Artykuł metodologiczny

Wytwarzanie elektrod nerwowych o płaskim interfejsie o dużej gęstości kontaktowej do zastosowań związanych z rejestracją i stymulacją

DOI:

10.3791/54388

⸱

4 października 2016

 ,  ,  ,  , 
1Neural Engineering Center, Case Western Reserve University, 2Advanced Platform Technology Center, U.S. Department of Veterans Affairs, 3Jordan University of Science and Technology

W tym artykule

Podsumowanie

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Ten artykuł zawiera szczegółowy opis procesu produkcji płaskiej elektrody nerwowej o wysokiej gęstości kontaktu (FINE). Elektroda ta jest zoptymalizowana pod kątem selektywnego rejestrowania i stymulowania aktywności neuronalnej w nerwach obwodowych.

Streszczenie

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Podjęto wiele prób wyprodukowania wielokontaktowych elektrod do mankietów nerwowych, które są bezpieczne, wytrzymałe i niezawodne dla długoterminowych zastosowań neuroprotetycznych. Protokół ten opisuje technikę wytwarzania zmodyfikowanej cylindrycznej elektrody mankietu nerwowego w celu spełnienia tych kryteriów. Minimalne umiejętności w zakresie projektowania i produkcji wspomaganej komputerowo (CAD i CAM) są niezbędne do konsekwentnego wytwarzania mankietów z wysoką precyzją (rozstaw styków 0,51 ± 0,04 mm) i różnymi rozmiarami mankietów. Precyzja w przestrzennym rozkładzie styków i zdolność do zachowania predefiniowanej geometrii osiągnięta dzięki tej konstrukcji to dwa kryteria niezbędne do optymalizacji interfejsu mankietu pod kątem selektywnego nagrywania i stymulacji. Prezentowana konstrukcja maksymalizuje również elastyczność w kierunku wzdłużnym przy zachowaniu wystarczającej sztywności w kierunku poprzecznym, aby przekształcić kształt nerwu poprzez zastosowanie materiałów o różnej elastyczności. Zaobserwowano, że rozszerzenie pola przekroju poprzecznego mankietu w wyniku zwiększenia ciśnienia wewnątrz mankietu wynosi 25% przy 67 mm Hg. Ten test pokazuje elastyczność mankietu i jego reakcję na obrzęk nerwów po implantacji. Stabilność interfejsu styków i jakość nagrywania badano również za pomocą wskaźników impedancji styków i stosunku sygnału do szumu z przewlekle wszczepionego mankietu (7,5 miesiąca) i zaobserwowano, że wynoszą one odpowiednio 2,55 ± 0,25 kΩ i 5,10 ± 0,81 dB.

Wprowadzenie

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Interfejs z obwodowym układem nerwowym (PNS) zapewnia dostęp do wysoce przetworzonych sygnałów poleceń neuronowych, które podróżują do różnych struktur w ciele. Sygnały te są generowane przez aksony zamknięte w pęczkach i otoczone ściśle połączonymi komórkami krocza. Na wielkość mierzalnych potencjałów wynikających z aktywności neuronalnej wpływa impedancja różnych warstw w nerwie, takich jak wysoce oporna warstwa krocza, która otacza pęczki. W związku z tym zbadano dwa podejścia do interfejsu w zależności od miejsca zapisu w odniesieniu do warstwy krocza, a mianowicie podejścia wewnątrzpęczkowe i zewnątrzpęczkowe. Dostęp wewnątrzpęczkowy polega na umieszczeniu elektrod wewnątrz pęczków. Przykładami takich podejść są macierz Utah17, podłużna elektroda wewnątrzpęczkowa (LIFE)18 i poprzeczna wewnątrzpęczkowa elektroda wielokanałowa (TIME)32. Techniki te mogą rejestrować selektywnie z nerwu, ale nie wykazano, aby niezawodnie zachowywały funkcjonalność przez długi czas in vivo, prawdopodobnie ze względu na rozmiar i podatność elektrody12.

