Summary
Dit artikel geeft een gedetailleerde beschrijving van het fabricageproces van een high-density contact flat-interface zenuw elektrode (FINE). Deze elektrode is geoptimaliseerd voor het opnemen en stimulerende neurale activiteit selectief in perifere zenuwen.
Abstract
Vele pogingen zijn gedaan om multi-contact zenuw cuff elektroden die veilig, robuust en betrouwbaar voor langdurige neuroprosthetic toepassingen vervaardigen. Dit protocol beschrijft een fabricagetechniek van een gemodificeerd cylindrische zenuw manchetelektrode deze criteria voldoen. Minimum computer-aided design en fabricage (CAD en CAM) vaardigheden zijn nodig om consequent te produceren manchetten met een hoge nauwkeurigheid (contact plaatsing 0,51 ± 0,04 mm) en diverse manchet maten. De precisie in ruimtelijke verdeling van de contacten en de mogelijkheid om een vooraf bepaalde geometrie bereikt met dit ontwerp behouden zijn twee criteria essentieel interface de manchet te optimaliseren voor selectieve opname en stimulatie. De getoonde design maximaliseert de flexibiliteit in de lengterichting, terwijl tegelijkertijd voldoende stijfheid in de dwarsrichting om de zenuw hervormen door toepassing van materialen met verschillende elasticiteit. De uitbreiding van de dwarsdoorsnede van de manchetgebied als gevolg van het verhogen van de druk binnen de manchet werd waargenomen tot 25% aan 67 mm Hg. Deze test demonstreert de flexibiliteit van de manchet en zijn respons op zenuw zwelling na implantatie. De stabiliteit van de contacten interface en opnamekwaliteit werden onderzocht met contacten impedantie en signaal-ruisverhouding bij vanuit een chronisch geïmplanteerde manchet (7,5 maanden) en waargenomen 2,55 ± 0,25 respectievelijk kQ en 5,10 ± 0,81 dB.
Introduction
Interfacing met het perifere zenuwstelsel (PNS) geeft toegang tot zeer bewerkte neurale commandosignalen als zij naar verschillende structuren in het lichaam. Deze signalen worden gegenereerd door axonen opgesloten binnen bundels en wordt omringd door strak verbonden perineurium cellen. De grootte van de meetbare potentialen verkregen uit de neurale activiteiten beïnvloed door de impedantie van de verschillende lagen in de zenuw zoals hoogohmig perineurium laag die de bundels omringt. Bijgevolg werden twee interface-benaderingen onderzocht, afhankelijk van de opnamelocatie opzichte van het perineurium laag, namelijk intrafascicular en extrafascicular benaderingen. Intra-fasciculair benaderingen plaats de elektroden in de bundels. Voorbeelden van deze aanpak zijn de Utah-array 17, de Longitudinal Intra-fasciculair elektrode (LIFE) 18, en de dwarse intra-fasciculair meerkanaals elektrode (TIME) 32. Teze technieken selectief opnemen van de zenuw, maar is niet aangetoond betrouwbaar behouden functionaliteit voor langere tijd in vivo, waarschijnlijk als gevolg van de grootte en de naleving van de elektrode 12.
Extra-fasciculair benaderingen plaats de contacten rond de zenuw. De manchet elektrodes voor deze benaderingen niet de perineurium noch de epineurium beschadigen en is aangetoond dat zowel een veilige en robuuste manier van opnemen van het perifere zenuwstelsel 12 zijn. Echter, extra-fasciculair benaderingen missen de mogelijkheid om enkele eenheid activiteit te meten - in vergelijking met intra-fasciculair ontwerpen. Neuroprosthetic toepassingen zenuw cuff elektroden gebruiken omvatten activering van de onderste extremiteiten, de blaas, het membraan, behandeling van chronische pijn, blok neurale geleiding, sensorische feedback en opnamemedia electroneurograms 1. Mogelijke toepassingen te gebruiken perifere zenuw interfacing omvatten rustoring beweging aan de slachtoffers van verlamming met functionele elektrische stimulatie, het opnemen van motor neuron activiteit van de resterende zenuwen naar aangedreven ledematen prothesen beheersen geamputeerden, en interfacing met het autonome zenuwstelsel om bio-elektronische geneesmiddelen 20 leveren.
