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Bioengineering

L'interfaccia nervosa periferica rigenerativa della cuffia muscolare per l'amplificazione dei segnali nervosi periferici intatti

Published: January 13, 2022 doi: 10.3791/63222
Automatic Translation
1, 1, 1, 1, 1,2, 1,2
1Department of Surgery, Section of Plastic Surgery, The University of Michigan Health System, 2Department of Biomedical Engineering, The University of Michigan, Ann Arbor

Summary

Questo manoscritto fornisce un metodo innovativo per lo sviluppo di un'interfaccia biologica dei nervi periferici denominata Muscle Cuff Regenerative Peripheral Nerve Interface (MC-RPNI). Questo costrutto chirurgico può amplificare i segnali efferenti motori del nervo periferico associato per facilitare il rilevamento accurato dell'intento motorio e il potenziale controllo dei dispositivi esoscheletrici.

Abstract

Gli esoscheletri robotici hanno recentemente guadagnato consensi nel campo della medicina riabilitativa come modalità promettente per il ripristino funzionale per quegli individui con debolezza delle estremità. Tuttavia, il loro uso rimane in gran parte limitato agli istituti di ricerca, spesso operando come mezzo di supporto statico degli arti poiché i metodi di rilevamento motorio rimangono inaffidabili. Le interfacce nervose periferiche sono sorte come una potenziale soluzione a questa carenza; Tuttavia, a causa delle loro ampiezze intrinsecamente piccole, questi segnali possono essere difficili da distinguere dal rumore di fondo, riducendo la loro precisione complessiva di rilevamento del motore. Poiché le interfacce attuali si basano su materiali abiotici, la rottura intrinseca del materiale può verificarsi insieme alla reazione del tessuto corporeo estraneo nel tempo, influenzando ulteriormente la loro accuratezza. La Muscle Cuff Regenerative Peripheral Nerve Interface (MC-RPNI) è stata progettata per superare queste complicazioni note. Costituito da un segmento di innesto muscolare libero fissato circonferenzialmente a un nervo periferico intatto, il costrutto si rigenera e viene reinnervato dal nervo contenuto nel tempo. Nei ratti, questo costrutto ha dimostrato la capacità di amplificare i potenziali d'azione efferenti motori di un nervo periferico fino a 100 volte il valore normale attraverso la generazione di potenziali d'azione muscolari composti (CMAP). Questa amplificazione del segnale facilita il rilevamento ad alta precisione dell'intento del motore, consentendo potenzialmente un utilizzo affidabile dei dispositivi esoscheletrici.

Introduction

Solo negli Stati Uniti, circa 130 milioni di persone sono affette da disturbi neuromuscolari e muscoloscheletrici, con un conseguente impatto economico annuale di oltre 800 miliardi di dollari 1,2. Questo gruppo di disturbi è tipicamente secondario alla patologia all'interno del sistema nervoso, alla giunzione neuromuscolare o all'interno del muscolo stesso3. Nonostante la varietà di origini patologiche, la maggioranza condivide un certo grado di debolezza delle estremità 1,3. Sfortunatamente, questa debolezza è spesso permanente date le limitazioni nella rigenerazione del tessuto neurale e muscolare, specialmente nel contesto di gravi traumi 4,5,6.

Gli algoritmi di trattamento della debolezza degli arti si sono classicamente concentrati su misure riabilitative e di supporto, spesso basandosi sullo sfruttamento delle capacità degli arti rimasti intatti (bastoni, sedie a rotelle, ecc.) 7. Questa strategia non è sufficiente, tuttavia, per coloro la cui debolezza non è limitata a una singola estremità. Con le recenti innovazioni nelle tecnologie robotiche, sono stati sviluppati dispositivi esoscheletri avanzati che ripristinano la funzionalità degli arti a coloro che vivono con debolezza delle estremità 8,9,10,11,12,13. Questi esoscheletri robotici sono spesso dispositivi indossabili alimentati che possono aiutare con l'avvio e la cessazione del movimento o il mantenimento della posizione degli arti, fornendo una quantità variabile di forza che può essere adattata individualmente per l'utente 8,9,10,11,12,13 . Questi dispositivi sono classificati come passivi o attivi a seconda di come forniscono assistenza motoria all'utente: i dispositivi attivi contengono attuatori elettrici che aumentano la potenza all'utente, mentre i dispositivi passivi immagazzinano energia dai movimenti dell'utente per rilasciarla all'utente quando necessario14. Poiché i dispositivi attivi hanno la capacità di aumentare le capacità di alimentazione di un utente, questi dispositivi sono utilizzati molto più frequentemente in contesti di debolezza delle estremità[14].

Al fine di determinare l'intento motorio in questa popolazione, gli esoscheletri moderni si basano comunemente su algoritmi di riconoscimento dei pattern generati dall'elettromiografia (EMG) dei muscoli distali degli arti 8,15,16,17 o dall'elettroencefalografia di superficie (sEEG) del cervello18,19,20 . Nonostante la promessa di queste modalità di rilevamento, entrambe le opzioni hanno limitazioni significative che precludono l'utilizzo diffuso di questi dispositivi. Poiché sEEG rileva segnali a livello di microvolt transcranicamente18,19,20, le critiche si concentrano spesso sull'incapacità di differenziare questi segnali dal rumore di fondo 21. Quando il rumore di fondo è simile al segnale di registrazione desiderato, questo produce bassi rapporti segnale-rumore (SNR), con conseguente rilevamento e classificazione del motore imprecisi22,23. Il rilevamento accurato del segnale si basa inoltre sul contatto del cuoio capelluto stabile e a bassa impedenza21, che può essere significativamente influenzato dalla presenza di capelli grossolani / spessi, dall'attività dell'utente e persino dalla sudorazione22,24. Al contrario, i segnali EMG sono di diverse grandezze più grandi in ampiezza, facilitando una maggiore precisione di rilevamento del segnale del motore15,18,25. Ciò ha un costo, tuttavia, in quanto i muscoli vicini possono contaminare il segnale, diminuendo i gradi di libertà che possono essere controllati dal dispositivo 16,17,25 e l'incapacità di rilevare il movimento muscolare profondo25,26,27,28. Ancora più importante, l'EMG non può essere utilizzato come metodo di controllo quando vi è una significativa compromissione muscolare e completa assenza di tessuto29.

Al fine di far progredire lo sviluppo di esoscheletri robotici, è necessario un rilevamento coerente e accurato dell'intento motorio dell'utente previsto. Le interfacce che utilizzano il sistema nervoso periferico sono sorte come una tecnica di interfaccia promettente, dato il loro accesso relativamente semplice e la selettività funzionale. Gli attuali metodi di interfacciamento dei nervi periferici possono essere invasivi o non invasivi e tipicamente rientrano in una delle tre categorie: elettrodi extraneurali 30,31,32,33, elettrodi intrafascicolari 34,35,36 ed elettrodi penetranti37,38,39,40 . Poiché i segnali nervosi periferici sono generalmente al livello dei microvolt, può essere difficile differenziare questi segnali dal rumore di fondo di ampiezza simile41,42, il che riduce le capacità complessive di precisione di rilevamento del motore dell'interfaccia. Questi bassi rapporti segnale-rumore (SNR) spesso peggiorano nel tempo secondariamente al peggioramento dell'impedenza dell'elettrodo 43 prodotto dalla degradazione del dispositivo39,43, o dalla reazione locale del corpo estraneo che produce tessuto cicatriziale intorno al dispositivo e/o degenerazione assonale locale37,44. Sebbene queste carenze possano generalmente essere risolte con il reintervento e l'impianto di una nuova interfaccia nervosa periferica, questa non è una soluzione praticabile a lungo termine poiché continuerebbero a verificarsi reazioni associate a corpi estranei.