Podejścia pozapęczkowe umieszczają kontakty wokół nerwu. Elektrody mankietowe stosowane w tych podejściach nie zagrażają kroczu ani epineurium i wykazano, że są zarówno bezpiecznym, jak i solidnym sposobem rejestracji z obwodowego układu nerwowego12. Jednak podejścia pozapęczkowe nie mają możliwości pomiaru aktywności pojedynczej jednostki - w porównaniu z konstrukcjami wewnątrzpęczkowymi. Zastosowania neuroprotetyczne, które wykorzystują elektrody mankietu nerwowego, obejmują aktywację kończyny dolnej, pęcherza moczowego, przepony, leczenie przewlekłego bólu, blokadę przewodnictwa nerwowego, czuciowe sprzężenie zwrotne i rejestrację elektroneurogramów1. Potencjalne zastosowania łączących się nerwów obwodowych obejmują przywracanie ruchu ofiarom paraliżu za pomocą funkcjonalnej stymulacji elektrycznej, rejestrowanie aktywności neuronów ruchowych z nerwów resztkowych w celu kontrolowania zasilanych protez kończyn u osób po amputacji oraz łączenie się z autonomicznym układem nerwowym w celu dostarczania leków bioelektronicznych20.

Projektową implementacją elektrody mankietowej jest elektroda nerwowa o płaskim interfejsie (FINE)21. Ta konstrukcja przekształca nerw w płaski przekrój o większym obwodzie w porównaniu z okrągłym kształtem. Zaletami tej konstrukcji są zwiększona liczba kontaktów, które można umieścić na nerwie, oraz bliskie sąsiedztwo kontaktów z przegrupowanymi pęczkami wewnętrznymi w celu selektywnego zapisu i stymulacji. Co więcej, nerwy kończyn górnych i dolnych u dużych zwierząt i ludzi mogą przybierać różne kształty, a zmiany kształtu generowane przez FINE nie zniekształcają naturalnej geometrii nerwu. Ostatnie badania wykazały, że FINE jest w stanie przywrócić czucie w kończynie górnej16 i przywrócić ruch w kończynie dolnej22 za pomocą funkcjonalnej stymulacji elektrycznej u ludzi.

Podstawowa struktura elektrody mankietowej polega na umieszczeniu kilku metalowych styków na powierzchni segmentu nerwowego, a następnie izolowaniu tych styków wraz z segmentem nerwowym w obrębie nieprzewodzącego mankietu. Aby osiągnąć tę podstawową strukturę, w poprzednich badaniach zaproponowano kilka projektów, w tym:

(1) Metalowe styki osadzone w siatce dakronowej. Siatka jest następnie owijana wokół nerwu, a uzyskany kształt mankietu jest zgodny z geometrią nerwu4, 5.

(2) Konstrukcje z dzielonymi cylindrami, które wykorzystują wstępnie ukształtowane sztywne i nieprzewodzące cylindry do mocowania styków wokół nerwu. Segment nerwowy, który otrzymuje ten mankiet, jest przekształcany w wewnętrzną geometrię mankietu 6-8.

(3) Konstrukcje samozwijające, w których styki są zamknięte między dwiema warstwami izolacji. Warstwa wewnętrzna jest stapiana podczas rozciągania z zewnętrzną warstwą nierozciągniętą. Przy różnych naturalnych długościach spoczynkowych dla dwóch połączonych warstw powoduje, że końcowa struktura tworzy elastyczną spiralę, która owija się wokół nerwu. Materiałem używanym do produkcji tych warstw był zazwyczaj polietylen9, poliimid10 i kauczuk silikonowy1.

(4) Nieizolowane segmenty przewodów doprowadzających umieszczone przy nerwie, które służą jako styki elektrod. Przewody te są wplecione w rurki silikonowe11 lub uformowane w silikonowych cylindrachzagnieżdżonych 12. Podobną zasadę zastosowano do konstruowania FINE poprzez układanie i łączenie izolowanych drutów w celu utworzenia układu, a następnie otwór w izolacji jest wykonywany przez odizolowanie małego segmentu przez środek tych połączonych drutów13. Projekty te zakładają okrągły przekrój nerwu i są zgodne z tą założoną geometrią nerwu.

