Diese Arbeit wurde von der Defense Advanced Research Projects Agency (DARPA) MTO unter der Schirmherrschaft von Dr. Jack Judy und Dr. Doug Weber durch den Raum und Naval Warfare Systems Center, Pacific Zuschuss / Vertrag No.N66001-12-C-4173 gefördert . Wir möchten Thomas Eggers für seine Hilfe bei dem Herstellungsprozess, und Ronald Triolo, Matthew Schiefer, Lee Fisher und Max Freeburg für ihren Beitrag bei der Entwicklung des Verbundnerven Stulpeentwurf danken.

1. Elektrodenkomponenten Vorbereitung <ol><li> Sammeln Sie vier Elektrodenkomponenten, die erfordern, Präzisionsschnitt (Laser-Cut verwendet wurde, verweisen auf die Materialliste) vor dem Herstellungsprozess. Diese Komponenten sind (Abbildung 1): Kontakte Array-Rahmen: Dieser Rahmen ist aus 125 &amp; mgr; m dicken Polyetheretherketon (PEEK) Blech. Es deckt die gesamte Breite der Manschette und hält die mittleren Kontakte und hat serpentinenförmige Kanten (1B). Die Mittelkontakte sind in den Führungskanälen gewickelt; damit die belichtete Breite der Kontakte wird durch die Breite der Kanäle begrenzt, und wobei der Abstand durch den Abstand zwischen den Kanälen bestimmt wird. Die mittleren Kontakte Streifen: Die mittleren Kontakte gebildet werden durch diese Streifen um die Kontakte Array - Rahmen (Abbildung 1B) gewickelt wird . Schneiden Sie die Streifen aus dem Platin / 10% Iridium Blatt auf die Breite der Führungskanäle und fügen Sie zusätzliche Länge, damit sie zu be vollständig um den Rahmen gefaltet. Punktschweiß die Führung bei 0 ° Winkel des Kontakts mit der Hauptachse des Streifens. Die Referenzkontakte: Vier Referenzen benötigt. Die lange Abmessung dieser Kontakte ist etwas kürzer ist als die Manschettenbreite sie vollständig innerhalb der Manschette zu enthalten. Punktschweiß jedes Referenzkontakt zu einer Führung in 90º Winkel mit der Hauptachse des Kontakts. PEEK Abstandhalter: Abstandhalter verwendet werden , um dünnere Bereich auf der Elektrode schaffen , damit das Biegen und Schließen (1C). Alle Abstandshalter sind aus PEEK (anderes Material verwendet werden könnte), und der Länge der Elektrode geschnitten. Die Breite des mittleren Raum ist auf die Höhe der Elektrode gleich. </li></ol> 2. Kontakte Array Vorbereitung <ol><li> Reinigen der Komponenten hergestellt in Schritt 1 durch Beschallung in Ethanol für 2 min bei 40 KHz und bei Raumtemperatur, dann 2 min in destilliertem deionisiertem Wasser unter den gleichen Beschallungsparameter. Trocknen lassen. </li><li> Sichtprüfung derKontakte für etwaige Mängel wie lasergeschnittene Residuen oder Oberflächenverformungen. </li><li> Positionieren Sie die Kontakte einzeln unter dem Mikroskop mit der Schweißpunkt nach oben zeigt. Halten Sie den Kontakt mit einer Pinzette auf etwa 1/3 der Länge, ausgehend von dem freien Ende. Elevate die Führung zu einem Winkel von 45 °, während die Kontakthalte, um die erste Kurve zu machen. </li><li> Setzen Sie den vorgebogenen Kontakt unterhalb des Array-Rahmen mit der Schweißnaht nach oben zeigt. Halten Sie den Rahmen mit einer Pinzette nach unten und heben die Führung zu einem Winkel von 45 ° zu einer zweiten Biegung machen. Während er weiterhin den Rahmen gedrückt halten, mit einer Pinzette und biegen Sie das freie Ende des Kontakt greifen bei einem 180 ° Winkel (Falte in Richtung der Mittellinie des Rahmens). </li><li> Begradigen und den Kontakt zu Bediener ziehen und biegen dann bei 180 ° Winkel (fold zur Mittellinie). Der Punktschweißpunkt sollte nun zwischen den beiden gebogenen Enden eingeschlossen werden. </li><li> Wiederholen Sie die Schritte 2,3 bis 2,5 für die verbleibenden Kontakte. Machen Sie so fest wie möglich. Alternate die contact führt auf jeder Seite des Arrays Rahmens. </li></ol> 3. Cuff Leitfaden für das Layout <ol><li> Erstellen Sie ein 2D-Diagramm der Manschette in flachen offenen Position. HINWEIS: Verwenden Sie eine beliebige CAD-Software eine maßstäbliche Diagramm zu erzeugen. In diesem Diagramm werden die Abmessungen der Elektrode und der Vermittlungsstelle für die verschiedenen Elektrodenkomponenten bestimmen. </li><li> Drucken Sie das 2D-Diagramm auf normalen Druckpapier unter Verwendung von gewöhnlichen Druckmaschine zu skalieren und dann schneiden Sie ein 5 cm mal 5 cm quadratisches Stück mit der Zeichnung in der Mitte. </li><li> Schneiden Sie 5 cm mal 5 cm quadratisches Stück der thermischen