Summary
Введение гибких нейронных микроэлектродов зондов включена путем присоединения зондов с жесткими элементами жесткости с полиэтиленгликолем (ПЭГ). Уникальный процесс сборки обеспечивает равномерное повторяемые вложение. После введения в ткань, ПЭГ растворяется и жесткости извлекается. Метод испытания в пробирке оценивает технику в агарозном геле.
Abstract
Микроэлектродные массивы для нейронных интерфейсных устройств, которые сделаны из биологически совместимого тонкопленочного полимера, как ожидается, продлен срок службы функциональную, так как гибкий материал может свести к минимуму вредное реакцию ткани, вызванное микродвижения. Тем не менее, их гибкость предотвращает их точно вставлена в нервной ткани. В этой статье показано метод временно прикрепить гибкий зонд микроэлектрода к жесткой жесткости с использованием biodissolvable полиэтиленгликоль (ПЭГ), чтобы облегчить точное, хирургического введения зонда. Уникальная конструкция позволяет жесткости для равномерного распределения клея PEG по длине зонда. Flip-чип склеивание, обычным инструментом, используемым в микроэлектронной упаковки, обеспечивает точное и повторяемость результатов и стабильность присоединить датчик к жесткости. Зонд и жесткости хирургическим путем имплантируют вместе, то PEG разрешено растворяются, так что ребра жесткости могут быть извлечены оставив зондна месте. Наконец, метод испытания в пробирке используется для оценки извлечение элемента жесткости в агарозном геле модели мозговой ткани. Такой подход к имплантации оказалась особенно выгодным для больше гибких зондов (> 3 мм). Она также обеспечивает приемлемый метод, чтобы имплантировать двусторонняя гибких зондов. На сегодняшний день метод был использован для получения различных прижизненно данных записи из крысиных коры.
Introduction
Микроэлектродные массивы являются важным инструментом в области неврологии, а также возникающие клинические приложения, такие как протезирование. В частности, проникающие микро-электродов зонды позволяют стимуляции и регистрации активности нейронов при тесном контакте с клетками мозга, спинного мозга, и периферических нервов. Одна из основных задач для имплантированных нейронных зондов является стабильность и долговечность стимуляции и записи функций. Моделирование и экспериментальные исследования взаимодействия между микроэлектродных зондов и нервной ткани показали, что одним из механизмов деградации является микро-разрыв нервной ткани в связи с небольшим относительного движения между зондом и ткани 1-3. Одно из решений состоит в изготовлении гибких зондов, которые соответствуют более тесно объемные свойства жесткости нервной ткани, чтобы минимизировать относительное Micromotion. Таким образом, биосовместимые тонкопленочные полимеры, такие как полиимида и парилена были приняты в качестве благоприятных подложек для микроэлектроникиTrode зонды 4-8.
Компромисс гибких зондов является то, что их трудно вставить в нервную ткань. Исследователи взяли различные подходы для облегчения введения гибких зондов, сохраняя желаемые механические свойства. Один класс конструкций изменяет геометрию полимер зонда для увеличения жесткости в некоторых разделах или топорами, сохраняя при этом соблюдение в других частях. Это было достигнуто за счет включения ребра или слои других материалов 9,10. Другой подход объединяет 3-D канал в дизайне полимер зонда, который заполняется биоразлагаемых материалов 11. Этот зонд может быть временно застыл, и после введения материала в растворится каналов и стоков из. Однако методы, такие как эти, которые постоянно изменяют геометрию конечного имплантированного устройства может поставить под угрозу некоторые из желательных характеристик гибкого зонда.
Один из методов, который делает пOT изменить конечной геометрии зонда является для инкапсуляции полимерного устройства с биоразлагаемых материалов временно ужесточить устройство 12-14. Однако типичные биоразлагаемые материалы имеют модули заказы Юнга величины меньше, чем у кремния и будет, следовательно, требуют большую толщину, чтобы достичь того же жесткость. Адекватное покрытие зонд может привести к более округлой или тупым кончиком, что делает более трудным вставки. Кроме того, поскольку растворимые покрытия подвергаются, существует риск их растворения сразу же после контакта, или даже близость, с тканью.