(5) Elastyczne elektrody na bazie poliimidu33 ze stykami utworzonymi przez mikroobróbkę struktury poliimidu, a następnie integrowane z rozciągniętymi arkuszami silikonu w celu utworzenia samozwijających się mankietów. Ten projekt zakłada również okrągły przekrój nerwu.

Elektrody mankietu powinny być elastyczne i samodoborowe, aby uniknąć rozciągania i uciskania nerwu, co może spowodować uszkodzenie nerwu3. Niektóre ze znanych mechanizmów, za pomocą których elektrody mankietu mogą wywoływać te efekty, to przenoszenie sił z sąsiednich mięśni do mankietu, a tym samym do nerwu, niedopasowanie między właściwościami mechanicznymi mankietu i nerwu oraz nadmierne napięcie w przewodach mankietu. Te kwestie bezpieczeństwa prowadzą do określonego zestawu ograniczeń projektowych dotyczących elastyczności mechanicznej, konfiguracji geometrycznej i rozmiaru1. Kryteria te są szczególnie trudne w przypadku dużej liczby kontaktów FINE, ponieważ mankiet musi być jednocześnie sztywny w kierunku poprzecznym, aby zmienić kształt nerwu i elastyczny w kierunku wzdłużnym, aby zapobiec uszkodzeniom, a także pomieścić wiele kontaktów. Samokalibrujące się konstrukcje spiralne mogą pomieścić mankiet14 z wieloma kontaktami, ale powstały mankiet jest nieco sztywny. Elastyczna konstrukcja z poliimidu może pomieścić dużą liczbę kontaktów, ale jest podatna na rozwarstwianie. Konstrukcja układu drutów13 wytwarza FINE o płaskim przekroju, ale aby zachować tę geometrię, druty są łączone ze sobą na całej długości mankietu, tworząc sztywne powierzchnie i ostre krawędzie, co sprawia, że nie nadają się do długoterminowych implantów.

Technika produkcji opisana w tym artykule wytwarza FINE o wysokiej gęstości kontaktu z elastyczną strukturą, która może być wykonana ręcznie z niezmiennie wysoką precyzją. Wykorzystuje sztywny polimer (polieteroeteroketon (PEEK)), aby umożliwić precyzyjne umieszczenie styków. Segment PEEK utrzymuje płaski przekrój poprzeczny w środku elektrody, pozostając elastycznym w kierunku podłużnym wzdłuż nerwu. Taka konstrukcja minimalizuje również całkowitą grubość i sztywność mankietu, ponieważ korpus elektrody nie musi być sztywny, aby spłaszczyć nerw lub zabezpieczyć styki.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Protokół

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

1. Przygotowanie komponentów elektrody

  1. Zbierz cztery elementy elektrody, które wymagają precyzyjnego cięcia (użyto cięcia laserowego, zapoznaj się z listą materiałów) przed procesem produkcyjnym. Te składniki to (Rysunek 1):
    Ramka układu styków: Ta ramka jest wykonana z arkusza polieteroeteroketonu (PEEK) o grubości 125 μm. Obejmuje całą szerokość mankietu i utrzymuje środkowe styki oraz ma krawędzie w kształcie serpentyny (ryc. 1B). Środkowe styki są owinięte kanałami prowadzącymi; W związku z tym odsłonięta szerokość styków jest ograniczona szerokością kanałów, a odstępy są określane przez odstępy między kanałami.
    Środkowe paski styków: Środkowe styki są tworzone przez owinięcie tych pasków wokół ramki układu styków (Rysunek 1B). Wytnij paski z arkusza Platinum/10% Iridium na szerokość kanałów prowadzących i dodaj dodatkową długość, aby umożliwić ich pełne złożenie wokół ramy. Zgrzewać punktowo przewód styku pod kątem 0º z główną osią taśmy.
    Kontakty referencyjne: Potrzebne są cztery referencje. Długi wymiar tych styków jest nieco krótszy niż szerokość mankietu, aby w pełni pomieścić je wewnątrz mankietu. Zgrzewać punktowo każdy styk odniesienia z przewodem pod kątem 90º z główną osią styku.
    Przekładki PEEK: Przekładki służą do tworzenia cieńszego obszaru na elektrodzie, aby umożliwić zginanie i zamykanie (Rysunek 1C). Wszystkie przekładki są wykonane z PEEK (można użyć innego materiału) i przycięte na długość elektrody. Szerokość środkowej przestrzeni jest równa wysokości elektrody.

