Summary
Denne artikkelen gir en detaljert beskrivelse på fabrikasjon prosessen med en høy kontakttetthet flat grensesnitt nerve elektrode (FINE). Denne elektroden er optimalisert for opptak og å stimulere nerveaktivitet selektivt i løpet av perifere nerver.
Abstract
Mange forsøk er blitt gjort for å fremstille flerkontakt nerve cuff elektroder som er trygge, robuste og pålitelige for langtids neuroprosthetic applikasjoner. Denne protokollen beskriver en fremstillingsteknikk av en modifisert sylinderformet nerve mansjetten elektrode for å oppfylle disse kriteriene. Minimum dataassistert design og produksjon (CAD og CAM) ferdigheter er nødvendig for å produsere konsekvent mansjetter med høy presisjon (kontakt plassering 0,51 ± 0,04 mm) og ulike cuff størrelser. Presisjonen i romlig distribusjon av kontaktene og evne til å beholde et forhåndsbestemt geometri oppnås med denne konstruksjon er to kriterier vesentlige å optimalisere mansjetten grensesnitt for selektiv opptak og stimulering. Den presenterte designen maksimerer også fleksibilitet i lengderetningen og samtidig opprettholde tilstrekkelig stivhet i tverr-retningen for å omforme nerve ved hjelp av materialer med forskjellige elastisiteter. Utvidelsen av mansjetten er tverrsnittsområde som et resultat av økning av trykket inne i mansjetten ble observert å være 25% ved 67 mm Hg. Denne testen viser fleksibiliteten i mansjetten og dens respons på nerve hevelse etter implantasjonen. Stabiliteten av kontaktenes grensesnitt og opptakskvalitet ble også undersøkt med kontakter 'impedans og signal-til-støy-forhold beregninger fra en kronisk implantert mansjett (7,5 måneder), og observert å være 2,55 ± 0,25 henholdsvis kÊ og 5,10 ± 0,81 dB.
Introduction
Grensesnitt med det perifere nervesystemet (PNS) gir tilgang til høyt-behandlede nevrale kommandosignaler som de reise til forskjellige strukturer i kroppen. Disse signalene blir generert av aksoner trange innenfor fascicles og omgitt av tett-leddet perineurium celler. Størrelsen av de målbare potensialer som følge av neural aktivitet påvirkes av impedansen til de forskjellige lag i nerve, slik som den meget resistive perineurium lag som omgir bunter. Følgelig har to grensesnitt løsninger vært undersøkt, avhengig av opptaks plassering i forhold til perineurium lag, nemlig intrafascicular og ekstrafascikulære tilnærminger. Intra-fascikulær tilnærminger plassere elektrodene inne i bunter. Eksempler på disse tilnærmingene er Utah matrise 17, den Longitudinal Intra-fascikulær elektrode (LIFE) 18, og den tverrgående intra-fascikulær flerkanals elektrode (TIME) 32. These teknikker kan ta opp selektivt fra nerve, men har ikke vist seg å pålitelig beholde funksjonaliteten i lange perioder av gangen in vivo, sannsynligvis på grunn av størrelsen og etterlevelse av elektroden 12.
Extra-fascikulær tilnærminger plassere kontakter rundt nerve. Mansjetten elektroder som brukes i disse tilnærmingene ikke kompromiss perineurium heller epineurium og har vist seg å være både en trygg og robust hjelp av opptak fra det perifere nervesystemet 12. Men ekstra fascikulær tilnærminger mangler evnen til å måle enhet aktivitet - i forhold til intra-fascikulær design. Neuroprosthetic applikasjoner som utnytter nerve cuff elektroder inkluderer aktivering av underekstremitetene, blæren, mellomgulvet, behandling av kronisk smerte, blokk av nevrale conduction, sensorisk feedback, og opptak electroneurograms 1. Potensielle bruksområder for å utnytte perifer nerve grensesnitt omfatter restenøringen bevegelse til ofre for lammelse med funksjonell elektrisk stimulering, innspilling motor neuron aktivitet fra rest nerver til å kontrollere drevet Proteser i amputerte, og grensesnitt med det autonome nervesystemet til å levere bio-elektronisk medisiner 20.
