsen för de olika elektrodkomponenter. - Skriv 2D diagram på vanligt tryckpapper att skala med hjälp av vanliga tryckpressen, och sedan klippa ut en 5 cm x 5 cm fyrkantig bit med ritningen ligger i centrum.
- Skär ut 5 cm gånger 5 cm fyrkantig bit av värme transparens arket (T1) med en skalpell.
- Placera öppenhet bit T1 ovanpå diagrammet papper, och sedan placera båda lagren på bottenplattan med diagrammet uppåt. Tejp ner dem till bottenplattan med tejp.
4. Elektrod Underställ och referens Kontakter Placering
- Skär ut 5 cm x 5 cm silikon ark med en skalpell (S1), och then placera den på öppenhet skiktet. Börja med att släppa ett hörn sedan sakta sänka resten av arket för att undvika att droppa luftbubblor i mellan T1 och S1 blad (Figur 2A).
- Blanda ca 2 g av ohärdad silikon enligt anvisningar på tillverkarens datablad. Noggrant rör de två delarna tillsammans med steriliserad trä omrörning pinne. Placera blandningen i en vakuumkammare under 3 min. Cykel vakuumet att eliminera bubblorna när de stiger upp till ytan. Värm ISOTEMP ugnen på 130 ° C.
Notera: Latexhandskar kan hämma härdningsprocessen av silikonen. Latexhandskar innehåller också svavel som kan lämna föroreningar på arbetsytorna. Använda nitril istället rekommenderas. - Använda dental plocka verktyg, tillämpa en tunn linje av ohärdad silikon längs mitten av distans segment där de är placerade på styrdiagram.
- Placera distanserna på de utsedda områdena, och sedan trycka ner dem mot silikonarket S1.
- Partiellt härda silikon i ISOTEMP ugn under 30 minuter, låt det svalna i 10 min.
- Placera referens kontakter på angivna områden. Se till att svetspunkterna uppåt och kontaktledningar är dragna mot mittlinjen på manschetten för att avsluta vid den bortre änden. Efter att säkerställa korrekt placering trycker kontakterna ned på silikonskiktet S1. Insättning ohärdad silikon in i de genomgående hålen.
- Tejp ner ledningarna och sedan helt härda silikon vid 130 ° C under 90 min, eller över natten vid rumstemperatur (Figur 2B).
5. Center Kontakter Array Placering
- Skär ut 1,5 cm x 5 cm öppenhet stycke med en skalpell (T2). Tejp ned referens leder bort från mittområdet för att hindra dem från att köra under kontakter array under nästa steg.
- Placera kontaktgrupper på den särskilda plats med leder uppåt. Deponera ohärdad silikon att slå matrisen iplats.
- Placera bit från 5,1 (T2) över mittlinjen av elektroden och över uppsättningarna för att hålla ner dem, och sedan tejpa ändarna medan du trycker ner på matriser. rikta manuellt arrayen med den särskilda ställning. Tejp ner ledningarna utanför manschetten omkrets.
- Placera den lilla fixturen bar över centrala elektroden och över öppenhet segmentet T2. Klämma den ner till basplattan med måttligt tryck för att pressa de mittkontakterna mot basen silikonskiktet S1.
- Fullständigt härda silikon för 90 minuter vid 130 ° C, eller över natten vid RT.
6. Inbäddning elektroden Komponenter
- Ta bort den lilla fixturen bar och försiktigt bort det transparenta arket T2 för att exponera mitten kontaktgrupper. Ta bort alla band som håller ledningarna för både referenser och mellersta kontakter (Figur 2C).
- Skära en fyrkantig bit transparensen arket med en skalpell till samma bredden påelektrod och 5 cm i längd (T3), och sedan skära en fyrkantig bit av silikonarket för att täcka hela elektrodytan (S2).
- Låg silikonarket (S2) på toppen av öppenhet stycket (T3) och sträcka ut den för att avlägsna eventuella vågor eller oegentligheter och för att eliminera luftbubblor från att bli instängd i mellan.