Другой класс методов использует роман зонда материалов подложки, которые снижают жесткости после имплантации в ткани. Такие материалы включают полимеры с памятью формы 15 и механически адаптивного нанокомпозита 16. Эти материалы способны уменьшить в значительной упругости после введения, и может привести к зондов, которые более тесно MATCч механические свойства нервной ткани. Однако достижимый диапазон жесткости по-прежнему ограничено, поэтому они не могут быть в состоянии предоставить очень высокую жесткость, эквивалентную кремния или вольфрамовой проволоки. Таким образом, в случае гибких зондов, которые очень долго (например,> 3 мм) или которые имеют чрезвычайно низкую жесткость, метод временного присоединения более жесткую жесткости могут по-прежнему требуется.
Еще один перспективный метод сообщили является покрытие трансфер жесткости с постоянным самосборки монослоя (SAM), чтобы настроить поверхностное взаимодействие между шаттла и гибкого зонда 17. При сухой, зонд придерживается шаттла покрытием электростатическим. После вставки, вода мигрирует на гидрофильной поверхности, отделяя зонд от челнока так, что трансфер может быть извлечен. Добыча Трансфер с уменьшенным перемещением зонда была продемонстрирована (85 мкм). Тем не менее, с только электростатические взаимодействия удерживая зонд тон трансфер, есть некоторый риск зонда проскальзывания относительно челнока до и во время введения.
Мы разработали способ, в котором гибкий зонд, прикрепленный к жесткости с временным biodissolvable клейкого материала, который надежно удерживает зонд во время вставки. Зонды, используемые были сделаны из полиимида, который имеет модуль упругости порядка 2-4 ГПа. Элемент жесткости был изготовлен из кремния, с модулем упругости ~ 200 ГПа. Когда присоединены, жесткость кремния доминирует, облегчения введения. После введения в ткань, адгезивный материал растворяется и жесткости извлекается для восстановления зонда в исходное гибкости. Мы выбрали полиэтиленгликоль (ПЭГ) в качестве адгезивного материала biodissolvable. PEG был использован в имплантированных приложений, таких как нейронные зондов, тканевой инженерии и доставки лекарственных средств 11,18,19. Некоторые данные предположил, что ПЭГ может ослабить реакцию нейровоспалительных в мозгеткань 18,20. По сравнению с другими возможными материалами, в том числе сахароза, поли молочной-со-гликолевой кислоты (PLGA) и поливинилового спирта (ПВС), ПЭГ имеет время растворения в биологических жидкостях, которая имеет соответствующем масштабе в течение многих операций имплантатов (порядка десятков минут, в зависимости от молекулярной массы). Кроме того, он является твердым при комнатной температуре и жидким при температурах в диапазоне от 50-65 ° С. Это свойство делает его особенно подходящим для нашего процесса точность сборки. Кроме того, аналогично описанной в SAM 17, растворяли ПЭГ является гидрофильным, что облегчает извлечение элемента жесткости. Это выгодное подход включена по новому дизайну жесткости и методического процесса сборки, которые обеспечивают равномерное покрытие клей и точной и повторяемость результатов. В дополнение к процессу сборки, мы представляем метод реализации съемный элемент жесткости во время операции, а также процедуру в пробирке, чтобы оценить добычу ГНИffener.
Протокол, представленные здесь предполагается, что пользователь обладает гибкой полимерной микроэлектрода зонда. Частью протокола, касающегося изготовление элемента жесткости и сборке этого зонда к жесткости предполагает доступ к распространенных инструментов, найденных в микротехнологий объекта. Протокол, касающийся введения и извлечения, вероятно, будет выполняться в неврологии, ориентированных на лаборатории.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Ассамблея Probe для жесткости
В этом разделе протокола описывает изготовление кремниевой жесткости и сборку тонкопленочных полимеров зонда к жесткости. Рисунок 1 иллюстрирует типичную полимер нейронной зонд вместе с предлагаемой жесткости. Детали конструкции жесткости показаны на рисунке 2. Новой особенностью этой конструкции является мелкой "влагу" канал проходящую вдоль его длины, которая используется для распределения жидкого клея во время сборки. Чем шире часть жесткости вкладка для обработки в процессе сборки и хирургического вставки. Резервуар на вкладке подключается к каналу. Компонент изготовлен из кремния, используя стандартные процессы микротехнологий.
- Кремний жесткости с капиллярного канала был изготовлен из (SOI) пластины кремния на изоляторе с толщиной слоя устройство, равной требуемой толщины элемента жесткости (
- Поместите шарик полиэтиленгликоля (ПЭГ) с молекулярной массой 10000 г / моль в резервуар (рис. 4). Нагреть жесткости до 65 ° С, так что PEG плавится и фитили в канал под действием капиллярных сил. Затем охлаждают до комнатной температуры затвердеть. 5 показан схематический вид флип-чип вяжущего создана. Поместите жесткости с ног на голову на базовом этапе флип-чип вяжущего, затем подобрать жесткости с главой инструмента. Поместите зонд с ног на голову на базовом этапе. Использование Flip Chip связующие вещества, совместите жесткости и зонд и затем опустите жесткости и поместить его на штырь.