Per evitare queste reazioni tissutali locali generate dall'interazione dei nervi periferici con le interfacce abiotiche, è necessaria un'interfaccia che incorpori una componente biologica. Per ovviare a questa carenza, è stata sviluppata la Regenerative Peripheral Nerve Interface (RPNI) per integrare i nervi periferici transettati negli arti residui di quelli con amputazioni con dispositivi protesici45,46,47,48. La fabbricazione dell'RPNI comporta l'impianto chirurgico di un nervo periferico transettato in un segmento di innesto muscolare libero autologo, con rivascolarizzazione, rigenerazione e reinnervazione che si verificano nel tempo. Attraverso la generazione di potenziali d'azione muscolari composti a livello di milli-volt (CMAP), l'RPNI è in grado di amplificare il segnale di livello micro-volt del nervo contenuto di diverse grandezze, facilitando il rilevamento accurato dell'intento motorio45,48,49. C'è stato un notevole sviluppo dell'RPNI negli ultimi dieci anni, con notevole successo nell'amplificazione e trasmissione di segnali nervosi motori efferenti in entrambi gli studi sugli animali50,51 e umani47, facilitando il controllo del dispositivo protesico ad alta precisione con più gradi di libertà.

Gli individui con debolezza delle estremità ma nervi periferici intatti trarrebbero beneficio allo stesso modo dal rilevamento ad alta precisione dell'intento motorio attraverso interfacce nervose periferiche al fine di controllare i dispositivi esoscheletrici. Poiché l'RPNI è stato sviluppato per l'integrazione con i nervi periferici transettati, come nelle persone con amputazioni, sono state necessarie modifiche chirurgiche. Basandosi sull'esperienza con l'RPNI, è stata sviluppata la Muscle Cuff Regenerative Peripheral Nerve Interface (MC-RPNI). Costituito da un segmento simile di innesto muscolare libero come nell'RPNI, è invece fissato circonferenzialmente a un nervo periferico intatto (Figura 1). Nel corso del tempo, si rigenera e si ritrova attraverso la germinazione assonale collaterale, amplificando e traslando questi segnali nervosi motori efferenti in segnali EMG che sono diversi ordini di grandezza più grandi52. Poiché l'MC-RPNI è di origine biologica, evita l'inevitabile reazione del corpo estraneo che si verifica con le interfacce nervose periferiche attualmente in uso52. Inoltre, l'MC-RPNI conferisce la capacità di controllare più gradi di libertà contemporaneamente in quanto possono essere posizionati su nervi sezionati distalmente ai singoli muscoli senza un significativo cross-talk, come è stato precedentemente dimostrato negli RPNI49. Infine, l'MC-RPNI può operare indipendentemente dalla funzione muscolare distale in quanto è posizionato sul nervo prossimale. Dati i suoi vantaggi rispetto alle attuali interfacce nervose periferiche, l'MC-RPNI è molto promettente per fornire un metodo sicuro, accurato e affidabile di controllo dell'esoscheletro.

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Protocol

Tutte le procedure e gli esperimenti sugli animali sono stati condotti con l'approvazione dell'Institutional Care and Use of Animals Committee (IACUC) dell'Università del Michigan. I ratti maschi e femmine di Fischer F344 e Lewis (~200-300 g) a 3-6 mesi di età sono più frequentemente utilizzati negli esperimenti, ma qualsiasi ceppo può teoricamente essere utilizzato. Se si utilizzano ratti donatori invece di innesti muscolari autologhi, i ratti donatori devono essere isogeni al ceppo sperimentale. Ai ratti è consentito il libero accesso al cibo e all'acqua sia prima che dopo l'intervento. Dopo le valutazioni degli endpoint terminali, l'eutanasia viene eseguita in anestesia profonda con iniezione intracardiaca di cloruro di potassio seguita da un metodo secondario di pneumotorace bilaterale.

1. Preparazione sperimentale del ratto

  1. Anestetizzare il ratto sperimentale utilizzando una soluzione di isoflurano al 5% in ossigeno a 0,8-1,0 L/min in una camera di induzione. Una volta ottenuta un'adeguata anestesia e confermata con l'assenza di riflesso corneale, posizionare il ratto su un cono nasale di rebreather con isoflurano abbassato a 1,75%-2,25% per il mantenimento dell'anestesia.
  2. Iniettare una soluzione di 0,02-0,03 mL di Carprofen (50 mg/ml) in 0,2 mL di soluzione salina sterile con ago da 27 G nel piano sottocutaneo tra le scapole per l'analgesia peri- e post-operatoria.
  3. Applicare un unguento oculare sterile su entrambi gli occhi per prevenire le ulcere corneali durante l'anestetizzazione.
  4. Usando un rasoio elettrico, radere la porzione laterale degli arti inferiori bilaterali, che si estende dall'articolazione dell'anca, sopra la coscia e alla superficie dorsale della zampa.
  5. Sterilizzare il sito chirurgico strofinando prima con un tampone di preparazione dell'alcool, seguito dall'applicazione della soluzione di povidone-iodio, terminando con una pulizia finale con un nuovo tampone di preparazione dell'alcol per rimuovere la soluzione residua di povidone-iodio. Ripeti questo processo di pulizia alternato tre volte per mantenere la sterilità.
    NOTA: Questo può essere un irritante dermatologico; Assicurarsi che la maggior parte della soluzione venga rimossa.

2. Preparazione dell'innesto muscolare

  1. Posizionare il ratto su una piastra riscaldante sotto un microscopio chirurgico con una sonda intraorale della temperatura corporea di scelta per il monitoraggio della temperatura corporea. Mantenere l'isoflurano all'1,75%-2,25% e l'ossigeno a 0,8-1,0 L/min.
  2. Fare un'incisione longitudinale lungo l'aspetto anteriore dell'arto posteriore donatore desiderato che si estende da appena sopra la caviglia a appena sotto il ginocchio con un bisturi # 15.
  3. Sezionare attraverso il tessuto sottocutaneo sottostante usando forbici dell'iride affilate per esporre la muscolatura sottostante e i tendini distali appena prossimali all'articolazione della caviglia. Tibiale anteriore (TA) è il più grande e il più anteriore dei muscoli; il muscolo estensore digitorum longus (EDL) può essere trovato solo in profondità e posteriore a questo muscolo. Isolare il muscolo EDL e il suo tendine distale dalla muscolatura circostante.
  4. Garantire l'isolamento del tendine corretto inserendo entrambi i denti di una pinza o di una forbice dell'iride sotto il tendine distale appena prossimale all'articolazione della caviglia. Esercitare una pressione verso l'alto sul tendine aprendo la pinza o le forbici dell'iride. Questo movimento dovrebbe produrre un'estensione simultanea di tutte le dita dei piedi contemporaneamente. Se si verifica dorsiflessione isolata della caviglia, eversione della caviglia o dorsiflessione a dito singolo, è stato isolato il tendine sbagliato.
  5. Eseguire una tenotomia distale del muscolo EDL a livello della caviglia con forbici affilate dell'iride e sezionare il muscolo libero dai tessuti circostanti lavorando prossimalmente verso la sua origine tendinea.
  6. Una volta visualizzato il tendine prossimale, eseguire una tenotomia prossimale utilizzando forbici affilate dell'iride per liberare l'innesto.
  7. Tagliare entrambe le estremità tendinee dell'innesto muscolare e tagliare alla lunghezza desiderata con forbici per iride affilate.
    NOTA: Gli innesti di 8-13 mm sono stati utilizzati con successo; tuttavia, la lunghezza più comune utilizzata è di 10 mm.
  8. Su un lato dell'innesto muscolare, praticare un'incisione longitudinale lungo l'intera lunghezza tagliata per facilitare il posizionamento del nervo all'interno dell'innesto muscolare e fornire il contatto del nervo con l'endomisio.
  9. Posizionare l'innesto muscolare preparato in una garza inumidita con soluzione salina per prevenire l'essiccazione dei tessuti.
  10. Chiudere la pelle sovrastante il sito donatore con una sutura cromica 4-0 in modo corrente.

