この作品は、宇宙海軍戦システムセンター、パシフィック・グラント/契約No.N66001-12-C-4173を介して、博士はジャック・ジュディ博士ダグ・ウェーバーの後援で米国防総省の国防高等研究計画庁（DARPA）MTOが主催しました。 。我々は、複合神経カフ設計の開発に貢献するための製造プロセスにおける彼の助けのためのトーマス・エッガース、およびロナルドTriolo、マシュー・シーファー、リー・フィッシャーとMaxフリーバーグに感謝したいと思います。

1.電極のコンポーネントの準備<ol><li>前の製造プロセスに（レーザーカットを使用した、物質一覧を参照してください）精密切断を必要とする4つの電極部品を収集します。これらのコンポーネントは、（ 図1）のとおりです。 コンタクトアレーフレーム：このフレームは、125μmの厚さのポリエーテルエーテルケトン（PEEK）シートから作製されます。これは、カフの幅全体をカバーし、中央のコンタクトを保持し、蛇行状のエッジ（ 図1B）を有します。中央のコンタクトは、ガイドチャンネルに包まれています。従ってコンタクトの露出幅は、チャネルの幅によって制限され、間隔は、チャネル間の間隔によって決定されます。 中間コンタクトはストリップ：中間接点は接点アレイフレーム（ 図1B）の周囲にこのストリップを巻き付けることによって形成されています。案内チャンネルの幅に白金/ 10％イリジウムのシートのうちのストリップをカットし、それらをbできるようにするために余分な長さを追加します。eは完全にフレームの周りに折り畳まれました。ストリップの長軸と0°の角度で接触のリードをスポット溶接。 基準接点は：四つの参照が必要です。これらの連絡先の長い寸法は完全にカフの内側にそれらを含むようにカフの幅よりも若干短くなっています。スポットは、連絡先の主要な軸と90°の角度でリードに各基準接点を溶接しました。 PEEKスペーサー：スペーサーが（ 図1C）、曲げたり閉じたりできるように、電極上に薄い領域を作成するために使用されています。すべてのスペーサーは、PEEK（他の材料を使用することができる）から作られた電極の長さに切断されます。中央のスペースの幅は、電極の高さに等しいです。 </li></ol> 2.コンタクトアレイの準備<ol><li>同じ超音波処理パラメータの下で蒸留脱イオン水で、その後2分、40キロヘルツ、室温で2分間、エタノール中で超音波処理することにより、ステップ1で作成したコンポーネントを清掃してください。乾燥してみましょう。 </li><li>視覚検査レーザーカットの残差や表面変形のような欠陥のための連絡先。 </li><li>溶接スポットが上向きにして、顕微鏡下での接点を一つずつ配置します。自由端から出発して約1/3の長さの時にピンセットとの接触を保持します。最初の曲がりを作るために接触を保持しながら、45°の角度にリードを高めます。 </li><li>溶接部を上に向けてアレイフレームの下に予め曲げられた接触を置きます。ピンセットでフレームを押したまま、第二屈曲部を作るために45°の角度にリードを高めます。継続はダウンフレームを保持しながら、180度の角度でピンセットベンドとの接触（フレームの中央線に向かって折り）の自由端をつかみます。 </li><li>まっすぐに伸ばし、プルオペレータに向けて接触をした後、（中央の線に倍）180度の角度で曲がります。スポット溶接ポイントが2曲がった端部の間で囲む必要があります。 </li><li>残りのコンタクト用の2.5 - を繰り返して、2.3を繰り返します。できるだけタイトください。コンタを交互CTは、アレイフレームの各側に導きます。 </li></ol> 3.カフレイアウトガイド<ol><li>平らな開放位置にカフの2D図を作成します。 注：真のスケール図を生成するために、任意のCADソフトウェアを使用してください。この図は、電極と様々な電極のコンポーネントの配置部位の寸法を決定します。 </li><li>通常の印刷機を用いてスケーリングするために、通常の印刷用紙上の2D図を印刷し、その後、中心部に位置し、図面で5平方cm片を5センチ切り出します。 </li><li>メスで熱透明シート（T1）5cmの正方形のピースを5センチ切り取ります。 </li><li>図を上に向けてベース板上に両方の層を配置し、次に図の紙の上に透明片T1を配置し、。粘着テープでベース板にテープそれらをダウン。 </li></ol> 4.電極ベース層とリファレンスコンタクトの配置<ol><li>メス（S1）と5cmのシリコンシートにより5センチ切り出し、目アンは、透明層の上に置きます。その後、ゆっくりとT1とS1シート（ 図2A）との間に気泡をトラップ回避するために、シートの残りの部分を下げる一角をドロップすることによって起動します。 </li><li>メーカーのデータシートに指示されるように、未硬化のシリコーンの約2グラムを混ぜます。厳密に滅菌した木製攪拌棒と一緒に二つの部分をかき混ぜます。 3分間の真空チャンバ内でミックスを置きます。彼らは表面に上昇として気泡を除去するためのサイクル真空。 130ºCでisotempオーブンを予熱。 注：ラテックス手袋は、シリコーンの硬化プロセスを阻害することができます。ラテックス手袋はまた、作業面上の汚染物質を残すことができ、硫黄が含まれています。代わりにニトリル手袋を使用することをお勧めします。 </li><li>歯科ピックツールを使用して、彼らは、案内図に配置されているスペーサーセグメントの中央に沿って未硬化のシリコーンの細い線を適用します。 </li><li>指定された領域の上にスペーサを配置し、その後、シリコンシートS1に対してそれらを押し下げます。</li><li>部分的には10分間のクールダウンさせ、30分間isotempオーブンでシリコーンを硬化させます。 </li><li>指定された領域上に、基準接点を配置します。溶接ポイントがアップ直面しているとの接触リードは遠端で終了するには、カフの正中線に向かって配線されていることを確認してください。正しい位置を確認した後、シリコーン層S1上にダウンして連絡先を押してください。スルーホールへの預金未硬化のシリコーン。 </li><li>リードダウンテープ、その後、完全に室温（ 図2B）で90分、または一晩130ºCでシリコーンを硬化させます。 </li></ol> 5.センター連絡先アレイの配置<ol><li>メス（T2）で5cmの透明ピース1.5センチ切り取ります。基準ダウンテープは、次のステップの間に接点配列の下に実行してからそれらを防ぐために、中間領域から離れてつながります。 </li><li>リード側を上に向けて専用の場所に接触アレイを配置します。で配列をタックするためのデポジット未硬化のシリコーン場所。 </li><li>それらを保持するために、電極の正中線を横切り、アレイ上に5.1からピース（T2）を配置し、その後、アレイ上押しながら両端をテープで固定します。手動で専用の位置に配列を整列させます。カフの境界外のリードダウンテープ。 </li><li>電極の中心を横断し、透明性の区間T2の上に小さな治具バーを配置します。ベースシリコン層S1に対して中央の接点を押して、適度な圧力でベースプレートにそれを取り締まります。 </li><li>完全に130ºCで、または一晩RTで90分間、シリコーンを硬化させます。 </li></ol> 6.電極コンポーネントを埋め込み<ol><li>小さな治具バーを外し、静かに中央のコンタクトアレイを露出するように透明なシートT2を削除します。参考文献と中間接点（ 図2C）の両方のためのリードを保持するすべてのテープを外します。 </li><li>の同じ幅にメスで透明シートの正方形のピースをカットその後、電極および長さ（T3）が5cm、及び全体電極表面（S2）を覆うようにシリコンシートの正方形片に切断します。 </li><li>透明ピース（T3）の上にシリコンシート（S2）を置き、任意の波や凹凸を除去するために、それを伸ばすとの間にトラップされる気泡を除去するために。 </li><li>シリコンチューブの4枚をカット。それぞれ長さ5cm。案内図で割り当てられているように、リード線の出口部位の上に置きます。電極端およびチューブ「エッジ間の2ミリメートルのスペースを入れてください。ピンセットでチューブの各ペアを押しながら、ダウンチューブテープが離れて管端部から1ミリメートルから始まります。他のペアについて、この手順を繰り返します。 </li><li>アレンジと中間連絡先や参考文献のリード線束にして、[終了部位の近くに対応するチューブを介してそれらを渡します。他の3本のチューブのために繰り返します。 （ 図2D）。 </li><li>電極全体の体の上に未硬化のシリコーンの寛大な量を堆積させます。 注：形成は避けてくださいIRはゆっくりと真空に混合容器から未硬化シリコーンを注入または注射器でそれを注入することのいずれかによって、この工程の間に泡。 </li><li>下向きにシリコンシートS2に堆積した未硬化のシリコーンの上に6.3から構造を配置します。 S2はそれに付着したシリコンシートを維持しながら、電極と透明性片T3を合わせます。 </li><li>透明ピースT3ダウンテープと、任意の閉じ込められた空気の泡をチャネルに圧力をかけます。電極の中心を横断し、透明性の区間T3を超える大規模なフィクスチャバーを配置します。そして、適度な圧力でベースプレートにそれを取り締まります。完全に130ºCで、または一晩RTで90分間、シリコーンを硬化させます。 </li></ol> 7.シールド層の配置（記録袖口に推奨） <ol><li>大きなフィクスチャバーを削除し、ピンセットで透明ピース（T3）を剥離し。電極の各面の中央に遮光シートを置き、わずかな圧力tを適用しますO電極にそれらを押してください。スルーホールへの預金未硬化のシリコーン。 </li><li>部分的に130ºCで30分間、シリコーンを硬化し、次にそれを室温に完全に冷まします。電極の外端部の上に粘着テープを置き、閉鎖フランジを介してこれらのセグメントに余分な未硬化のシリコーンを追加防ぐために。 </li><li>繰り返しは6.8を通じて6.6を繰り返します。 </li></ol> 8.完成電極を切り出します<ol><li>はがし、慎重に粘着テープを取り外した後、メスの刃を使用して、ステップ7.2で追加された粘着テープの上に過剰なシリコーンをカット。 </li><li> S2層を介してスペーサーセグメントを露出させるために、シリコーンを介して窓を切り取ります。ピンセットで埋め込まれたスペーサーセグメントを抽出します。このステップは、空隙を残し、これらの領域（元々S1）での柔軟な単一のシリコーンシートを形成します。 </li><li>シリコンチューブをカバーする粘着テープの上に余分なシリコンをはがし、その後、メスの宣伝ちらしでそれをカットeは、電極本体とチューブレベル。 </li><li>ベースプレートまで電極の周囲に切断します。 </li><li>完全にベースプレートを介して各チューブのペア間の三角形を切り取り、そして外側にリード」の出口部位を成形するように案内図を以下に示します。最後のステップ中に電極本体から切り離されたすべてのシリコーン材料を取り除きます。 </li></ol> 9.公開連絡先とシールド層<ol><li>シールド層を覆うシリコン層S2を介して窓を切り取ります。仕上がったカフ電極を剥離し、電極基材（層S1）と、基板上に透明層T1との間にポリプロピレン縫合糸を滑ります。 </li><li>センターの連絡先とシリコーン層S1が上向きされるように電極をフリップし、その後ベースシリコン層S1を介して窓を切り出すことによって、それらを公開します。 Cの中心に沿って1mm幅のセグメントを露出する外部参照の連絡先について繰り返しontacts。スルーホールの基準接点の両側に安定化完全に電極の体内に埋め込まれていることを確認してください。 </li></ol> 10.はんだ付けリードするコネクタ<ol><li>預金のはんだ付けリード上に、別途コネクタのピンに物質、その後、熱やはんだごてと一緒に両方の部分を融合。 注：DFTリード線は、ニッケル - コバルト基合金MP35Nのうちからなる外層により囲まれた銀コアから成ります。これらのワイヤ上にはんだ物質を堆積する（物質一覧を参照してください）電線に付着できるようにする特殊フラックスを使用する必要があります。 </li></ol>