Transparenzblatt (T1) mit einem Skalpell. </li><li> Legen Sie die Transparenz Stück T1 auf dem Diagramm Papier, und legen Sie dann die beiden Schichten auf der Grundplatte mit dem Diagramm nach oben zeigt. Kleben Sie diese mit Klebeband an der Basisplatte nach unten. </li></ol> 4. Elektrodenbasisschicht und Referenzen Kontakte Platzierung <ol><li> Schnitten 5 cm mal 5 cm Silikonfolie mit einem Skalpell (S1) und then es auf die Transparenz Ebene platzieren. Beginnen Sie mit einer Ecke fallen dann langsam den Rest des Blattes senken zu vermeiden Luftblasen zwischen T1 und S1 Blätter Trapping (2A). </li><li> Mischen Sie ca. 2 g nicht gehärteten Silikon als auf Herstellerdatenblatt gerichtet. Konsequent rühren die beiden Teile zusammen mit hölzernen Rührstab sterilisiert. Setzen Sie die Mischung in einer Vakuumkammer für 3 min. Zyklus das Vakuum um die Blasen zu beseitigen, da sie an die Oberfläche steigen. Wärmen Sie den isotemp Ofen bei 130 ° C. Hinweis: Latex-Handschuhe den Aushärtungsprozess des Silikon hemmen kann. Latex-Handschuhe auch Schwefel enthalten, die Verunreinigungen auf den Arbeitsflächen zu verlassen. Mit Nitrilhandschuhen stattdessen wird empfohlen. </li><li> Mit dem Zahn-Auswahlwerkzeug, eine dünne Linie von nicht ausgehärteten Silikon entlang der Mitte der Distanzsegmente, in denen sie auf dem Führungsplan befinden. </li><li> Legen Sie die Abstandshalter auf den dafür vorgesehenen Bereichen, und sie dann nach unten drücken gegen die Silikonfolie S1.</li><li> Heilung teilweise das Silikon in der isotemp Ofen für 30 Minuten, lassen Sie es 10 Minuten lang abkühlen. </li><li> Legen Sie die Referenz Kontakte auf ausgewiesenen Bereichen. Sicherzustellen, dass die Schweißpunkte nach oben und Kontaktleitungen sind in Richtung der Mittellinie der Manschette exit am fernen Ende geroutet. Nach der korrekten Positionierung zu gewährleisten, drücken Sie die Kontakte nach unten auf die Silikonschicht S1. Ablagerung ungehärtetem Silikon in die Durchgangslöcher. </li><li> Band nach unten die Leitungen und härten dann vollständig das Silikon bei 130 ºC für 90 Minuten oder über Nacht bei Raumtemperatur (2B). </li></ol> 5. Mittel Kontakte Array Placement <ol><li> Schneiden Sie 1,5 cm mal 5 cm Transparenz Stück mit einem Skalpell (T2). Band nach unten der Referenz führt von dem mittleren Bereich weg zu verhindern, dass von der Unterseite der Kontaktanordnung im nächsten Schritt ausgeführt wird. </li><li> Legen Sie die Kontaktanordnungen auf dem dedizierten Standort mit den Leitungen nach oben. Kaution nicht ausgehärteten Silikon das Array zu heften inOrt. </li><li> Legen Sie das Stück von 5,1 (T2) über die Mittellinie der Elektrode und über den Arrays sie niedrig zu halten, und kleben Sie dann die Enden, während nach unten auf den Arrays drücken. richten Sie manuell die Anordnung mit der speziellen Position. Band nach unten die Leitungen außerhalb des Umfangs der Manschette. </li><li> Legen Sie die kleine Fixierstange über die Mitte der Elektrode und über das Transparenzsegment T2. Klemmen Sie es mit leichtem Druck auf die Grundplatte in der Mitte durch Kontakte gegen die Basis Silikonschicht S1 zu drücken. </li><li> Vollständig auszuhärten das Silikon für 90 min bei 130 ºC oder über Nacht bei RT. </li></ol> 6. Einbetten der Elektrodenkomponenten <ol><li> Entfernen Sie die kleine Fixierstange und entfernen Sie vorsichtig die transparente Folie T2 die mittleren Kontaktanordnungen zu belichten. Entfernen Sie alle Bänder , die die Leitungen für beide Referenzen und mittleren Kontakte (Abbildung 2C) zu halten. </li><li> Geschnitten, um ein quadratisches Stück des Transparenzblatt mit einem Skalpell auf die gleiche Breite derElektrode und 5 cm in der Länge (T3), und schneiden dann ein quadratisches Stück Silikonfolie die gesamte Elektrodenoberfläche (S2) zu bedecken. </li><li> Legen Sie die Silikonfolie (S2) auf der Oberseite der Transparenz Stück (T3) und strecken es keine Wellen oder Unregelmäßigkeiten zu entfernen und Luftblasen aus eingeklemmt zwischen zu beseitigen. </li><li> Schneiden vier Stücke von Silikonschlauch; 5 cm lang jeden. Legen Sie sie auf der Austrittsstelle der Leitungen wie auf dem Führungsplan zugeordnet. Lassen Sie eine 2 mm Abstand zwischen der Elektrodenkante und die Kanten &#39;Rohre. Während jedes Paar von Rohren mit einer Pinzette gedrückt, und Band