Summary
Denne artikel indeholder en detaljeret beskrivelse af fremstillingsprocessen af høj kontakt-density flad grænseflade nerve elektrode (FINE). Denne elektrode er optimeret til optagelse og stimulere neurale aktivitet selektivt inden perifere nerver.
Abstract
Mange forsøg er blevet gjort på at fremstille flere kontaktløse nerve manchet elektroder, der er sikre, robuste og pålidelige for langsigtede neuroprosthetic applikationer. Denne protokol beskriver en fabrikation teknik af en modificeret cylindrisk nerve manchet elektrode at opfylde disse kriterier. Minimum computerstøttet design og produktion (CAD og CAM) færdigheder er nødvendige for at producere ensartede manchetter med høj præcision (kontakt placering 0,51 ± 0,04 mm) og forskellige manchet størrelser. Præcisionen i rumligt at fordele kontakter og evnen til at fastholde en foruddefineret geometri opnået med dette motiv er to kriterier væsentlige at optimere manchettens interface for selektiv optagelse og stimulering. Den præsenterede design maksimerer også fleksibiliteten i længderetningen samtidig opretholde tilstrækkelig stivhed i tværgående retning til at omforme nerve ved hjælp af materialer med forskellige elasticiteter. Udvidelsen af manchettens tværsnitsarealområde som følge af forøgelse af trykket inde i manchetten blev observeret at være 25% ved 67 mm Hg. Denne test viser fleksibiliteten af manchetten og dens reaktion på nerve hævelse efter implantationen. Stabiliteten af kontakterne 'interface og optagekvalitet blev også undersøgt med kontakter' impedans og signal-til-støj-forholdet målinger fra en kronisk implanterede manchet (7,5 måneder), og observeret at være 2,55 ± 0,25 kohm og 5,10 ± 0,81 dB.
Introduction
Samspil med det perifere nervesystem (PNS) giver adgang til højt forarbejdede neurale styresignaler som de rejser til forskellige strukturer i kroppen. Disse signaler genereres af axoner begrænset inden hæfterne og omgivet af tæt-ende perineuriet celler. Størrelsen af de målbare potentialer, der følger af de neurale aktiviteter påvirkes af impedansen af de forskellige lag inden nerven såsom stærkt resistive perineuriet lag, der omgiver hæfterne. Følgelig har to brugergrænseflader fremgangsmåder blevet udforsket afhængigt af optagestedet med hensyn til perineuriet lag, nemlig intrafascicular og extrafascicular tilgange. Intra-knippede tilgange placere elektroderne inde hæfterne. Eksempler på disse fremgangsmåder er Utah arrayet 17, de langsgående Intra-fascicular Elektrode (LIFE) 18, og den tværgående elektrode intra-fascicular multikanal (TIME) 32. Tisse teknikker kan optage selektivt fra nerven, men har ikke vist sig at pålideligt bevare funktionaliteten i længere tid in vivo, hvilket sandsynligvis skyldes størrelsen og overholdelsen af elektroden 12.
Ekstra knippede tilgange placere kontakterne omkring nerven. De manchet elektroder, der anvendes i disse metoder ikke hindrer perineuriet eller epineurium og har vist sig at være både en sikker og robust hjælp af optagelse fra det perifere nervesystem 12. Men ekstra-fascicular tilgange mangler evnen til at måle enkelt enhed aktivitet, - sammenlignet med intra-knippede designs. Neuroprosthetic applikationer, der udnytter nerve manchet elektroder indbefatter aktivering af den nedre ekstremitet, blæren, mellemgulvet, behandling af kronisk smerte, blok af neural ledning, sensorisk tilbagemelding og optagemedier electroneurograms 1. Potentielle anvendelser at udnytte perifer nerve grænseflade omfatter restenORING bevægelse til ofre for lammelse med funktionel elektrisk stimulation, optagelse motorisk neuron aktivitet fra resterende nerver til at styre drevne lemmer proteser i amputerede, og samspil med det autonome nervesystem til at levere bioelektronisk medicin 20.
Et design implementering af manchetten elektrode er et fast interfacet nerve elektrode (FINE) 21. Dette design omformer nerven til en flad-tværsnit med større omkreds i forhold til en rund form. Fordelene ved denne konstruktion er øget antal kontakter, der kan placeres på nerven, og nærheden af kontakter med de omarrangerede interne hæfterne til selektiv optagelse og stimulering. Desuden kan øvre og nedre ekstremiteter nerver i store dyr og menneske tage forskellige former og reformen genereret af FINE ikke forvrider naturlige geometri af nerven. Nylige forsøg har vist, at FINE er i stand til at genoprette fornemmelse iden øvre ekstremitet 16 og genoprette bevægelse i den nederste ende 22 med funktionel elektrisk stimulation hos mennesker.
Den grundlæggende struktur af en manchet elektrode består i at placere flere metalkontakter på overfladen af en nerve-segmentet, og derefter isolering af disse kontakter sammen med nerve segment i en ikke-ledende manchet. For at opnå dette grundlæggende struktur, har flere designs blevet foreslået i tidligere undersøgelser, herunder:
(1) Metal kontakter indlejret i en Dacron mesh. Masken bliver så viklet omkring nerven og den resulterende manchetten form følger nerven geometri 4, 5.