En design implementering av mansjetten elektrode er flat-grensesnitt nerve elektrode (FINE) 21. Denne designen fornyer nerve i en flat-tverrsnitt med større omkrets enn en rund form. Fordelene med denne designen er økt antall kontakter som kan plasseres på nerve, og nærhet av kontaktene med omorganisert interne fascicles for selektiv opptak og stimulering. Dessuten kan øvre og nedre ekstremiteter nerver i store dyr og menneske ta ulike former og omforming genereres av FINE ikke forvrenge den naturlige geometri av nerve. Nyere studier har vist at FINE er i stand til å gjenopprette sensasjon iden øvre ytterpunkt 16 og gjenopprette bevegelse på den nedre ekstremitet 22 med funksjonell elektrisk stimulering hos mennesker.
Den grunnleggende strukturen av en mansjett elektrode består av å plassere en rekke metallkontakter på overflaten av en nerve segment, og deretter isolerende disse kontaktene sammen med nervesegment i et ikke-ledende mansjett. For å oppnå dette grunnleggende struktur, har flere utførelser blitt foreslått i tidligere studier, inkludert:
(1) Metallkontaktene innebygd i en Dacron mesh. Trådduken blir så viklet rundt nerve og den resulterende mansjetten form følger nerve geometrien 4, 5.
(2) Split-sylindrede design som bruker pre-formet stive og ikke-ledende sylindere å fikse kontakter rundt nerve. Den nerve segment som mottar denne mansjetten er omformet til mansjetten interne geometri 6-8.
Selv coiling design hvor kontaktene er vedlagt mellom to isolasjonslag. Det indre lag er smeltet sammen mens strukket med en ekstern un-strekkes lags. Med ulike naturlige hvile lengder for de to bundne lag, blir det endelige strukturen for å danne en fleksibel spiral som brytes seg rundt nerve. Materialet som brukes for disse lagene har typisk vært polyetylen 9 polyamid 10, og en silikongummi.
(4) Uisolerte deler av ledningene er lagt inn mot nerve å tjene som elektrodekontakter. Disse ledningene er enten vevd inn silikonslanger 11 eller støpt i silikon nestet sylindere 12. Et lignende prinsipp ble anvendt for å konstruere bøter ved å arrangere og sammensmelting isolerte tråder for å danne en matrise, og deretter en åpning gjennom isolasjonen er fremstilt ved å strippe et lite segment gjennom midten av disse sammenføyde ledningene 13. Disse design assUme en runde nerve tverrsnitt og i samsvar med dette antas nerve geometri.
(5) Fleksibel polyamid basert elektroder 33 med kontakter dannet av mikromaskinering polyamid struktur, og deretter integrere i strukket silikon ark for å danne selv coiling ermet. Denne utformingen forutsetter også en runde nerve tverrsnitt.
Cuff elektroder bør være fleksible og selv-sizing for å unngå strekking og sammenpressing nerven som kan forårsake nerveskader 3. Noen av de kjente mekanismer som cuff elektroder kan indusere disse effektene er overføring av krefter fra tilstøtende muskler til mansjetten og dermed til nerve, mismatch mellom mansjetten og nerve mekaniske egenskaper, og unødig spenning i cuff sin fører. Disse sikkerhetsproblemer føre til bestemt sett av design begrensninger på den mekaniske fleksibilitet, geometriske konfigurasjon og størrelse en. Disse kriteriene er spesielt Challenging i tilfelle av en høy kontakt telling FINE fordi mansjetten må være samtidig stiv i tverretningen for å omforme nerve og fleksibel i lengderetningen for å hindre skade, så vel som mende flere kontakter. Selv-sizing spiral design kan romme flere kontakter cuff 14, men den resulterende mansjetten er litt stiv. Fleksibel polyimide design kan romme et stort antall kontakter, men er utsatt for delaminering. Tråden matrisen utformingen 13 frembringer en FINE med flat tverrsnitt, men for å opprettholde denne geometrien ledningene er smeltet sammen langs lengden av mansjetten fremstilling av stive flater og skarpe kanter som gjør da uegnet for langtids implantater.