Een ontwerp uitvoering van de cuff elektrode is de vaste-interface zenuw elektrode (FINE) 21. Dit ontwerp hervormt de zenuw in een flat-dwarsdoorsnede met grotere omtrek ten opzichte van een ronde vorm. De voordelen van dit ontwerp zijn toegenomen aantal contacten die op de zenuw kan worden geplaatst, en de nabijheid van de contacten met de herschikte interne bundels voor selectieve opname en stimulatie. Bovendien kunnen de bovenste en onderste extremiteit zenuwen in grote dieren en de mens verschillende vormen aannemen en de herstructurering die door de FINE niet de natuurlijke geometrie van de zenuw te vervalsen. Recente studies hebben aangetoond dat FINE is in staat herstellen van het gevoel inde bovenste extremiteit 16 en herstel beweging in de onderste extremiteit 22 functionele elektrische stimulatie in mensen.
De basisstructuur van een manchetelektrode erin bestaat verscheidene metalen contacten op het oppervlak van een zenuw segment, en deze contactgebieden met de zenuw segment binnen een geleidende manchet. Om dit basisstructuur te bereiken, zijn verschillende modellen voorgesteld in eerdere studies, waaronder:
(1) Metalen contacten ingebed in een Dacron mesh. Het gaas wordt vervolgens rond de zenuw en de daaruit voortvloeiende manchet vorm volgt de zenuw geometrie 4, 5.
(2) Split-cilinder ontwerpen die voorgevormde rigide en niet-geleidende cilinders gebruiken om de contacten rond de zenuw te repareren. De zenuw segment dat dit manchet ontvangt wordt omgevormd tot de manchet interne geometrie 6-8.
Self-wikkelen ontwerpen waar de contacten zijn ingesloten tussen twee isolatielagen. De binnenste laag is gefuseerd, terwijl uitgerekt met een externe-un uitgerekt laag. Met verschillende natuurlijke rust lengtes voor de twee gebonden lagen zorgt ervoor dat de uiteindelijke structuur van een flexibele spiraal die zich wraps rond de zenuw vormen. Het materiaal van deze lagen zijn doorgaans polyethyleen 9 polyimide 10 en siliconenrubber 1.
(4) Ongeïsoleerde segmenten van de draden geplaatst tegen het lef om te dienen als de elektrode contacten. Deze kabels zijn ofwel verweven in silicone 11 of gegoten in silicone genesteld cilinders 12. Een soortgelijk principe werd gebruikt om boetes te bouwen door het organiseren en het fuseren van geïsoleerde draden om een array te vormen, en vervolgens een opening door de isolatie wordt gemaakt door het strippen van een klein segment door het midden van deze gevoegde draden 13. Deze ontwerpen assume een ronde zenuw doorsnede en voldoen aan deze veronderstelde zenuw geometrie.
(5) Flexibele polyimide gebaseerde elektroden 33 met contacten gevormd door micromachining polyimide structuur, en vervolgens integreren in uitgerekt silicone sheets om zichzelf te wikkelen manchetten te vormen. Dit ontwerp veronderstelt ook een ronde zenuw doorsnede.
Cuff elektroden moeten flexibel en zelf-sizing om te voorkomen strekken en comprimeren van de zenuw die zenuwbeschadiging 3 kunnen veroorzaken. Enkele bekende mechanismen waarmee manchet elektroden deze effecten kunnen induceren de krachtoverbrenging van aangrenzende spieren de manchet en dus aan de zenuw, mismatch tussen de manchet en mechanische eigenschappen zenuw en de onnodige spanning in leidt de manchet. Deze veiligheidsproblemen leiden tot een specifieke set van design beperkingen op de mechanische flexibiliteit, geometrische configuratie en grootte 1. Deze criteria zijn met name challenging bij een hoge contact telling FINE omdat de manchet moet tegelijkertijd stijf in de transversale richting van de zenuw en flexibel hervormen in de lengterichting om schade te voorkomen en meegaand meerdere contacten. Self-sizing spiraal ontwerpen is geschikt voor meerdere contactpersonen manchet 14, maar de resulterende manchet is een beetje stijf. Flexibel polyimide ontwerp is geschikt voor een groot aantal contacten, maar zijn gevoelig voor delaminatie. De draad-array ontwerp 13 produceert een fijne met platte doorsnede, maar om deze geometrie de draden aan elkaar langs de lengte van de manchet produceren stijve gezichten en scherpe randen maken dan niet geschikt voor de lange termijn implantaten gefuseerd behouden.