2. Przygotowanie tablicy kontaktów

  1. Elementy wykonane w kroku 1 należy oczyścić przez sonikację w etanolu przez 2 minuty przy 40 kHz i temperaturze pokojowej, a następnie 2 minuty w destylowanej wodzie dejonizowanej przy tych samych parametrach sonikacji. Pozostaw do wyschnięcia.
  2. Sprawdź wzrokowo styki pod kątem wszelkich wad, takich jak pozostałości po cięciu laserowym lub deformacje powierzchni.
  3. Umieść styki jeden po drugim pod mikroskopem z miejscem spawania skierowanym do góry. Przytrzymaj kontakt z pęsetą na około 1/3 długości, zaczynając od wolnego końca. Podnieś smycz pod kątem 45º, trzymając kontakt, aby wykonać pierwsze zgięcie.
  4. Umieść wstępnie wygięty styk pod ramą szyku ze spoiną skierowaną do góry. Przytrzymaj ramę pęsetą i podnieś smycz pod kątem 45º, aby wykonać drugie zgięcie. Kontynuując przytrzymywanie ramy, chwyć wolny koniec styku pęsetą i zegnij pod kątem 180º (złóż w kierunku środkowej linii ramy).
  5. Wyprostuj i pociągnij styk w kierunku operatora, a następnie zegnij pod kątem 180º (złóż do linii środkowej). Punkt zgrzewania punktowego powinien być teraz zamknięty pomiędzy dwoma wygiętymi końcami.
  6. Powtórz kroki 2.3 - 2.5 dla pozostałych styków. Zrób tak mocno, jak to możliwe. Naprzemiennie przewody kontaktowe po obu stronach ramy macierzy.

3. Przewodnik po układzie mankietu

  1. Utwórz schemat 2D mankietu w pozycji płaskiej otwartej.
    UWAGA: Użyj dowolnego oprogramowania CAD, aby utworzyć diagram w rzeczywistej skali. Ten schemat określi wymiary elektrody i miejsce umieszczenia różnych elementów elektrody.
  2. Wydrukuj diagram 2D na zwykłym papierze drukarskim w skali za pomocą zwykłej maszyny drukarskiej, a następnie wytnij kwadratowy kawałek o wymiarach 5 cm na 5 cm z rysunkiem znajdującym się pośrodku.
  3. Wytnij skalpelem kwadratowy kawałek arkusza przezroczystości termicznej o wymiarach 5 cm na 5 cm (T1).
  4. Umieść przezroczysty element T1 na papierze diagramowym, a następnie umieść obie warstwy na płycie podstawy schematem skierowanym do góry. Przyklej je do płyty podstawy za pomocą taśmy klejącej.