- Skär fyra bitar av silikonslang; 5 cm långa vardera. Placera dem på utgångsstället av ledningarna som tilldelats på styrdiagram. Lämna en 2 mm utrymme mellan elektrodkanten och rörens kanter. Håll ned varje par av rör med pincett, tejp ner rören börjar på 1 mm från röränden. Upprepa för det andra paret.
- Ordna och kablar i mitten kontakter och referenser i buntar, och sedan passera dem genom motsvarande rör nära avfarten platser. Upprepa för de andra tre rören. (Figur 2D).
- Deponera generös mängd av ohärdad silikon över hela elektrodkroppen.
OBS: Undvik att bilda enir bubblor under detta steg genom att antingen långsamt hälla den ohärdade silikon från sugits blandningsbehållaren eller injicera den med en spruta. - Placera strukturen från 6,3 ovanpå den avsatta ohärdad silikon med silikonarket S2 vänd nedåt. Rikta öppenhet bit T3 med elektroden samtidigt som silikonarket S2 anslutit sig.
- Tejpen öppenhet bit T3 och sedan utöva påtryckningar för att kanalisera ut eventuella luftbubblor. Placera stora fixturen bar över centrala elektroden och över öppenhet segmentet T3. Sedan klämma ner till bottenplattan med måttligt tryck. Fullständigt härda silikon för 90 minuter vid 130 ° C, eller över natten vid RT.
7. Skärm Layer Placering (rekommenderas för inspelning manschetter)
- Ta bort den stora fixturen bar och delaminera öppenhet stycket (T3) med pincett. Placera avskärmningsskiva i centrum av varje yta av elektroden och anbringa ett lätt tryck to tryck dem i elektroden. Insättning ohärdad silikon in i de genomgående hålen.
- Delvis bota silikon för 30 minuter vid 130 ° C, och sedan låta den svalna helt till rumstemperatur. Placera tejp över de yttre ändarna av elektroden och över den avslutande flänsar för att förhindra att lägga till extra ohärdad silikon till dessa segment.
- Upprepa steg 6,6 till 6,8.
8. Skär ut färdiga elektroden
- Lossna och skär den överskjutande silikon ovanpå tejpen tillsätts i steg 7,2 hjälp av skalpellblad, sedan försiktigt bort tejpen.
- Klipp ut fönster genom silikon för att exponera distanssegmenten genom S2 lagret. Extrahera inbäddade distanssegmenten med pincett. Detta steg kommer att lämna hålrum och bildar flexibla enda silikon ark i dessa regioner (ursprungligen S1).
- Skala bort överflödigt silikon på toppen av tejp som täcker silikonrören, och sedan klippa den med skalpell blade till nivå rören med elektrodkroppen.
- Skära runt omkretsen av elektroden ner till bottenplattan.
- Klipp ut en triangel mellan varje rör par helt genom bottenplattan, och på utsidan efter styrdiagram för att forma ledarna "exit platser. Ta bort allt silikonmaterial som lossades från elektrodkroppen under sista stegen.
9. Exponera kontakter och Skärm lager
- Skära ut fönster genom silikonskiktet S2 som täcker det skärmande skiktet. Glida polypropen suturfilamentet i mellan elektroden bas (skikt S1) och det transparenta skiktet T1 på basplattan för att delaminera den färdiga manschettelektrod.
- Vänd elektroden så att centrumkontakter och silikonskiktet S1 är vänd uppåt, och sedan utsätta dem genom att skära ut fönster genom basen silikonskiktet S1. Upprepa för de yttre referenskontakter utsätta 1 mm breda segment längs mitten av contakter. Säkerställa att det stabiliserande genomgående hål på sidorna av referens kontakterna är fullständigt inbäddade inuti elektrodens kropp.
10. Lödning en kontakt till ledningarna
- Insättning lödning substans på ledningarna och på den anslutningsstiften separat, och sedan värme och smälta båda delarna tillsammans med lödkolv.
Anmärkning: DFT ledningstrådar består av silver kärna omgiven av ett yttre skikt gjord av nickel-kobolt-baserad legering MP35N. Avsättning av det lod substans på dessa trådar kräver användning av special flussmedel för att medge vidhäftning till tråden (hänvisas till Materials List).