(2) Split-cylindrede designs som bruger pre-formede stive og ikke-ledende cylindre til at fastsætte kontakterne omkring nerven. Nerven segment, der modtager denne manchet er omformet i manchettens indre geometri 6 - 8.
Self-coiling design, hvor kontakterne er lukkede mellem to isoleringslag. Det indre lag er sammensmeltet mens strækkes med en ekstern un-strakte lag. Med forskellige naturlige hvilende længder for de to bundne lag bevirker den endelige struktur for at danne en fleksibel spiral, der svøber sig omkring nerven. Det til disse lag materiale har typisk været polyethylen 9 polyimid 10, og silikonegummi 1.
(4) uisolerede segmenter af ledningerne placeret mod nerven til at tjene som elektrodestrukturerne kontakter. Disse ledninger er enten vævet ind siliconerør 11 eller støbt i silikone indlejrede cylindre 12. Et lignende princip blev anvendt til at konstruere Bøder ved at arrangere og fusionere isolerede ledninger til at danne et array, og derefter en åbning gennem isoleringen er lavet ved at fjerne et lille segment gennem midten af disse forenede tråde 13. Disse designs røvume et rundt nerve tværsnit og i overensstemmelse med denne antaget nerve geometri.
(5) Fleksibel polyimid baserede elektroder 33 med kontakter dannet af mikrobearbejdning polyimid struktur, og derefter integreret i strakte silikone ark til at danne selvstændige coiling manchetter. Dette design forudsætter også et rundt nerve tværsnit.
Cuff elektroder skal være fleksible og selv-dimensionering for at undgå strækning og komprimering af nerve, der kan forårsage nerveskade 3. Nogle af de kendte mekanismer, som manchet elektroder kan fremkalde disse virkninger er transmissionen af kræfter fra tilstødende muskler til manchetten og dermed til nerven, misforhold mellem manchetten-og nerve mekaniske egenskaber, og unødig spænding i manchet s kundeemner. Disse sikkerhedsspørgsmål fører til specifikt sæt af design begrænsninger på den mekaniske fleksibilitet, geometrisk konfiguration og størrelse 1. Disse kriterier er særligt Challenging i tilfælde af en højt kontakttryk count fint, fordi manchetten skal være samtidig stiv i tværgående retning til at omforme nerve og fleksibel i længderetningen for at forhindre skader og imødekommende flere kontakter. Self-dimensionering spiral design kan rumme flere kontaktpersoner manchet 14, men den resulterende manchet er noget stiv. Fleksibelt polyimid design kan rumme et stort antal kontakter, men er tilbøjelige til delaminering. Tråden array design 13 frembringer et fint med flad tværsnit, men for at fastholde denne geometri trådene er smeltet sammen langs længden af manchetten producerer stive flader og skarpe kanter gør derefter uegnet til langsigtede implantater.
Den fremstillingsteknik beskrevet i denne artikel giver en høj kontakt densitet fint med fleksibel struktur, der kan gøres i hånden med konstant høj præcision. Det bruger en stiv polymer (polyetheretherketon (PEEK)) for at muliggøre præcis placement af kontakterne. PEEK segment bibeholder en fast tværsnit ved midten af elektroden, mens de fortsat er fleksible i længderetningen langs nerven. Dette design minimerer også den samlede tykkelse og stivhed af manchetten siden elektrodelegemet ikke behøver at være stive for at udflade nerve eller sikre kontakterne.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Elektrode Components Fremstilling
- Saml fire elektrode komponenter, der kræver præcision cut (laserskåret blev anvendt, henvises til liste Materials) inden fremstillingsprocessen. Disse komponenter er (figur 1):
Kontakter vifte ramme: Denne ramme er lavet af 125 um tyk polyetheretherketon (PEEK) ark. Den dækker hele bredden af manchetten og holder de midterste kontakter og har serpentine-formede kanter (figur 1b). De midterste kontakter er pakket ind i de vejledende kanaler; dermed den blotlagte bredde af kontakterne er begrænset af bredden af kanalerne og afstanden bestemmes af afstanden mellem kanalerne.
De midterste kontakter strips: De midterste kontakter dannes ved at vikle disse strimler rundt om kontakterne vifte ramme (figur 1B). Skær strimlerne ud af Platinum / 10% Iridium ark til bredden af de ledende kanaler og tilføje ekstra længde til at tillade dem at be fuldt foldet rundt om rammen. Spot-svejse kontaktpersonens føring 0º vinkel med strimlen er hovedakse.
Referenceværdierne kontakter: Der er behov for fire referencer. Den lange dimension af disse kontakter er lidt kortere end manchetten bredde til fuldt ud at indeholde dem inde i manchetten. Spot svejse hver henvisning kontakt til en føring 90º vinkel med kontaktpersonens hovedakse.