4. Warstwa bazowa elektrody i rozmieszczenie styków referencyjnych

  1. Wytnij skalpelem arkusz silikonu o wymiarach 5 cm na 5 cm (S1), a następnie umieść go na warstwie przezroczystej. Zacznij od upuszczenia jednego rogu, a następnie powoli opuść resztę arkusza, aby uniknąć uwięzienia pęcherzyków powietrza między arkuszami T1 i S1 (Rysunek 2A).
  2. Wymieszaj około 2 g nieutwardzonego silikonu zgodnie z zaleceniami w karcie katalogowej producenta. Rygorystycznie wymieszaj obie części razem ze wysterylizowanym drewnianym patyczkiem do mieszania. Umieść mieszankę w komorze próżniowej na 3 minuty. Cyklicznie włączaj próżnię, aby wyeliminować pęcherzyki, gdy unoszą się na powierzchnię. Rozgrzej piekarnik izotemperaturowy do 130 ºC.
    Uwaga: Rękawice lateksowe mogą hamować proces utwardzania silikonu. Rękawice lateksowe zawierają również siarkę, która może pozostawiać zanieczyszczenia na powierzchniach roboczych. Zamiast tego zaleca się stosowanie rękawic nitrylowych.
  3. Za pomocą szpikulca dentystycznego nałóż cienką linię nieutwardzonego silikonu wzdłuż środka segmentów dystansowych, w miejscu, w którym znajdują się one na schemacie prowadzącym.
  4. Umieść przekładki w wyznaczonych miejscach, a następnie dociśnij je do arkusza silikonu S1.
  5. Częściowo utwardź silikon w piekarniku izotemperaturowym przez 30 minut, pozwól mu ostygnąć przez 10 minut.
  6. Umieść kontakty referencyjne w wyznaczonych obszarach. Upewnij się, że punkty spawania są skierowane do góry, a przewody kontaktowe są poprowadzone w kierunku linii środkowej mankietu, aby wyjść na drugim końcu. Po upewnieniu się, że ustawienie jest prawidłowe, dociśnij styki do warstwy silikonu S1. Umieść nieutwardzony silikon w otworach przelotowych.
  7. Zaklej przewody taśmą, a następnie całkowicie utwardź silikon w temperaturze 130 ºC przez 90 minut lub przez noc w temperaturze pokojowej (rysunek 2B).

5. Umieszczenie centralnej tablicy kontaktów

  1. Wytnij skalpelem przezroczysty kawałek o wymiarach 1,5 cm na 5 cm za pomocą skalpela (T2). Przyklej przewody odniesienia z dala od środkowego obszaru, aby zapobiec ich przebieganiu pod układem styków podczas następnego kroku.
  2. Umieść tablice styków w dedykowanym miejscu stroną z przewodami skierowanymi do góry. Zdeponuj nieutwardzony silikon, aby przymocować matrycę na miejscu.
  3. Umieść kawałek z 5.1 (T2) w poprzek linii środkowej elektrody i nad matrycami, aby je przytrzymać, a następnie przyklej końce, dociskając matryce. Ręcznie wyrównaj tablicę z dedykowaną pozycją. Przyklej przewody na zewnątrz obwodu mankietu.
  4. Umieść małą listwę mocującą w poprzek środka elektrody i nad przezroczystym segmentem T2. Zaciśnij go do płyty podstawy z umiarkowanym naciskiem, aby docisnąć środkowe styki do podstawowej warstwy silikonu S1.
  5. Całkowicie utwardź silikon przez 90 minut w temperaturze 130 ºC lub przez noc w temperaturze pokojowej.

6. Osadzanie komponentów elektrody

  1. Zdejmij małą listwę mocującą i delikatnie wyjmij przezroczysty arkusz T2, aby odsłonić środkowe układy styków. Usuń wszystkie taśmy, które przytrzymują przewody zarówno dla odniesień, jak i środkowych styków (Rysunek 2C).
  2. Wytnij skalpelem kwadratowy kawałek przezroczystego arkusza na tę samą szerokość elektrody i 5 cm długości (T3), a następnie wytnij kwadratowy kawałek arkusza silikonu, aby pokryć całą powierzchnię elektrody (S2).
  3. Połóż arkusz silikonowy (S2) na wierzchu przezroczystego elementu (T3) i rozciągnij go, aby usunąć wszelkie fale lub nierówności oraz wyeliminować uwięzienie pęcherzyków powietrza między nimi.
  4. Wytnij cztery kawałki silikonowej rurki; każdy o długości 5 cm. Umieść je w miejscu wyjścia przewodów, jak przyporządkowano na schemacie prowadzącym. Pozostaw 2 mm odstępu między krawędzią elektrody a krawędziami rurek. Przytrzymując każdą parę rurek pęsetą, przyklej rurki taśmą, zaczynając od 1 mm od końca rurki. Powtórz dla drugiej pary.
  5. Ułóż i wyprowadź środkowe styki i odniesienia w wiązki, a następnie przeprowadź je przez odpowiednią rurkę w pobliżu miejsc wyjścia. Powtórz tę czynność dla pozostałych trzech probówek. (Rysunek 2D).
  6. Umieść dużą ilość nieutwardzonego silikonu na całym korpusie elektrody.
    UWAGA: Na tym etapie należy unikać tworzenia się pęcherzyków powietrza, powoli wylewając nieutwardzony silikon z próżniowego pojemnika do mieszania lub wstrzykując go za pomocą strzykawki.
  7. Umieść strukturę z 6.3 na wierzchu osadzonego nieutwardzonego silikonu arkuszem silikonowym S2 skierowanym w dół. Dopasuj przezroczysty element T3 do elektrody, trzymając przylegający do niego arkusz silikonowy S2.
  8. Przyklej taśmą przezroczysty element T3, a następnie dociśnij, aby usunąć wszelkie uwięzione pęcherzyki powietrza. Umieść dużą listwę mocującą w poprzek środka elektrody i nad przezroczystym segmentem T3. Następnie zaciśnij go do płyty podstawy z umiarkowanym naciskiem. Całkowicie utwardź silikon przez 90 minut w temperaturze 130 ºC lub przez noc w temperaturze pokojowej.