<ol>
	<li>Naples, G. G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+spiral+nerve+cuff+electrode+for+peripheral+nerve+stimulation.">A spiral nerve cuff electrode for peripheral nerve stimulation.</a> Biomed Eng, IEEE Tran. 10, 905-916 (1988).</li><li>Tyler, D. J., Durand, D. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Functionally+selective+peripheral+nerve+stimulation+with+a+flat+interface+nerve+electrode.">Functionally selective peripheral nerve stimulation with a flat interface nerve electrode.</a> Neur Sys Rehab Eng., IEEE Trans. 10, 294-303 (2002).</li><li>Navarro, X., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+critical+review+of+interfaces+with+the+peripheral+nervous+system+for+the+control+of+neuroprostheses+and+hybrid+bionic+systems.">A critical review of interfaces with the peripheral nervous system for the control of neuroprostheses and hybrid bionic systems.</a> J Perip Ner Sys. 10, 229-258 (2005).</li><li>Avery, R. E., Wepsic, J. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Implantable+nerve+stimulation+electrode.">Implantable nerve stimulation electrode.</a> U.S. Patent. , (1973).</li><li>Avery, R. E., Wepsic, J. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Implantable+electrodes+for+the+stimulation+of+the+sciatic+nerve.">Implantable electrodes for the stimulation of the sciatic nerve.</a> U.S. Patent. , (1973).</li><li>Hagfors, N. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Implantable+electrode.">Implantable electrode.</a> U.S. Patent. , (1972).</li><li>Haugland, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+flexible+method+for+fabrication+of+nerve+cuff+electrodes.">A flexible method for fabrication of nerve cuff electrodes.</a> Eng Med Bio Soc. 1, 359-360 (1996).</li><li>Stein, R. B., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Stable+long-term+recordings+from+cat+peripheral+nerves.">Stable long-term recordings from cat peripheral nerves.</a> Brain Res. 128, 21-38 (1977).</li><li>Julien, C., Rossignol, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Electroneurographic+recordings+with+polymer+cuff+electrodes+in+paralyzed+cats.">Electroneurographic recordings with polymer cuff electrodes in paralyzed cats.</a> J N Sci Meth. 5, 267-272 (1982).</li><li>Van der Puije, P. D., Shelley, R., Loeb, G. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+self-spiraling+thin-film+nerve+cuff+electrode.">A self-spiraling thin-film nerve cuff electrode.</a> Can Med Bio Eng Conf. , 186-187 (1993).</li><li>Hoffer, J. A., Loeb, G. E., Pratt, C. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Single+unit+conduction+velocities+from+averaged+nerve+cuff+electrode+recording+in+freely+moving+cats.">Single unit conduction velocities from averaged nerve cuff electrode recording in freely moving cats.</a> J N Sci Meth. 4, 211-225 (1981).</li><li>Loeb, G. E., Peck, R. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cuff+electrodes+for+chronic+stimulation+and+recording+of+peripheral+nerve+activity.">Cuff electrodes for chronic stimulation and recording of peripheral nerve activity.</a> J N Sci Meth. 64, 95-103 (1996).</li><li>Wodlinger, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Extracting Command Signals from Peripheral Nerve Recordings. , (2011).</li><li>Rozman, J., Zorko, B., Bunc, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Selective+recording+of+electroneurograms+from+the+sciatic+nerve+of+a+dog+with+multi-electrode+spiral+cuffs.">Selective recording of electroneurograms from the sciatic nerve of a dog with multi-electrode spiral cuffs.</a> Jap J Phy. 50, 509-514 (2000).</li><li>Ducker, T. B., Hayes, G. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Experimental+improvements+in+the+use+of+elastic+cuff+for+peripheral+nerve+repair.">Experimental improvements in the use of elastic cuff for peripheral nerve repair.</a> J N Sur. 28, 582-587 (1968).</li><li>Tan, D. W., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+neural+interface+provides+long-term+stable+natural+touch+perception.">A neural interface provides long-term stable natural touch perception.</a> S T Med. 6, (2014).</li><li>Branner, A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Long-term+stimulation+and+recording+with+a+penetrating+microelectrode+array+in+cat+sciatic+nerve.">Long-term stimulation and recording with a penetrating microelectrode array in cat sciatic nerve.</a> Bio Med Eng, IEEE Trans. 1, 146-157 (2004).