3. Isolamento e preparazione del nervo peroneo comune

  1. Segna l'incisione chirurgica, che si estenderà da una linea ~ 5 mm dalla tacca sciatica, estendendosi fino a poco inferiore all'articolazione del ginocchio. Assicurarsi che questa marcatura sia inferiore e angolata lontano dal femore che può essere palpato sotto.
  2. Incidere attraverso la pelle e i tessuti sottocutanei lungo la linea di incisione marcata con una lama #15. Incidere con cura attraverso la fascia femorale del bicipite sottostante, facendo attenzione a non estendersi attraverso l'intera profondità del muscolo poiché il nervo sciatico si trova appena sotto.
  3. Utilizzando piccole forbici a punta smussata o un emostato, sezionare attentamente attraverso il muscolo bicipite femorale.
    NOTA: Il nervo sciatico viaggia in questo spazio sottostante i bicipiti, orientato approssimativamente nella stessa direzione dell'incisione segnata sulla pelle. Ci sono tre rami notevoli del nervo sciatico: surale (il più posteriore e il più piccolo dei nervi), tibiale (tipicamente più anteriore, ma questo nervo si tuffa sempre in profondità fino all'articolazione del ginocchio) e peroneo comune (tipicamente situato tra tibiale e surale, viaggia sempre sopra l'articolazione del ginocchio).
  4. Identificare il nervo peroneale comune (CP) e isolarlo attentamente dai nervi circostanti usando un paio di micro-forcipi e micro-forbici. Rimuovere qualsiasi tessuto connettivo circostante dai 2 cm centrali del nervo. Fare attenzione a non schiacciare il nervo CP con una pinza in questo processo, poiché la lesione da schiacciamento può alterare i risultati dell'endpoint.
  5. Sulla porzione più centrale del nervo CP liberato, eseguire una finestra epineuriale rimuovendo il 25% dell'epineurio lungo la lunghezza del nervo che corrisponde alla lunghezza desiderata dell'innesto muscolare.
  6. Per eseguire questo tenere l'epineurium prossimale con micro-forcipe, tagliare nell'epineurio immediatamente sottostante con micro-forbici di dissezione e rimuovere ~ 25% dell'epineurio che viaggia distalmente lungo il nervo. Fare attenzione a rimuovere questo segmento in un unico pezzo, poiché più tentativi possono causare la rimozione irregolare dell'epineuriale, aumentando il rischio di lesioni nervose.
    NOTA: Il tessuto nervoso sottostante l'epineurio avrà una consistenza simile a un goo; Notare questa qualità del nervo assicura che il piano tissutale corretto sia stato rimosso.

4. Fabbricazione del costrutto MC-RPNI

  1. Rimuovere l'innesto muscolare dalla garza inumidita dalla soluzione salina e posizionarlo sotto la porzione centrale del nervo CP dove è stata creata la finestra epineuriale. Ruotare il nervo di 180° in modo che la sezione della finestra epineuriale contatti il muscolo intatto e non sia alla base dell'eventuale linea di sutura.
  2. Usando un 8-0 sutura in nylon, sutura l'epineurio del nervo CP sia prossimalmente che distalmente all'innesto muscolare all'interno del solco creato nel passaggio 2.8 utilizzando semplici suture interrotte per fissare l'epineurio all'endomisio.
    NOTA: Posizionare questi punti, assicurandosi che il muscolo sia alla normale lunghezza di riposo. Allungare o comprimere troppo il muscolo può influire sulla rigenerazione e sulle capacità di segnalazione in seguito.
  3. Avvolgere circonferenzialmente i bordi dell'innesto muscolare che circonda il nervo ora assicurato e la sutura in posizione utilizzando un semplice 8-0 interrotto punti di nylon (~4-6 a seconda della lunghezza).
  4. Una volta raggiunta l'emostasi, chiudere la fascia femorale del bicipite sopra il costrutto con sutura cromica 5-0 in modo da corsa.
  5. Chiudi la pelle sovrastante in modo da correre con una sutura cromica 4-0.
  6. Pulire l'area chirurgica con un tampone per la preparazione dell'alcol e applicare un unguento antibiotico.
  7. Terminare l'anestetico inalatorio e mettere il ratto in una gabbia pulita isolata dai compagni di gabbia e lasciare recuperare con cibo e acqua ad lib.
  8. Una volta che il ratto si è adeguatamente ripreso, rimetterlo con i compagni di gabbia in una gabbia pulita.
    NOTA: Questi costrutti richiedono una maturazione di almeno tre mesi per produrre un'adeguata amplificazione del segnale nervoso.

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Representative Results

La fabbricazione chirurgica MC-RPNI è considerata un fallimento perioperatorio se i ratti non sopravvivono all'emergenza dall'anestesia chirurgica o sviluppano un'infezione entro una settimana dall'operazione. Ricerche precedenti hanno indicato che un periodo di maturazione di 3 mesi si tradurrà in un'amplificazione del segnale affidabile da questo costrutto42,45,48,49. In quel momento o successivamente, può verificarsi l'esposizione chirurgica dei costrutti e la valutazione. Se la fabbricazione di MC-RPNI ha avuto successo, il muscolo rivascolarizzato dovrebbe essere facilmente visibile nel sito di impianto originale di MC-RPNI (Figura 2B). Gli MC-RPNI di successo si contrarranno inoltre dopo la stimolazione nervosa prossimale (Video 1). A volte, possono essere presenti cicatrici significative e innesti muscolari atrofici (Figura 2C), indicando un fallimento della rivascolarizzazione / rigenerazione tipicamente secondario a un innesto troppo grande, manipolazione impropria o lesione tissutale perioperatoria. Questi innesti atrofici hanno comunemente un certo grado di contrazione sulla stimolazione del nervo prossimale, ma producono un'amplificazione del segnale inferiore. Nel complesso, è considerato un fallimento di fabbricazione se, dopo l'esposizione, l'MC-RPNI viene trovato staccato dal nervo o non ha contrazione sulla stimolazione del nervo prossimale.

L'analisi istologica di questi costrutti dovrebbe dimostrare tessuto nervoso e muscolare vitale senza fibrosi o cicatrici significative (Figura 3). L'immunoistochimica può anche essere eseguita per confermare la presenza di giunzioni neuromuscolari innervate con neurofilamento come marcatore nervoso generale in combinazione con alfa-bungarotossina come marker per i recettori postsinaptici dell'acetilcolina (Figura 4). Se il nervo impiantato bersaglio non riesce a innervare la componente muscolare dell'MC-RPNI, l'immunocolorazione non dimostrerebbe alcun germoglio di nervo motore collaterale che attraversa il costrutto, né alcuna giunzione neuromuscolare innervata.