Den fremstillingsteknikk som er beskrevet i denne artikkelen frembringer en høy kontakttetthet FINE med fleksibel struktur som kan gjøres for hånd med gjennomgående høy presisjon. Den bruker en stiv polymer (polyeter-eter-keton (PEEK)) for å tillate nøyaktig placement av kontaktene. PEEK-segmentet opprettholder et flatt tverrsnitt i sentrum av elektroden mens resterende fleksibel i lengderetningen langs den nerven. Denne utformingen reduserer også den totale tykkelsen og stivheten av mansjetten ettersom elektrodemassen ikke behøver å være stiv for å flate ut nerve eller feste kontaktene.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Elektrodekomponenter Forberedelse
- Samle fire elektrode komponenter som krever presisjon kuttet (laser-cut ble brukt, henvises til Materials List) før produksjonsprosessen. Disse komponentene er (figur 1):
Kontakt rekke ramme: Rammen er laget av 125 mikrometer tykk polyeter eter keton (PEEK) ark. Den dekker hele bredden av mansjetten og holder de midtre kontakter og har serpentin-formede kanter (figur 1B). Den midterste kontaktene er pakket inn i guide kanaler; følgelig den eksponerte bredden av kontaktene er begrenset av bredden av kanalene og avstanden er bestemt av avstanden mellom kanalene.
Den midterste kontaktene strips: Den midterste kontaktene er dannet ved å pakke disse strimler rundt kontaktene rekke ramme (figur 1B). Skjær strimler ut av Platinum / 10% Iridium ark til bredden av føringskanaler og legge ekstra lengde for å tillate dem å be fullstendig foldet rundt rammen. Spot-sveise bly kontaktens på 0º vinkel med stripe er hovedakse.
Referanse kontakter: Fire referanser er nødvendig. Den lange dimensjon av disse kontaktene er litt kortere enn mansjetten bredden til fullt ut å inneholde dem på innsiden av mansjetten. Spot sveise hver referanse kontakt til en ledelse på 90º vinkel med kontaktens hovedakse.
PEEK avstandsstykker: Avstandsstykker brukes til å lage tynnere område på elektroden for å tillate bøyning og lukking (figur 1C). Alle avstandsstykkene er fremstilt av PEEK (annet materiale kan benyttes) og kuttes til lengden av elektroden. Bredden av midt plass er lik høyden av elektroden.
2. Kontakt Array Forberedelse
- Rengjøring av komponentene som er gjort i trinn 1 ved sonikering i etanol i 2 minutter ved 40 KHz og værelsestemperatur, deretter 2 minutter i destillert avionisert vann under de samme sonikering parametere. La tørke.
- Inspiserkontakter for eventuelle feil som laser-cut rester eller overflate deformasjoner.
- Plasser kontaktene én etter én under mikroskop med sveise stedet vendt opp. Hold i kontakt med pinsett på omtrent 1/3 av lengden starter fra den frie enden. Heve ledelsen til en 45º vinkel mens du holder kontakten for å gjøre den første svingen.
- Plasser pre-bøyde kontakt under rekken rammen med sveise vendt opp. Hold rammen ned med pinsett og heve føre til en 45º vinkel for å gjøre en andre sving. Mens du fortsetter å holde rammen ned, ta den frie enden av kontakten med pinsett og bøy på en 180º vinkel (fold mot midtlinjen av rammen).
- Rett og trekk kontakten mot operatør og deretter bøye ved 180º vinkel (fold til midtlinjen). Spotsveisestedet skal nå legges i mellom de to bøyde ender.
- Gjenta trinn 02.03 til 02.05 for de resterende kontakter. Gjør så stramt som mulig. Veksle Contact fører på hver side av oppstillingen rammen.
3. Guide Cuff Layout
- Lag en 2D diagram av mansjetten i flat åpen stilling.
MERK: Bruk noen CAD-programvare for å produsere en sann-skala diagram. Dette diagram vil bestemme dimensjonene av elektroden og plasserings området for de forskjellige elektrodekomponentene. - Skriv ut 2D diagrammet på vanlig utskrift papir til å skalere ved hjelp av vanlig utskrift maskin, og deretter klippe ut en 5 cm med 5 cm firkantet stykke med tegningen som ligger i sentrum.
- Skjær ut 5 cm med 5 cm firkantet stykke av den termiske åpenhet ark (T1) med en skalpell.
- Plasser åpenhet stykke T1 på toppen av diagrammet papir, og deretter plassere begge lag på bunnplaten med diagrammet vendt opp. Tape dem ned til bunnplaten med tape.