</li><li>Micera, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Decoding+information+from+neural+signals+recorded+using+intraneural+electrodes:+toward+the+development+of+a+neurocontrolled+hand+prosthesis.">Decoding information from neural signals recorded using intraneural electrodes: toward the development of a neurocontrolled hand prosthesis.</a> P IEEE. 98, 407-417 (2010).</li><li>Kozai, T. D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ultrasmall+implantable+composite+microelectrodes+with+bioactive+surfaces+for+chronic+neural+interfaces.">Ultrasmall implantable composite microelectrodes with bioactive surfaces for chronic neural interfaces.</a> N Mat. 11, 1065-1073 (2012).</li><li>Sinha, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Charged+by+GSK+investment,+battery+of+electroceuticals+advance.">Charged by GSK investment, battery of electroceuticals advance.</a> Nat Med. 19, 654-654 (2013).</li><li>Tyler, D. J., Durand, D. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Chronic+response+of+the+rat+sciatic+nerve+to+the+flat+interface+nerve+electrode.">Chronic response of the rat sciatic nerve to the flat interface nerve electrode.</a> A Biom Eng. 31, 633-642 (2003).</li><li>Schiefer, M. A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Selective+stimulation+of+the+human+femoral+nerve+with+a+flat+interface+nerve+electrode.">Selective stimulation of the human femoral nerve with a flat interface nerve electrode.</a> J N Eng. 7, 026006 (2010).</li><li>Edell, D. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+peripheral+nerve+information+transducer+for+amputees:+long-term+multichannel+recordings+from+rabbit+peripheral+nerves.">A peripheral nerve information transducer for amputees: long-term multichannel recordings from rabbit peripheral nerves.</a> Bio med Eng, IEEE Trans. 2, 203-214 (1986).</li><li>Schuettler, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fabrication+of+implantable+microelectrode+arrays+by+laser+cutting+of+silicone+rubber+and+platinum+foil.">Fabrication of implantable microelectrode arrays by laser cutting of silicone rubber and platinum foil.</a> J N Eng. 2, 121 (2005).</li><li>Pudenz, R. H., Bullara, L. A., Talalla, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Electrical+stimulation+of+the+brain.+I.+Electrodes+and+electrode+arrays.">Electrical stimulation of the brain. I. Electrodes and electrode arrays.</a> S Neur. 4, 37-42 (1975).</li><li>Craggs, M. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> The cortical control of limb prostheses. , 21-27 (1974).</li><li>Struijk, J. J., Thomsen, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Tripolar+nerve+cuff+recording:+stimulus+artifact,+EMG+and+the+recorded+nerve+signal.">Tripolar nerve cuff recording: stimulus artifact, EMG and the recorded nerve signal.</a> Eng in Med Bio Soc. 2, 1105-1106 (1995).</li><li>Sadeghlo, B., Yoo, P. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Enhanced+electrode+design+for+peripheral+nerve+recording.">Enhanced electrode design for peripheral nerve recording.</a> N Eng, Int IEEE/EMBS Conf. , 1453-1456 (2013).</li><li>Yoo, P. B., Sahin, M., Durand, D. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Selective+stimulation+of+the+canine+hypoglossal+nerve+using+a+multi-contact+cuff+electrode.">Selective stimulation of the canine hypoglossal nerve using a multi-contact cuff electrode.</a> Ann Bio Med Eng. 32, 511-519 (2004).</li><li>Rydevik, B., Lundborg, G., Bagge, U. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effects+of+graded+compression+on+intraneural+blood+flow:+An+in+vivo+study+on+rabbit+tibial+nerve.">Effects of graded compression on intraneural blood flow: An in vivo study on rabbit tibial nerve.</a> J hand Surg. 6, 3-12 (1981).</li><li>Ogata, K., Naito, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Blood+flow+of+peripheral+nerve+effects+of+dissection,+stretching+and+compression.">Blood flow of peripheral nerve effects of dissection, stretching and compression.</a> J Hand Sur. 11, 10-14 (1986).</li><li>Boretius, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+transverse+intrafascicular+multichannel+electrode+(TIME)+to+interface+with+the+peripheral+nerve.">A transverse intrafascicular multichannel electrode (TIME) to interface with the peripheral nerve.</a> Bio Sen and Bio Elec. 26, 62-69 (2010).</li><li>Stieglitz, T., Schuettler, M., Meyer, J. U., Micromachined, <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=polyimide-based+devices+for+flexible+neural+interfaces.">polyimide-based devices for flexible neural interfaces.</a> Bio Med Micro Dev. 2, 283-294 (2000).</li></ol>