nach unten die Rohre bei 1 mm ausgehend von dem Rohrende entfernt. Wiederholen Sie dies für das andere Paar. </li><li> Ordnen und Leitungen der mittleren Kontakte und Referenzen in Bündel, und sie dann durch das entsprechende Rohr in der Nähe der Austrittsstellen. Wiederholen Sie dies für die anderen drei Röhren. (2D). </li><li> Kaution großzügige Menge von nicht gehärteten Silikon über die gesamte Elektrodenkörper. HINWEIS: Vermeiden Sie eine Formir Blasen während dieser Schritt entweder langsam das ungehärtete Silikon aus dem Mischbehälter gesaugt Gießen oder es mit einer Spritze injiziert wird. </li><li> Legen Sie die Struktur von 6.3 auf der Oberseite des abgeschiedenen nicht gehärteten Silikon mit dem Silikonfolie S2 nach unten zeigt. Richten Sie die Transparenz Stück T3 mit der Elektrode, während die Silikonfolie halten S2 daran haften. </li><li> Band auf der Transparenz Stück T3 und dann Druck ausüben, um eingeschlossene Luftblasen zu bahnen. Legen Sie die große Fixierstange über die Mitte der Elektrode und über das Transparenzsegment T3. klemmen Sie es dann mit mäßigem Druck auf die Grundplatte nach unten. Vollständig auszuhärten das Silikon für 90 min bei 130 ºC oder über Nacht bei RT. </li></ol> 7. Abschirmschicht Placement (empfohlen für die Aufnahme Cuffs) <ol><li> Entfernen Sie die große Fixierstange und delaminieren die Transparenz Stück (T3) mit einer Pinzette entfernen. Legen Sie das Schutzblatt in der Mitte jeder Fläche der Elektrode und mit leichtem Druck to sie in die Elektrode drücken. Ablagerung ungehärtetem Silikon in die Durchgangslöcher. </li><li> Heilung teilweise das Silikon für 30 Minuten bei 130 ° C und dann vollständig auf Raumtemperatur abkühlen lassen. Platzieren Klebeband über die äußeren Enden der Elektrode und über die Schließ Flansche zu verhindern Hinzufügen zusätzlicher ungehärtetem Silikon zu diesen Segmenten. </li><li> Wiederholen Sie die Schritte 6.6 bis 6.8. </li></ol> 8. Ausschneiden der fertigen Elektrode <ol><li> Ziehen Sie und schneiden Sie das überschüssige Silikon auf der Oberseite des Klebebands in Stufe 7.2 Skalpellklinge verwenden, dann vorsichtig das Klebeband entfernen. </li><li> Schneiden Sie Fenster durch das Silikon die Abstandssegmente durch die S2-Schicht freizulegen. Extrahieren Sie die eingebetteten Abstandssegmente mit einer Pinzette. Dieser Schritt wird Hohlräume verlassen und in diesen Bereichen Blatt flexible Einzel Silikon bilden (ursprünglich S1). </li><li> Ziehen Sie das überschüssige Silikon auf der Klebebänder aus, die die Silikonschläuche decken, und schneiden Sie es dann mit Skalpell blade die Rohre mit dem Elektrodenkörper zu nivellieren. </li><li> Schneiden um den Umfang der Elektrode nach unten an der Grundplatte. </li><li> Schneiden Sie ein Dreieck zwischen jedem Paar Rohre vollständig durch die Grundplatte und auf der Außenseite nach dem Führungsbild, das die Leitungen den Websites Ausgang zu gestalten. Entfernen Sie die alle Silikon-Material, das von der Elektrodenkörper in den letzten Schritten abgelöst wurde. </li></ol> 9. Machen Kontakte und Abschirmschichten <ol><li> Schneiden Sie Fenster, durch die Silikonschicht S2, die die Schutzschicht bedeckt. Gleiten die Polypropylennahtfaden zwischen der Elektrodenbasis (Schicht S1) und der transparenten Schicht T1 auf der Grundplatte des fertigen Manschettenelektrode zu delaminieren. </li><li> Flip die Elektrode, so dass die Mittelkontakte und die Silikonschicht S1 nach oben zeigen und sie dann aussetzen durch Ausschneiden Fenster durch die Basis Silikonschicht S1. Wiederholen Sie dies für den äußeren Referenz Kontakte auszusetzen 1 mm breite Segmente entlang der Mitte der contakte. Sicherzustellen, dass die Stabilisierungsdurchgangslöcher an den Seiten der Referenz-Kontakte vollständig innerhalb des Körpers des Elektrode eingebettet sind. </li></ol> 10. Löten ein Stecker mit den Leitungen <ol><li> Deposit Lötsubstanz auf die Leitungen und auf die connecter Stifte getrennt, und dann Wärme und verschmelzen beide Teile zusammen mit Lötkolben. Hinweis: Die DFT Leitungsdrähte bestehen aus Silberkern durch eine äußere Schicht aus der Nickel-Cobalt-Basis-Legierung MP35N hergestellt umgeben. Das Aufbringen des Lotes Substanz auf diese Drähte erfordert die Verwendung von Spezialfluss zu ermöglichen, an dem Draht anhaftet (siehe die Materialliste). </li></ol>