De fabricagetechniek hier beschreven levert een hoge dichtheid FINE contact met flexibele structuur die kan worden gemaakt met de hand met constant hoge precisie. Het maakt gebruik van een stijf polymeer (polyether ether ketone (PEEK)) precieze p toestaanlacement van de contacten. De PEEK segment onderhoudt een vlakke doorsnede in het midden van de elektrode blijft soepel in de lengterichting langs de zenuw. Dit ontwerp vermindert het de totale dikte en stijfheid van de manchet omdat de elektrode lichaam niet starre om de zenuw plat of bewerkstelligen dat contacten.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. elektrode Components Voorbereiding
- Verzamel vier elektrode onderdelen die vereisen precisie gesneden (laser gesneden werd gebruikt, wordt verwezen naar de Materials List) voorafgaand aan het productieproces. Deze componenten zijn (Figuur 1):
Contacten frame van de generator: Dit frame is gemaakt van 125 pm dikke polyether ether ketone (PEEK) vel. Het omvat de gehele breedte van de manchet en houdt het midden contacten en heeft serpentine-vormige randen (Figuur 1B). De middelste contacten worden verpakt in de gids kanalen; vandaar de blootgestelde breedte van de contacten wordt beperkt door de breedte van de kanalen en de ruimte wordt bepaald door de afstand tussen de kanalen.
De middelste contacten strips: De middelste contacten worden gevormd door de verpakking van deze strips rond de contacten reeks frame (Figuur 1B). Snijd de stroken uit de platina / 10% Iridium blad aan de breedte van de geleidingskanalen en voeg extra lengte zodat zij be volledig gevouwen rondom het frame. Spot-lassen de voorsprong van de contactpersoon bij 0 ° hoek met de hoofdas van de strip's.
De referentie-contacten: Vier referenties nodig zijn. De lange dimensie van deze contacten is iets korter dan de manchet breedte om ze volledig te bevatten in de manchet. Spot lassen elke referentie contact om een voorsprong 90º hoek met de hoofdas van de contactpersoon.
PEEK afstandhouders: Spacers worden gebruikt om dunnere gebied te creëren op de elektrode om het buigen en sluiten (figuur 1C). Alle afstandhouders zijn gemaakt van PEEK (ander materiaal kan worden gebruikt) en gesneden om de lengte van de elektrode. De breedte van de middenruimte gelijk aan de hoogte van de elektrode.
2. Contacten Array Voorbereiding
- Reinig de componenten in stap 1 door sonificatie in ethanol gedurende 2 minuten bij 40 KHz en kamertemperatuur, vervolgens 2 minuten in gedestilleerd gedeïoniseerd water onder dezelfde sonicatie parameters. Laat drogen.
- Inspecteer decontacten voor eventuele gebreken zoals laser gesneden residuen of oppervlak vervormingen.
- Plaats de contacten één voor één onder de microscoop met de lassenvlek naar boven. Houdt het contact met een pincet op ongeveer 1/3 van de lengte uitgaande van het vrije einde. Verhoog de voorsprong uit tot een hoek van 45º terwijl het contact met de eerste bocht te maken.
- Plaats de pre-gebogen contact onder het frame van de generator met de lasnaad naar boven. Houd het frame naar beneden met een pincet en verheffen de voorsprong uit tot een hoek van 45º naar een tweede bocht te maken. Naast de voortzetting van het onderstel naar beneden, pak het vrije einde van het contact met een pincet en buig in een 180º hoek (vouw in de richting van de middelste lijn van het frame).
- Strek en trek het contact in de richting van operator en vervolgens buigen 180º hoek (het opvouwen van de middelste lijn). Het puntlassen punt moet nu worden ingesloten tussen de beide omgebogen uiteinden.
- Herhaal stap 2,3-2,5 voor de overige contacten. Maak zo strak mogelijk. Wissel de Contact leidt aan weerszijden van het frame van de generator.
3. manchet Layout Guide
- Maak een 2D-diagram van de manchet in flat open positie.
LET OP: Gebruik een CAD-software om een echte schaal diagram te produceren. Dit schema zal de afmetingen van de elektrode en de plaatsing plaats van de verschillende componenten elektrode bepalen. - Print de 2D-diagram op regelmatige afdrukken op papier op schaal met behulp van gewone drukmachine, en dan knip een 5 cm bij 5 cm vierkant stuk met de tekening in het centrum.
- Knip 5 cm bij 5 cm vierkant stuk van de thermische transparant vel (T1) met een scalpel.
- Plaats de transparantie stuk T1 op de top van het diagram papier, en plaats dan beide lagen op de basisplaat met de afbeelding naar boven. Tape ze naar beneden aan de basisplaat met plakband.