著者は、彼らが競合する金融利害関係を持たないことを宣言します。この原稿に記載されているサプライヤーは、参考のために提供されています。

この記事に記載された製造方法は、最終的なカフの品質を確保するために器用な微細な動きを必要とします。記録接点は二つの基準電極の中央に正確に配置する必要があります。この配置は、かなりの筋肉を電気的活動27を周囲の干渉を低減することが示されています。製造中のコンタクトの相対的な位置にある任意の不均衡は、カフの外に発生するコモンモード干渉信号の拒絶反応を低下させる可能性があります。しかし、慎重な技術を用いて、基準接点における顕著な不均衡にはほとんど観察されました。 いくつかの改良は、初期の動物試験中に発生した故障モードに対処するためにカフのデザインに行われました。これらのモードと対応する改善は、次のとおりです。 リード破損：基準接点のリードが溶接スポットで失敗することが観察されました。このfailuリード電極を出るサイトでは不十分ストレインリリーフに起因した再。この問題は、終了する前に、電極本体内部の基準リードの長さを含むことによって解決しました。 閉会サイトの失敗：ポストインプラントカフの開口部は、シリコーンを介して観察し、縫合糸の切断に起因するものでした。この問題は、補強メッシュを追加し、カフを縫合するためにこのような絹のように柔らかめ縫合材料を使用することによって解決しました。 モーションアーチファクト：大自然発生的なアーティファクト（&gt; 100μV）を記録袖口の最初の設計で遭遇しました。同様の成果物は、以前に23を報告しましたが、対処されていません。これらのアーティファクトは、摩擦電気ノイズであることが見出され、2つの異なる非導電性材料は、リード線の動きに関連したリード電圧スパイクに沿って電荷を発生させることができるという事実に起因しました。特に、シリコーンTUコンタクトリードと導電性コアリードの移動中にスパイクを形成するリード」、それらの間とリードへの電荷転送が発生絶縁材料（ポリテトラフルオロエチレン）異なる電荷親和性を有する、 &#39;を囲むチーン。これらの成果物の性質の検証は、生理食塩水経路に類似したケーブル構造の動きを再構成することによって作製し、同様のアーティファクトが観察されました。この問題を解決するために、断熱材が封入管材料と同様の電荷親和性を有していなければなりません。 電極シールド：シールド層（金金属箔）は、追加のEMGの減少28を提供するために、カフの外面に加えました。箔は、カフ外からの干渉電流をシャント電極体に沿って低インピーダンス・パスを作成します。 接続の失敗：それは、皮膚を介した経皮接続することが観察されました信頼性がありませんでしたし、16接点（ 図5Cの赤いプロット）の最大2で不連続性を引き起こしました。従って、記録装置への接続は、全体的なインターフェイスの信頼性を向上させるために改善されるべきです。 このプロトコルを用いて製造電極は、犬に移植されています。材料のいくつか（ 例えば、はんだスズ、透明シート）はまだヒトへの使用が承認されていない、この電極に含まれます。しかし、電極の構造を形成する材料の選択は、いくつかのFDAに含まれている長期的なインプラントのためのデバイスを承認した（ 例えば 、シリコーン、PEEK、プラチナ/イリジウムシート）。したがって、人間のアプリケーションにプロセスを翻訳するだけで工具材料の慎重な選択が必要であり、適切なクリーンルーム条件下で製造。 三つの主要な代替のアプローチがperipheの形状を変更することができるマルチコンタクト神経カフ電極を製造するために検討されていますRAL神経。最初は、ホットナイフ技術13です。確実に高い接触密度と高い接触配置精度（238±9μmのコンタクト間隔）で微粉を製造する費用効果的なアプローチであることが示されています。しかしながら、この方法によって製造さカフは剛性であり、長期間の移植のための全体的な機械的性質もよい適していません。第2のアプローチは、レーザパターニング24です。 ND：YAGレーザは、多層白金スパッタPDMSのパターンを作成してコンタクトを形成するために使用されています。このアプローチは非常に再現性があり、高精度な機能（30μm）を得たが、必要な機械は非常に特殊であり、電極の長期生体適合性が調査されていません。第三のアプローチは、シリコーンゴム25、26に固定された白金ディスクまたは球体で作られた手作りの接点配列です。 このアプローチは、高価な機器及び使用を必要としません。生体適合性の高い材料。このアプローチの主な欠点は高い耐性（&gt; 0.5ミリメートル）とヒューマンエラーに高く依存しています。このプロトコールに記載された製造手順は、接触の正確な配置が得られるとにより固定フレームの所定の形状に非常に再現性があります。中間コンタクト間の間隔は、0.51±0.04ミリ（N = 70）で測定し、コンタクトの寸法は、レーザ切断機械の許容範囲によって決定されます。 この手順で製造罰金は、神経内の繊維束の位置を検出し、ファラデーケージなしと5.10±0.81デシベルのSNRと自由に移動する動物で束状の信号を回復するために適切なアルゴリズムを持つことが可能です。この設計では、神経刺激に適しており、最小限のアーチファクト29を三極カフの構成を使用して選択的刺激のために使用することができます。この製造技術も有しています柔軟性は、単極刺激および神経速度記録など、特定の用途のためにカフの多様を生成します。 単極設計は、中心コンタクトを維持しながら、4つの基準接点を除去することによって実現することができます。得られたカフは、その後長さに短くすることができるし、さらに片側（1シリコンチューブのペアの代わりに、2）で終了するには、すべてのリードをルーティングすることによって変更することができます。速度記録電極は、4つの追加の接点アレイフレームと参照電極を交換した後、反対側の出口部位に向かって電極体の内部の余分なコンタクトのリードを配置することにより実現することができます。