- Основание этап флип-чип вяжущего должны иметь нагревательный элемент для нагревать подложку. После размещения жесткости, тепло сборку еще раз до 65 ° С Разрешить одна минута для ПЭГ переплавлять и начинают заполнять на границе между зондом и жесткости. Прохладный затвердеть.
- Поверните сборку снова и проверить сверху. Разогрейте по мере необходимости, чтобы позволить ПЭГ, чтобы полностью заполнить интерфейс между зондом и жесткости. Это может быть визуально оценивали с зонд является прозрачным. Как сборка сидит на нагревателе топ-(зонд-) стороной вверх, вручную поместить 1-3 еXtra гранулы из твердых ПЭГ на вкладку, так что они тают на зонд, обеспечивая дополнительное усиление в этом регионе (рис. 6). Наконец, позвольте сборка для охлаждения, так что ПЭГ затвердевает. В этот момент сборка готова к хирургической вставки.
2. Вставка и извлечение
- Установите зонд-элемента жесткости в сборе на микроманипулятора как показано на рисунке 7А, придерживаясь заднюю часть жесткости к микроманипулятора руку на области вкладок. Это может быть сделано с двухсторонней ленты или цемента, но будьте осторожны, чтобы не связываться с зонда с клеем. Временно закрепите конец разъем зонда к микроманипулятора с небольшой кусочек липкой замазки, что она может быть легко удалена с низким силу.
- Расположите зондовый узел над целью и вставьте датчик с желаемой скоростью вставки. Скорость введения 0.13-0.5 мм / сек были использованы при разработке этого протокола. </ Li>
- Немедленно снять конец разъем зонда от микроманипулятора мягко и поставить ее на соседнем поверхность, например, на второй манипулятора (рис. 7В). Это должно быть сделано до того, как ПЭГ начинает растворяться, чтобы избежать смещения зонда.
- Дайте время ПЭГ распустить. Это время будет зависеть от ПЭГ молекулярной массы и площади контакта между зондом и жесткости. Например, ПЭГ молекулярной массой 10000 г / моль, микроэлектрода зонда около 6 мм и соответствующий жесткости, который 306 мкм в ширину, 15 мин было обнаружено, что достаточное количество времени. Раздел 3 протокола представляет собой метод для тестирования требуемое время растворения. В течение этого времени применять забуференный фосфатом физиологический раствор (PBS) с помощью капельницы по закладке и вставки точки с целью растворить любую ПЭГ, который выше цели (рис. 7в).
- Использование моторизованный микроподвижки, начать добычу элемента жесткости, применяя смещение100 мкм при скорости 5 мм / сек. Этот первоначальный быстрое движение помогает преодолеть статическое трение и свести к минимуму перемещение зонда. Затем завершить извлечение элемента жесткости с меньшей скоростью около 0,1 мм / с (рис. 7D).
- В случае фактического хирургии, продолжить описание обычных процедур применять гель, силикон, и / или зубной акрил в месте введения для обеспечения безопасности и защиты зонда, как показано в 21.
3. Агарозном геле Тест
В этом разделе протокола описывает настройки и процедуру рассмотрения извлечение элемента жесткости в 0,6% агарозном геле, который приближает объемные механические свойства, рН и соленость мозговой ткани 17,22. Поскольку гель почти прозрачной через короткие расстояния, разделение жесткости и перемещение зонда можно наблюдать.
- Готовят раствор 0,6% агарозы в забуференном фосфатом физиологическом растворе (PBS). Смешайте на элеТемпература отключенной до полного растворения агарозы порошок. Залейте раствор в неглубокую акриловой коробке; гель должен быть 3/4- 1 в глубину. Разрешить к гелю, установленного при комнатной температуре в течение часа.
- Убедитесь, что закаленные гель насыщен PBS так, чтобы она не высыхает, и нагревают гель до 37 ° С.
- Настройте Микроманипулятор, коробку агарозном геле и микроскопическую систему камеры, как показано на рисунке 8.