I test elettrofisiologici possono essere eseguiti su questi costrutti in qualsiasi momento dopo la maturazione, con risultati pubblicati che dimostrano segnali stabili specificamente nel MC-RPNI a 3 mesi52 e fino a 3 anni in RPNI in soggetti umani47. Gli schemi dei test elettrofisiologici possono variare a seconda dell'area di interesse e delle attrezzature disponibili (Figura 5), ma le valutazioni sono più comunemente eseguite con la fornitura di stimolazione massima al nervo prossimale con un elettrodo a gancio seguito da una registrazione dei potenziali d'azione muscolari composti (CMAP) generati al MC-RPNI (Tabella 1 ). Gli elettrodi di registrazione possono variare in base alle preferenze dell'utente, ma il cerotto epimisiale / pad, la sonda bipolare epimisiale e gli elettrodi bipolari penetranti sono stati utilizzati sperimentalmente con successo. L'ampiezza media del nervo composto (CNAP) registrata nel nervo CP dopo stimolazione nervosa più prossimale è stata di 119,47 μV ± 14,87 μV. L'ampiezza media del CMAP registrata all'MC-RPNI dopo stimolazione del nervo CP prossimale simile è stata di 3,28 mV ± 0,49 mV, con conseguente amplificazione del segnale nervoso da 11-87x, con un fattore di amplificazione medio complessivo di 31,8 ± 7,70. Queste forme d'onda CMAP generate sono simili nell'aspetto al muscolo nativo, sostenendo ulteriormente che sono state reinnervate dal loro nervo contenuto (Figura 6B).

Per garantire che la fabbricazione MC-RPNI non causi un impatto funzionale negativo, è possibile eseguire test elettrofisiologici e di forza muscolare sul muscolo innervato distale. La maggior parte dei test è stata eseguita sul muscolo EDL omolaterale in quanto è facilmente accessibile per il test ed è innervato dal nervo peroneo comune (l'EDL controlaterale viene raccolto per la fabbricazione MC-RPNI e quindi non valutato). I CMAP generati dal muscolo EDL fisiologico dopo stimolazione del nervo CP prossimale variano tipicamente da 20-30 mV52. Quando si esegue questo test su ratti con MC-RPNI impiantati, i CMAP EDL non sono significativamente diversi, con una media di 24,27 mV ± 1,34 mV. Inoltre, quando si confrontano le forme d'onda CMAP generate tra questi due gruppi, sono notevolmente simili (Figura 6C). Come misura aggiuntiva della funzione muscolare innervata distale, è possibile perseguire il test della forza muscolare del muscolo di interesse (Tabella 2). A seguito di stimolazione del nervo CP prossimale, la forza tetanica massima EDL media generata nei soggetti MC-RPNI è di 2451 mN ± 115 mN, simile alla forza media di 2497 mN ± 122 mN ottenuta dal muscolo EDL nei soggetti di controllo52.

Lo scopo generale dell'MC-RPNI è quello di amplificare il segnale a livello di microvolt del nervo contenuto di diverse grandezze, aumentando il rapporto SNR e facilitando così il rilevamento accurato dell'intento motorio. Questa amplificazione ha dimostrato di verificarsi in modo affidabile nell'intervallo di 10-20 volte 52, con esperimenti più recenti che hanno raggiunto fattori di amplificazione di oltre50 volte; Pertanto, se un costrutto non fornisce un livello simile di amplificazione, è considerato sub-ottimale. I risultati sub-ottimali possono tipicamente essere attribuiti a problemi a livello dell'innesto muscolare nell'MC-RPNI, poiché la rigenerazione incompleta e quindi la reinnervazione possono risultare in un CMAP inferiore allo standard, riducendo le capacità di amplificazione complessive del costrutto. La forma d'onda generata è tipicamente attenuata, con un aspetto notevolmente anomalo. Se l'innesto muscolare fallisce completamente, il segnale misurato alla componente muscolare può essere inesistente (secondario a tessuto cicatriziale significativo) o rispecchiare il CNAP generato nel nervo a monte.

Figure 1
Figura 1: Schema illustrativo dell'MC-RPNI. Il nervo periferico bersaglio può essere visto in giallo all'interno dell'innesto muscolare circostante. L'MC-RPNI è in grado di amplificare i potenziali d'azione efferenti motori del nervo contenuto a livello di microvolt attraverso la generazione di potenziali d'azione muscolari composti (CMAP) di diverse grandezze maggiori. Ciò facilita il rilevamento dell'intento del motore che è facilmente differenziabile dal rumore di fondo. Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.

Figure 2
Figura 2: MC-RPNI in vivo. L'MC-RPNI è fabbricato utilizzando un innesto muscolare autologo estensore digitorum longus (EDL) raccolto dall'arto controlaterale. Viene quindi fissato circonferenzialmente al nervo peroneo comune, con un esempio MC-RPNI delineato in bianco (A) al momento della fabbricazione iniziale. Questo stesso MC-RPNI è nuovamente illustrato in (B) al momento della valutazione dell'endpoint 3 mesi dopo. L'MC-RPNI ha una colorazione simile a quella del muscolo circostante e ha mantenuto una buona parte del volume. Un esempio di innesto muscolare atrofico è mostrato in (C). L'MC-RPNI ha un aspetto simile alla cicatrice circostante e al tessuto connettivo e ha perso un volume considerevole. Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.

Figure 3
Figura 3: Istologia MC-RPNI. (A) H&E di una sezione trasversale MC-RPNI con M che indica la componente muscolare e N, il nervo. (B) Sezione trasversale del muscolo EDL distalmente innervato omolaterale in un ratto con MC-RPNI. (C) Sezione trasversale del muscolo EDL in un ratto di controllo senza MC-RPNI. Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.

Figure 4
Figura 4: Immunocolorazione dell'MC-RPNI. L'immagine in alto a sinistra mostra una sezione longitudinale di un campione MC-RPNI con nuclei notati in blu (DAPI) e tessuto nervoso in verde (neurofilamento). Un primo piano di un altro MC-RPNI è mostrato in basso a destra con più giunzioni neuromuscolari presenti (alfa-bungarotoxin in rosso per i recettori dell'acetilcolina). Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.

Figure 5
Figura 5: Impostazione della valutazione elettrofisiologica dell'endpoint. I test elettrofisiologici richiedono almeno tre elettrodi: (1) un elettrodo di messa a terra - non raffigurato; (2) un elettrodo bipolare che stimola il nervo; e (3) un elettrodo di registrazione bipolare. In questa configurazione, un elettrodo a gancio stimolante bipolare può essere visto in bianco a destra dell'immagine posta sul nervo peroneo comune. L'elettrodo della sonda bipolare di registrazione è posizionato sull'MC-RPNI distale. I segnali vengono quindi registrati dall'MC-RPNI dopo la stimolazione del nervo prossimale all'elettrodo a gancio fino al raggiungimento dei CMAP massimi. Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.

Figure 6
Figura 6: Forme d'onda elettrofisiologiche standard. Questi grafici rappresentano le forme d'onda tipiche catturate durante l'analisi elettrofisiologica di un ratto con un MC-RPNI impiantato dopo stimolazione del nervo CP prossimale. (A) In blu, è raffigurato un CNAP (*) registrato dal nervo CP prossimale all'MC-RPNI. L'artefatto di sistema è indicato con un (**). (B) Il CMAP rappresentativo registrato dall'MC-RPNI in seguito al CNAP generato in (A). (C) La forma d'onda CMAP risultante registrata dal muscolo EDL distalmente innervato omolaterale. Fare clic qui per visualizzare una versione ingrandita di questa figura.