7. Rozmieszczenie warstwy ekranującej (zalecane do nagrywania mankietów)

  1. Zdejmij dużą listwę mocującą i rozwarstwij przezroczysty element (T3) za pomocą pęsety. Umieść arkusz ekranujący na środku każdej powierzchni elektrody i lekko dociśnij, aby wcisnąć je w elektrodę. Umieść nieutwardzony silikon w otworach przelotowych.
  2. Częściowo utwardź silikon przez 30 minut w temperaturze 130 ºC, a następnie pozwól mu całkowicie ostygnąć do temperatury pokojowej. Umieść taśmę samoprzylepną na zewnętrznych końcach elektrody i na kołnierzach zamykających, aby zapobiec dodawaniu dodatkowego nieutwardzonego silikonu do tych segmentów.
  3. Powtórz kroki od 6.6 do 6.8.

8. Wycinanie gotowej elektrody

  1. Odklej i odetnij nadmiar silikonu na wierzchu taśmy samoprzylepnej dodanej w kroku 7.2 za pomocą ostrza skalpela, a następnie ostrożnie usuń taśmę samoprzylepną.
  2. Wytnij okna przez silikon, aby odsłonić segmenty dystansowe przez warstwę S2. Wyciągnij osadzone segmenty dystansowe za pomocą pęsety. Ten krok pozostawi puste przestrzenie i utworzy elastyczny pojedynczy arkusz silikonu w tych obszarach (pierwotnie S1).
  3. Oderwij nadmiar silikonu od taśm samoprzylepnych pokrywających silikonowe rurki, a następnie przetnij go ostrzem skalpela, aby wyrównać rurki z korpusem elektrody.
  4. Wytnij na obwodzie elektrody aż do płyty podstawy.
  5. Wytnij trójkąt między każdą parą rurek całkowicie przez płytę podstawy, a po zewnętrznej stronie postępuj zgodnie ze schematem prowadzącym, aby ukształtować miejsca wyjścia przewodów. Usuń cały materiał silikonowy, który został oderwany od korpusu elektrody podczas ostatnich kroków.

9. Odsłanianie kontaktów i warstw ekranujących

  1. Wytnij okna przez warstwę silikonu S2, która zakrywa warstwę ekranującą. Wsuń polipropylenowy materiał szewny między podstawę elektrody (warstwa S1) a przezroczystą warstwę T1 na płycie podstawy, aby rozwarstwić gotową elektrodę mankietu.
  2. Odwróć elektrodę tak, aby środkowe styki i warstwa silikonu S1 były skierowane do góry, a następnie odsłoń je, wycinając okienka przez podstawową warstwę silikonu S1. Powtórzyć te czynności dla zewnętrznych styków odniesienia, odsłaniając segmenty o szerokości 1 mm wzdłuż środka styków. Upewnij się, że stabilizujące otwory przepustowe po bokach styków odniesienia są całkowicie osadzone w korpusie elektrody.