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Die Autoren erklären, dass sie keine finanziellen Interessen haben. Die Lieferanten in diesem Manuskript aufgeführt sind nur als Referenz zur Verfügung gestellt.

Das Herstellungsverfahren in diesem Artikel beschriebenen erfordert geschicktes und feine Bewegungen, um die Qualität der endgültigen Manschette zu gewährleisten. Die Aufnahmekontakte müssen genau in der Mitte der beiden Referenzelektroden angeordnet werden. Diese Platzierung wurde Aktivität elektrischen aus den umliegenden Muskeln 27 zu einer signifikanten Störungen zu reduzieren. Ein Ungleichgewicht in der relativen Position des Kontakts während der Herstellung kann verschlechtern die Abstoßung von ...

Wirken mit dem peripheren Nervensystem (PNS) ermöglicht den Zugang zu hochverarbeiteten neuralen Befehlssignale, wie sie reisen, um verschiedene Strukturen innerhalb des Körpers. Diese Signale werden erzeugt, indem innerhalb Faszikel beschränkt Axonen und durch eng verbunden Perineuriums Zellen umgeben. Die Größe der meßbaren Potentialen aus den neuralen Aktivitäten resultiert, wird durch die Impedanz der verschiedenen Schichten innerhalb der Nerven wie dem Perineurium hochohmige Schicht beeinflusst, die die Faszikel umgibt. Folglich wurden zwei Schnittstellen Ansätze untersucht, je nach der Aufzeichnungsstelle in Bezug auf das Perineurium Schicht, nämlich intrafaszikuläre und extrafaszikuläres Ansätze. Intra-faszikulären Ansätze stellen die Elektroden im Inneren der Faszikel. Beispiele dieser Ansätze sind das Utah - Array 17, der Längs Intra-faszikuläre Electrode (LIFE) 18 und die Querintra faszikuläre mehrkanaligen Elektrode (TIME) 32. Tiese Techniken können selektiv aus dem Nerven aufnehmen sondern in vivo, wahrscheinlich aufgrund der Größe und der Nachgiebigkeit der Elektrode gezeigt zuverlässig Funktionalität für lange Zeiträume beibehalten 12 nicht. Extra faszikulären Ansätze stellen die Kontakte um den Nerv. Die Manschette Elektroden in diesen Ansätzen verwendete keine Kompromisse das Perineurium noch das Epineurium und wurden von der Aufnahme aus dem peripheren Nervensystem 12 ein sicheres und robustes Mittel zu sein , beide gezeigt. Allerdings außer faszikulären Ansätze fehlt die Fähigkeit, einzelne Einheit Aktivität zu messen - im Vergleich zu den inner faszikulären Designs. Neuroprothetischer Anwendungen , die Nervenmanschette Elektroden verwenden , umfassen die Aktivierung der unteren Extremität, die Blase, die Membran, die Behandlung von chronischen Schmerzen, Block neuronaler Leitung, sensorisches Feedback, und die Aufnahme Elektron 1. Mögliche Anwendungen zu nutzen, periphere Nerven Interfacing umfassen Restoring Bewegung für Opfer von Lähmung mit funktionellen Elektrostimulation, die Aufnahme Motoneuron Aktivität von Rest Nerven angetriebenen Gliedmaßenprothesen in Amputierten zu steuern und mit dem autonomen Nervensystem eine Schnittstelle 20 Bioelektronik-Medikamente zu liefern. Eine Design - Implementierung der Manschette Elektrode ist die Flat-Schnittstelle Nervenelektrode (FINE) 21. Dieser Entwurf formt die Nerven in einen flachen Querschnitt mit größeren Umfang im Vergleich zu einer runden Form. Die Vorteile dieser Bauart sind Anzahl der Kontakte erhöht, die auf dem Nerv angeordnet werden kann, und die Nähe der Kontakte mit den neu angeordneten internen Faszikel zur selektiven Erfassung und Stimulation. Ferner oberen und unteren Extremitäten Nerven bei großen Tieren und Mensch kann verschiedene Formen annehmen und die von der FINE erzeugt Umbildung nicht die natürliche Geometrie des Nerven verzerren. Jüngste Studien haben gezeigt, dass FINE fähig ist Gefühl der Wiederherstellung indas obere Ende 16 und die Rückstellbewegung in dem unteren Ende 22 mit funktionalen elektrischen Stimulation beim Menschen. Die Grundstruktur einer Manschettenelektrode besteht auf der Oberfläche eines Nervensegment mehrere Metallkontakte zu platzieren, und isolierende dann diese Kontakte zusammen mit dem Nervensegment innerhalb einer nichtleitenden Manschette. Um diese Grundstruktur zu erreichen, mehrere Entwürfe wurden in früheren Studien vorgeschlagen, einschließlich: (1) Die Metallkontakte in ein Dacron Masche eingebettet. Das Netz wird dann um den Nerv gewickelt und die sich ergebende Manschettenform folgt der Nervengeometrie 4, 5. (2) Split-Zylinder - Designs , die vorgeformten verwenden starren und nichtleitenden Zylinder um die Kontakte zu fixieren den Nerv herum. Das Nervensegment , das diese Manschette aufnimmt , ist in den internen Stulpe der Geometrie umgestaltet 6 - 8. Selbstwickel Konstruktionen , bei denen die Kontakte zwischen zwei Isolationsschichten eingeschlossen sind. Die innere Schicht geschmolzen wird, während sie mit einer externen un gestreckten Schicht gestreckt. Mit verschiedenen natürlichen Ruhelängen für die zwei miteinander verbundenen Schichten bewirkt, dass die endgültige Struktur eine flexible Spirale zu bilden, die sich um den Nerv wickelt. Das Material für diese Schichten verwendet wurden typischerweise Polyethylen 9 Polyimid 10 und Siliconkautschuk - 1. (4) Nicht isolierte Segmente der Leitungsdrähte gegen den Nerv angeordnet , wie die Elektrodenkontakte dienen. Diese Leitungen werden entweder in Silikonschlauch gewebt 11 oder in Silikon verschachtelt Zylinder 12 geformt. Ein ähnliches Prinzip wurde verwendet , Bußgelder zu konstruieren , durch das Anordnen und isolierte Drähte Verschmelzen ein Array zu bilden, und dann eine Öffnung , durch die Isolierung erfolgt durch ein kleines Segment durch die Mitte dieser verbundenen Drähte 13 Strippen. Diese Entwürfe assume einen runden Querschnitt Nerven und entsprechen diese angenommen Nervengeometrie. (5) Flexible auf Polyimidbasis Elektroden 33 mit den Kontakten , gebildet durch Polyimidstruktur Mikrobearbeitung und dann in gestreckte Silikonfolien integrierenden selbst Aufwickeln Manschetten zu bilden. Dieser Entwurf nimmt auch an einen runden Nervenquerschnitt. Cuff - Elektroden sollten, um flexibel und selbst Sizing zu vermeiden Stretching und die Nerven zu komprimieren , dass Nervenschäden 3 führen kann. Einige der bekannten Mechanismen, durch die Manschettenelektroden diese Effekte sind die Übertragung der Kräfte von benachbarten Muskeln an der Manschette induzieren kann und somit auf den Nerv, Mismatch zwischen der Manschette ist und Nerven der mechanischen Eigenschaften und der übermäßige Spannung in den Leitungen der Manschette. Diese Sicherheitsprobleme führen zu bestimmten Satz von Designbeschränkungen auf die mechanische Flexibilität, geometrische Konfiguration und die Größe 1. Diese Kriterien sind besonders challein dem Fall eines hohen Kontaktzahl FINE rn de weil die Manschette zugleich steif in der Querrichtung sein muß, den Nerv und flexibel in Längsrichtung neu zu gestalten Schäden sowie das mehrere Kontakte zu verhindern. Selbst Sizing Spirale Designs können mehrere Kontakte Manschette 14 aufnehmen, aber die resultierende Manschette ist etwas steif. Flexible Polyimid-Design kann eine hohe Anzahl von Kontakten aufnehmen, sind aber anfällig für Delamination. Der Draht - Array - Design 13 erzeugt einen feinen mit flachem Querschnitt, aber um diese Geometrie die Drähte verschmolzen sind entlang der Länge der Manschette Herstellung steifen Flächen und scharfen Kanten zusammenzuhalten dann ungeeignet für Langzeitimplantate machen. Das Herstellungsverfahren in diesem Artikel beschrieben erzeugt eine hohe Kontaktdichte FINE mit flexibler Struktur, die bei gleichbleibend hoher Präzision von Hand gemacht werden kann. Es verwendet ein starres Polymer (Polyetheretherketon (PEEK)) präzise p zu ermöglichenlacement der Kontakte. Das PEEK-Segment hält einen flachen Querschnitt in der Mitte der Elektrode, während in der Längsrichtung entlang des Nervs flexible verbleibt. Diese Konstruktion minimiert auch die Gesamtdicke und Steifigkeit der Manschette, da der Elektrodenkörper starr zu sein, nicht um die Nerven zu glätten hat oder die Kontakte zu sichern.