PEEK afstandsstykker: Afstandsstykker bruges til at skabe tyndere område på elektroden for at tillade bøjning og lukning (fig 1C). Alle afstandsstykkerne er fremstillet af PEEK (andet materiale kan anvendes) og skæres til længden af elektroden. Bredden af den midterste rum er lig med højden af elektroden.
2. Kontakter Array Forberedelse
- Rengør komponenter fremstillet i trin 1 ved lydbehandling i ethanol i 2 minutter ved 40 KHz og stuetemperatur, derefter 2 minutter i destilleret deioniseret vand under de samme lydbehandling parametre. Lad tørre.
- Visuelt inspicerekontakter til eventuelle fejl som laser-cut rester eller overflade deformationer.
- Placer kontakterne én efter én under mikroskop med svejsning stedet opad. Hold kontakt med pincet ved ca. 1/3 af længden starter fra den frie ende. Løft føringen til en 45º vinkel, mens du holder kontakten at gøre den første sving.
- Placer forbukket kontakt under arrayet ramme med svejsningen opad. Hold rammen ned med pincet og ophøje føringen til en 45º vinkel for at gøre en anden bøjning. Under fortsat holder rammen ned, fange den frie ende af kontakt med pincet og bøjning ved en 180 ° vinkel (fold mod midten linje af rammen).
- Ret og træk kontakten mod operatør og så bøje på 180º vinkel (fold til midten linje). Punktsvejsetiden punkt skulle nu være anbragt i mellem de to bøjede ender.
- Gentag trin 2.3 - 2,5 for de resterende kontakter. Lav så stramt som muligt. Suppleant for contact fører på hver side af opstillingen rammen.
3. Cuff Layout guide
- Opret en 2D diagram af manchetten i flad åben stilling.
BEMÆRK: Brug en CAD-software til at producere en sand-skala diagram. Dette diagram vil bestemme dimensionerne af elektroden og placering site for de forskellige elektrodekomponenter. - Udskriv 2D diagrammet på regelmæssig trykpapir at skalere ved hjælp af almindelig trykmaskine, og derefter skåret ud en 5 cm med 5 cm firkantet stykke med tegningen beliggende i centrum.
- Skær 5 cm med 5 cm firkantet stykke af den termiske gennemsigtighed ark (T1) med en skalpel.
- Placer gennemsigtighed stykke T1 oven på diagrammet papir, og derefter placere begge lag på bundpladen med diagrammet opad. Tape dem ned på bundpladen med tape.
4. Elektrode Base Layer og reference Kontakter Placering
- Skær 5 cm 5 cm silikone ark med en skalpel (S1), og then placere den på gennemsigtighed lag. Start ved at droppe et hjørne derefter langsomt sænke resten af arket for at undgå at fange luftbobler i mellem T1 og S1 ark (figur 2A).
- Bland ca. 2 g uhærdet silicone som anvist på ark oplysninger fra producenterne. Strengt røre de to dele sammen med steriliseret træ omrøring stick. Placer blandingen i et vakuumkammer i 3 minutter. Cycle vakuum for at fjerne boblerne da de stiger op til overfladen. Forvarm isotemp ovn ved 130 ºC.
Bemærk: Latexhandsker kan inhibere hærdeprocessen af silicone. Latexhandsker indeholder også svovl, som kan efterlade urenheder på arbejdsflader. Det anbefales at bruge nitrilhandsker stedet. - Brug af dental pick værktøj, anvende en tynd linje af uhærdet silikone langs midten af spacer segmenter, hvor de er placeret på den vejledende diagram.
- Placer afstandsstykkerne på de udpegede områder, og derefter trykke dem ned mod silikone ark S1.
- Delvist helbrede silikone i isotemp ovnen i 30 min, lad den køle ned i 10 min.
- Placer reference- kontakter onto udpegede områder. Sørg for, at svejse punkter vender op og kontaktoplysninger leads dirigeres mod midterlinjen af manchetten til exit i den fjerneste ende. Efter at have sikret korrekt placering, skal du trykke kontakterne ned på silikone lag S1. Depositum uhærdet silikone ind i de gennemgående huller.
- Tape ned ledningerne og derefter hærde fuldstændigt silikonen ved 130 * C i 90 minutter, eller natten over ved stuetemperatur (figur 2B).
5. center Kontakter Array Placering
- Klip 1,5 cm med 5 cm gennemsigtighed stykke med en skalpel (T2). Tape ned referencen fører væk fra midten regionen for at forhindre dem i at køre under kontakter vifte under det næste trin.
- Placer kontakt arrays på den dedikerede placering med kundeemner opad. Depositum uhærdet silicone at hæfte array iplacere.
- Placer stykket fra 5,1 (T2) på tværs af midterlinjen af elektroden og over arrays til at holde dem nede, og derefter tape enderne, mens du trykker ned på arrays. Manuelt justere array med den dedikerede position. Tape ned ledningerne udenfor manchet omkreds.
- Placer lille armatur bar over midten af elektroden og over gennemsigtighed segment T2. Klemme det ned til bundpladen med moderat tryk til at presse de midterste kontakterne mod basen silikone lag S1.
- Fuldt helbrede silikone i 90 minutter ved 130 * C, eller natten over ved stuetemperatur.