- Вставьте опорный Fiducial стекла в поле геля, сдвинув ее между гелем и стороне коробки (рис. 8). Используйте зубную выбор в квадрат функции на опорной Fiducial в поле зрения цифровой микроскоп.
- Установите зондовый узел к микроманипулятора как описано в шаге 2.1.
- Расположите зондовый узел поверх геля около 1 мм за контрольной Fiducial.
- Вставьте датчик в гель, с помощью камеры, чтобы направлять его в нужную глубину в поле зрения. </ Li>
- Сразу переместить конец разъем зонда отдохнуть на соседнем поверхности.
- Внесите необходимые изменения в изображение с камеры, чтобы сосредоточиться на зонде (эталонные фидуциальные функции могут быть немного не в фокусе). Сделать снимок расположения зонда.
- Разрешить, чтобы растворить ПЭГ (на этот раз может меняться, и на самом деле может быть параметром для тестирования). Применить PBS рядом вкладке распустить PEG, что выше геля.
- Начать захват видео по желанию, и начать добычу элемента жесткости как описано на стадии 2.5. Когда распаковка завершится, принять окончательное снимок положения зонда.
- Используйте инструменты обработки изображений, чтобы сравнить изображения до и после экстракции жесткости. Используйте функции на опорной Fiducial, которые видны в поле зрения, чтобы зарегистрировать (выровнять) изображения. Калибровка масштаб изображения на основании размера известных функций на зонде. Измерьте расстояние перемещения зонда.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Эта техника была использована вставка в сочетании с ЛЛНЛ тонкопленочных полиимидных зондов, которые прошли ISO 10993 стандартов биосовместимости и предназначенных для лечения хронической имплантации. Типичный тонкопленочный полиимид зонд показано на фиг.1 вместе с кремниевой жесткости, что составляет примерно 10 мм длиной в узкой области. Этот усилитель имеет один канал влагу, проходящую вдоль его длины, как показано на рисунке 2. Рисунок 3 иллюстрирует процесс mimcrofabrication использованный для создания данного жесткости из кремния. 4 показана осадок твердого ПЭГ, которая была помещена в резервуар вкладки, как видно через камеру на флип системы чип полуторный. После того, как он был нагрет с помощью нагреватель, встроенный в базовой стадии флип-чип вяжущего, ПЭГ плавится и начали фитиль в канал. Так камера позволила нам контролировать процесс влагу, пока ПЭГ полностью не заполнили канал, whicч взял приблизительно час с ПЭГ с молекулярной массой 10000 г / моль. ПЭГ затем переосаждали и зонд и жесткости были созданы в флип-чип вяжущего, как показано на рисунке 5. 9А представлен вид сверху зонда и жесткости после того выровнены и прикреплены, с помощью ПЭГ полностью заполняя интерфейс. 9В показан пример пузырька воздуха, где PEG не присутствует, поскольку частицы. Последний шаг в сборке является добавление ПЭГ в регион закладке по кабельной части зонда, для дополнительного усиления в процессе обработки. Поскольку эта область не будет вставлен в цель, это приемлемо иметь больший объем ПЭГ здесь, как показано на рисунке 6. Этот метод сборка была использована, чтобы прикрепить различные формы зондов к жесткости, в том числе мульти-хвостовиком устройств, как в показано на рисунке 10.
Пробирке агарозы тест в гель был использован для КАЧЕСТВЕННЫХелы оценить различные параметры, такие как ПЭГ молекулярной массой, время, отведенное для ПЭГ распустить, и геометрии жесткости. С каждой комбинации ПЭГ и геометрии жесткости, набор количество времени было разрешено для растворения. Затем добыча была предпринята попытка, наблюдая смещение зонда в режиме реального времени. Если зонд был значительно (> 200 мкм) вытащили без явно разделения или скольжения по отношению к жесткости, мы пришли к выводу, что ПЭГ не был полностью растворится. Таблице 1 приведены некоторые типичные замечания ПЭГ растворения с различной раз и с различной молекулярной массой с ребром жесткости что составляет 6 мм в длину и 306 мкм в ширину. Еще одно наблюдение в ходе последующих испытаний было то, что, когда жесткости является более узким (например 220 мкм), ПЭГ растворяли в более короткие сроки (всего за 5 мин). Это, вероятно, потому что площадь контакта клей был уменьшен, и в результате, был меньший объем, чтобы растворить ПЭГ. Параметры, которые, казалось, не влияют ПЭГрастворение или перемещение зонда были толщина ребра жесткости (толщина от 20 мкм до 100 мкм были испытаны) и количество каналов впитывания (1 против 3).