<table><tbody><tr><td>Platinum-Iridium foil</td><td>Alfa Aesar</td><td>41802</td><td>90% Platinum Iridium&amp;nbsp;</td></tr><tr><td>DFT wires</td><td>Fort Wayne Metals</td><td>35N LT-DFT-28%Ag</td><td></td></tr><tr><td>Lead connector</td><td>Omnetics Connector Corporation</td><td>MCS-27-SS</td><td></td></tr><tr><td>Silicone sheet</td><td>Speciality Silicon Fabricator</td><td>0.005&quot; x 12&quot; x 12&quot; Silicone Sheet</td><td>High durometer, vulcanized&amp;nbsp;</td></tr><tr><td>Polyether ether ketone (PEEK) sheet</td><td>Peek-Optima</td><td>0.005 sheet LT3 grade</td><td></td></tr><tr><td>polyester stabelizing mesh</td><td>Surgicalmesh</td><td>PETKM2002</td><td></td></tr><tr><td>Silicon tubing (0.04&quot; I.D. 0.085&quot; O.D.)</td><td>Silcon Medical/NewAge Industries.</td><td>2810458</td><td></td></tr><tr><td>Outer shielding layer</td><td>Alfa Aesar, A Johnson Matthey</td><td>MFCD00003436 (11391)</td><td>Gold foil, 0.004&quot; thick</td></tr><tr><td>Transparency sheet</td><td>APOLLO</td><td>APOCG7060</td><td></td></tr><tr><td>Ultrasonic bath cleaner</td><td>Terra Universal</td><td>2603-00A-220</td><td></td></tr><tr><td>Isotemp standard lab oven</td><td>Fisher Scientific</td><td>13247637G</td><td></td></tr><tr><td>Optical microscope</td><td>Fisher Scientific</td><td>15-000-101</td><td></td></tr><tr><td>Tweezers</td><td>Technik</td><td>18049USA (2A-SA)</td><td></td></tr><tr><td>Surgical blade handles</td><td>Aspen Surgical Products</td><td>371031</td><td></td></tr><tr><td>Base frame&amp;nbsp;</td><td>McMaster-Carr</td><td>9785K411</td><td></td></tr><tr><td>Support beam</td><td>McMaster-Carr</td><td>9524K359</td><td></td></tr><tr><td>Two parts silicone</td><td>Nusil</td><td>MED 4765</td><td></td></tr><tr><td>Soldering Flux</td><td>SRA Soldering Products</td><td>FLS71</td><td></td></tr><tr><td>Tape</td><td>3M Healthcare</td><td>1535-0 (SKUMMM15350H)</td><td>Paper, hypoallergenic surgical tape</td></tr><tr><td>Spot welding machine</td><td>Unitek</td><td>125 Power Supply with 101F Welding Head</td><td></td></tr><tr><td>Laser cutting platform</td><td>Universal Laser Systems</td><td>PLS6.150D</td><td>150 watts laser</td></tr></tbody></table>

fabrication of high contact-density, flat-interface nerve electrodes for recording and stimulation applications

Viele Versuche wurden Mehrkontakt Nervenmanschette Elektroden herzustellen, sind sicher, robust und zuverlässig für Langzeit neuroprothetischer Anwendungen. Dieses Protokoll beschreibt ein Herstellungsverfahren eines modifizierten zylindrischen Elektrode Nervenmanschette diese Kriterien zu erfüllen. Minimale Computer-Aided Design und Fertigung (CAD und CAM) Fähigkeiten sind notwendig, um konsequent Manschetten produzieren mit hoher Präzision (Kontaktplatzierung 0,51 ± 0,04 mm) und verschiedenen Manschettengrößen. Die Präzision in räumlich um die Kontakte zu verteilen und die Fähigkeit, eine vorgegebene Geometrie mit diesem Entwurf sind zwei Kriterien erreicht zu halten unerlässlich, um die Manschette die Schnittstelle zur selektiven Aufnahme und Stimulation zu optimieren. Die dargestellte Gestaltung maximiert auch die Flexibilität in der Längsrichtung, während eine ausreichende Steifigkeit in der Querrichtung Aufrechterhaltung der Nerven Umformen von Materialien mit unterschiedlichen Elastizitäten verwenden. Die Erweiterung des Querschnitts der ManschetteBereich als Ergebnis des Drucks im Inneren der Manschette Erhöhung beobachtet 25% bei 67 mm Hg sein. Dieser Test zeigt die Flexibilität der Manschette und ihre Reaktion auf Nerven Schwellung nach der Implantation. Die Stabilität der Kontakte Impedanz und Signal-zu-Rausch-Verhältnis Metriken aus einer chronisch implantierten Manschette (7,5 Monate) &quot;Schnittstelle und Aufnahmequalität wurden auch mit Kontakten untersucht&quot; und beobachtet bzw. 2,55 ± 0,25 kOhm und 5,10 ± 0,81 dB.

(- 7 kHz Bandbreite und Gesamtgewinn von 2.000 700 Hz) neurale Aktivität Aufnahme wurde mit einem angepassten Vorverstärker mit Super-β-Eingangsinstrumentenverstärker ausgeführt. Ein Beispiel für die hergestellten FINE - Elektrode mit dem vorgestellten Protokoll ist in Abbildung 3 dargestellt. Die Kombination aus FINE um den Nerv Implantieren zusammen durch Vernähen der beiden freien Kanten getan. Eine Demonstration der Flexibilität der Manschette (3B) zeigt an, dass die Mansche...