6. Forankring elektroden Komponenter
- Fjern det lille stativ bar, og fjern forsigtigt den gennemsigtige plade T2 til at eksponere de midterste kontakt arrays. Fjern alle de bånd, der holder ledningerne til både referencer og mellemledere kontakter (Figur 2C).
- Skær et firkantet stykke gennemsigtigheden ark med en skalpel til samme breddeelektrode og 5 cm i længde (T3), og derefter skære et firkantet stykke silikone ark til at dække hele elektrodeoverfladen (S2).
- Læg silikone ark (S2) på toppen af gennemsigtighed stykke (T3) og strække den til at fjerne eventuelle bølger eller uregelmæssigheder og for at fjerne luftbobler fra at blive fanget i mellem.
- Skær fire stykker silikone slange; 5 cm lange hver. Læg dem på exit site af ledningerne som er tildelt af den vejledende diagram. Efterlad en 2 mm mellemrum mellem elektroden kant og glassenes kanter. Mens du holder hvert par af rør med en pincet, tape ned rørene starter ved 1 mm væk fra røret ende. Gentag for det andet par.
- Arranger og fører af de midterste kontakter og referencerne i bundter, og derefter sende dem gennem den tilsvarende rør nær exit sites. Gentag for de andre tre rør. (Figur 2D).
- Depositum generøs mængde af uhærdet silikone hele elektrode kroppen.
BEMÆRK: Undgå at danne enir bobler under dette trin ved enten langsomt hælde den uhærdede silikone fra støvsuges blandingscontaineren eller indsprøjte det med en sprøjte. - Placer struktur fra 6,3 oven på det afsatte uhærdet silicone med silikone ark S2 nedad. Juster gennemsigtighed stykke T3 med elektroden samtidig holde silikone ark S2 levet op til det.
- Tape ned gennemsigtighed stykke T3 og derefter anvende pres for at kanalisere eventuelle luftbobler. Placer store armaturet bar over midten af elektroden og over gennemsigtighed segment T3. Derefter klemme det ned til bundpladen med moderat tryk. Fuldt helbrede silikone i 90 minutter ved 130 * C, eller natten over ved stuetemperatur.
7. Afskærmning Layer Placering (Anbefales til optagelse Cuffs)
- Fjern den store stativ bar og delaminere gennemsigtigheden brik (T3) med en pincet. Placer afskærmningspladekonstruktionen i centrum af hver flade af elektroden og anvende let tryk to trykke dem ind i elektroden. Depositum uhærdet silikone ind i de gennemgående huller.
- Delvist helbrede silikone i 30 minutter ved 130 ºC, og lad det køle helt af til stuetemperatur. Placer klæbende tape over de ydre ender af elektroden og over de afsluttende flanger for at forhindre at tilføje ekstra uhærdet silikone til disse segmenter.
- Gentag trin 6.6 gennem 6.8.
8. Skæring ud Færdig elektrode
- Træk og skære det overskydende silikone oven på tape tilføjet i trin 7.2 ved hjælp af skalpel, så forsigtigt fjerne tapen.
- Klip vinduer gennem silicone for at blotlægge spacer segmenter gennem S2 lag. Uddrag de indlejrede spacer segmenter med pincet. Dette skridt vil efterlade tomrum og danne fleksibelt enkelt silikone ark på disse regioner (oprindeligt S1).
- Skræl det overskydende silikone oven på de klæbebånd, der dækker siliconeslanger, og derefter klippe det med skalpel blade til niveau rørene med elektrodelegemet.
- Skåret langs omkredsen af elektroden ned til bundpladen.
- Klip en trekant mellem hvert rør par helt igennem bundpladen, og på ydersiden efter den vejledende diagram til at forme de leads 'exit sites. Fjerne alle silikone materiale, der blev frigjort fra elektroden kroppen under sidste trin.
9. Udsætter kontakter og afskærmning lag
- Klip vinduer gennem silikone lag S2, der dækker afskærmning lag. Glide polypropylenet suturfilamentet i mellem elektroden base (lag S1) og det transparente lag T1 på bundpladen til at delaminere den færdige manchet elektrode.
- Flip elektroden således at center kontakter og silikone lag S1 står op, og derefter udsætte dem ved at skære ud vinduer gennem bunden silikone lag S1. Gentag for de ydre reference- kontakter udsætter 1 mm brede segmenter langs midten af contaktpersoner. Sikre, at det stabiliserende gennemgående huller på siderne af reference- kontakter er fuldt indlejret i elektrodens legeme.
10. lodning en Connector til Leads
- Depositum lodning stof på ledningerne og onto connecter ben hver for sig, og derefter varme og sammensmelte de to dele sammen med loddekolbe.
Bemærk: DFT ledninger består af sølv kerne omgivet af et ydre lag lavet af nikkel-kobolt legering MP35N. Deponering lodde stof på disse tråde kræver brug af speciale flux at tillade overholde tråden (se listen Materials).