ID ratto Peso ratto (g) Ampiezza CNAP nervosa (μV) Ampiezza MC-RPNI CMAP (MV) Fattore di amplificazione del segnale nervoso Latenza (ms)
1 421 123.3 1.4 11.35 0.8
2 368 65.6 1.6 24.39 1.05
3 390 110.7 4.5 40.65 1.45
4 482 217.2 3.61 16.62 0.95
5 417 144.6 1.39 9.61 0.9
6 417 156.1 3.4 21.78 0.95
7 381 82 7.2 87.8 0.9
8 393 87.9 2.3 26.17 1.15
9 378 87.8 4.2 47.84 1
10 459 n/d 5.3 n/d 1.55
11 380 n/d 2.1 n/d 0.75
12 415 n/d 2.4 n/d 1

Tabella 1: Analisi elettrofisiologica degli MC-RPNI. Una selezione di risultati ottenuti da ratti sottoposti ad analisi endpoint a 3 (ratti 1-9) e 6 (ratti 10-12) mesi dopo la fabbricazione. A seguito della stimolazione del nervo peroneo comune prossimale (CP), i potenziali d'azione nervosi composti (CNAP) sono stati registrati nel nervo CP a valle e i potenziali d'azione muscolare composti (CMAP) sono stati registrati nel MC-RPNI a valle. Il fattore di amplificazione per ogni test può essere visto nella colonna a destra. Nota: per i ratti 10-12, il CNAP prossimale all'MC-RPNI non è stato misurato a causa delle limitazioni anatomiche derivanti dalla fabbricazione dell'MC-RPNI troppo vicino al decollo del nervo CP dal nervo sciatico. L'ampiezza media CNAP registrata è stata di 119,47 μV ± 14,87 μV mentre l'ampiezza media CMAP è stata di 3,28 mV ± 0,49 mV, producendo un fattore di amplificazione medio di 31,8 ± 7,70.

ID ratto Contrazione massima (mN) V Tetania massimale (mN) V Hz Lo (mm)
1 927.13 3 2668.29 3 80 30.64
2 768.22 3.5 2677.85 3.5 80 31.15
3 646.99 3 2164.84 3 80 28.36
4 863.62 3.5 3109.67 3.5 150 31.07
5 774.48 1.5 2723.24 2 80 28.83
6 558.19 4 1930.22 4 120 29.46
7 753.97 1 2605.64 1 100 31.13
8 768.38 2 2897.08 2 100 31.86
9 559.9 1.5 1984.17 1.5 100 31.11
10 600.6 5.5 2416.09 5.5 80 32.51
11 770.27 5.5 2496.89 5.5 80 31.89
12 672.22 2.5 1740.04 2.5 50 31.34

Tabella 2: Analisi della forza muscolare di ratti con MC-RPNI impiantati. Il test della forza muscolare è stato condotto sul muscolo estensore digitorum longus (EDL) omolaterale per determinare se l'MC-RPNI avesse un impatto sulla funzione muscolare innervata distale. Dopo la stimolazione del nervo CP prossimale, sono stati registrati tracciati di forza e la forza attiva è stata calcolata rilevante per il test di interesse. Lo è stato definito come la lunghezza ottimale di riposo muscolare che ha prodotto la forza massima. La forza di contrazione massima media registrata da ratti con MC-RPNI impiantati è stata di 722,0 mN ± 32,11 mN e la forza tetanica massima media registrata è stata di 2451 mN ± 115 mN, simile ai valori ottenuti da animali di controllo (contrazione massima: 822,2 mN ± 41,11 mN; tetania massima: 2497 mN ± 122 mN).

Video 1: Contrazione di MC-RPNI dopo stimolazione elettrica del nervo prossimale. Dopo la stimolazione elettrica del nervo prossimale fornita dall'elettrodo a gancio a destra, la contrazione muscolare visibile dell'MC-RPNI può essere vista al centro. Clicca qui per scaricare questo video.

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Discussion

L'MC-RPNI è un nuovo costrutto che consente l'amplificazione dei potenziali d'azione efferenti di un nervo motore periferico intatto al fine di controllare accuratamente un dispositivo esoscheletro. In particolare, l'MC-RPNI conferisce un particolare beneficio a quegli individui con debolezza degli arti causata da una significativa malattia muscolare e / o assenza di muscoli in cui i segnali EMG non possono essere registrati. Ridurre la funzione muscolare già compromessa sarebbe devastante in questa popolazione; tuttavia, l'MC-RPNI ha la capacità di fornire questa amplificazione del segnale nervoso senza danneggiare il muscolo distalmente innervato52 (Tabella 1 e Tabella 2). In quegli individui con malattia muscolare o del motoneurone inferiore, i nervi sensoriali periferici non sono in genere influenzati dal processo patologico53. Poiché la sensazione viene preservata, è imperativo mantenere il nervo in continuità ed evitare lesioni, e l'MC-RPNI sembra evitare qualsiasi danno ai bersagli innervati distalmente nel loro complesso sulla base dell'istologia (Figura 3), dell'immunoistochimica (Figura 4) e della valutazione della funzione muscolare (Tabella 2).

L'MC-RPNI si basa sul concetto di germinazione assonale collaterale del nervo periferico contenuto, un concetto prontamente dimostrato sia nella ricerca precedente52 che nella ben descritta tecnica chirurgica della neurorrafia end-to-side54,55. Per garantire un'adeguata reinnervazione dell'innesto muscolare durante la fabbricazione di MC-RPNI ed evitare un impatto negativo sui bersagli innervati distale, è indispensabile una gestione meticolosa del nervo. Durante la dissezione del nervo, il trauma può essere evitato solo attraverso la manipolazione concisa dell'epineurio o del tessuto connettivo. Tuttavia, il potenziale di lesioni nervose nella fabbricazione MC-RPNI è il più alto durante la fase della finestra epineuriale. Per evitare una brusca transezione delle fibre nervose, si raccomanda di eseguire questo passaggio solo sotto un microscopio chirurgico ad alta potenza (almeno 5x) dopo diverse opportunità di pratica su ratti non sperimentali. Questo passaggio può richiedere diversi tentativi di padroneggiamento e non è consigliabile eseguire prima questo passaggio sui ratti destinati all'analisi sperimentale. Teoricamente, il neuroma in continuità è una complicanza che potrebbe verificarsi in seguito alla fabbricazione di MC-RPNI, specialmente in presenza di un trauma nervoso significativo. Tuttavia, questa complicazione non è stata riscontrata nel corso dei molti anni di sviluppo.

La maggior parte degli esperimenti condotti con MC-RPNI sono stati eseguiti sul nervo peroneo comune data la sua relativa facilità di accesso e la valutazione di bersagli innervati distale. Teoricamente, qualsiasi nervo periferico con una componente motoria potrebbe essere sostituito. Gli assoni sensoriali puri potrebbero essere utilizzati poiché il tessuto muscolare ha componenti sensoriali (fibre del fuso, organi tendinei del Golgi, ecc.), Ma questi esperimenti non sono stati condotti finora e i risultati sono difficili da prevedere. Per la componente dell'innesto muscolare dell'MC-RPNI, gli innesti vanno da 20 a 150 mg a seconda della lunghezza dell'innesto e dell'età del ratto, e qualsiasi innesto muscolare di dimensioni simili può essere utilizzato con successo. La rigenerazione dell'innesto muscolare si basa in parte sulla capacità di rivascolarizzazione e gli innesti grandi / spessi hanno maggiori probabilità di subire necrosi e fibrosi, influenzando la capacità di segnalazione complessiva56. La ricerca condotta specificamente sugli RPNI ha indicato il successo della rigenerazione muscolare e del mantenimento dell'amplificazione del segnale negli innesti fino a 300 mg56. Per quanto riguarda la razza di ratto, Lewis e Fischer sono raccomandati poiché la maggior parte degli altri ratti utilizzati per scopi sperimentali sono noti per automutilarsi secondariamente a lesioni nervose57,58.