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Fabrication of High Contact-Density, Flat-Interface Nerve Electrodes for Recording and Stimulation Applications

Dieser Artikel enthält eine detaillierte Beschreibung des Herstellungsprozesses eines hohen Kontaktdichte flache Schnittstelle Nervenelektrode (FINE). Diese Elektrode ist optimiert für die Aufzeichnung und die neuronale Aktivität selektiv innerhalb der peripheren Nerven zu stimulieren.

Die Herstellung von High-Kontakt-Dichte, Flach-Interface Nerve Elektroden für die Aufnahme und Stimulation Anwendungen

Many attempts have been made to manufacture multi-contact nerve cuff electrodes that are safe, robust and reliable for long term neuroprosthetic ...

fabrication-high-contact-density-flat-interface-nerve-electrodes-for

Universidad de Cartagena UDEC

Research

JoVE Journal

Neuroscience

9.6K Aufrufe.  Case Western Reserve University.  Dieser Artikel enthält eine detaillierte Beschreibung des Herstellungsprozesses eines hohen Kontaktdichte flache Schnittstelle Nervenelektrode (FINE). Diese Elektrode ist optimiert für die Aufzeichnung und die neuronale Aktivität selektiv innerhalb der peripheren Nerven zu stimulieren. 

Serie: Fabrication of High Contact-Density, Flat-Interface Nerve Electrodes for Recording and Stimulation Applications

Electrode Fabrication and Implantation in Aplysia californica for Multi-channel Neural and Muscular Recordings in Intact, Freely Behaving Animals

Recording from key nerves and muscles of Aplysia during feeding behavior allows us to study the patterns of neural control in an intact animal. Simultaneously recording from multiple nerves and muscles gives us precise information about the timing of neural activity. Previous recording methods have worked for two electrodes, but the study of additional nerves or muscles required combining and averaging the recordings of multiple animals, which made it difficult to determine fine details of timing and phasing, because of variability from response to response, and from animal to animal. Implanting four individual electrodes has a very low success rate due to the formation of adhesions that prevent animals from performing normal feeding movements. We developed a new method of electrode fabrication that reduces the bulk of the electrodes inside the animal allowing for normal feeding movements. Using a combination of glues to attach the electrodes results in a more reliable insulation of the electrode which lasts longer, making it possible to record for periods as long as a week. The fabrication technique that we describe could be extended to incorporate several additional electrodes, and would be applicable to vertebrate animals.

Electrode Fabrication and Implantation in Aplysia californica for Multi-channel Neural and Muscular Recordings in Intact, Freely Behaving Animals

A technique is described for implanting four in vivo electrodes to monitor the neuromuscular control of feeding behavior in Aplysia californica.

Electrode Herstellung und Implantation in Aplysia californica Für Multi-Channel-Neuro-und Muskel-Recordings in Intact, Frei Behaving Tiere

Recording from key nerves and muscles of Aplysia during feeding behavior allows us to study the patterns of neural control in an intact animal.  ...

Forschung

Neurowissenschaften

A Method for Systematic Electrochemical and Electrophysiological Evaluation of Neural Recording Electrodes

New materials and designs for neural implants are typically tested separately, with a demonstration of performance but without reference to other implant characteristics.&#160;This precludes a rational selection of a particular implant as optimal for a particular application and the development of new materials based on the most critical performance parameters.&#160;This article develops a protocol for in vitro and in vivo testing of neural recording electrodes.&#160;Recommended parameters for electrochemical and electrophysiological testing are documented with the key steps and potential issues discussed.&#160;This method eliminates or reduces the impact of many systematic errors present in simpler in vivo testing paradigms, especially variations in electrode/neuron distance and between animal models.&#160;The result is a strong correlation between the critical in vitro and in vivo responses, such as impedance and signal-to-noise ratio.&#160;This protocol can easily be adapted to test other electrode materials and designs.&#160;The in vitro techniques can be expanded to any other nondestructive method to determine further important performance indicators.&#160;The principles used for the surgical approach in the auditory pathway can also be modified to other neural regions or tissue.

Different electrode coatings affect neural recording performance through changes to electrochemical, chemical and mechanical properties. Comparison of electrodes in vitro is relatively simple, however comparison of in vivo response is typically complicated by variations in electrode/neuron distance and between animals. This article provides a robust method to compare neural recording electrodes.

Eine Methode zur systematischen Elektrochemische und elektrophysiologische Bewertung der Neural Aufzeichnungselektroden

New materials and designs for neural implants are typically tested separately, with a demonstration of performance but without reference to other implant ...

Mikrofluidische kanalbasierte weiche Elektroden für die kapazitive Druckmessung

Microfluidic Channel-Based Soft Electrodes and Their Application in Capacitive Pressure Sensing

Flexible and stretchable electrodes are essential components in soft artificial sensory systems. Despite recent advances in flexible electronics, most electrodes are either restricted by the patterning resolution or the capability of inkjet printing with high-viscosity super-elastic materials. In this paper, we present a simple strategy to fabricate microchannel-based stretchable composite electrodes, which can be achieved by scraping elastic conductive polymer composites (ECPCs) into lithographically embossed microfluidic channels. The ECPCs were prepared by a volatile solvent evaporation method, which achieves a uniform dispersion of carbon nanotubes (CNTs) in a polydimethylsiloxane (PDMS) matrix. Compared to conventional fabrication methods, the proposed technique can facilitate the rapid fabrication of well-defined stretchable electrodes with high-viscosity slurry. Since the electrodes in this work were made up of all-elastomeric materials, strong interlinks can be formed between the ECPCs-based electrodes and the PDMS-based substrate at the interfaces of the microchannel walls, which allows the electrodes to exhibit mechanical robustness under high tensile strains. In addition, the mechanical-electric response of the electrodes was also systematically studied. Finally, a soft pressure sensor was developed by combining a dielectric silicone foam and an interdigitated electrodes (IDE) layer, and this demonstrated great potential for pressure sensors in soft robotic tactile sensing applications.