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Optagelse neurale aktivitet blev udført med en tilpasset forforstærker under anvendelse super-β input instrumentering forstærker (700 Hz - 7 kHz båndbredde og samlet gevinst på 2.000). Et eksempel på den fabrikerede FINE elektrode med den præsenterede protokol er vist i figur 3. Implantation af FINE omkring nerven sker ved suturering to frie kanter sammen. En demonstration af manchetten fleksibilitet (figur 3B) viser, at manchetten flader nerven samtidig bevare fleksibilitet i længderetningen.
Ud over manchetten fleksibilitet i længderetningen, bør manchetten også være elastisk til at rumme nerve hævelse, især i de tidlige stadier heling efter implantation. Højt tryk inde i manchetten kunne snøre blodkar og okkludere blodgennemstrømningen inde i nerven. Følgelig genereres trykket inde i manchetten som følge af nerve hævelse bør ikke overstige diastOlic blodtryk. Figur 4 viser responset af den samlede manchet til forskellige trykniveauer inde i manchetten. Når trykket stiger, elektroden ekspanderer til dannelse af en større tværsnitsareal. Ved 67 mm Hg; elektroden ekspanderer til 1,25 gange den oprindelige tværsnitsareal. Denne observation kan fortolkes som om manchetten størrelse er mindst 1,2 gange det oprindelige tværsnitsareal af nerven, kan nerven udvides op til 1,5 sin oprindelige tværsnitsareal, mens den efterfølgende stigning i trykket inde i manchetten forbliver under 67 mm Hg . Derfor designet kriterium 15, 30, 31 for en nerve manchetelektrode at udvise en manchet-til-nerve cross-forhold tværsnitsareal på mindst 1,5 er opfyldt.
Funktionaliteten og stabilitet, at de fremstillede manchet motiv blev undersøgt ved at implantere den på iskiasnerven af en hund (Figur 5). Undersøgelsen blev godkendt af CWRU IACUC ennd ACURO. Tre parametre blev periodisk målt gennem den kroniske implantat varighed: 1) signal-til-støj-forhold (SNR), 2) kontakt impedans og 3) antallet af kontakter, der giver levedygtige optagelse. SNR er defineret som forholdet mellem neurale aktivitet middeleffekt (rødt segment) over gennemsnitlige effekt af baseline aktivitet (gul segment). 100 ms bevægelige vindue blev anvendt. I hele implantatet varighed 7,5 måneder, SNR forblev stabilt med en værdi på 5,10 ± 0,81 dB (figur 5B).
Størrelsen af kontakters impedans blev målt in vivo ved 1 kHz og er vist i figur 5C. Disse målinger blev foretaget ved hjælp af RHD2000-Series forstærker evalueringssystem. Impedansen blev observeret at være stabil med en middelværdi på 2,55 ± 0,25 kohm (33 Forsøg, 16 kontakter (N = 528)). Endelig er antallet af kontakter, der blev inaktive over tid også vist i figur 5C. Antallet af inaktivekontakter forblev under 2 for varigheden af implantatet. Udsvinget i antallet af udstødte kanaler resulterede det meste fra en dårlig forbindelse mellem den eksterne stik og forstærkeren og genvandt funktion under indspilningerne.
Figur 1: Oversigt over FINE og dens komponenter A) FINE i åben position, og de fire vigtigste bygningsdele, der kræver præcision cut.. Disse komponenter er: Kontakter vifte ramme (I), de midterste kontakter strips (II), reference- kontakter (III), PEEK afstandsstykker (IV). Manchetten vender nedad i forhold til kontakterne placering mod nerve. De afstandsstykker (IV) fjernes efter samlingen. B) En udvidet visning af center kontakter og de skridt til at folde og løse dem omkring midten ramme. C) Foldet konfiguration af t han elektroden. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 2:... Snapshots af elektroden under fremstillingsprocessen A) Det ledende diagram, T1 og S1 stakke ved afslutningen af trin 4.1 B) Montering afstandselementerne segmenter og reference- kontakter ved afslutningen af trin 4.7 C) Fastholdelsen centrum kontakter array til S1 ark i slutningen af trin 6.1. D) Arrangere ledninger og silikone rør før indlejring dem inde elektroden krop i slutningen af trin 6.5. klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 3: Nerve Cuff elektrode Beskrevet i protokollen. A) fabrikeret 16 -contacts FINE i åben position. Ledningerne er anbragt i fire bundter af 5 leads pr udgangsstedet. B) Et eksempel på placeringen af manchetten omkring iskiasnerven i hund. Den midterste segment af FINE forblev fladt i tværgående retning, og manchetten krop er fleksibel i længderetningen. C) Et fotografi af implanterede nerve post mortem viser den fladtrykt tværsnit og arrangementet af hæfterne efter implantere en FINE elektrode til 12 uger. klik her for at se en større version af dette tal.
figure 4: FINE svar på den stigende indre tryk Disse målinger blev lavet ved at placere et oppusteligt elastisk kammer inde i en lukket manchet, og derefter trykket blev gradvist forøget med en variabel vandsøjle -længde.. De større og mindre akser manchettens tværsnit blev målt ved hvert trykniveau og en elliptisk tværsnit blev antaget for at beregne tværsnitsarealet (n = 20). Fejlsøjlerne repræsenterer standardafvigelsen.