4. Elektrode Base Layer og referanse Kontakt Place
- Skjær ut 5 cm x 5 cm silikon ark med en skalpell (S1), og thno plassere den på åpenhet laget. Start ved å slippe en sone deretter sakte senke resten av arket for å unngå overlapping luftbobler mellom T1 og S1 ark (figur 2A).
- Bland ca 2 g uherdet silikon som anvist på produsentens datablad. Strengt røre de to delene sammen med sterilisert tre stirring pinne. Plasser blandingen i et vakuumkammer i 3 min. Sykle vakuum for å fjerne boblene som de stiger til overflaten. Forvarm isotemp ovnen på 130 ºC.
Merk: Latex hansker kan hemme herdeprosessen av silikon. Latex hansker inneholder også svovel som kan la forurensninger på arbeidsflater. Ved hjelp av nitrilhansker stedet anbefales. - Bruke dental pick verktøy, bruke en tynn linje av uherdet silikon langs midten av avstands segmenter hvor de befinner seg på guiding diagrammet.
- Plasser avstandsstykkene på de utpekte områdene, og deretter trykker dem ned mot silikon ark S1.
- Delvis kurere silikon i isotemp ovnen i 30 min, la den avkjøles i 10 min.
- Plasser referanse kontakter til utpekte områder. Sørg for at sveisepunkter er vendt opp og kontaktledningene er rutet mot midtlinjen av mansjetten til avkjørselen ved enden. Etter å sikre riktig plassering, trykker kontaktene ned på silikonlaget S1. Innskudd uherdet silikon inn i de gjennomgående hull.
- Tape ned ledningene og deretter fullt kurere silikon på 130 ºC i 90 minutter, eller over natten ved romtemperatur (figur 2B).
5. Senter Kontakt Array Place
- Skjær ut 1,5 cm x 5 cm åpenhet stykke med en skalpell (T2). Tape ned referansen fører bort fra det midtre område for å hindre dem i å løpe på undersiden av kontakt matrisen i løpet av det neste trinnet.
- Plasser kontakt arrays på dedikert sted med fører siden opp. Innskudd uherdet silikon å tråkle matrisen iplass.
- Plasser stykke fra 5,1 (T2) over midtlinjen av elektroden og over arrays for å holde dem nede, og deretter tape endene mens du trykker ned på arrays. justere matrise med dedikerte posisjon manuelt. Tape ned ledningene utenfor mansjetten omkrets.
- Plasser den lille fiksturen linjen over midten av elektroden og over tran segmentet T2. Klemme den ned til basisplaten med moderat trykk for å presse de midtre kontakter mot basissilikonlaget S1.
- Fullstendig å herde silikon i 90 minutter ved 130 ° C, eller over natten ved RT.
6. bygge elektroden Components
- Fjern den lille ligaen bar og fjern forsiktig den gjennomsiktige ark T2 for å avsløre de midterste kontakt arrays. Fjern alle bånd som holder ledningene for både referanser og middel kontakter (Figur 2C).
- Skjær et firkantet stykke av transparent ark med en skalpell til den samme breddeelektrode og 5 cm i lengde (T3), og deretter skjære et firkantet stykke av silikon ark til å dekke hele elektrodeoverflaten (S2).
- Lå silikon ark (S2) på toppen av åpenhet stykket (T3) og strekke det for å fjerne eventuelle bølger eller uregelmessigheter og for å fjerne luftbobler fra å bli fanget i mellom.
- Klipp fire stykker av silikonslanger; 5 cm lang hver. Legg dem på utkjørselen stedet av ledningene som er tildelt av veiledningsskjemaet. Gitt en 2 mm mellomrom mellom elektroden kant og rørene 'kantene. Mens du holder nede hvert par av rør med pinsett, tape ned rørene starter på 1 mm bort fra røret slutten. Gjenta for det andre paret.
- Ordne og leder av middel kontakter og referanser i bunter, og deretter sende dem gjennom den tilhørende rør i nærheten av avkjørselen områder. Gjenta for de andre tre rør. (Figur 2D).
- Innskudd generøs mengde uherdet silikon over hele elektrodemassen.