彼らは身体内の異なる構造に旅行として、末梢神経系（PNS）とのインタフェースは、高度に処理された神経指令信号へのアクセスを提供します。これらの信号は、繊維束内に閉じ込められた軸索によって生成され、緊密に接合神経周膜細胞に囲まれています。神経活動から生じる測定可能な電位の大きさは、このような繊維束を囲む高抵抗神経周膜層として神経内の様々な層のインピーダンスに影響されます。その結果、2種類のインタフェースのアプローチは、神経周膜層、すなわち維管束内のとextrafascicularアプローチに対する記録位置に応じて検討されています。イントラ束状のアプローチは、繊維束の内部に電極を配置します。これらのアプローチの例は、ユタ州アレイ17、縦イントラ束状電極（LIFE）18、および横方向のイントラ束状マルチチャンネル電極（TIME）32です。 THESE技術は、神経から選択的に記録することができますが、確実に起因するサイズと電極12のコンプライアンスへの可能性が高いin vivoでの長時間のための機能性を保持することが示されていません。 エクストラ束状のアプローチは、神経の周りの接点を配置します。これらのアプローチで使用されるカフ電極は、神経周膜や神経上膜を損なわないと末梢神経系12からの記録の安全かつ堅牢な手段の両方であることが示されています。しかし、外束状のアプローチは、単一ユニットの活性を測定する能力を欠く - イントラ束状のデザインと比較しました。神経カフ電極を利用Neuroprostheticアプリケーションは、下肢の活性化、膀胱、ダイヤフラム、慢性疼痛、神経伝導のブロック、感覚フィードバック、および記録electroneurograms 1の処理が挙げられます。末梢神経インターフェースを利用する可能性のあるアプリケーションでは、残りの部分を含みます切断者における動力四肢の補綴物を制御するために、残存神経から運動ニューロンの活動を記録し、バイオ電子薬20を提供するために自律神経系とのインターフェース、機能的電気刺激による麻痺の犠牲者への移動をOR接続。 カフ電極のデザイン・インプリメンテーションは、フラットインタフェース神経電極（FINE）21です。このデザインは、丸みを帯びた形状に比べて、より大きな円周付きフラット断面に神経を整形します。この設計の利点は、神経上に配置することができる連絡先の数を増加させ、そして選択的記録と刺激のための再配列内部繊維束との接触に近接しています。また、大型動物およびヒトにおいて、上部および下肢の神経は様々な形状を取ることができ、FINEによって生成された整形は、神経の自然なジオメトリを歪めていません。最近の試験は、微細に感覚を回復することが可能であることを示しています上肢16およびヒトにおける機能的電気刺激で下肢22の動きを復元します。 カフ電極の基本的な構造は、神経セグメントの表面上に複数の金属接点を配置し、その後、非導電性カフ内の神経セグメントに沿って、これらのコンタクトを絶縁から成ります。この基本的な構造を達成するために、いくつかのデザインには、以前の研究で提案されています。 （1） 金属接点は、ダクロンメッシュに埋め込ま 。メッシュはその後、神経の周りに巻かれ、結果として得られるカフ形状は、神経ジオメトリ4、5に従います。 （2）予備成形硬質非導電性のシリンダーを使用スプリットシリンダの設計は、神経の周りに接点を固定します。 8 -このカフを受ける神経セグメントは、カフの内部形状6に再形成されます。 自己巻きデザイン 。外部未延伸層を用いて延伸したときに、内部層が融合しています。結合した2つの層のための異なる自然静止長で、最終的な構造は、神経の周り自体をラップ柔軟なスパイラルを形成させます。これらの層に使用される材料は、典型的には、ポリエチレン9ポリイミド10、及びシリコーンゴム1でした。 （4）神経に対して配置され、リード線の非絶縁セグメントは、電極コンタクトとして機能します。これらのリードは、いずれのシリコンチューブ11に織り込ままたはシリコーンネストされたシリンダ12に成形されています。同様の原理は、アレイを形成する絶縁電線を配置し、融合することによって罰金を構築するために使用した後、絶縁貫通する開口部は、これらの接合線13の中央に小さなセグメントを除去することによって行われます。これらの設計のお尻丸い神経断面梅、これに準拠し、神経形状を仮定しました。 （5）ポリイミド構造を微細加工し、その後自己巻きカフを形成するために延伸したシリコーンシートに統合することによって形成された連絡先との柔軟なポリイミドベース電極 33を 。この設計は、円形の神経断面を想定しています。 カフ電極は、柔軟で自己サイジングストレッチや神経損傷3を引き起こす可能性が神経を圧迫避けるためにすべきです。カフ電極は、これらの効果を誘発することが可能な既知の機構の一部はカフに、したがって神経に隣接する筋肉から力の伝達であり、カフの神経の機械的特性、およびカフのリードで過度の緊張の間に不一致。これらの安全性の問題は、機械的柔軟性に設計制約の特定のセット、幾何学的形状、サイズ1につながります。これらの基準は、特にchalleありますカフが損傷だけでなく、複数の連絡先を収納するのを防止するために、長手方向に神経と柔軟性を再形成するために、横方向に同じ時刻硬いでなければならないので、高い接触回数FINEの場合にnging。セルフサイジングスパイラルデザインは、複数の連絡先は、14カフが、結果カフがやや硬質で対応することができます。柔軟なポリイミドデザインは、連絡先の高い数に対応するが剥離する傾向があることができます。ワイヤアレイ設計13は、平坦な断面を有するFINEを生成するが、ワイヤが長期インプラントのため、その後不適当硬い面とシャープなエッジを生成するカフの長さに沿って一緒に融合され、この形状を保持するためです。 この記事で説明した製造技術は、一貫して高精度に手で作ることができる柔軟な構造と高い接触密度FINEを生成します。これは、正確なPを可能にするために、硬質ポリマー（ポリエーテルエーテルケトン（PEEK））を使用し連絡先のlacement。神経に沿って長手方向に柔軟に残りながら、PEEKセグメントは、電極の中心に平らな断面を維持しています。電極体が神経を平らまたは連絡先を確保するために剛性である必要はありませんので、この設計は、カフの全体の厚さと剛性を最小限に抑えることができます。