Nel complesso, le attuali esperienze con la fabbricazione MC-RPNI hanno prodotto un tasso di guasto del <5%. I fallimenti costruttivi più comuni osservati sono tipicamente attribuiti al segmento dell'innesto muscolare, dopo di che sull'esposizione si nota che sono atrofici o spostati dal nervo. Gli MC-RPNI spostati di solito derivano da una sutura inadeguata al momento della fabbricazione, che porta all'"apertura" dell'innesto muscolare avvolto circonferenzialmente e all'eventuale estrusione parziale del nervo contenuto. Tuttavia, questi MC-RPNI di solito mantengono un certo grado (anche se ridotto) di capacità di amplificazione del segnale poiché una parte dell'innesto rimane ancora fissata al nervo. Gli MC-RPNI atrofici sono evidenti all'esposizione in quanto mancano del tipico aspetto del muscolo scheletrico, spesso indistinguibile dal tessuto cicatriziale con colorazione da rosa chiaro a grigio / bianco (Figura 2C). L'atrofia del tessuto muscolare può derivare da molti fattori, tra cui l'infezione, l'innesto muscolare troppo grande / spesso, l'anemia acuta da perdita di sangue, lesioni muscolari e / o nervose durante la fabbricazione, nonché il fallimento delle suture di fissaggio epineuriale che causano il pistone dell'innesto sul nervo, riducendo la rivascolarizzazione. Nei test elettrofisiologici, gli MC-RPNI atrofici producono tipicamente poca o nessuna amplificazione del segnale; se si utilizzano elettrodi ad alta sensibilità, le registrazioni del CNAP del nervo sottostante possono essere registrate attraverso il muscolo atrofico. Se si nota un'atrofia significativa in più soggetti sperimentali, si deve tornare al protocollo e determinare quali passaggi richiedono aggiustamenti. Naturalmente, se non vengono registrati segnali durante l'esecuzione delle valutazioni, è importante risolvere i problemi e non presumere che il costrutto sia un errore. La risoluzione dei problemi relativi alla configurazione del dispositivo è fondamentale, poiché la mancanza di segnali può essere secondaria a elettrodi danneggiati (impedenza consigliata <16 Ω), configurazione errata dell'elettrodo o persino stimolazione nervosa prossimale inadeguata (alcuni nervi richiedono una stimolazione elettrica di 0,5-5 mA per iniziare a produrre CMAP a valle MC-RPNI).

Gli attuali metodi di interfacciamento uomo-macchina per l'uso dell'esoscheletro in quelli con debolezza degli arti si basano tipicamente su registrazioni ottenute da nervi periferici o EMG dal tessuto muscolare. Come discusso in precedenza, l'MC-RPNI conferisce un beneficio significativo per quanto riguarda il controllo dell'esoscheletro per quegli individui con tessuto muscolare gravemente danneggiato o assente in cui le registrazioni EMG non sono possibili29. L'MC-RPNI offre anche un vantaggio rispetto alle attuali opzioni di interfacciamento dei nervi periferici, inclusi elettrodi extraneurali 30,31,32,33, elettrodi intrafascicolari 34,35,36 ed elettrodi penetranti37,38,39,40 . Poiché i segnali nervosi intrinseci sono comunemente a livello di microvolt, l'MC-RPNI ha la capacità di amplificare questi segnali nervosi oltre 30 volte, facilitando il rilevamento accurato dell'intento motorio dal rumore di fondo e consentendo così un controllo affidabile dell'esoscheletro. Con l'uso cronico, gli attuali metodi basati su elettrodi alla fine lottano per superare le complicazioni inerenti alla longevità del materiale in vivo e alla reazione del corpo estraneo, complicazioni che l'MC-RPNI è in grado di evitare data la sua origine biologica. Nel corso del tempo, queste reazioni da corpo estraneo provocano danni ai tessuti, formazione di tessuto cicatriziale ed eventuale demielinizzazione e degenerazione assonale. Gli esperimenti condotti fino a sei mesi non hanno rivelato alcuna evidenza di lesioni neuronali, cicatrici o fibrosi / degenerazione del tessuto muscolare distalmente innervato (Figura 3) e, in combinazione con la stabilità RPNI osservata in soggetti umani per un periodo di osservazione di tre anni47, è ragionevole concludere che gli MC-RPNI potrebbero interfacciarsi con successo con i nervi periferici sulla scala da anni a decenni.

L'MC-RPNI è destinato ad essere utilizzato per il controllo dell'esoscheletro in una varietà di patologie, comprese quelle che si verificano a livello del sistema nervoso e del muscolo stesso. Ad esempio, le patologie muscolari possono includere condizioni che vanno da traumi, distrofia muscolare, miopatie infiammatorie e miastenia grave. Nonostante il profondo danno muscolare e la debolezza che possono causare queste condizioni 1,2,3, la maggior parte ha motoneuroni inferiori funzionanti che faciliterebbero la reinnervazione MC-RPNI e il rilevamento dell'intento motorio. Per quelle condizioni che provocano malattie muscolari diffuse (distrofia muscolare, ecc.), è certamente possibile che la componente di innesto muscolare libero possa essere influenzata, limitando così il potenziale di amplificazione. Tuttavia, dato che il rilevamento anche di una singola unità motoria (10-400 μV)59 può fornire l'amplificazione dei segnali nervosi periferici, è ragionevole supporre che l'MC-RPNI contenga abbastanza unità motorie all'interno della sua area più piccola e definita per facilitare il controllo dell'esoscheletro in questa popolazione. Una limitazione significativa del costrutto, tuttavia, è in quelle patologie che si traducono in una significativa riduzione dei motoneuroni superiori e / o inferiori, come ictus, lesioni del midollo spinale, atrofia muscolare spinale (SMA) e sclerosi laterale amiotrofica (SLA). Senza un'adeguata popolazione di fibre nervose periferiche per reinnervare l'MC-RPNI, non può rigenerarsi e fornire amplificazione del segnale, portando al fallimento della costruzione. Sono in corso esperimenti per determinare la popolazione minima di fibre nervose periferiche funzionali richieste per un'adeguata funzione MC-RPNI.

Il predecessore di MC-RPNI, l'RPNI, ha mostrato un successo incommensurabile con un controllo accurato delle protesi motorizzate, in soggetti umani attraverso l'amplificazione e la registrazione dei segnali generati dai nervi periferici transettati. In particolare, è in grado di farlo sulla scala di mesi o anni senza reintervento o ricalibrazione del dispositivo protesico. Reclami comuni con gli attuali metodi di interfacciamento uomo-macchina per il centro di controllo dell'esoscheletro sulla contaminazione del segnale da cross-talk e la necessità di frequenti ricalibrazioni nei metodi basati su EMG26,27,28 e l'instabilità dell'interfaccia nervosa periferica nel tempo che richiede interventi chirurgici secondari37,39,44 . L'MC-RPNI, tuttavia, è in grado di evitare queste complicazioni data la sua composizione biologica e le sue capacità di posizionamento strategico. È imperativo stabilire una comprensione approfondita di questo costrutto al fine di aprire la strada all'uso in soggetti umani e all'eventuale utilizzo diffuso di dispositivi esoscheletri accurati e affidabili in coloro che vivono con debolezza degli arti.

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Disclosures

Gli autori non hanno rivelazioni.