Испытание ин витро была также использована для количественного среднее смещение зонда для данной зонд / жесткости / конфигурации клея. В данном примере, тест проводили с использованием последовательности вставки / извлечения, показанного на фиг.7, в котором зонд-усилитель сборка вставляется в агарозном геле, конец соединитель перемещается в соседней поверхности, ПЭГ допускается, чтобы растворить и жесткости, наконец, экстрагировали оставляя зонда на месте. Экспериментальная установка на рисунке 8 показан зонд-элемента жесткости сборку, прикрепленную к микроманипулятора руку и расположенный поверх геля. Ссылка фидуциальный был маленький стакан чип с массивом золотых точек размещают у акриловой коробке в поле зрения цифровой микроскоп.
На рисунке 11 показаны снимки до и после извлечения элемента жесткости из узла зонда, который был испытан в агарозном геле. Световые характеристики золота в изображениях от опорного координатных и были использованы в качестве эталонных функций для выравнивания изображения друг с другом. Известно, шаг между электродами (200 мкм) используется для калибровки размера пикселя, так как этот размер менее чувствительна к изменениям в процессе изготовления. Чистая смещение зонда из-за добычи жесткости, по оценкам, 28 ± 9 мкм (среднее ± стандартная ошибка, п = 5).
На сегодняшний день предлагаемый метод был продлен до фактического ап IMAL хирургия несколько раз, чтобы имплантировать зонд в крысиной коры. После сборки, зонд и 50 мкм толщиной жесткости были стерилизованы вместе в EtOH при комнатной температуре. Вставка и извлечение проводились с микроманипулятора, прикрепленной к стереотаксической рамы. Зонд-усилитель сборка была вставлена в 0,13 мм / с примерно 4 мм в коре головного мозга крысы. Через 15 мин экстрагировали жесткости, в результате чего зонд на месте. После восстановления после операции, нейронные записи, как показано на фиг.12, были успешно получены из активного животного, демонстрирующего жизнеспособность этого метода в реальных операций 23. Эта техника имплантации также используется для получения Vivo записи в с вусторонняя массивов, которые имеют электроды на передней и задней сторонах, как показано на рисунке 13.
pload/50609/50609fig1.jpg "/>
Рисунок 1. Схема типичной нервной зондом и предлагаемого жесткости. Типичный тонкопленочный полимер зонд имеет один или более электродов на конце зонда. Металлические следы работать с электродов вдоль длины кабеля части и прекратить на слой, который присоединен к электрическому соединителю. Длина ребра жесткости (в данном случае примерно 10 мм) в зависимости от глубины введения зонда, и более широкий выступ на ребра жесткости позволяет регулировать. (Изображение предоставлено Диана Джордж)
Рисунок 2. Жесткости детали дизайна. Влагу канал использует капиллярное действие распространять жидкий клей, который был на хранение в резервуар. Резервуар находится на более широкой области вкладок, которая облегчает обработку. (Изображение предоставлено Диана Джордж)
Рисунок 3. Последовательность изготовления для кремния жесткости. Кремний жесткости изготавливают на изоляторе кремний-на-(SOI) пластины (A). Сначала влагу каналы сухого травления с использованием стандартного процесса Bosch (B). Далее, геометрия жесткости определяется более длительного травления, который останавливает на скрытой оксидной слой (С). Наконец, элементы жесткости освобождаются от влажного травления погребенного оксидного слоя в 49% фтористоводородной кислоты (D).
Рисунок 4. Полиэтиленгликоль в жесткости резервуара. Хлопь полиэтиленгликоля помещают в резервуар элемента жесткости. После нагрева он растает, заполнить резервуар, и потокв капиллярного канала.
Рисунок 5. Схема перевернутого кристалла связи. Жесткости проводится с каналом вниз по вакууме на инструментальной главы перевернутого кристалла вяжущего. Нервная зонд находится на базовом этапе лицом вниз.
Рисунок 6. Полиэтиленгликоль на вкладке жесткости. Экстра полиэтиленгликоль щедро применяется на вкладке элемента жесткости в качестве подкрепления. Кабель часть полиимидной зонда видна на верхней части элемента жесткости.
Рисунок 7. Схема вутверждении, и последовательность извлечения. А) Зонд-жесткости сборки вводят в ткань с помощью микроманипулятора. B) Конец разъем перемещается в соседний поверхности. С) PBS, это применить для растворения ПЭГ на вкладке элемента жесткости. D) жесткости добывается, оставляя зонд в мишени.