4. elektrode Base Layer en Reference Contacten Plaatsing
- Knip 5 cm bij 5 cm silicone blad met een scalpel (S1), en then plaats het op de transparantie laag. Begin druppelsgewijs een hoek dan langzaam de rest van de plaat te voorkomen luchtbellen tussen T1 en S1 vellen (Figuur 2A).
- Meng ongeveer 2 g niet uitgeharde siliconen volgens de aanwijzingen van de fabrikant data sheet. Rigoureus roer de twee delen samen met gesteriliseerd houten roeren stick. Plaats het mengsel in een vacuümkamer gedurende 3 min. Cycle het vacuüm om de bubbels te elimineren als ze stijgen naar de oppervlakte. Verwarm de Isotemp oven op 130 ºC.
Opmerking: Latex handschoenen kunnen het uitharden van de siliconen remmen. Latex handschoenen zwavel die verontreinigingen kan achterlaten op de werkvlakken bevatten ook. Gebruik nitril plaats aanbevolen. - Met behulp van de tandheelkundige pick gereedschap, breng dan een dunne lijn van niet uitgeharde silicone langs het midden van de afstandhouder segmenten waar zij zich bevinden op het begeleiden van diagram.
- Plaats de afstandhouders op de aangewezen gebieden, en druk vervolgens op hen neer tegen de siliconen blad S1.
- Gedeeltelijk harden van de silicone in het Isotemp oven gedurende 30 min, laat het afkoelen 10 min.
- Plaats de verwijzing contacten op aangewezen gebieden. Zorg ervoor dat de laspunten worden geconfronteerd en contact leads worden gerouteerd naar de middellijn van de manchet om af te sluiten aan de andere kant. Na de correcte positionering, drukt u op de contacten naar beneden op de siliconenlaag S1. Borg niet uitgeharde silicone in de doorlopende gaten.
- Band naar beneden de draden en vervolgens volledig genezen van de silicone bij 130 * C gedurende 90 min, of overnacht bij kamertemperatuur (Figuur 2B).
5. Center Contacten Array Placement
- Knip 1,5 cm bij 5 cm transparantie stuk met een scalpel (T2). Band naar beneden de verwijzing leidt uit de buurt van het middelste gebied om te voorkomen dat het lopen onder de reeks contacten in de loop van de volgende stap.
- Plaats het contact arrays op de speciale locatie van de draden naar boven. Stort niet uitgeharde silicone aan de array overstag inplaats.
- Leg het stuk van 5,1 (T2) over de middellijn van de elektrode en over de arrays om hen neer te houden, en dan tape de uiteinden terwijl u op de arrays. Handmatig uitlijnen van de array met de speciale positie. Band naar beneden de leidingen buiten de perimeter van de manchet.
- Plaats de kleine armatuur bar over het midden van de elektrode en via transparantie segment T2. Klem deze aan de basisplaat met matige druk naar het midden contacten tegen de basis siliconenlaag S1 drukken.
- Doorharden de silicone gedurende 90 minuten bij 130 ° C of overnacht bij kamertemperatuur.
6. Inbedding van de elektrode Components
- Verwijder de kleine armatuur bar en verwijder voorzichtig de transparante plaat T2 naar het midden contact arrays bloot te leggen. Verwijder alle tapes die de leads voor zowel referenties en middelste contacten (figuur 2C) te houden.
- Snij een vierkant stuk van de transparanten met een scalpel dezelfde breedte van deelektrode en 5 cm lang (T3), en snijd een vierkant stuk siliconenplaat het gehele elektrodeoppervlak (S2) omvatten.
- Leg de siliconen laag (S2) bovenop de transparantie stuk (T3) en rek aan alle golven of onregelmatigheden te verwijderen en om luchtbellen te verwijderen van gevangen tussen.
- Snijd vier stukken van siliconen buis; 5 cm lang elk. Plaats ze op de afrit site van de leads als toegewezen aan de leidende diagram. Laat een 2 mm ruimte tussen de elektrode rand en de randen van de buizen '. Terwijl u elk buizenpaar met een pincet die, tape langs de buizen vanaf 1 mm afstand van het buiseinde. Herhaal dit voor het andere paar.
- Schik en leads van de middelste contacten en de verwijzingen in bundels en leid ze door de bijbehorende buis in de buurt van de afrit sites. Herhaal dit voor de andere drie buizen. (Figuur 2D).