Figur 5: Evaluering af Cuff funktionalitet med kronisk Registrering af iskiasnerven aktivitet i hunde A) En to sekunder eksempel på rå ENG signal registreret på en kontakt, mens dyret er frivilligt at gå på et løbebånd.. SNR blev defineret som forholdet mellem aktivitet og baseline gennemsnitlige kræfter. B) Gennemsnitlige SNR værdier blev observeret dnder implantatet varighed. C) Middelværdi af kontakter impedans ved 1 kHz (sort) og antallet af ikke-funktionelle kontakter over tid (rød). 14 af de 16 kontakter forblev funktionelle under hele implantatet varighed. De fejl søjler repræsenterer standardafvigelsen. Klik her for at se en større version af dette tal.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Den fremstillingsmetode beskrevet i denne artikel, kræver behændige og fine bevægelser med henblik på at sikre kvaliteten af det endelige manchet. Optagelsen kontakter skal placeres præcist i midten af de to referenceelektroder. Denne placering har vist sig at reducere interferens fra omgivende muskler elektrisk aktivitet 27. Enhver ubalance i den relative position af kontakten under fremstillingen kan forringe afvisning af common mode forstyrrende signaler genereret uden manchetten. Men med omhyggelig teknik blev observeret meget lidt at ingen mærkbar ubalance i reference- kontakter.
blev gjort flere forbedringer til manchetten design til at løse de fejltilstande stødt på under indledende dyreforsøg. Disse tilstande og de tilsvarende forbedringer er:
Lead brud: fører af reference- kontakter blev observeret at svigte på svejsestedet. Denne failure blev tilskrevet den utilstrækkelige trækaflastning på det sted, hvor den ledende forlader elektroden. Dette problem blev løst ved, herunder en længde på reference- fører inde i elektroden krop før du afslutter.
Lukning websted Fejl: Post-implantat manchet åbning blev observeret, og henføres til sutur skære igennem silikone. Dette problem blev løst ved at tilføje en armeringsnet og bruge blødere suturmateriale såsom silke til sutur manchetten.
Motion artefakter: Store spontane artefakter (> 100 μV) blev mødt med det første design af optagelsen manchetter. Lignende artefakter blev tidligere rapporteret 23 men er ikke blevet behandlet. Disse artefakter blev fundet at være gnidningselektriske støj og blev tilskrevet det faktum, at de to forskellige ikke-ledende materialer kan generere ladning langs føringen og spændingsspidser i forbindelse med flytning af ledninger. Navnlig silikone tubing, der omslutter kontaktoplysninger leads og kundeemner 'isolerende materiale (polytetrafluorethylen) har forskellige charge tilhørsforhold, som forårsager opladning overførsel mellem dem og ind i ledningerne' ledende kerne danner spikes under bevægelse af bly. Valideringen af arten af disse artefakter blev lavet ved at rekonstruere bevægelsen af tilsvarende kabel struktur i normalt saltvand sti og lignende artefakter blev observeret. For at løse dette problem, skal isoleringsmaterialet have charge affinitet svarende til den i det omsluttende rør materiale.
Elektrode Afskærmning: En afskærmning lag (guld metalfolie) blev også tilføjet til de ydre flader af manchetten til at give yderligere EMG reduktion 28. Folien skaber en lavimpedansvejen langs elektrodelegemet der shunter strømforstyrrelser oprindelse uden for manchetten.
Tilslutning Fejl: Det blev observeret, at den transkutan forbindelse gennem hudenvar ikke pålidelige og forårsagede diskontinuitet med op til 2 af de 16 kontakter (rød plot i figur 5C). Derfor bør forbindelsen til optageenhed forbedres for at øge den samlede grænseflade pålidelighed.
Elektroderne er produceret med denne protokol er blevet implanteret i hunde. Nogle af de materialer, der indgår i denne elektrode (f.eks loddetin, gennemsigtighed plader) endnu ikke er blevet godkendt til human anvendelse. Men udvælgelsen af de materialer, der udgør strukturen af elektroden er inkluderet i nogle FDA godkendte indretninger til langsigtede implantater (f.eks silicone, PEEK, Platinum / Iridium ark). Derfor oversætte processen i menneskelige applikation kræver kun omhyggelig udvælgelse af de værktøjsmaterialer og fremstilling under ordentlige renrumsforhold.
Tre vigtigste alternative metoder er blevet udforsket til at producere multicontact nerve manchet elektroder, der kan omforme peripheral nerver. Først er hot-kniv teknik 13. Det er blevet vist at være en omkostningseffektiv fremgangsmåde til pålideligt fremstille bøder med højt kontakttryk tæthed og høj kontakt placering præcision (238 ± 9 um kontakt afstand). Imidlertid manchetterne fremstillet ved denne fremgangsmåde er stive og de samlede mekaniske egenskaber kan ikke egnet til langvarig implantation. Den anden tilgang er laser mønster 24. Nd: YAG-laser er blevet brugt til at danne kontakterne ved at oprette mønstre i flere lag platin-spruttede PDMS. Selv om denne fremgangsmåde er meget reproducerbar og give høje præcision funktioner (30 um), maskineriet kræves, er meget specialiseret og lang sigt biokompatibilitet af elektroderne er ikke blevet undersøgt. Den tredje tilgang er håndlavede kontakter vifte lavet af platin diske eller kugler fastgjort på silikonegummi 25, 26.