<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

多くの試みが長期neuroprostheticアプリケーションのための、安全で堅牢で信頼性の高い多接点神経カフ電極を製造する試みがなされてきました。このプロトコルは、これらの基準を満たすように変更された円筒状の神経カフ電極の製造技術が記載されています。最小コンピュータ支援設計および製造（CADとCAM）スキルが一貫して高い精度で袖口を生産するために必要である（接触配置0.51±0.04ミリメートル）と、様々なカフのサイズ。空間的にコンタクトを分配する際の精度と、この設計で達成事前に定義されたジオメトリを保持する能力は、選択的記録と刺激のためのカフのインターフェースを最適化するために不可欠な二つの基準です。異なる弾性を有する材料を使用することによって、神経を再形成するために横方向に十分な剛性を維持しながら、提示設計はまた、長手方向の柔軟性を最大にします。カフの断面の拡大カフ内の圧力を上昇させる結果として領域67 mmHgで25％であることが観察されました。このテストでは、カフの柔軟性と移植後の腫れ、神経への応答を示しています。コンタクトの安定性慢性移植カフからのインピーダンス及び信号対雑音比の測定基準（7.5ヶ月）」インタフェース、記録品質も接触で検査した」、それぞれ2.55±0.25kΩの及び5.10±0.81 dBのことが観察され。

（ - 7 kHzの帯域幅と2000の総合利得700 Hz）で神経活動を記録するスーパーβ入力計装アンプを使用して、カスタマイズ前置増幅器を用いて行きました。提示されたプロトコルを用いて製造FINE電極の例が図3に示されている。2つの自由縁部を縫合することによって行われ、神経の周りにFINEを注入します。カフの柔軟性（ 図3B）のデモンストレーションは、長手方向の柔軟性を維持しつつ、カフが神経を平坦化することを示しています。 長手方向のカフの柔軟性に加えて、カフはまた、早期の治癒は、移植後のステージ、特にで、神経の腫れに対応するために弾性であるべきです。カフ内部の高い圧力は、血管を収縮し、神経内部の血流を閉塞する可能性があります。その結果、神経腫脹の結果としてカフの内部で発生した圧力は、ジアステレオを超えてはなりませんオリッチ血圧。 図4は、カフ内部の様々な圧力レベルに組み立てられたカフの応答を示しています。圧力が増加すると、電極は、より大きな断面積を形成するように拡張します。 67ミリメートルHgで。電極は1.25倍、元の断面積に展開されます。この観察は、カフのサイズは神経の少なくとも1.2倍の初期断面積であれば、カフ内の圧力結果の増加は67ミリメートルHgの下のままで、神経が1.5にその初期の断面積を拡大することができると解釈することができます。したがって、少なくとも1.5のカフへの神経断面積比を発揮する神経カフ電極の設計基準15、30、31が満たされます。 製造カフ設計の機能性および安定性は、犬の坐骨神経（ 図5）上に注入することによって調べました。研究はCWRU IACUC aで承認されましたND ACURO。 1）信号対雑音比（SNR）、2）接触インピーダンス及び3）実行可能な記録を提供する連絡先の数：三つのパラメータを定期的に、慢性移植持続時間で測定しました。神経活動の割合がベースライン活動（黄色セグメント）の平均電力を超える電力（赤セグメント）を意味としてSNRが定義されています。ウィンドウを移動する100ミリ秒を使用しました。 7.5ヶ月の移植期間中、SNRは5.10±0.81デシベル（ 図5B）の値で堅調に推移しました。 連絡先のインピーダンスの大きさは、1 kHzでin vivoで測定し、 図5Cに示されています。これらの測定はRHD2000シリーズアンプ評価システムを用いて行きました。インピーダンスは、2.55±0.25kΩの（33試験、16接点（N = 528））の平均値で安定であることが観察されました。最後に、時間をかけて不活性になった接点の数は、図5Cに示されています。非アクティブの数連絡先は、インプラントの期間2の下に残りました。除外チャネル数の変動は、外部コネクタとの間の接続不良やアンプから主に生じ、記録セッション中に機能を取り戻しました。 <img alt="図1" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig1.jpg" /> 図1：FINEの概要と開位置と精密切断を必要とする4つの主な構成要素で、その成分A）FINE。これらのコンポーネントは次のとおりです。コンタクトアレイフレーム（I）、中間の接点ストリップ（II）、基準接点（III）、PEEKスペーサー（IV）。カフは、神経に対するコンタクトの配置に関して下向きに直面しています。トンのスペーサー（IV）組み立て後に除去される。B）センターの連絡先と中間フレームの周りにそれらを折るし、修正するための手順の拡大図。C）つ折り設定<html>彼は、電極<a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/54388/54388fig1large.jpg" target="_blank">、この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a> <img alt="図2" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig2.jpg" /> 図2：。。。製造工程中電極のスナップショット A）の案内図、T1とS1はステップ4.1の終了時にスタックB）は、ステップ4.7の終了時にスペーサーセグメントと基準接点を取り付けC）センターを遵守ステップ6.1の終了時にS1シートへのコンタクト・アレイ。D）ステップ6.5の終了時に、電極本体の内部に埋め込む前に、リードおよびシリコンチューブを配置する。 <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/54388/54388fig2large.jpg" target="_blank">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a> 常に &quot;&gt; <img alt="図3" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig3.jpg" /> 図3：プロトコルに記載の神経カフ電極。 A）ザが開いた位置に16 -contacts FINEを作製しました。リードは、出口部位あたり5リードの4束に配置されている。B）イヌにおける坐骨神経の周囲にカフの配置例を。 FINEの中間セグメントは、横方向に横ばい、カフ本体は、長手方向に柔軟である。C）用のFINE電極を注入した後、平坦化断面と繊維束の配置を示す移植された神経死後の写真12週間。 <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/54388/54388fig3large.jpg" target="_blank">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a> <img alt="図4" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig4.jpg" /> イチジクURE 4：内部圧力を増大するFINE応答これらの測定は、閉じたカフの内部に膨張可能な弾性チャンバを配置することによって作製した後、圧力を徐々に可変-length水柱によって増加しました。カフの断面の長軸及び短軸はそれぞれの圧力レベルで測定された楕円断面を（N = 20）の断面積を計算するために仮定しました。エラーバーは標準偏差を表します。 <img alt="図5" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig5.jpg" /> 図5：犬における坐骨神経活動の長期記録を持つカフ機能の評価 A）動物が自主的にトレッドミルの上を歩いている間に一つの接触で記録された生のENG信号の2秒の例。。 SNRが力を意味する活動ベースラインの割合として定義した。B）の平均SNR値は、dは観察されインプラント期間をuring。接触インピーダンスのC）平均値を1 kHzの（黒）および非機能接点の数時間（赤）で。 16連絡先の14は、インプラント期間中の機能のままでした。エラーバーは標準偏差を表す。 <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/54388/54388fig5large.jpg" target="_blank">この図の拡大版をご覧になるにはこちらをクリックしてください。</a>