- Stort royale hoeveelheid onverhard silicone over het gehele elektrode lichaam.
LET OP: Vermijd de vorming van eenir bellen tijdens deze stap door ofwel langzaam gieten van het uitgeharde silicone van de opgezogen menghouder of injecteren met een spuit. - Plaats de structuur van 6,3 boven de gedeponeerde uitgeharde silicone met siliconenplaat S2 naar beneden. Lijn de transparantie stuk T3 met de elektrode terwijl de siliconen blad S2 gehouden aan het.
- Band naar beneden de transparantie stuk T3 en breng de druk op kanaal uit de ingesloten luchtbellen. Plaats de grote armatuur bar over het midden van de elektrode en via transparantie segment T3. klem het dan naar beneden naar de bodemplaat met matige druk. Doorharden de silicone gedurende 90 minuten bij 130 ° C of overnacht bij kamertemperatuur.
7. Afscherming Layer Placement (aanbevolen voor het opnemen manchetten)
- Verwijder de grote armatuur bar en delamineren de transparantie stuk (T3) met een pincet. Plaats de afschermplaat in het midden van elk vlak van de elektrode en oefen lichte druk to druk ze in de elektrode. Borg niet uitgeharde silicone in de doorlopende gaten.
- Gedeeltelijk genezen van de silicone gedurende 30 minuten bij 130 ºC, en laat het geheel afkoelen tot kamertemperatuur. Plaats plakband over de uiteinden van de elektrode en via flenzen sluiten ter voorkoming toevoegen van extra uitgeharde siliconen om deze segmenten.
- Herhaal stap 6.6 tot 6.8.
8. Het verwijderen van de Finished elektrode
- Afpellen en snijd de overtollige silicone bovenop de kleefband toegevoegd in stap 7.2 scalpel, verwijder voorzichtig het plakband.
- Knip ramen door de siliconen om de spacer segmenten bloot te leggen door middel van de S2 laag. Pak de ingebedde afstandhouder segmenten met een pincet. Deze stap zal vides verlaten en vormen flexibele enkele silicone vel op deze regio's (oorspronkelijk S1).
- Trek het overtollige siliconen op de top van het plakband dat de siliconen tubes te dekken, en snijd het met scalpel blade aan de buizen niveau met elektrodelichaam.
- Snijd rond de omtrek van de elektrode naar grondplaat.
- Knip een driehoek tussen elk paar buizen volledig door de basisplaat, en aan de buitenzijde naar aanleiding van de leidende schema om de leads 'exit plaatsen vorm te geven. Verwijder alle siliconenmateriaal dat is losgemaakt van het elektrodelichaam in de voorgaande stappen.
9. Het ontmaskeren Contacten en afscherming Lagen
- Knip ramen door de siliconenlaag S2 dat de afschermende laag bedekt. Glijden de polypropyleen hechtdraad tussen de elektrode basis (layer S1) en de transparante laag T1 op de voetplaat voor het afgewerkte manchetelektrode delamineren.
- Flip de elektrode zodanig dat het centrum contacten en de siliconenlaag S1 worden geconfronteerd, en dan hen blootstellen door het uitsnijden van ramen door de basis siliconenlaag S1. Herhaal de buitenste referentie contacten blootstellen 1 mm segmenten langs het midden van de contacten. Controleer of de stabiliserende doorgaande gaten aan de zijkant van de referentie contacten volledig ingebed in het lichaam van de elektrode.
10. solderen een connector aan de Leads
- Borg solderen stof op de leads en op de connector pinnen afzonderlijk, en vervolgens hitte en fuseren beide delen samen met de soldeerbout.
Noot: De DFT voedingsdraden uit zilveren kern omgeven door een buitenste laag gemaakt van nikkel-kobalt legering MP35N. Het afzetten van het soldeer stof op deze draden vereist het gebruik van speciale flux om vast te houden aan de draad staan (zie de Materials List).
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Opname neurale activiteit werd uitgevoerd met een aangepaste voorversterker behulp super-β ingang instrumentatie versterker (700 Hz - 7 kHz bandbreedte en de totale opbrengst van 2000). Een voorbeeld van de gefabriceerde FINE elektrode met de gepresenteerde protocol wordt weergegeven in figuur 3. Implanteren de FINE rond de zenuw wordt uitgevoerd door het samen hechten van de twee vrije randen. Een demonstratie van de manchet flexibiliteit (Figuur 3B) toont dat de manchet vlakt de zenuw met behoud van flexibiliteit in de lengterichting.