Denne tilgang kræver ikke dyrt udstyr og anvendelsermeget biokompatible materialer. De største ulemper ved denne fremgangsmåde er den høje tolerance (> 0,5 mm) og den store afhængighed af menneskelige fejl. Proceduren fremstilling er beskrevet i denne protokol giver præcis placering af kontakterne og er yderst reproducerbar grundet den foruddefinerede geometri armaturet rammen. Afstanden mellem de midterste kontakter blev målt til 0,51 ± 0,04 mm (n = 70), og dimensionerne af kontakterne er bestemt af tolerancen af laser-skæring maskiner.
De bøder, der er fremstillet med denne procedure er i stand med den passende algoritme til at detektere placeringen af hæfterne i nerve og at inddrive de knippede signaler i frit bevægelige dyr uden et Faradays bur og med SNR af 5,10 ± 0,81 dB. Dette design er velegnet til nervestimulation og kan anvendes til selektiv stimulering under anvendelse trepolet manchet konfiguration med minimale artefakter 29. Denne fremstillingsteknik har også denfleksibilitet til at producere en lang række manchetter til særlige anvendelser såsom monopolær stimulation og nerve hastighed optagelse.
Monopolar design kan implementeres ved at fjerne de fire referencepunkter kontakter samtidig holde center kontakter. Den resulterende manchet kan så være kortere i længden og kan modificeres yderligere ved routing alle fører til exit i den ene side (et silikone rør par i stedet for to). Hastigheden optagelse elektrode kan implementeres ved at erstatte reference elektroder med fire ekstra kontakt array-frames og derefter arrangere ledningerne af de ekstra kontakter inde i elektroden krop mod den modsatte exit site.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne erklærer, at de ikke har nogen konkurrerende finansielle interesser. Leverandørerne i dette manuskript er kun for reference.
Acknowledgments
Dette arbejde blev sponsoreret af Defense Advanced Research Projects Agency (DARPA) MTO i regi af Dr. Jack Judy og Dr. Doug Weber gennem rummet og Naval Warfare Systems Center, Pacific Grant / Contract No.N66001-12-C-4173 . Vi vil gerne takke Thomas Eggers for hans hjælp i fremstillingsprocessen, og Ronald Triolo, Matthew Schiefer, Lee Fisher og Max Freeburg for deres bidrag til udviklingen af den sammensatte nerve manchet design.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Platinum-Iridium foil | Alfa Aesar | 41802 | 90% Platinum Iridium |
| DFT wires | Fort Wayne Metals | 35N LT-DFT-28%Ag | |
| Lead connector | Omnetics Connector Corporation | MCS-27-SS | |
| Silicone sheet | Speciality Silicon Fabricator | 0.005" x 12" x 12" Silicone Sheet | High durometer, vulcanized |
| Polyether ether ketone (PEEK) sheet | Peek-Optima | 0.005 sheet LT3 grade | |
| polyester stabelizing mesh | Surgicalmesh | PETKM2002 | |
| Silicon tubing (0.04" I.D. 0.085" O.D.) | Silcon Medical/NewAge Industries. | 2810458 | |
| Outer shielding layer | Alfa Aesar, A Johnson Matthey | MFCD00003436 (11391) | Gold foil, 0.004" thick |
| Transparency sheet | APOLLO | APOCG7060 | |
| Ultrasonic bath cleaner | Terra Universal | 2603-00A-220 | |
| Isotemp standard lab oven | Fisher Scientific | 13247637G | |
| Optical microscope | Fisher Scientific | 15-000-101 | |
| Tweezers | Technik | 18049USA (2A-SA) | |
| Surgical blade handles | Aspen Surgical Products | 371031 | |
| Base frame | McMaster-Carr | 9785K411 | |
| Support beam | McMaster-Carr | 9524K359 | |
| Two parts silicone | Nusil | MED 4765 | |
| Soldering Flux | SRA Soldering Products | FLS71 | |
| Tape | 3M Healthcare | 1535-0 (SKUMMM15350H) | Paper, hypoallergenic surgical tape |
| Spot welding machine | Unitek | 125 Power Supply with 101F Welding Head | |
| Laser cutting platform | Universal Laser Systems | PLS6.150D | 150 watts laser |
References
- Naples, G. G., et al. A spiral nerve cuff electrode for peripheral nerve stimulation. Biomed Eng, IEEE Tran. 10, 905-916 (1988).
- Tyler, D. J., Durand, D. M. Functionally selective peripheral nerve stimulation with a flat interface nerve electrode. Neur Sys Rehab Eng., IEEE Trans. 10, 294-303 (2002).
- Navarro, X., et al. A critical review of interfaces with the peripheral nervous system for the control of neuroprostheses and hybrid bionic systems. J Perip Ner Sys. 10, 229-258 (2005).