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Inspelning neural aktivitet utfördes med en skräddarsydd förförstärkare med hjälp av super β ingångsinstrumentförstärkare (700 Hz - 7 kHz bandbredd och total vinst på 2000). Ett exempel på den fabricerade FINE elektroden med det presenterade protokoll visas i figur 3. Implantera FINE runt nerven görs genom att sy de två fria kanterna tillsammans. En demonstration av manschetten flexibilitet (figur 3B) visar att manschetten plattar nerven med bibehållen flexibilitet i längdriktningen.
Förutom manschetten flexibilitet i den längsgående riktningen, bör manschetten även vara elastisk för att rymma nerv svullnad, i synnerhet vid den tidiga läkningen stegen efter implantation. Högtryck i manschetten kan blodkärlen och täppa till blodflödet i nerven. Följaktligen det tryck som genereras inuti manschetten som ett resultat av nerv svullnad bör inte överstiga diastOlic blodtryck. Figur 4 visar svaret av den monterade manschetten till olika trycknivåer inuti manschetten. När trycket ökar, expanderar elektroden för att bilda en större tvärsnittsarea. Vid 67 mm Hg; elektroden expanderar till 1,25 gånger dess ursprungliga tvärsektionsarea. Denna observation kan tolkas som om manschetten storleken är åtminstone 1,2 gånger den initiala tvärsnittsarean för nerven, kan nerven expandera upp till 1,5 sitt ursprungliga tvärsnittsarea medan den resulterande ökningen i tryck inuti manschetten förblir under 67 mm Hg . Därför dimensioner 15, 30, 31 för en nerv manschett elektrod att uppvisa en manschett till nervtvärförhållande av minst 1,5 tvärsnittsarea är nöjd.
Funktionaliteten och stabilitet att de tillverkade manschetten designen undersöktes genom att implantera det på ischiasnerven av en hund (Figur 5). Studien godkändes av CWRU IACUC ennd ACURO. Tre parametrar periodvis mäts genom den kroniska implantat varaktighet: 1) signal-brusförhållande (SNR), 2) kontakt impedans och 3) antalet kontakter som ger livskraftiga inspelning. SNR definieras som förhållandet mellan neural aktivitet medeleffekt (rött segment) över medeleffekt av baslinjen aktivitet (gul segment). 100 ms rörliga fönster användes. Under hela 7,5 månader implantat varaktighet, förblev SNR stadigt med ett värde av 5,10 ± 0,81 dB (Figur 5B).
Storleken av kontakters impedans mättes in vivo vid 1 kHz och visas i figur 5C. Dessa mätningar gjordes med användning av RHD2000-serien utvärdering förstärkarsystem. Impedansen observerades vara stabil med ett medelvärde av 2,55 ± 0,25 kQ (33 Trials, 16 kontakter (N = 528)). Slutligen är antalet kontakter som blev inaktiv tiden också visas i figur 5C. Antalet inaktivakontakter förblev under 2 under varaktigheten av implantatet. Variationen i antalet uteslutna kanaler resulterade främst från en dålig förbindelse mellan den externa kontakten och förstärkaren och återfick funktion under inspelningen.
Figur 1: Översikt över FINE och dess komponenter A) FINE i öppet läge och de fyra huvudbyggkomponenter som kräver precisionsslipning.. Dessa komponenter är: Kontakter array ram (I), i mitten Kolslitskenor (II), referens kontakter (III), PEEK distanser (IV). Manschetten nedåt i förhållande till kontakter placering mot nerven. Distanserna (IV) avlägsnas efter monteringen. B) En utökad syn på centrum kontakter och stegen för att vika och fixera dem runt mittramen. C) Vikta konfiguration av t han elektroden. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 2:... Ögonblicksbilder av elektroden under tillverkningsprocessen A) Den vägledande schema, T1 och S1 stackar vid slutet av steg 4,1 B) Montering av distanssegmenten och referenskontakter vid slutet av steg 4,7 C) Vidhäftande centrum kontakter array till S1 blad i slutet av steg 6,1. D) arrangera ledningarna och silikonslang innan bädda in dem i elektrodkroppen vid slutet av steg 6,5. klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 3: Nerve Cuff elektrod beskrivs i protokollet. A) Den tillverkade 16 -contacts FINE i det öppna läget. Ledningarna är arrangerade i fyra buntar av 5 leads per utgångsstället. B) Ett exempel på placeringen av manschetten kring ischiasnerven i hund. Den mellersta segmentet av FINE förblev platt i tvärriktningen, och manschetten kroppen är flexibel i längdriktningen. C) Ett fotografi av implanterad nerv post mortem som visar det tillplattade tvärsnitt och arrangemanget av fascicles efter implantering en FINE elektrod för 12 veckor. klicka här för att se en större version av denna siffra.