Naast de manchet flexibiliteit in de lengterichting, dienen de manchet ook elastisch zijn zenuw zwelling geschikt, vooral in de vroege stadia genezing na implantatie. Hoge druk in de manchet kan vernauwen de bloedvaten en het afsluiten van de bloedstroom in de zenuw. Bijgevolg is de druk die binnen de manchet tengevolge van zwelling zenuw niet overschrijden diastOlic bloeddruk. Figuur 4 toont de reactie van de geassembleerde manchet verschillende drukniveaus binnen de manchet. Als de druk toeneemt, de elektrode uit tot een grotere dwarsdoorsnede vormen. Bij 67 mm Hg; de elektrode uit tot 1,25 maal de oorspronkelijke dwarsoppervlak. Deze waarneming kan worden geïnterpreteerd als de manchet tenminste 1,2 maal de oorspronkelijke dwarsdoorsnede van de zenuw, kan de zenuw uitbreiden tot 1,5 zijn aanvankelijke doorsnedeoppervlak terwijl de resulterende toename van druk in de manchet onder 67 mm Hg blijft . Daarom ontwerpcriterium 15, 30, 31 voor een zenuw manchetelektrode een manchet naar zenuw dwarsdoorsnede van ten minste 1,5 vertoont is voldaan.
De functionaliteit en stabiliteit van de vervaardigde manchet ontwerp werd onderzocht door implanteren op de heupzenuw van een hond (Figuur 5). De studie werd goedgekeurd door CWRU IACUC eennd ACURO. Drie parameters werden periodiek gemeten door de chronische duur implantaat: 1) de signaal-ruisverhouding (SNR), 2) het contact impedantie en 3) het aantal contacten dat levensvatbaar kunnen opnemen. De SNR is gedefinieerd als de verhouding van neurale activiteit gemiddeld vermogen (rood segment) via gemiddelde vermogen van de baseline activiteit (geel segment). 100 ms bewegende raam werd gebruikt. Tijdens de gehele duur 7,5 maanden implantaat, de SNR stabiel gebleven met een waarde van 5,10 ± 0,81 dB (Figuur 5B).
De grootte van de impedantie contacten gemeten in vivo bij 1 kHz en is getoond in figuur 5C. Deze metingen werden gedaan met behulp van de RHD2000-serie versterker evaluatiesysteem. De impedantie werd waargenomen stabiel met een gemiddelde waarde van 2,55 ± 0,25 kQ (33 Trials, 16 (M = 528)). Tenslotte wordt het aantal contacten dat de tijd inactief werd ook getoond in figuur 5C. Het aantal inactievecontacten bleef onder 2 voor de duur van het implantaat. De schommeling in het aantal kanalen uitgesloten werd vooral veroorzaakt een slechte verbinding tussen de externe connector en de versterker, waarna functie tijdens de opnames.
Figuur 1: Overzicht van de FINE en zijn Componenten A) FINE in de open positie en de vier belangrijkste gebouw componenten die precisie gesneden vereisen.. Deze componenten zijn: Contacten matrix frame (I), de middelste Sleepstukken (II), de referentie contacten (III), PEEK afstandhouders (IV). De manchet naar beneden is gericht ten opzichte van de contacten kan tegen de zenuw. De afstandhouders (IV) worden verwijderd na de montage. B) Een uitgebreide weergave van het centrum van de contacten en de stappen op te vouwen en zet ze rond het midden frame. C) gevouwen configuratie van t Hij elektrode. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Figuur 2:... Momentopnamen van de elektrode tijdens het fabricageproces A) de leidende diagram, T1 en S1 stapels eind van stap 4,1 B) monteren spacer segmenten en vindplaats contacten op het einde van stap 4,7 C) hechten van het centrum contacten array S1 opgenomen aan het einde van stap 6.1. D) het regelen van de leads en siliconen buis voordat het inbedden ze in de elektrode lichaam op het einde van stap 6.5. klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Figuur 3: De Nerve manchetelektrode beschreven in het protocol. A) De gefabriceerde 16 -contacten FINE in de open positie. De kabels zijn gerangschikt in vier bundels van 5 leads per uitgangsplaats. B) Een voorbeeld van de plaatsing van de manchet rond de heupzenuw in honden. Het middensegment van de FINE bleef gelijk in de dwarsrichting, en de manchet lichaam is flexibel in de lengterichting. C) Een foto van geïmplanteerde zenuw post mortem met de afgeplatte dwarsdoorsnede en de inrichting van de bundels na het implanteren van een FINE elektrode voor 12 weken. klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
vijgure 4: FINE reactie op de toenemende inwendige druk Deze metingen werden gedaan door het plaatsen van een opblaasbare elastische kamer in een gesloten manchet, en vervolgens werd de druk geleidelijk verhoogd met een variabele -lengte waterkolom.. De grote en kleine assen van dwarsdoorsnede van de manchet werden gemeten op elk drukniveau en een elliptische doorsnede werd aangenomen om de dwarsdoorsnede te berekenen (n = 20). De foutbalken geven de standaardafwijking.