Acknowledgments

Gli autori ringraziano Jana Moon per la sua esperta gestione di laboratorio e assistenza tecnica e Charles Hwang per la sua esperienza di imaging. Gli esperimenti in questo documento sono stati in parte finanziati attraverso sovvenzioni della Plastic Surgery Foundation a SS (3135146.4), nonché al National Institute of Child Health and Human Development con il numero di premio 1F32HD100286-01 a SS e all'Istituto nazionale di artrite e malattie muscoloscheletriche e della pelle del National Institutes of Health con il numero di premio P30 AR069620.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
#15 Scalpel Aspen Surgical, Inc Ref 371115 Rib-Back Carbon Steel Surgical Blades (#15)
2-N-thin film load cell (S100) Strain Measurement Devices, Inc SMD100-0002 Measures force generated by the attached muscle
4-0 Chromic Suture Ethicon SKU# 1654G P-3 Reverse Cutting Needle
5-0 Chromic Suture Ethicon SKU# 687G P-3 Reverse Cutting Needle
8-0 Monofilament Suture AROSurgical T06A08N14-13 Black polyamide monofilament suture on a threaded tapered needle
Experimental Rats Envigo F344-NH-sd Rats are Fischer F344 Strain
Fine Forceps - mirror finish Fine Science Tools 11413-11 Fine tipped forceps with mirror finish ideal for handling delicate structures like nerves
Fluriso (Isofluorane) VetOne 13985-528-40 Inhalational Anesthetic
Force Measurement Jig Red Rock n/a Custom designed force measurement jig that allows for immobilization of hindlimb to allow for accurate muscle force recording
MATLAB software Mathworks, Inc PR-MATLAB-MU-MW-707-NNU Calculates active force for each recorded force trace from passive and total force measurements
Nicolet Viasys EMG EP System Nicolet MFI-NCL-VIKING-SELECT-2CH-EMG Portable EMG and nerve signal recording system capable of simultaneous 2 channel recordings from nerve and/or muscle
Oxygen Cryogenic Gases UN1072 Standard medical grade oxygen canisters
Potassium Chloride APP Pharmaceuticals 63323-965-20 Injectable form, 2 mEq/mL
Povidone Iodine USP MediChoice 65517-0009-1 10% Topical Solution, can use one bottle for multiple surgical preps
Puralube Vet Opthalmic Ointment Dechra 17033-211-38 Corneal protective ointment for use during procedure
Rimadyl (Caprofen) Zoetis, Inc. NADA# 141-199 Injectable form, 50 mg/mL
Stereo Microscope Leica Model M60 User can adjust magnification to their preference
Surgical Instruments Fine Science Tools Various User can choose instruments according to personal preference or from what is currently available in their lab
Triple Antibiotic Ointment MediChoice 39892-0830-2 Ointment comes in sterile, disposable packets
Vannas Spring Scissors - 2mm cutting edge Fine Science Tools 15000-04 Curved micro-dissection scissors used to perform the epineurial window
VaporStick 3 Surgivet V7015 Anesthesia tower with space for isofluorane and oxygen canister
Webcol Alcohol Prep Coviden Ref 6818 Alcohol prep wipes; use a new wipe for each prep