Fikonure 4: FINE svar på ökande inre tryck Dessa mätningar gjordes genom att placera en uppblåsbar elastisk kammare inuti en sluten manschett, och därefter trycket gradvis ökas med en variabel -längd vattenmassan.. De större och mindre axlarna för manschettens tvärsnitt mättes vid varje trycknivå och ett elliptiskt tvärsnitt antogs för att beräkna tvärsnittsarean (n = 20). Felstaplarna representerar standardavvikelsen.
Figur 5: Utvärdering av Cuff funktionalitet med kronisk inspelning av ischiasnerven aktivitet hos hundar A) En Två sekunder exempel rå SWE signal inspelad på en kontakt medan djuret frivilligt gå på ett löpband.. SNR definierades som förhållandet mellan aktivitet och basmedelvärde krafter. B) genomsnittliga SNR värden observerades dnder implantatet varaktighet. C) Medelvärden av kontakter impedansen vid 1 kHz (svart) och antalet icke-funktionella kontakter över tiden (röd). 14 av de 16 kontakterna förblev funktionella hela implantatet varaktighet. Felgränserna representerar standardavvikelsen. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Tillverkningsmetoden som beskrivs i denna artikel krävs händiga och fina rörelser i syfte att säkerställa kvaliteten på den slutliga manschetten. Inspelningskontakter måste placeras exakt i mitten av de två referenselektroderna. Denna placering har visat sig avsevärt minska störningar från omgivande muskler elektrisk aktivitet 27. Någon obalans i den relativa positionen av kontakten under tillverkningen kan försämra förkastande av common mode interfererande signaler som alstras utanför manschetten. Men med noggrann teknik mycket liten eller ingen märkbar obalans i referens kontakter observerades.
Flera förbättringar gjordes till manschetten design för att ta itu med de fel lägen som uppstår under de första djurförsök. Dessa lägen och motsvarande förbättringar är:
Bly brott: kablar referens kontakter observerades att misslyckas vid svetsstället. denna failure tillskrevs den otillräckliga dragavlastning vid den plats där ledningen lämnar elektroden. Detta problem löstes genom bland annat en längd av referens leder inne i elektrodkroppen innan du avslutar.
Site Fel stänga: Post-implantat manschett öppning observerades och tillskrivs suturen skär genom silikon. Detta problem löstes genom att tillsätta en armeringsnät och använda mjukare suturmaterial såsom silke att sy manschetten.
Rörelseartefakter: Stora spontana artefakter (> 100 μV) påträffades med den första utformningen av inspelnings manschetter. Liknande artefakter redovisades tidigare 23 men har inte tagits upp. Dessa artefakter befanns vara friktionselektrisk buller och var tillskrivas det faktum att de två olika icke ledande material kan generera laddning längs ledningen och spänningsspikar i samband med förflyttningen av ledningstrådarna. I synnerhet silikon tubing som omsluter kontaktledningar och ledningarna 'isolerande material (polytetrafluoretylen) har olika laddnings affiniteter, som orsakar laddningsöverföring mellan dem och in i ledningarna' ledande kärna som bildar spikar under rörelse av ledningen. Valideringen av beskaffenheten av dessa artefakter gjordes genom att rekonstruera rörelsen av liknande kabelstrukturen i normal saltlösning vägen och liknande artefakter observerades. För att lösa detta problem måste isoleringsmaterialet har laddningsaffinitet liknande den för det omgivande rörmaterialet.