- Avery, R. E., Wepsic, J. S. Implantable nerve stimulation electrode. U.S. Patent. , 3,774,618 (1973).
- Avery, R. E., Wepsic, J. S. Implantable electrodes for the stimulation of the sciatic nerve. U.S. Patent. , 3,738,368 (1973).
- Hagfors, N. R. Implantable electrode. U.S. Patent. , 3,654,933 (1972).
- Haugland, M. A flexible method for fabrication of nerve cuff electrodes. Eng Med Bio Soc. 1, 359-360 (1996).
- Stein, R. B., et al. Stable long-term recordings from cat peripheral nerves. Brain Res. 128, 21-38 (1977).
- Julien, C., Rossignol, S. Electroneurographic recordings with polymer cuff electrodes in paralyzed cats. J N Sci Meth. 5, 267-272 (1982).
- Van der Puije, P. D., Shelley, R., Loeb, G. E. A self-spiraling thin-film nerve cuff electrode. Can Med Bio Eng Conf. , 186-187 (1993).
- Hoffer, J. A., Loeb, G. E., Pratt, C. A. Single unit conduction velocities from averaged nerve cuff electrode recording in freely moving cats. J N Sci Meth. 4, 211-225 (1981).
- Loeb, G. E., Peck, R. A. Cuff electrodes for chronic stimulation and recording of peripheral nerve activity. J N Sci Meth. 64, 95-103 (1996).
- Wodlinger, B. Extracting Command Signals from Peripheral Nerve Recordings. , Case Western Reserve University. Ph.D. Thesis (2011).
- Rozman, J., Zorko, B., Bunc, M. Selective recording of electroneurograms from the sciatic nerve of a dog with multi-electrode spiral cuffs. Jap J Phy. 50, 509-514 (2000).
- Ducker, T. B., Hayes, G. J. Experimental improvements in the use of elastic cuff for peripheral nerve repair. J N Sur. 28, 582-587 (1968).
- Tan, D. W., et al. A neural interface provides long-term stable natural touch perception. S T Med. 6, (2014).
- Branner, A., et al. Long-term stimulation and recording with a penetrating microelectrode array in cat sciatic nerve. Bio Med Eng, IEEE Trans. 1, 146-157 (2004).
- Micera, S., et al. Decoding information from neural signals recorded using intraneural electrodes: toward the development of a neurocontrolled hand prosthesis. P IEEE. 98, 407-417 (2010).
- Kozai, T. D., et al. Ultrasmall implantable composite microelectrodes with bioactive surfaces for chronic neural interfaces. N Mat. 11, 1065-1073 (2012).
- Sinha, G. Charged by GSK investment, battery of electroceuticals advance. Nat Med. 19, 654-654 (2013).
- Tyler, D. J., Durand, D. M. Chronic response of the rat sciatic nerve to the flat interface nerve electrode. A Biom Eng. 31, 633-642 (2003).
- Schiefer, M. A., et al. Selective stimulation of the human femoral nerve with a flat interface nerve electrode. J N Eng. 7, 026006 (2010).
- Edell, D. J. A peripheral nerve information transducer for amputees: long-term multichannel recordings from rabbit peripheral nerves. Bio med Eng, IEEE Trans. 2, 203-214 (1986).
- Schuettler, M., et al. Fabrication of implantable microelectrode arrays by laser cutting of silicone rubber and platinum foil. J N Eng. 2, 121 (2005).
- Pudenz, R. H., Bullara, L. A., Talalla, A. Electrical stimulation of the brain. I. Electrodes and electrode arrays. S Neur. 4, 37-42 (1975).
- Craggs, M. D. The cortical control of limb prostheses. , U of Lon. PhD Thesis 21-27 (1974).
- Struijk, J. J., Thomsen, M. Tripolar nerve cuff recording: stimulus artifact, EMG and the recorded nerve signal. Eng in Med Bio Soc. 2, 1105-1106 (1995).
- Sadeghlo, B., Yoo, P. B. Enhanced electrode design for peripheral nerve recording. N Eng, Int IEEE/EMBS Conf. , 1453-1456 (2013).
- Yoo, P. B., Sahin, M., Durand, D. M. Selective stimulation of the canine hypoglossal nerve using a multi-contact cuff electrode. Ann Bio Med Eng. 32, 511-519 (2004).
- Rydevik, B., Lundborg, G., Bagge, U. Effects of graded compression on intraneural blood flow: An in vivo study on rabbit tibial nerve. J hand Surg. 6, 3-12 (1981).
- Ogata, K., Naito, M. Blood flow of peripheral nerve effects of dissection, stretching and compression. J Hand Sur. 11, 10-14 (1986).
- Boretius, T., et al. A transverse intrafascicular multichannel electrode (TIME) to interface with the peripheral nerve. Bio Sen and Bio Elec. 26, 62-69 (2010).
- Stieglitz, T., Schuettler, M., Meyer, J. U., Micromachined, polyimide-based devices for flexible neural interfaces. Bio Med Micro Dev. 2, 283-294 (2000).