Рисунок 8. В пробирке тест создана. Создана для вставки тестирование зонда и извлечения жесткости в 0,6% агарозном геле в забуференном фосфатом физиологическом растворе. Зонд-усилитель сборка прикреплена к микроманипулятора руку и расположен над цели гель вблизи опорной координатных. Цифровой микроскоп используется для наблюдения зонда и жесткости в агарозном геле.
Рисунок 9. Зонд придерживался жесткости. А) Вид сверху зонда, прикрепленного к жесткости с хорошим выравниванием и полный охват клея. Б) Пример щели в освещении клейкой из-за частицы.
Рисунок 10. Пример нескольких хвостовика зонда в. Предлагаемый процесс сборки был использован для присоединения этого четыре-хвостовик зонд к соответствующему кремния жесткости.
Рисунок 11. Пример ребра жесткости результатов экстракции. Снимки из до (вверху) и после (внизу) добыча жесткости с тонкопленочной полиимидной зонда в агарозном геле. Световые золотые точки находятся нассылка фидуциальный и используются в качестве опорных функций, сравнить изображения и измерить смещение зонда. По оценкам, перемещение зонда 28 ± 9 мкм (среднее ± стандартная ошибка, п = 5).
Рисунок 12. Пример физиологических записей. Эти одиночные шипы нейронов были получены из гибкого зонда микроэлектрода имплантированного со съемным элементом жесткости, как описано в данном протоколе.
Рисунок 13. LFP записи с двойной односторонний зонда. Вставки со съемным жесткости включен тестирования гибкой массива, который имел электроды на передней и задней поверхностей. Эти LFP записи показали грomparable производительность электрод с обеих сторон после имплантации.
| ПЭГ распущен после: | |||||
| Длина зонда (мм) | Ширина ребра жесткости (мкм) | PEG молекулярная масса (г / моль) | 10 мин | 15 мин | 30 мин |
| 6 | 306 | 6000 | да | да | |
| 10000 | да | ||||
| 20000 | нет | да | |||
Таблица 1. ПЭГ время растворения в 0,6% агарозном геле. Наблюдения за роспуск ПЭГ различных молекулярных массиспользуется для крепления гибкий зонд на кремниевую жесткости, после различных периодов времени.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Описанный здесь метод обеспечивает хорошо управляемый процесс, чтобы присоединить тонкопленочных полимерных зонды для отдельных элементов жесткости с biodissolvable клея. Мы приводим также рекомендуется хирургическая процедура, чтобы реализовать эти съемные ребра жесткости и технику для проверки процедуры в пробирке для данной конфигурации зонд-жесткости. Так как элемент жесткости может быть сделана сколь угодно жесткой, способ может облегчить введение относительно длинных зондов (> 3 мм). Таким образом, способ вставки как ожидается, будет технологией для применения в глубокой стимуляции мозга (DBS), стимуляции спинного мозга и периферических нервных интерфейсов.
Роман жесткости с капиллярного канала и процесса сборки флип-чип на основе подходят для различных материалов и конфигураций зондов. Геометрически жесткости не должен соответствовать след зонда и может, например, быть уже, чем зонда. Толщина сти ffener также могут варьироваться. В то время как мы описали жесткости, изготовленный из кремния, с другим материалом, может быть возможным достижение более желательные механические свойства для определенных применений. Процесс сборки также подходит для других типов жидких клеев. ПЭГ особенно легко работать из-за его способности быть затвердевает и переплавленного несколько раз. В случае других жидких клеев, которые не обладают этим свойством, последовательность сборки может потребоваться изменение. Можно использовать другой молекулярной массы ПЭГ. Более высокой молекулярной массой займет больше времени, чтобы растворить, который может быть желательным во время операции. Площадь контакта между зондом и жесткости также будет влиять на время, необходимое для растворения клея после введения зонда. Рекомендуется, чтобы конфигурация зонд-усилитель с выбранным молекулярной массой быть испытаны в пробирке, как описано в разделе 3 характеризовать время, необходимое для растворения клея.