10. złącza do przewodów

  1. Nałóż substancję lutowniczą osobno na przewody i na styki łączące, a następnie podgrzej i połącz obie części razem za pomocą lutownicy.
    Uwaga: Przewody ołowiane DFT składają się ze srebrnego rdzenia otoczonego zewnętrzną warstwą wykonaną ze stopu na bazie niklu i kobaltu MP35N. Osadzanie substancji lutowniczej na tych drutach wymaga użycia specjalnego topnika, aby umożliwić przyleganie do drutu (patrz Lista materiałów).

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Wyniki

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Rejestrowanie aktywności neuronalnej zostało wykonane za pomocą dostosowanego przedwzmacniacza przy użyciu super-β wzmacniacza oprzyrządowania wejściowego (pasmo 700 Hz - 7 kHz i całkowite wzmocnienie 2,000). Przykład wyprodukowanej elektrody FINE z przedstawionym protokołem pokazano na rysunku 3. Wszczepienie FINE wokół nerwu odbywa się poprzez zszycie ze sobą dwóch wolnych krawędzi. Demonstracja elastyczności mankietu (ryc. 3B) wskazuje, że mankiet spłaszcza nerw, zachowując elastyczno...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Dyskusja

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Metoda produkcji opisana w tym artykule wymaga zręcznych i precyzyjnych ruchów, aby zapewnić jakość końcowego mankietu. Styki rejestrujące muszą być umieszczone dokładnie pośrodku dwóch elektrod odniesienia. Wykazano, że takie umiejscowienie znacznie zmniejsza zakłócenia spowodowane aktywnością elektryczną otaczających mięśni27. Jakakolwiek nierównowaga we względnym położeniu styku podczas wytwarzania może pogorszyć odrzucanie sygnałów zakłócających w trybie wspólnym generowanych na zewnątrz mankietu. Jednak p...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Oświadczenia

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Autorzy oświadczają, że nie mają konkurencyjnych interesów finansowych. Dostawcy wymienieni w tym manuskrypcie mają charakter wyłącznie informacyjny.

Podziękowania

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Ta praca była sponsorowana przez Agencję Zaawansowanych Projektów Badawczych w Obszarze Obronności (DARPA) MTO pod auspicjami dr Jacka Judy'ego i dr Douga Webera za pośrednictwem Centrum Systemów Wojny Kosmicznej i Morskiej, Pacific Grant/Contract No.N66001-12-C-4173. Chcielibyśmy podziękować Thomasowi Eggersowi za jego pomoc w procesie produkcji oraz Ronaldowi Triolo, Matthew Schieferowi, Lee Fisherowi i Maxowi Freeburgowi za ich wkład w rozwój kompozytowego mankietu nerwowego.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Folia Platynowo-IrydowaAlfa Aesar4180290% Platyna Iryd 
Przewody DFTFort Wayne Metals35N LT-DFT-28%Ag
Złącze ołowioweOmnetics Connector CorporationMCS-27-SS
Arkusz silikonowySpeciality Silicon Fabricator0,005 "x 12" x 12 " Arkusz silikonowyo wysokiej twardości, wulkanizowany 
Arkusz polieteroeteroketonu (PEEK)Peek-Optima0,005 arkusz LT3
poliestrowa siatka stabilizującaSiatka chirurgicznaPETKM2002
Rurki silikonowe (0,04 "ID 0,085" OD)Przemysł Silcon Medical/NewAge.
Zewnętrzna warstwa ekranującaAlfa Aesar, A Johnson MattheyMFCD00003436 (11391)Złota folia, grubość 0,004"
Arkusz przezroczystościAPOLLOAPOCG7060
Ultradźwiękowy środek do czyszczenia kąpieliTerra Universal2603-00A-220
Standardowy piec laboratoryjny IsotempFisher Scientific13247637G
Mikroskop optycznyPęseta Fisher Scientific15-000-101
Technik18049USA (2A-SA)
Rękojeści ostrzy chirurgicznychAspen Surgical Products371031
Rama podstawy McMaster-Carr9785K411
Belka nośnaMcMaster-Carr9524K359
Dwuczęściowy silikonNusilMED 4765
Topnik lutowniczyProdukty lutowniczeFLS71
Taśma3M Healthcare1535-0 (SKUMMM15350H)Papierowa, hipoalergiczna taśma chirurgiczna
Zgrzewarka punktowaUnitekZasilacz 125 z głowicą
Platforma do cięcia laserowegoUniwersalne systemy laserowePLS6.150DLaser o mocy 150 watów
2810458spawalniczą 101F