MERK: Unngå å danne enir bobler i løpet av dette trinnet av enten langsomt å helle den ikke-herdede silikon fra den støvsuges blandebeholderen eller injisere det med en sprøyte. - Plasser struktur fra 6.3 på toppen av det avsatte uherdet silikon med det silikonbaserte ark S2 vendt nedover. Juster gjennomsiktig stykke T3 med elektroden samtidig holde silikon ark S2 overholdt den.
- Tape ned gjennomsiktig stykke T3 og deretter legge press til å kanalisere ut eventuelle luftbobler. Plasser den store fiksturen linjen over midten av elektroden og over tran segmentet T3. Deretter klemme den ned til basisplaten med moderat trykk. Fullstendig å herde silikon i 90 minutter ved 130 ° C, eller over natten ved RT.
7. Skjerming Layer Placement (Anbefales for opptaks Cuffs)
- Fjern den store ligaen bar og delaminate gjennomsiktig stykke (T3) med pinsett. Plasser skjerming arket i midten av hver flate av elektroden og anvende et lett trykk to trykk dem inn i elektroden. Innskudd uherdet silikon inn i de gjennomgående hull.
- Delvis kurere silikon i 30 minutter ved 130 ºC, og deretter la den avkjøles helt til romtemperatur. Plasser selvklebende tape over de ytre ender av elektroden og i løpet av den avsluttende flensene for å hindre at tilsetning av ekstra uherdet silikon til disse segmentene.
- Gjenta trinn 6.6 gjennom 6.8.
8. Kutte ut Ferdige elektrode
- Skrelle av og kutte det overskytende silikon på toppen av den klebende tapen tilsatt i trinn 7.2 ved hjelp av skalpellblad, deretter forsiktig fjerne klebebåndet.
- Skjær ut vinduene gjennom silikon å eksponere avstandssegmenter gjennom S2 laget. Pakk den innebygde avstands segmenter med pinsett. Dette trinnet vil forlate hulrom og danner fleksibel enkelt silikon ark om disse regionene (opprinnelig S1).
- Skrell av det overskytende silikon på toppen av selvklebende tape som dekker silikon rør, og deretter klippe det med skalpell blade å utjevne rørene med elektrodemassen.
- Skjær rundt omkretsen av elektroden ned til bunnplaten.
- Klipp ut en trekant mellom hvert rør par helt gjennom bunnplaten, og på yttersiden etter guiding diagram til å forme leads 'exit nettsteder. Fjern alle silikonmaterialet som ble løsnet fra elektrodemassen i løpet av siste trinn.
9. Utsette Kontakter og Skjerming Layers
- Skjær ut vinduene gjennom silikonlaget S2 som dekker skjerming laget. Glir polypropylen suturfilament i mellom elektroden base (sjikt S1) og det transparente lag T1 på bunnplaten for å delaminere den ferdige mansjett elektroden.
- Vend elektroden slik at senter kontaktene og silikon lag S1 er vendt opp, og deretter utsette dem ved å kutte ut vinduer gjennom basen silikonlaget S1. Gjenta for de ytre referanse kontaktene avslørte 1 mm brede segmenter langs midten av contacts. Sørge for at den stabiliserende gjennomgående hull på sidene av referansekontakt er fullstendig innebygd i elektrode kropp.
10. Lodding en Connector til Leads
- Innskudd lodding stoff på ledningene og bort på connecter pins separat, og deretter varme og smelter begge deler sammen med loddebolt.
Merk: DFT ledningene består av sølv kjerne omgitt av et ytre lag laget av nikkel-kobolt legering MP35N. Deponere loddetinn stoffet på disse ledningene krever bruk av spesial flux å tillate å følge ledningen (se Materials List).
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Opptak nevrale aktiviteten ble utført med en tilpasset pre-forsterkeren med super-β-inngang instrumentering forsterker (700 Hz - 7 kHz båndbredde og total gevinst på 2000). Et eksempel på fremstille FINE elektroden med den presenterte protokollen er vist i figur 3. Implantere FINE rundt nerve gjøres ved å sy de to frie kanter sammen. En demonstrasjon av mansjetten fleksibilitet (figur 3B) viser at mansjetten flater nerve og samtidig beholde fleksibilitet i lengderetningen.