_content "> Мы обнаружили, что точно контролировать скорость экстракции является критическим для извлечения жесткости с перемещением зонда минимальным. В частности, начальное движение быстро помогает преодолеть статическое трение и отделить от жесткости зонда. После этого остаток экстракции может будет завершена на более низкой скорости с незначительной дополнительной перемещения зонда, как это наблюдалось в испытании на агарозном геле. Многие неврологии лаборатории используют Kopf стереотаксических систем, и есть моторизованный модуль mircopositioner от КОПФ (например, модель 2662), который может быть добавлен в этих системах. Мы выбрали Ньюпорт моторизованный привод, потому что это было подобное динамические характеристики, но был менее дорогим и имел более гибкий контроль скорости. (Пришлось изготовить простой скобы, закрепите привод в нашей системе микроподвижки.) Система КОПФ можно применить два извлечение Скорости подобные протоколу мы разработали. Тем не менее, максимальная скорость привода KOPF 4 мм / сек, в то времямы использовали 5 мм / сек для начального смещения, используя привод Ньюпорт.Во время в пробирке и в естественных условиях теста, введение зонда-жесткости сборки была выполнена либо с приводом вручную микроманипулятора или моторизованной микроманипулятора, со скоростями в пределах от 0.13-0.5 мм / сек. Не наблюдалось повреждение или отслоение зонда. Более высокие скорости вставки не были проанализированы, чтобы определить риск повреждения зонда-жесткости сборки.
Изменения в процедуре вставки / извлечения ведутся, чтобы сделать процесс более устойчивым. В частности, очень чувствительный шаг перемещения конца разъем зонда прочь микроманипулятором на соседней поверхности. Существует риск в этой стадии нарушения зонд, прежде чем он был обеспечен. Кроме того, возможно, что изгиб в кабеле может вызвать стресс на вставленной части зонда, что приводит к непреднамеренному перемещению зондапосле извлечения жесткости. В настоящее время эти риски уменьшены с помощью зонда с кабелем, длина которого составляет не менее 2,5 см. Тем не менее, желательно, чтобы процесс вставки / извлечения будет меньше зависит от конструкции датчика. Изменения в конце микроманипулятор инструмента или добавлением постановки приспособлений, которые могут временно поддерживают разъем, скорее всего, позволит более надежное извлечение элемента жесткости.
Есть несколько открытых вопросов, которые могут привести к будущим исследованиям, простирающихся от этого метода. Во-первых, в то время как 0,6% агарозном геле при условии, что самый известный в пробирке мозговой ткани суррогата и позволило анализ изображений перемещения зонда, это не точно воспроизвести ткани мозга. Необходимы исследования, чтобы изучить расположение и перемещение зонда в естественных условиях. Во-вторых, долгосрочные имплантация и гистологическое тестирование, необходимая для определения преимущества гибкого зонда со съемным жесткости. Такие исследования могли бы исследовать теориючто соблюдение зонд снижает Micromotion и расширяет производительность электрода. Наконец, было бы полезно, чтобы более точно характеризуют скорость деградации ПЭГ. Это могло бы помочь в лучшей настройки времени растворения для конкретных хирургических потребностей. Такие измерения могут также количественно, как долго растворенный PEG остается между зондом и жесткости, что очень важно, так как гидрофильный характер ПЭГ облегчает извлечение элемента жесткости.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Авторы не имеют конкурирующие финансовые интересы.
Acknowledgments
Эта работа была поддержана NIH NIDCD Y1-DC-8002-01. Эта работа была выполнена под эгидой Министерства энергетики США по Ливерморской национальной лаборатории по договору DE-AC52-07NA27344.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Polyethylene glycol, 10,000 g/mol | Sigma Aldrich | 309028 | |
| Agarose | Sigma Aldrich | A9539 | |
| Flexible Sub-micron Die Bonder | Finetech | Fineplacer lambda | |
| Micromanipulator | KOPF | 1760-61 | |
| Digital Microscope | Hirox | KH-7700 | |
| Dual Illumination Revolver Zoom Lens | Hirox | MXG-2500REZ | |
| Precision Motorized Actuator | Newport | LTA-HS | w/ CONEX-CC controller |
References
- Polikov, V., Tresco, P., Reichert, W. Response of brain tissue to chronically implanted neural electrodes. Journal of Neuroscience Methods. 148, 1-18 (2005).
- Lee, Y. T., Hitchcock, R. W., Bridge, M. J., Tresco, P. A. Chronic response of adult rat brain tissue to implants anchored to the skull. Biomaterials. 25 (12), 2229-2237 (2004).
- Subbaroyan, J., Martic, D. C., Kipke, D. R. A finite-element model of the mechanical effects of implantable microelectrodes in the cerebral cortex. Journal of Neural Engineering. 2, 103-113 (2005).