Elektrodskärm: En skärmskiktet (guldmetallfolie) tillsattes också till de yttre ytorna på manschetten för att ge ytterligare EMG minskning 28. Folien skapar en låg impedans väg längs elektrodkroppen som shuntar störningsströmmar med ursprung utanför manschetten.
Anslutningsfel: Det observerades att den transkutana förbindelse genom hudenvar inte tillförlitliga och orsakade avbrott med upp till två av de 16 kontakter (röd tomt i figur 5C). Därför bör kopplingen till inspelningsenheten förbättras för att öka den totala gränssnittet tillförlitlighet.
Elektroderna som produceras med detta protokoll har implanterats hos hundar. Några av de material som ingår i denna elektrod (t.ex. lödtenn, öppenhet ark) har ännu inte godkänts för humant bruk. Emellertid är valet av de material som bildar strukturen hos elektroden ingår i vissa FDA godkända anordningar för långtidsimplantat (t.ex. silikon, PEEK, platina / iridium platta). Därför översätta processen i människa endast kräver noggrant urval av verktygsstål och tillverkning under lämpliga renrumsmiljö.
Tre huvudsakliga alternativa tillvägagångssätt har utforskats för att producera Multicontact nerv manschetten elektroder som kan omforma peripheral nerver. Först är det varmknivteknik 13. Det har visat sig vara en kostnadseffektiv metod för att på ett tillförlitligt sätt tillverka böter med hög kontakttäthet och hög kontaktplacering precision (238 ± 9 pm kontakt avstånd). Emellertid manschetterna som produceras av denna metod är stela och de totala mekaniska egenskaperna kanske inte lämpar sig för långtids implantation. Den andra metoden är laser mönstring 24. Nd: YAG-laser har använts för att bilda kontakterna genom att skapa mönster på flerskiktade platina-finfördelat PDMS. Även om detta tillvägagångssätt är mycket reproducerbar och ger hög precision funktioner (30 pm), är de maskiner som krävs mycket specialiserad och lång sikt biokompatibilitet av elektroderna har inte undersökts. Den tredje metoden är handgjorda kontakter som göras av platinaskivor eller sfärer fasta på silikongummi 25, 26.
Denna metod kräver inte dyr utrustning och användningsområdenstarkt biokompatibla material. De huvudsakliga nackdelarna med denna metod är hög tolerans (> 0,5 mm) och det höga beroendet av den mänskliga faktorn. Den tillverkningsmetod som beskrivs i detta protokoll ger exakt placering av kontakterna och är mycket reproducerbar på grund av att den fördefinierade geometrin av fixturen ramen. Avståndet mellan de mitt kontakterna mättes vid 0,51 ± 0,04 mm (n = 70), och dimensionerna hos kontakterna bestäms av toleransen hos laserskärmaskiner.
De böter som tillverkas med detta förfarande är kapabla med lämplig algoritm för att detektera placeringen av fascicles inom nerv och att återvinna fascikulära signaler i fritt rörliga djur utan en Faradays bur och med SNR av 5,10 ± 0,81 dB. Denna konstruktion är lämplig för nervstimulering och skulle kunna användas för selektiv stimulering med hjälp av tripolär manschett konfiguration med minimala artefakter 29. Denna tillverkningsteknik har också denflexibilitet för att producera en mängd olika manschetter för särskilda applikationer såsom monopolär stimulering och nerv hastighet inspelning.
Monopolär utformning kan implementeras genom att ta bort de fyra referens kontakter samtidigt centrum kontakter. Den resulterande manschetten kan då vara kortare i längd och kan vidare modifieras genom att dirigera alla leder till avsluta vid en sida (en silikonslang par i stället för två). Hastighets inspelningen elektroden kan genomföras genom att ersätta referenselektroder med ytterligare fyra kontakt array ramar och sedan arrangera ledningarna för de extra kontakterna inuti elektrodkroppen mot den motsatta utgångsstället.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Författarna förklarar att de inte har några konkurrerande ekonomiska intressen. Leverantörerna som anges i detta manuskript tillhandahålls endast som referens.