I tillegg til mansjetten fleksibilitet i lengderetningen, bør mansjetten også være elastisk for å imøtekomme nerve hevelse, spesielt i den tidlige stadier helbredelse etter implantasjon. Høytrykk inne i mansjetten kan innsnevre blodårene og tilstoppe blodstrømmen inne i nerve. Følgelig vil trykket som genereres på innsiden av mansjetten som følge av nerve hevelse bør ikke overstige diastOlic blodtrykk. Figur 4 viser responsen av den sammensatte mansjetten til ulike trykknivåer inne i mansjetten. Etter hvert som trykket øker, vil elektroden ekspanderer for å danne et større tverrsnittsareal. Ved 67 mm Hg; elektroden utvides til 1,25 ganger sin opprinnelige tverrsnittsareal. Denne observasjonen kan tolkes som om mansjetten størrelsen er minst 1,2 ganger det opprinnelige tverrsnittsareal av nerve, kan nerve utvides opp til 1,5 dens opprinnelige tverrsnittsareal, mens den fører til en økning i trykket inne i mansjetten fortsatt er under 67 mm Hg . Derfor design kriteriet 15, 30, 31 for en nerve mansjett elektrode for å oppvise en mansjett-til-nervetverrsnittsareal forhold på minst 1,5 er tilfredsstilt.
Funksjonaliteten og stabilitet av den fremstilte mansjetten motivet ble undersøkt ved implantering av den på isjiasnerven av en hund (figur 5). Studien ble godkjent av CWRU IACUC ennd ACURO. Tre parametre ble målt med jevne mellomrom inn i implantatet kronisk varighet: 1) signal-til-støy-forhold (SNR), 2) kontakt impedans og 3) det antall kontakter som gir levedyktig opptak. SNR er definert som forholdet for nevral aktivitet gjennomsnittseffekt (rødt segment) over gjennomsnittlig effekt av basislinje-aktivitet (gul segment). 100 ms bevegelige vindu ble anvendt. Gjennom hele 7,5-måneders varighet implantat, holdt seg stabil SNR med en verdi på 5,10 ± 0,81 dB (figur 5B).
Størrelsen av kontaktenes impedans ble målt in vivo ved 1 kHz, og er vist i figur 5C. Disse målingene ble gjort ved hjelp av RHD2000-serien forsterker evalueringssystem. Impedansen ble observert å være stabil med en gjennomsnittsverdi på 2,55 ± 0,25 kÊ (33 Trials, 16 kontakter (N = 528)). Endelig er antall kontakter som ble inaktive over tid også vist i figur 5C. Antallet inaktivekontakter forble under 2 for varigheten av implantatet. Svingninger i antall ekskluderte kanaler resulterte det meste fra en dårlig forbindelse mellom den eksterne kontakten og forsterkeren og gjenvunnet funksjon under innspillingen.
Figur 1: Oversikt over FINE og dens komponenter A) FINE i åpen stilling, og de fire hovedbygningsdeler som krever presisjon kuttet.. Disse komponentene er: Kontakter rekke ramme (I), de midterste kontaktlister (II), referanse kontakter (III), Peek avstandsstykker (IV). Mansjetten vender nedover med hensyn til kontakt emisjonen mot nerve. Avstandsstykkene (IV) er fjernet etter montering. B) En utvidet utsikt over sentrum kontakter og fremgangsmåten for å brette og fikse dem rundt midtrammen. C) Enkle konfigurasjon av t han elektroden. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Figur 2:... Øyeblikks av elektroden i løpet av fremstillingsprosessen A) Førings diagram, T1 og S1 stabler ved slutten av trinn 4.1 B) Montering avstandssegmenter og referanse kontakter ved slutten av trinnet 4,7 C) Hvis man følger målet kontakter array til S1 ark på slutten av trinn 6.1. D) Ordne ledningene og silikon tube før bygge dem inne elektroden kroppen på slutten av trinn 6.5. klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Figur 3: The Nerve Cuff elektrode Beskrevet i protokollen. A) Den fremstilte 16-kontakter FINE i åpen stilling. Ledningene er ordnet i fire bunter av 5 kunder per exit nettstedet. B) Et eksempel på plassering av mansjetten rundt isjiasnerven i hunden. Den midterste delen av FINE forble flatt i tverretningen, og mansjetten legemet er fleksibel i lengderetningen. C) Et fotografi av implantert nerve post mortem viser utflatet tverrsnitt og arrangementet av bunter etter implantering av en FINE elektrode for 12 uker. klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
figure 4: FINE svar på økende Internal Pressure Disse målingene ble gjort ved å plassere en oppblåsbar elastisk kammer inne i et lukket cuff, og deretter trykket ble gradvis økt med en variabel -Lengde vannsøylen.. De store og små aksene av mansjetten er tverrsnittet ble målt ved hvert trykknivå og et elliptisk tverrsnitt ble antatt for å beregne tverrsnittsarealet (n = 20). Feilstolpene representerer standardavvik.