Figuur 5: De evaluatie van manchet Functionaliteit met chronische opname van heupzenuw activiteit bij honden A) Een Twee seconden voorbeeld van rauwe ENG signaal opgenomen in één contact, terwijl het dier vrijwillig is lopen op een loopband.. SNR werd gedefinieerd als de verhouding van de activiteit en de baseline gemiddelde krachten. B) De gemiddelde SNR waarden werden waargenomen dijdens de duur van het implantaat. C) de gemiddelde waarde van de contacten impedantie bij 1 kHz (zwart) en het aantal niet-functionele contacten in de tijd (rood). 14 van de 16 contacten bleven functionele gehele looptijd van het implantaat. De fout balken geven de standaardafwijking. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
De vervaardigingswerkwijze hier beschreven vereist handig en fijne bewegingen om de kwaliteit van de uiteindelijke manchet waarborgen. De opname contacten moeten juist in het midden van de twee referentie-elektroden geplaatst. Deze plaatsing is aangetoond dat storingen door omliggende spieren elektrische activiteit 27 aanzienlijk. Elke onbalans in de relatieve positie van het contact tijdens het fabricageproces kan de afwijzing van common mode stoorsignalen buiten de manchet gegenereerde degraderen. Echter, met een zorgvuldige techniek zeer weinig tot geen merkbare onevenwichtigheid in de verwijzing contacten werd waargenomen.
Verschillende verbeteringen werden aangebracht aan de manchet ontwerp aan de faalwijzen voordoen tijdens de eerste dierproeven aan te pakken. Deze modi en de bijbehorende verbeteringen:
Lead breuk: de leads referentie contacten werden waargenomen te vallen op het lassen plek. dit failuopnieuw werd toegeschreven aan onvoldoende trekontlasting op de plaats waar de leiding verlaat de elektrode. Dit probleem werd opgelost door het met een lengte van verwijzing draden binnen het elektrodelichaam voordat u afsluit.
Closing website Failure: Post-implant cuff opening werd waargenomen en toegeschreven aan de hechtdraad snijden door het silicone. Dit probleem werd opgelost door toevoeging van een wapeningsnet en met behulp zachter hechtmateriaal zoals zijde de manchet hechtdraad.
Bewegingsartefacten: Grote spontane artefacten (> 100 mV) werden ondervonden met het eerste ontwerp van de opname manchetten. Vergelijkbare artefacten werden eerder gerapporteerd 23, maar nog niet zijn aangepakt. Deze artefacten bleken tribo-elektrische ruis en werden toegeschreven aan het feit dat de twee ongelijke geleidende materialen lading langs de leiding en spanningspieken aan de mobiliteit van de geleidingsdraden kan genereren. Met name de siliconen tubing dat de draden en de draden contact 'isolatiemateriaal (polytetrafluorethyleen) verschillende affiniteiten lading, die ladingsoverdracht tussen hen en in de leidingen oorzaken "geleidende kern vormen pieken tijdens beweging van de leiding omsluit. De validatie van de aard van deze artefacten werd door reconstructie van de beweging van soortgelijke kabelconstructie in normale zoutoplossing pad en soortgelijke voorwerpen waargenomen. Om dit probleem op te lossen, moet het isolatiemateriaal lading affiniteit vergelijkbaar met die van de omsluitende buismateriaal hebben.
Elektrode Shielding: A afschermlaag (goud metaalfolie) werd ook toegevoegd aan de buitenvlakken van de manchet bijkomende vermindering EMG 28 verschaffen. De folie zorgt voor een lage impedantie pad langs de elektrode lichaam dat stoorstromen afkomstig is van buiten de manchet overbrugt.
Verbindingsfout: Waargenomen werd dat de transcutane verbinding door de huidwas niet betrouwbaar en veroorzaakte discontinuïteit met maximaal 2 van de 16 contacten (rode plot in figuur 5C). Daarom moet de verbinding met de opname-inrichting worden verbeterd om de algemene interface van betrouwbaarheid te vergroten.