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References

  1. Andersson, G. S. The burden of musculoskeletal diseases in the United States : prevalence, societal, and economic cost. American Academy of Orthopaedic Surgeons. , Rosemont, IL. (1942).
  2. Yelin, E. H., Weinstein, S., King, T. The burden of musculoskeletal diseases in the United States. Seminars in Arthritis and Rheumatism. 46 (3), 259-260 (2016).
  3. McDonald, C. M. Clinical Approach to the Diagnostic Evaluation of Hereditary and Acquired Neuromuscular Diseases. Physical Medicine and Rehabilitation Clinics of North America. 23 (3), 495-563 (2021).
  4. Sass, F. A., et al. Immunology Guides Skeletal Muscle Regeneration. International Journal of Molecular Sciences. 19 (3), 835 (2018).
  5. Bruggeman, K. F., et al. Harnessing stem cells and biomaterials to promote neural repair. British Journal of Pharmacology. 176 (3), 355-368 (2019).
  6. Vijayavenkataraman, S. Nerve guide conduits for peripheral nerve injury repair: A review on design, materials and fabrication methods. Acta Biomaterialia. 106, 54-69 (2020).
  7. O'Dell, M. W., Lin, C. C., Harrison, V. Stroke rehabilitation: strategies to enhance motor recovery. Annual Review of Medicine. 60, 55-68 (2009).
  8. Ambrosini, E., et al. The combined action of a passive exoskeleton and an EMG-controlled neuroprosthesis for upper limb stroke rehabilitation: First results of the RETRAINER project. International Conference on Rehabilitation Robotics (ICORR). , 56-61 (2017).
  9. Veerbeek, J. M., et al. Effects of robot-assisted therapy for the upper limb after stroke. Neurorehabilitation & Neural Repair. 31 (2), 107-121 (2017).
  10. Heo, P., et al. Current hand exoskeleton technologies for rehabilitation and assistive engineering. Journal of Precision Engineering and Manufacturing. 13 (5), 807-824 (2012).
  11. Kwakkel, G., Kollen, B. J., Krebs, H. I. Effects of robot-assisted therapy on upper limb recovery after stroke: A systematic review. Neurorehabilitation & Neural Repair. 22 (2), 111-121 (2007).
  12. Brewer, B. R., McDowell, S. K., Worthen-Chaudhari, L. C. Poststroke Upper Extremity Rehabilitation: A Review of Robotic Systems and Clinical Results. Topics in Stroke Rehabilitation. 14 (6), 22-44 (2007).
  13. Kalita, B., Narayan, J., Dwivedy, S. K. Development of active lower limb robotic-based orthosis and exoskeleton devices: A systematic review. International Journal of Social Robotics. 13, 775-793 (2021).
  14. Bosch, T., et al. The effects of a passive exoskeleton on muscle activity, discomfort and endurance time in forward bending work. Applied Ergonomics. 54, 212-217 (2016).
  15. Secciani, N., et al. A novel application of a surface ElectroMyoGraphy-based control strategy for a hand exoskeleton system: A single-case study. International Journal of Advanced Robotic Systems. 16 (1), 1729881419828197 (2019).
  16. Bützer, T., et al. PEXO - A pediatric whole hand exoskeleton for grasping assistance in task-oriented training. IEEE 16th International Conference on Rehabilitation Robotics (ICORR). , 108-114 (2019).
  17. Meeker, C., et al. EMG pattern classification to control a hand orthosis for functional grasp assistance after stroke. IEEE International Conference on Rehabilitation Robotics (ICORR). , 1203-1210 (2017).
  18. Witkowski, M., et al. Enhancing brain-machine interface (BMI) control of a hand exoskeleton using electrooculography (EOG). Journal of NeuroEngineering and Rehabilitation. 11 (1), 165 (2014).
  19. Cantillo-Negrete, J., et al. Motor imagery-based brain-computer interface coupled to a robotic hand orthosis aimed for neurorehabilitation of stroke patients. Journal of Healthcare Engineering. 2018, 1624637 (2018).
  20. Bhagat, N. A., et al. Design and optimization of an EEG-based brain machine interface (BMI) to an upper-limb exoskeleton for stroke survivors. Frontiers in Neuroscience. 10, 122 (2016).
  21. Habibzadeh Tonekabony Shad, E., Molinas, M., Ytterdal, T. Impedance and noise of passive and active dry EEG electrodes: A review. IEEE Sensors Journal. 20 (24), 14565-14577 (2020).
  22. Tariq, M., Trivailo, P. M., Simic, M. EEG-based BCI control schemes for lower-limb assistive-robots. Frontiers in Human Neuroscience. 12, 312-312 (2018).
  23. Gwin, J. T., Ferris, D. High-density EEG and independent component analysis mixture models distinguish knee contractions from ankle contractions. Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. 2011, 4195-4198 (2011).
  24. Tariq, M., Trivailo, P. M., Simic, M. Classification of left and right foot kinaesthetic motor imagery using common spatial pattern. Biomedical Physics & Engineering Express. 6 (1), 015008 (2019).
  25. Ryser, F., et al. Fully embedded myoelectric control for a wearable robotic hand orthosis. iInternational Conference on Rehabilitation Robotics (ICORR). , 615-621 (2017).
  26. Reeves, J., Starbuck, C., Nester, C. EMG gait data from indwelling electrodes is attenuated over time and changes independent of any experimental effect. Journal of Electromyography and Kinesiology. 54, 102461 (2020).
  27. Huang, J., et al. Control of upper-limb power-assist exoskeleton using a human-robot interface based on motion intention recognition. IEEE Transactions on Automation Science and Engineering. 12 (4), 1257-1270 (2015).
  28. Rodrigues, C., et al. Comparison of intramuscular and surface electromyography recordings towards the control of wearable robots for incomplete spinal cord injury rehabilitation. 2020 8th IEEE RAS/EMBS International Conference for Biomedical Robotics and Biomechatronics (BioRob). , 564-569 (2020).
  29. Rasool, G., et al. Spatial analysis of multichannel surface EMG in hemiplegic stroke. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering : A Publication of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. 25 (10), 1802-1811 (2017).
  30. Stieglitz, T., et al. Non-invasive measurement of torque development in the rat foot: measurement setup and results from stimulation of the sciatic nerve with polyimide-based cuff electrodes. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering. 11 (4), 427-437 (2003).
  31. Polasek, K. H., et al. Human nerve stimulation thresholds and selectivity using a multi-contact nerve cuff electrode. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering. 15 (1), 76-82 (2007).
  32. Kenney, L., et al. An implantable two channel drop foot stimulator: initial clinical results. Artificial Organs. 26 (3), 267-270 (2002).
  33. Ortiz-Catalan, M., et al. Patterned stimulation of peripheral nerves produces natural sensations with regards to location but not quality. IEEE Transactions on Medical Robotics and Bionics. 1 (3), 199-203 (2019).
  34. Boretius, T., et al. A transverse intrafascicular multichannel electrode (TIME) to interface with the peripheral nerve. Biosensors and Bioelectronics. 26 (1), 62-69 (2010).
  35. Petrini, F. M., et al. Six-month assessment of a hand prosthesis with intraneural tactile feedback. Annals of Neurology. 8 (1), 137-154 (2019).
  36. Jung, R., et al. Bionic intrafascicular interfaces for recording and stimulating peripheral nerve fibers. Bioelectronics in Medicine. 1 (1), 55-69 (2017).
  37. Christensen, M. B., et al. The foreign body response to the Utah Slant Electrode Array in the cat sciatic nerve. Acta Biomaterialia. 10 (11), 4650-4660 (2014).
  38. Zollo, L., et al. Restoring tactile sensations via neural interfaces for real-time force-and-slippage closed-loop control of bionic hands. Science Robotics. 4 (27), (2019).
  39. George, J. A., et al. Long-term performance of Utah slanted electrode arrays and intramuscular electromyographic leads implanted chronically in human arm nerves and muscles. Journal of Neural Engineering. 17 (5), 056042 (2020).
  40. Wendelken, S., et al. Restoration of motor control and proprioceptive and cutaneous sensation in humans with prior upper-limb amputation via multiple Utah Slanted Electrode Arrays (USEAs) implanted in residual peripheral arm nerves. Journal of NeuroEngineering and Rehabilitation. 14 (1), 121 (2017).
  41. Yang, Z., et al. Noise characterization, modeling, and reduction for in vivo neural recording. Proceedings of the 23rd Annual Conference on Neural Information Processing Systems (NIPS 09). , 2160-2168 (2009).
  42. Ursu, D. C., et al. In vivo characterization of regenerative peripheral nerve interface function. Journal of Neural Engineering. 13 (2), 026012 (2016).
  43. Lotti, F., et al. Invasive intraneural interfaces: Foreign body reaction issues. Frontiers in Neuroscience. 11, 497-497 (2017).
  44. Stiller, A. M., et al. A meta-analysis of intracortical device stiffness and its correlation with histological outcomes. Micromachines. 9 (9), 443 (2018).
  45. Kung, T. A., et al. Regenerative peripheral nerve interface viability and signal transduction with an implanted electrode. Plastic and Reconstructive Surgery. 133 (6), 1380-1394 (2014).
  46. Kubiak, C. A., Kemp, S. W. P., Cederna, P. S. Regenerative peripheral nerve interface for management of postamputation neuroma. JAMA Surgery. 153 (7), 681-682 (2018).
  47. Vu, P. P., et al. A regenerative peripheral nerve interface allows real-time control of an artificial hand in upper limb amputees. Science Translational Medicine. 12 (533), (2020).
  48. Svientek, S. R., et al. Fabrication of the composite regenerative peripheral nerve interface (C-RPNI) in the adult rat. Journal of Visualized Experiments: JoVE. (156), e60841 (2020).
  49. Ursu, D., et al. Adjacent regenerative peripheral nerve interfaces produce phase-antagonist signals during voluntary walking in rats. Journal of NeuroEngineering and Rehabilitation. 14 (1), 33 (2017).
  50. Vu, P. P., et al. Closed-loop continuous hand control via chronic recording of regenerative peripheral nerve interfaces. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering. 26 (2), 515-526 (2018).
  51. Urbanchek, M. G., et al. Development of a Regenerative Peripheral Nerve Interface for Control of a Neuroprosthetic Limb. BioMed Research International. 2016, 5726730 (2016).
  52. Kubiak, C. A., et al. Physiologic signaling and viability of the Muscle Cuff Regenerative Peripheral Nerve Interface (MC-RPNI) for intact peripheral nerves. Journal of Neural Engineering. 18 (4), (2021).
  53. Rocha, J. A., et al. Diagnostic investigation and multidisciplinary management in motor neuron disease. Journal of Neurology. 252 (12), 1435-1447 (2005).
  54. Haastert, K., et al. Nerve repair by end-to-side nerve coaptation: histologic and morphometric evaluation of axonal origin in a rat sciatic nerve model. Neurosurgery. 66 (3), 567-576 (2010).
  55. Hayashi, A., et al. Collateral sprouting occurs following end-to-side neurorrhaphy. Plastic and Reconstructive Surgery. 114 (1), 129-137 (2004).
  56. Hu, Y., et al. Regenerative peripheral nerve interface free muscle graft mass and function. Muscle & Nerve. 63 (3), 421-429 (2021).
  57. Carr, M. M., et al. Strain differences in autotomy in rats undergoing sciatic nerve transection or repair. Annals of Plastic Surgery. 28 (6), 538-544 (1992).
  58. Sporel-Özakat, R. E., et al. A simple method for reducing autotomy in rats after peripheral nerve lesions. Journal of Neuroscience Methods. 36 (2), 263-265 (1991).
  59. Lemon, R. N., Mantel, G. W. H., Rea, P. A. Recording and identification of single motor units in the free-to-move primate hand. Experimental Brain Research. 81 (1), (1990).

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Bioingegneria Numero 179 nervo periferico bracciale muscolare esoscheletro MC-RPNI interfaccia uomo-macchina interfaccia neuromuscolare
L'interfaccia nervosa periferica rigenerativa della cuffia muscolare per l'amplificazione dei segnali nervosi periferici intatti
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Svientek, S. R., Wisely, J. P.,… More

Svientek, S. R., Wisely, J. P., Dehdashtian, A., Bratley, J. V., Cederna, P. S., Kemp, S. W. P. The Muscle Cuff Regenerative Peripheral Nerve Interface for the Amplification of Intact Peripheral Nerve Signals. J. Vis. Exp. (179), e63222, doi:10.3791/63222 (2022).

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