Bibliografia

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. Naples, G. G., et al. A spiral nerve cuff electrode for peripheral nerve stimulation. Biomed Eng, IEEE Tran. 10, 905-916 (1988).
  2. 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).
  3. 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).
  4. Avery, R. E., Wepsic, J. S. Implantable nerve stimulation electrode. U.S. Patent. , 3,774,618 (1973).
  5. Avery, R. E., Wepsic, J. S. Implantable electrodes for the stimulation of the sciatic nerve. U.S. Patent. , 3,738,368 (1973).
  6. Hagfors, N. R. Implantable electrode. U.S. Patent. , 3,654,933 (1972).
  7. Haugland, M. A flexible method for fabrication of nerve cuff electrodes. Eng Med Bio Soc. 1, 359-360 (1996).
  8. Stein, R. B., et al. Stable long-term recordings from cat peripheral nerves. Brain Res. 128, 21-38 (1977).
  9. Julien, C., Rossignol, S. Electroneurographic recordings with polymer cuff electrodes in paralyzed cats. J N Sci Meth. 5, 267-272 (1982).
  10. 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).
  11. 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).
  12. 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).
  13. Wodlinger, B. Extracting Command Signals from Peripheral Nerve Recordings. , Case Western Reserve University. Ph.D. Thesis (2011).
  14. 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).
  15. 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).
  16. Tan, D. W., et al. A neural interface provides long-term stable natural touch perception. S T Med. 6, (2014).
  17. 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).
  18. 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).
  19. Kozai, T. D., et al. Ultrasmall implantable composite microelectrodes with bioactive surfaces for chronic neural interfaces. N Mat. 11, 1065-1073 (2012).
  20. Sinha, G. Charged by GSK investment, battery of electroceuticals advance. Nat Med. 19, 654-654 (2013).
  21. 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).
  22. Schiefer, M. A., et al. Selective stimulation of the human femoral nerve with a flat interface nerve electrode. J N Eng. 7, 026006(2010).
  23. 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).
  24. Schuettler, M., et al. Fabrication of implantable microelectrode arrays by laser cutting of silicone rubber and platinum foil. J N Eng. 2, 121(2005).
  25. Pudenz, R. H., Bullara, L. A., Talalla, A. Electrical stimulation of the brain. I. Electrodes and electrode arrays. S Neur. 4, 37-42 (1975).
  26. Craggs, M. D. The cortical control of limb prostheses. , U of Lon. PhD Thesis 21-27 (1974).
  27. 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).
  28. Sadeghlo, B., Yoo, P. B. Enhanced electrode design for peripheral nerve recording. N Eng, Int IEEE/EMBS Conf. , 1453-1456 (2013).
  29. 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).
  30. 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).
  31. Ogata, K., Naito, M. Blood flow of peripheral nerve effects of dissection, stretching and compression. J Hand Sur. 11, 10-14 (1986).
  32. 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).
  33. Stieglitz, T., Schuettler, M., Meyer, J. U., Micromachined, polyimide-based devices for flexible neural interfaces. Bio Med Micro Dev. 2, 283-294 (2000).

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Przedruki i uprawnienia

Poproś o pozwolenie na ponowne wykorzystanie tekstu lub ilustracji tego artykułu JoVE

Poproś o pozwolenie

Tagi

Elektrody opaskowe do nerw wp aska konstrukcja interfejsuwytwarzanie CADci cie laseroweformowanie silikonoweprecyzja rozmieszczenia styk wchroniczne testy implant wstosunek sygna u do szumupomiar impedancji styk wzastosowania w neuroprotezach

Powiązane artykuły