Autor im Fokus: Mikrofluidische kanalbasierte weiche Elektroden und ihre Anwendung in der kapazitiven Druckmessung  

Flexible electrodes have a wide range of applications in soft robotics and wearable electronics. The present protocol demonstrates a new strategy to fabricate highly stretchable electrodes with high resolution via lithographically defined microfluidic channels, which paves the way for future high-performance soft pressure sensors.

Mikrofluidische kanalbasierte Weichelektroden und ihre Anwendung in der kapazitiven Druckmessung

Flexible and stretchable electrodes are essential components in soft artificial sensory systems. Despite recent advances in flexible electronics, most ...

Ingenieurwesen

Design, Surface Treatment, Cellular Plating, and Culturing of Modular Neuronal Networks Composed of Functionally Inter-connected Circuits

The brain operates through the coordinated activation and the dynamic communication of neuronal assemblies. A major open question is how a vast repertoire of dynamical motifs, which underlie most diverse brain functions, can emerge out of a fixed topological and modular organization of brain circuits. Compared to in vivo studies of neuronal circuits which present intrinsic experimental difficulties, in vitro preparations offer a much larger possibility to manipulate and probe the structural, dynamical and chemical properties of experimental neuronal systems. This work describes an in vitro experimental methodology which allows growing of modular networks composed by spatially distinct, functionally interconnected neuronal assemblies. The protocol allows controlling the two-dimensional (2D) architecture of the neuronal network at different levels of topological complexity.
A desired network patterning can be achieved both on regular cover slips and substrate embedded micro electrode arrays. Micromachined structures are embossed on a silicon wafer and used to create biocompatible polymeric stencils, which incorporate the negative features of the desired network architecture. The stencils are placed on the culturing substrates during the surface coating procedure with a molecular layer for promoting cellular adhesion. After removal of the stencils, neurons are plated and they spontaneously redirected to the coated areas. By decreasing the inter-compartment distance, it is possible to obtain either isolated or interconnected neuronal circuits. To promote cell survival, cells are co-cultured with a supporting neuronal network which is located at the periphery of the culture dish. Electrophysiological and optical recordings of the activity of modular networks obtained respectively by using substrate embedded micro electrode arrays and calcium imaging are presented. While each module shows spontaneous global synchronizations, the occurrence of inter-module synchronization is regulated by the density of connection among the circuits.

This manuscript describes a protocol to grow in vitro modular networks consisting of spatially confined, functionally inter-connected neuronal circuits. A polymeric mask is used to pattern a protein layer to promote cellular adhesion over the culturing substrate. Plated neurons grow on coated areas establishing spontaneous connections and exhibiting electrophysiological activity.

Design, Oberflächenbehandlung, Cellular-Überzug und Kultivierung von Modular Neuronale Netze Bestehend aus Funktionell mit Inter-Schaltungen

The brain operates through the coordinated activation and the dynamic communication of neuronal assemblies. A major open question is how a vast repertoire ...

Fabrication of Ti3C2 MXene Microelectrode Arrays for In Vivo Neural Recording

Implantable microelectrode technologies have been widely used to elucidate neural dynamics at the microscale to gain a deeper understanding of the neural underpinnings of brain disease and injury. As electrodes are miniaturized to the scale of individual cells, a corresponding rise in the interface impedance limits the quality of recorded signals. Additionally, conventional electrode materials are stiff, resulting in a significant mechanical mismatch between the electrode and the surrounding brain tissue, which elicits an inflammatory response that eventually leads to a degradation of the device performance. To address these challenges, we have developed a process to fabricate flexible microelectrodes based on Ti3C2 MXene, a recently discovered nanomaterial that possesses remarkably high volumetric capacitance, electrical conductivity, surface functionality, and processability in aqueous dispersions. Flexible arrays of Ti3C2 MXene microelectrodes have remarkably low impedance due to the high conductivity and high specific surface area of the Ti3C2 MXene films, and they have proven to be exquisitely sensitive for recording neuronal activity. In this protocol, we describe a novel method for micropatterning Ti3C2 MXene into microelectrode arrays on flexible polymeric substrates and outline their use for in vivo micro-electrocorticography recording. This method can easily be extended to create MXene electrode arrays of arbitrary size or geometry for a range of other applications in bioelectronics and it can also be adapted for use with other conductive inks besides Ti3C2 MXene. This protocol enables simple and scalable fabrication of microelectrodes from solution-based conductive inks, and specifically allows harnessing the unique properties of hydrophilic Ti3C2 MXene to overcome many of the barriers that have long hindered the widespread adoption of carbon-based nanomaterials for high-fidelity neural microelectrodes.

Fabrication of Ti3C2 MXene Microelectrode Arrays for In Vivo Neural Recording

We describe here a method for fabricating Ti3C2 MXene microelectrode arrays and utilizing them for in vivo neural recording.

Herstellung von Ti3C2 MXene Microelectrode Arrays für In Vivo Neural Recording

Implantable microelectrode technologies have been widely used to elucidate neural dynamics at the microscale to gain a deeper understanding of the neural ...

Biotechnik

Fabrication of the Composite Regenerative Peripheral Nerve Interface (C-RPNI) in the Adult Rat

Recent advances in neuroprosthetics have enabled those living with extremity loss to reproduce many functions native to the absent extremity, and this is often accomplished through integration with the peripheral nervous system. Unfortunately, methods currently employed are often associated with significant tissue damage which prevents prolonged use. Additionally, these devices often lack any meaningful degree of sensory feedback as their complex construction dampens any vibrations or other sensations a user may have previously depended on when using more simple prosthetics. The composite regenerative peripheral nerve interface (C-RPNI) was developed as a stable, biologic construct with the ability to amplify efferent motor nerve signals while providing simultaneous afferent sensory feedback. The C-RPNI consists of a segment of free dermal and muscle graft secured around a target mixed sensorimotor nerve, with preferential motor nerve reinnervation of the muscle graft and sensory nerve reinnervation of the dermal graft. In rats, this construct has demonstrated the generation of compound muscle action potentials (CMAPs), amplifying the target nerve&#39;s signal from the micro- to milli-volt level, with signal to noise ratios averaging approximately 30-50. Stimulation of the dermal component of the construct generates compound sensory nerve action potentials (CSNAPs) at the proximal nerve. As such, this construct has promising future utility towards the realization of the ideal, intuitive prosthetic.