De elektroden gemaakt met dit protocol werden geïmplanteerd in honden. Sommige van de materialen in deze elektrode (bijvoorbeeld soldeertin, transparanten) nog niet goedgekeurd voor menselijk gebruik. De keuze van het materiaal dat de structuur van de elektrode worden bij sommige FDA inrichtingen voor langdurige implantaten (bijvoorbeeld silicone, PEEK, platina / iridium vel) goedgekeurd. Daarom is het vertalen van het proces in de menselijke applicatie vereist slechts een zorgvuldige selectie van de tooling materialen en de fabricage onder de juiste clean room omstandigheden.
Drie belangrijke alternatieve benaderingen zijn onderzocht om MultiContact zenuw cuff elektroden die randapparatuur, kan hervormen producerenral zenuwen. Allereerst is er de hot-mes techniek 13. Het is aangetoond dat een kosteneffectieve benadering om betrouwbaar vervaardigen boetes hoge contactdichtheid en hoge precisie plaatsing contact (238 ± 9 pm contactafstand) zijn. De manchetten die door deze werkwijze zijn stijf en de totale mechanische eigenschappen al niet geschikt voor langdurige implantatie. De tweede benadering is laser patronen 24. Nd: YAG laser zijn gebruikt om de contacten door het creëren van patronen in meerdere lagen platina gesputterd PDMS vormen. Hoewel deze benadering is zeer reproduceerbaar en op hoge precisie kenmerken (30 pm), het apparaat dat nodig is zeer gespecialiseerd en lange termijn biocompatibiliteit van de elektroden is niet onderzocht. De derde benadering is met de hand vervaardigde contacten serie gemaakt van platina platen of sferen op siliconen rubber 25, 26 vast.
Deze benadering vereist geen dure apparatuur en toepassingenuiterst biocompatibele materialen. De belangrijkste nadelen van deze aanpak zijn de hoge tolerantie (> 0,5 mm) en de grote afhankelijkheid van menselijke fouten. Het fabricageproces beschreven in dit protocol levert nauwkeurige plaatsing van de contacten en zeer reproduceerbaar door de vooraf bepaalde geometrie van de inrichting frame. De afstand tussen het midden contacten werd gemeten op 0,51 ± 0,04 mm (n = 70) en de afmetingen van de contacten bepaald door de tolerantie van de laser cutting machine.
De boetes vervaardigd met deze werkwijze kunnen met de geschikte algoritme om de locatie van de bundels in de zenuw detecteren en de fasciculair signalen in vrijelijk bewegende dieren herstellen zonder een kooi van Faraday en SNR van 5,10 ± 0,81 dB. Dit ontwerp is geschikt voor zenuwstimulatie en kunnen worden gebruikt voor selectieve stimulatie gebruik tripolaire manchet configuratie met minimale artefacten 29. Deze fabricagetechniek ook deflexibiliteit om verschillende manchetten voor bepaalde toepassingen zoals monopolaire stimulatie en zenuwen snelheid opname produceren.
Monopolaire ontwerp kan worden uitgevoerd door het verwijderen van de vier referentie-contacten terwijl het centrum contacten. De resulterende manchet kan dan korter en kan verder worden gemodificeerd door routing alle kabels om af te sluiten aan één zijde (een siliconenslang paar in plaats van twee). De snelheid registratie-elektrode kan worden geïmplementeerd door het vervangen van het referentie-elektroden met vier extra contact serie frames en vervolgens aanbrengen van de draden van de extra contactpunten in het elektrodelichaam naar de tegenoverliggende uitgangsplaats.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
De auteurs verklaren dat ze geen concurrerende financiële belangen. De in dit handschrift vermelde leveranciers zijn uitsluitend bedoeld ter referentie.
Acknowledgments
Dit werk werd gesponsord door het Defense Advanced Research Projects Agency (DARPA) MTO onder auspiciën van Dr. Jack Judy en Dr. Doug Weber door de Ruimte en Naval Warfare Systems Center, Pacific Grant / Contract No.N66001-12-C-4173 . We willen graag Thomas Eggers voor zijn hulp bij het fabricageproces en Ronald Triolo, Matthew Schiefer, Lee Fisher en Max Freeburg bedanken voor hun bijdrage aan de ontwikkeling van de samengestelde zenuw manchet 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).