- Lacour Sun, Y., S,, et al. Assessment of the biocompatibility of photosensitive polyimide for implantable medical device use. Journal of Biomedical Materials Research A. 90 (3), 648-655 (2009).
- Kipke, D. R., Pellinen, D. S., Vetter, R. J. Advanced neural implants using thin-film polymers. IEEE International Symposium on Circuits and Systems. 4, 173-176 (2002).
- Mercanzini, A., Cheung, K., et al. Demonstration of cortical recording using novel flexible polymer neural probes. Sensors and Actuators A. 143, 90-96 (2008).
- Stieglitz, T. Flexible biomedical microdevices with double-sided electrode arrangements for neural applications. Sensor and Actuators A. 90, 203-211 (2001).
- Tooker, A., Tolosa, V., Shah, K. G., Sheth, H., Felix, S., Delima, T., Pannu, S. Polymer neural interface with dual-sided electrodes for neural stimulation and recording. Proceedings of the International Conference of the Engineering in Medicine and Biology Society. , 5999-6002 (2012).
- Parylene microprobes with engineered stiffness and shape for improved insertion. Egert, D., Peterson, R. L., Najafi, K. Proceedings of Transducers '11, Beijing, China, , (2011).
- Lee, K. -K., He, J., et al. Polyimide-based intracortical neural implant with improved structural stiffness. Journal of Micromechanics and Microengineering. 14, 32-37 (2004).
- Takeuchi, S., Ziegler, D., et al. Parylene flexible neural probes integrated with microfluidic channels. Lab On A Chip. 5, 519-523 (2005).
- Improving mechanical stiffness of coated benzocyclobutene (bcb) based neural implant. Singh, A., Zhu, H., He, J. Proceeding of the International Conference of the Engineering in Medicine and Biology Society, , 4298-4301 (2004).
- Lewitus, D., Smith, K. L., et al. Ultrafast resorbing polymers for use as carriers for cortical neural probes. Acta Biomaterialia. 7, 2483-2491 (2011).
- An ultra-compliant, scalable neural probe with molded biodissolvable delivery vehicle. Gilgunn, P. J., Khilwani, R., et al. Proceedings of the 2012 IEEE 25th International Conference on Micro Electro Mechanical Systems (MEMS), , 56-59 (2012).
- Ware, T., Simon, D., et al. Fabrication of responsive, softening neural interfaces. Advanced Functional Materials. 22 (16), 3470-3479 (2012).
- Harris, J. P., Capadona, J. R., et al. Mechanically adaptive intracortical implants improve the proximity of neuronal cell bodies. Journal of Neural Engineering. 8, 1-13 (2011).
- Kozai, T. D. Y., Kipke, D. R. Insertion shuttle with carboxyl terminated self-assembled monolayer coatings for implanting flexible polymer neural probes in the brain. Journal of Neuroscience Methods. 184 (2), 199-205 (2009).
- Bjugstad, K. B., Lampe, D. S., Kern, D. S., Mahoney, M. Biocompatibility of poly(ethylene glycol)-based hydrogels in the brain: An analysis of the glial response across space and time. Journal of Biomedical Materials Research Part A. 95 (1), 79-91 (2010).
- Greenwalk, R. B., Choe, Y. H., McGuire, J., Conover, C. D. Effective drug delivery by pegylated drug conjugates. Advanced Drug Delivery Reviews. 55 (2), 217-250 (2003).
- Effects of adsorbed proteins and an antifouling agent on the impedance of silicon-based neural microelectrodes. Sommakia, S. S., Rickus, J. L., Otto, K. J. Proceedings of the 31st Annual IEEE EMBC International Conference, , 7139-7142 (2009).
- Gage, G. J., Stoetzner, C. R., Richner, T., Brodnick, S. K., Williams, J. C., Kipke, D. R. Surgical Implantation of Chronic Neural Electrodes for Recording Single Unit Activity and Electrocorticographic Signals. J. Vis. Exp. (60), e3565 (2012).
- Chen, Z. -J., Gillies, G. T., et al. A realistic brain tissue phantom for intraparenchymal infusion studies. Journal of Neurosurgery. 101 (2), 314-322 (2004).
- Removable silicon insertion stiffeners for neural probes using polyethylene glycol as a biodissolvable adhesive. Felix, S., Shah, K. G., George, D., Tolosa, V., Tooker, A., Sheth, H., Delima, T., Pannu, S. Proceedings of the International Conference of the Engineering in Medicine and Biology Society, , 871-874 (2012).