Fabrication of the Composite Regenerative Peripheral Nerve Interface C-RPNI in the Adult Rat

The following manuscript describes a novel method for developing a biologic, closed loop neural feedback system termed the composite regenerative peripheral nerve interface (C-RPNI). This construct has the ability to integrate with peripheral nerves to amplify efferent motor signals while simultaneously providing afferent sensory feedback.

Herstellung der Composite Regenerative Peripheral Nerve Interface (C-RPNI) in der Erwachsenenratte

Recent advances in neuroprosthetics have enabled those living with extremity loss to reproduce many functions native to the absent extremity, and this is ...

Open-source Toolkit: Benchtop Carbon Fiber Microelectrode Array for Nerve Recording

Conventional peripheral nerve probes are primarily fabricated in a cleanroom, requiring the use of multiple expensive and highly specialized tools. This paper presents a cleanroom "light" fabrication process of carbon fiber neural electrode arrays that can be learned quickly by an inexperienced cleanroom user. This carbon fiber electrode array fabrication process requires just one cleanroom tool, a Parylene C deposition machine, that can be learned quickly or outsourced to a commercial processing facility at marginal cost. This fabrication process also includes hand-populating printed circuit boards, insulation, and tip optimization. 
The three different tip optimizations explored here (Nd:YAG laser, blowtorch, and UV laser) result in a range of tip geometries and 1 kHz impedances, with blowtorched fibers resulting in the lowest impedance. While previous experiments have proven laser and blowtorch electrode efficacy, this paper also shows that UV laser-cut fibers can record neural signals in vivo. Existing carbon fiber arrays either do not have individuated electrodes in favor of bundles or require cleanroom fabricated guides for population and insulation. The proposed arrays use only tools that can be used at a benchtop for fiber population. This carbon fiber electrode array fabrication process allows for quick customization of bulk array fabrication at a reduced price compared to commercially available probes.

Here, we describe fabrication methodology for customizable carbon fiber electrode arrays for recording in vivo in nerve and brain.

Open-Source-Toolkit: Benchtop-Kohlefaser-Mikroelektroden-Array für Nervenaufzeichnung

Conventional peripheral nerve probes are primarily fabricated in a cleanroom, requiring the use of multiple expensive and highly specialized tools. This ...

Chronic Implantation of Multiple Flexible Polymer Electrode Arrays

Simultaneous recordings from large populations of individual neurons across distributed brain regions over months to years will enable new avenues of scientific and clinical development. The use of flexible polymer electrode arrays can support long-lasting recording, but the same mechanical properties that allow for longevity of recording make multiple insertions and integration into a chronic implant a challenge. Here is a methodology by which multiple polymer electrode arrays can be targeted to a relatively spatially unconstrained set of brain areas.
The method utilizes thin-film polymer devices, selected for their biocompatibility and capability to achieve long-term and stable&#160;electrophysiologic recording interfaces. The resultant implant allows accurate and flexible targeting of anatomically distant regions, physical stability for months, and robustness to electrical noise. The methodology supports up to sixteen serially inserted devices across eight different anatomic targets. As previously demonstrated, the methodology is capable of recording from 1024 channels. Of these, the 512 channels in this demonstration used for single neuron recording yielded 375 single units distributed across six recording sites. Importantly, this method also can record single units for at least 160 days.
This implantation strategy, including temporarily bracing each device with a retractable silicon insertion shuttle, involves tethering of devices at their target depths to a skull-adhered plastic base piece that is custom-designed for each set of recording targets, and stabilization/protection of the devices within a silicone-filled, custom-designed plastic case. Also covered is the preparation of devices for implantation, and design principles that should guide adaptation to different combinations of brain areas or array designs.

Described below is a method for implantation of multiple polymer electrode arrays across anatomically distant brain regions for chronic electrophysiological recording in freely moving rats. Preparation and surgical implantation are described in detail, with emphasis on design principles to guide adaptation of these methods for use in other species.

Chronische Implantation mehrerer flexibler Polymerelektroden-Arrays

Simultaneous recordings from large populations of individual neurons across distributed brain regions over months to years will enable new avenues of ...

Die Herstellung von High-Kontakt-Dichte, Flach-Interface Nerve Elektroden für die Aufnahme und Stimulation Anwendungen

Zusammenfassung

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Kapitel in diesem Video

Electrode Herstellung und Implantation in Aplysia californica Für Multi-Channel-Neuro-und Muskel-Recordings in Intact, Frei Behaving Tiere

Eine Methode zur systematischen Elektrochemische und elektrophysiologische Bewertung der Neural Aufzeichnungselektroden

Mikrofluidische kanalbasierte Weichelektroden und ihre Anwendung in der kapazitiven Druckmessung

Mikrofluidische kanalbasierte Weichelektroden und ihre Anwendung in der kapazitiven Druckmessung

Mikrofluidische kanalbasierte Weichelektroden und ihre Anwendung in der kapazitiven Druckmessung

Design, Oberflächenbehandlung, Cellular-Überzug und Kultivierung von Modular Neuronale Netze Bestehend aus Funktionell mit Inter-Schaltungen

Herstellung von Ti₃C₂ MXene Microelectrode Arrays für In Vivo Neural Recording

Herstellung der Composite Regenerative Peripheral Nerve Interface (C-RPNI) in der Erwachsenenratte

Open-Source-Toolkit: Benchtop-Kohlefaser-Mikroelektroden-Array für Nervenaufzeichnung

Chronische Implantation mehrerer flexibler Polymerelektroden-Arrays