Figur 5: Evaluering av Cuff Funksjonalitet med kronisk opptak av isjiasnerven Aktiviteten i Dogs A) En to sekunder eksempel på rå ENG signal registrert på en kontakt mens dyret er frivillig går på en tredemølle.. SNR ble definert som forholdet mellom aktivitet og baseline midlere krefter. B) Gjennomsnittlig SNR-verdier ble observert during implantatet varighet. C) middelverdi over kontakter impedans ved 1 kHz (sort) og antall ikke-funksjonell kontakt over tid (rød). 14 av de 16 kontakter forble funksjonell gjennom implantatet varighet. Feilstolpene representerer standardavvik. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Den fremstillingsmetode som er beskrevet i denne artikkelen krever fingernem og fine bevegelser for å sikre kvaliteten på det endelige mansjetten. Opptakskontaktene må plasseres nøyaktig i midten av de to referanseelektroder. Denne plasseringen har vist seg å redusere forstyrrelser fra omgivende muskler elektrisk aktivitet 27. Enhver ubalanse i den relative stilling av kontakt under fabrikasjonen kan redusere avvisning av felles modus forstyrrende signaler generert utenfor mansjetten. Men med forsiktig teknikk svært lite eller ingen merkbar ubalanse i referansekontakt ble observert.
Flere forbedringer ble gjort for å mansjetten design for å ta opp de feilmodi oppstått under innledende dyreforsøk. Disse modusene og de tilsvarende forbedringer er:
Lead brudd: ledningene referanse kontakter ble observert å mislykkes på sveisestedet. dette failure ble tilskrevet den utilstrekkelige strekkavlastning på det sted hvor ledningen kommer ut av elektroden. Dette problemet ble løst ved den herunder en lengde av referanse ledningene inne i elektrodemassen før den strømmer ut.
Lukke nettstedet Failure: Post-implantat cuff åpning ble observert og henføres til sutur skjæring gjennom silikon. Dette problemet ble løst ved tilsetning av et armeringsnett og ved hjelp av mykere sutur materiale slik som silke for å sy mansjetten.
Bevegelsesartefakter: Store spontane gjenstander (> 100 uV) ble påtruffet med den første utformingen av opptaks mansjetter. Lignende gjenstander ble tidligere rapportert 23, men har ikke blitt behandlet. Disse gjenstander ble funnet å være triboelektriske støy og ble tilskrevet det faktum at de to forskjellige ikke-ledende materialer kan generere ladning langs bly og spenning toppene er relatert til bevegelse av ledningene. Spesielt silikon tubing som omslutter kontaktledningene og ledningene 'isolerende materiale (polytetrafluoretylen) har ulike lade slektskap, noe som fører til ladningsoverføring mellom dem og inn ledningene' ledende kjerne danner pigger under bevegelse av ledelsen. Valideringen av naturen av disse gjenstandene ble gjort ved å rekonstruere bevegelsen av lignende kabel struktur i vanlig saltvann banen og lignende gjenstander ble observert. For å løse dette problemet, må isolasjonsmaterialet ha ladning affinitet lik den for den omsluttende røret materiale.
Elektrode Skjerming: Et skjermende lag (gullmetallfolie) ble også tilsatt til de ytre flater av mansjetten for å gi ytterligere reduksjon EMG-28. Folien skaper en lav-impedans sti langs elektroden kroppen som shunter interferensstrømmer med opprinnelse utenfor mansjetten.
Tilkoblingsfeil: Det ble observert at transkutan forbindelsen gjennom hudenvar ikke pålitelig og forårsaket brudd med opp til to av de 16 kontakter (rød plottet i figur 5C). Derfor bør forbindelsen til opptakerenheten forbedres for å forbedre den generelle grensesnittet pålitelighet.