Acknowledgments
Detta arbete sponsrades av Defense Advanced Research Projects Agency (DARPA) MTO under ledning av Dr. Jack Judy och Dr. Doug Weber genom utrymmet och Naval Warfare Systems Center, Pacific Grant / Contract No.N66001-12-C-4173 . Vi vill tacka Thomas Eggers för hans hjälp i tillverkningsprocessen, och Ronald Triolo, Matthew Schiefer, Lee Fisher och Max Freeburg för deras bidrag till utvecklingen av den sammansatta nerv manschetten design.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Platinum-Iridium foil | Alfa Aesar | 41802 | 90% Platinum Iridium |
| DFT wires | Fort Wayne Metals | 35N LT-DFT-28%Ag | |
| Lead connector | Omnetics Connector Corporation | MCS-27-SS | |
| Silicone sheet | Speciality Silicon Fabricator | 0.005" x 12" x 12" Silicone Sheet | High durometer, vulcanized |
| Polyether ether ketone (PEEK) sheet | Peek-Optima | 0.005 sheet LT3 grade | |
| polyester stabelizing mesh | Surgicalmesh | PETKM2002 | |
| Silicon tubing (0.04" I.D. 0.085" O.D.) | Silcon Medical/NewAge Industries. | 2810458 | |
| Outer shielding layer | Alfa Aesar, A Johnson Matthey | MFCD00003436 (11391) | Gold foil, 0.004" thick |
| Transparency sheet | APOLLO | APOCG7060 | |
| Ultrasonic bath cleaner | Terra Universal | 2603-00A-220 | |
| Isotemp standard lab oven | Fisher Scientific | 13247637G | |
| Optical microscope | Fisher Scientific | 15-000-101 | |
| Tweezers | Technik | 18049USA (2A-SA) | |
| Surgical blade handles | Aspen Surgical Products | 371031 | |
| Base frame | McMaster-Carr | 9785K411 | |
| Support beam | McMaster-Carr | 9524K359 | |
| Two parts silicone | Nusil | MED 4765 | |
| Soldering Flux | SRA Soldering Products | FLS71 | |
| Tape | 3M Healthcare | 1535-0 (SKUMMM15350H) | Paper, hypoallergenic surgical tape |
| Spot welding machine | Unitek | 125 Power Supply with 101F Welding Head | |
| Laser cutting platform | Universal Laser Systems | PLS6.150D | 150 watts laser |
References
- Naples, G. G., et al. A spiral nerve cuff electrode for peripheral nerve stimulation. Biomed Eng, IEEE Tran. 10, 905-916 (1988).
- Tyler, D. J., Durand, D. M. Functionally selective peripheral nerve stimulation with a flat interface nerve electrode. Neur Sys Rehab Eng., IEEE Trans. 10, 294-303 (2002).
- Navarro, X., et al. A critical review of interfaces with the peripheral nervous system for the control of neuroprostheses and hybrid bionic systems. J Perip Ner Sys. 10, 229-258 (2005).
- Avery, R. E., Wepsic, J. S. Implantable nerve stimulation electrode. U.S. Patent. , 3,774,618 (1973).
- Avery, R. E., Wepsic, J. S. Implantable electrodes for the stimulation of the sciatic nerve. U.S. Patent. , 3,738,368 (1973).
- Hagfors, N. R. Implantable electrode. U.S. Patent. , 3,654,933 (1972).
- Haugland, M. A flexible method for fabrication of nerve cuff electrodes. Eng Med Bio Soc. 1, 359-360 (1996).
- Stein, R. B., et al. Stable long-term recordings from cat peripheral nerves. Brain Res. 128, 21-38 (1977).
- Julien, C., Rossignol, S. Electroneurographic recordings with polymer cuff electrodes in paralyzed cats. J N Sci Meth. 5, 267-272 (1982).
- Van der Puije, P. D., Shelley, R., Loeb, G. E. A self-spiraling thin-film nerve cuff electrode. Can Med Bio Eng Conf. , 186-187 (1993).
- Hoffer, J. A., Loeb, G. E., Pratt, C. A. Single unit conduction velocities from averaged nerve cuff electrode recording in freely moving cats. J N Sci Meth. 4, 211-225 (1981).
- Loeb, G. E., Peck, R. A. Cuff electrodes for chronic stimulation and recording of peripheral nerve activity. J N Sci Meth. 64, 95-103 (1996).
- Wodlinger, B. Extracting Command Signals from Peripheral Nerve Recordings. , Case Western Reserve University. Ph.D. Thesis (2011).
- Rozman, J., Zorko, B., Bunc, M. Selective recording of electroneurograms from the sciatic nerve of a dog with multi-electrode spiral cuffs. Jap J Phy. 50, 509-514 (2000).
- Ducker, T. B., Hayes, G. J. Experimental improvements in the use of elastic cuff for peripheral nerve repair. J N Sur. 28, 582-587 (1968).
- Tan, D. W., et al. A neural interface provides long-term stable natural touch perception. S T Med. 6, (2014).
- Branner, A., et al. Long-term stimulation and recording with a penetrating microelectrode array in cat sciatic nerve. Bio Med Eng, IEEE Trans. 1, 146-157 (2004).
- Micera, S., et al. Decoding information from neural signals recorded using intraneural electrodes: toward the development of a neurocontrolled hand prosthesis. P IEEE. 98, 407-417 (2010).
- Kozai, T. D., et al. Ultrasmall implantable composite microelectrodes with bioactive surfaces for chronic neural interfaces. N Mat. 11, 1065-1073 (2012).
- Sinha, G. Charged by GSK investment, battery of electroceuticals advance. Nat Med. 19, 654-654 (2013).
- Tyler, D. J., Durand, D. M. Chronic response of the rat sciatic nerve to the flat interface nerve electrode. A Biom Eng. 31, 633-642 (2003).
- Schiefer, M. A., et al. Selective stimulation of the human femoral nerve with a flat interface nerve electrode. J N Eng. 7, 026006 (2010).
- Edell, D. J. A peripheral nerve information transducer for amputees: long-term multichannel recordings from rabbit peripheral nerves. Bio med Eng, IEEE Trans. 2, 203-214 (1986).
- Schuettler, M., et al. Fabrication of implantable microelectrode arrays by laser cutting of silicone rubber and platinum foil. J N Eng. 2, 121 (2005).
- Pudenz, R. H., Bullara, L. A., Talalla, A. Electrical stimulation of the brain. I. Electrodes and electrode arrays. S Neur. 4, 37-42 (1975).
- Craggs, M. D. The cortical control of limb prostheses. , U of Lon. PhD Thesis 21-27 (1974).
- Struijk, J. J., Thomsen, M. Tripolar nerve cuff recording: stimulus artifact, EMG and the recorded nerve signal. Eng in Med Bio Soc. 2, 1105-1106 (1995).
- Sadeghlo, B., Yoo, P. B. Enhanced electrode design for peripheral nerve recording. N Eng, Int IEEE/EMBS Conf. , 1453-1456 (2013).
- Yoo, P. B., Sahin, M., Durand, D. M. Selective stimulation of the canine hypoglossal nerve using a multi-contact cuff electrode. Ann Bio Med Eng. 32, 511-519 (2004).
- Rydevik, B., Lundborg, G., Bagge, U. Effects of graded compression on intraneural blood flow: An in vivo study on rabbit tibial nerve. J hand Surg. 6, 3-12 (1981).
- Ogata, K., Naito, M. Blood flow of peripheral nerve effects of dissection, stretching and compression. J Hand Sur. 11, 10-14 (1986).
- Boretius, T., et al. A transverse intrafascicular multichannel electrode (TIME) to interface with the peripheral nerve. Bio Sen and Bio Elec. 26, 62-69 (2010).
- Stieglitz, T., Schuettler, M., Meyer, J. U., Micromachined, polyimide-based devices for flexible neural interfaces. Bio Med Micro Dev. 2, 283-294 (2000).