Elektrodene produsert med denne protokollen har blitt implantert i hunder. Noen av materiale inkludert i denne elektroden (f.eks lodding tinn, åpenhet ark) ennå ikke er godkjent for bruk på mennesker. Imidlertid er valget av de materialer som danner strukturen av elektroden som inngår i noen FDA-godkjente enheter for langtids implantater (for eksempel silikon, PEEK, platina / iridium ark). Derfor sette prosessen i menneskets applikasjonen krever bare nøye utvalg av verktøy materialer og fabrikasjon under riktige renromsforhold.
Tre hoved alternative tilnærminger har vært utforsket for å produsere multicontact nerve cuff elektroder som kan omskape perifere produkterRAL nerver. Først er det hot-kniv teknikk 13. Det har vist seg å være en kostnadseffektiv tilnærming til pålitelig produksjon bøter med høy kontakttetthet og høy kontakt plassering presisjon (238 ± 9 mikrometer kontakt avstand). Imidlertid mansjetter fremstilt ved denne fremgangsmåten er stive og de samlede mekaniske egenskaper kan egner seg ikke til varig implantasjon. Den andre metoden er laser mønstring 24. Nd: YAG-laser er brukt for å danne de kontakter ved å lage mønstre på flerlags platina freste PDMS. Selv om denne tilnærmingen er svært reproduserbare og gir høy presisjon funksjoner (30 mikrometer), er maskineriet som kreves svært spesialisert og lang sikt biokompatibilitet av elektrodene er ikke undersøkt. Den tredje tilnærmingen er håndlaget kontakter utvalg laget av platina plater eller kuler fast på silikongummi 25, 26.
Denne tilnærmingen krever ikke kostbart utstyr og bruksområdersvært biokompatible materialer. De viktigste ulempene med denne fremgangsmåten er den høye toleranse (> 0,5 mm) og den høy avhengighet av menneskelige feil. Fremstillingsfremgangsmåten beskrevet i denne protokollen gir nøyaktig plassering av kontaktene og er meget reproduserbar på grunn av den forhåndsdefinerte geometrien av fastspenningsramme. Avstanden mellom de midtre kontakter ble målt ved 0,51 ± 0,04 mm (n = 70), og dimensjonene av kontaktene bestemmes av toleranse av laser-skjæremaskiner.
Finstoffet fremstilt med denne fremgangsmåten er i stand til med den passende algoritme for å påvise lokaliseringen av bunter innenfor nerve og for å utvinne de fascikulær signalene i fritt bevegelige dyr uten et Faradays bur og med SNR av 5,10 ± 0,81 dB. Denne utformingen er egnet for nervestimulering og kan brukes for selektiv stimulering ved hjelp av tre-veis mansjett konfigurasjon med minimal gjenstander 29. Denne fremstillingsteknikk har også denfleksibilitet til å produsere et utvalg av mansjetter for spesielle anvendelser som for eksempel monopolare stimulering og nerve hastighet opptak.
Mono utforming kan implementeres ved å fjerne de fire referanse kontakter samtidig senter kontakter. Den resulterende cuff kan da være kortere i lengde og kan endres ytterligere ved å rute alle fører til avkjøring ved en side (en silikon tube par i stedet for to). Hastigheten opptak elektrode kan implementeres ved å erstatte referanseelektroder med fire ekstra kontakt matrise rammer og deretter ordne ledningene de ekstra kontaktene inne i elektrodemassen mot motsatt exit nettstedet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne hevder at de ikke har noen konkurrerende økonomiske interesser. Leverandørene er nevnt i dette manuskriptet er gitt som referanse.
Acknowledgments
Dette arbeidet ble sponset av Defense Advanced Research Projects Agency (DARPA) MTO i regi av Dr. Jack Judy og Dr. Doug Weber gjennom Space og Naval Warfare Systems Center, Pacific Grant / Contract No.N66001-12-C-4173 . Vi vil gjerne takke Thomas Eggers for hans hjelp i fabrikasjon prosessen, og Ronald Triolo, Matthew Schiefer, Lee Fisher og Max Freeburd for deres bidrag i utviklingen av det sammensatte nerve cuff 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).