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

この記事では、高い接触密度フラットインタフェース神経電極（FINE）の製造工程の詳細な説明を提供します。この電極は、末梢神経内で選択的神経活動を記録し、刺激のために最適化されています。

記録と刺激アプリケーションの高接触密度、フラットインターフェイスの神経電極の作製

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 San Sebastian

Research

JoVE Journal

Neuroscience

9.7K ビュー.  Case Western Reserve University. この記事では、高い接触密度フラットインタフェース神経電極（FINE）の製造工程の詳細な説明を提供します。この電極は、末梢神経内で選択的神経活動を記録し、刺激のために最適化されています。 

ビデオ: 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.

の電極の作製と注入アメフラシカリフォルニ無傷、自由に振る舞う動物における多チャンネル神経と筋肉の録音のための

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

神経科学

Combined Shuttle-Box Training with Electrophysiological Cortex Recording and Stimulation as a Tool to Study Perception and Learning

Shuttle-box avoidance learning is a well-established method in behavioral neuroscience and experimental setups were traditionally custom-made; the necessary equipment is now available by several commercial companies. This protocol provides a detailed description of a two-way shuttle-box avoidance learning paradigm in rodents (here Mongolian gerbils; Meriones unguiculatus) in combination with site-specific electrical intracortical microstimulation (ICMS) and simultaneous chronical electrophysiological in vivo recordings. The detailed protocol is applicable to study multiple aspects of learning behavior and perception in different rodent species.
Site-specific ICMS of auditory cortical circuits as conditioned stimuli here is used as a tool to test the perceptual relevance of specific afferent, efferent and intracortical connections. Distinct activation patterns can be evoked by using different stimulation electrode arrays for local, layer-dependent ICMS or distant ICMS sites. Utilizing behavioral signal detection analysis it can be determined which stimulation strategy is most effective for eliciting a behaviorally detectable and salient signal. Further, parallel multichannel-recordings using different electrode designs (surface electrodes, depth electrodes, etc.) allow for investigating neuronal observables over the time course of such learning processes. It will be discussed how changes of the behavioral design can increase the cognitive complexity (e.g. detection, discrimination, reversal learning).

Shuttle-box avoidance learning is well-established in behavioral neuroscience. This protocol describes how shuttle-box learning in rodents can be combined with site-specific electrical intracortical microstimulation (ICMS) and simultaneous chronical in vivo recordings as a tool to study multiple aspects of learning and perception.

知覚と学習を研究するためのツールと​​しての電気生理学的皮質の記録と刺激と組み合わせたシャトル・ボックストレーニング

Shuttle-box avoidance learning is a well-established method in behavioral neuroscience and experimental setups were traditionally custom-made; the ...

行動学

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.

インビボニューラル記録のためのTi3C2 MXene微小電極アレイの作製

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

生物工学

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.

成体ラットにおける複合再生性末梢神経インタフェース(C-RPNI)の作製

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.

オープンソースツールキット:神経記録用のベンチトップカーボンファイバーマイクロ電極アレイ

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.

複数のフレキシブルポリマー電極アレイの慢性移植

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

Preparation of Peripheral Nerve Stimulation Electrodes for Chronic Implantation in Rats

Peripheral nerve cuff electrodes have long been used in the neurosciences and related fields for stimulation of, for example, vagus or sciatic nerves. Several recent studies have demonstrated the effectiveness of chronic VNS in enhancing central nervous system plasticity to improve motor rehabilitation, extinction learning, and sensory discrimination. Construction of chronically implantable devices for use in such studies is challenging due to rats&#8217; small size, and typical protocols require extensive training of personnel and time-consuming microfabrication methods. Alternatively, commercially available implantable cuff electrodes can be purchased at a significantly higher cost. In this protocol, we present a simple, low-cost method for construction of small, chronically implantable peripheral nerve cuff electrodes for use in rats. We validate the short and long-term reliability of our cuff electrodes by demonstrating that VNS in ketamine/xylazine anesthetized rats produces decreases in breathing rate consistent with activation of the Hering-Breuer reflex, both at the time of implantation and up to 10 weeks after device implantation. We further demonstrate the suitability of the cuff electrodes for use in chronic stimulation studies by pairing VNS with skilled lever press performance to induce motor cortical map plasticity.

Existing approaches for constructing chronically implantable peripheral nerve cuff electrodes for use in small rodents often require specialized equipment and/or highly trained personnel. In this protocol we demonstrate a simple, low-cost approach for fabricating chronically implantable cuff electrodes, and demonstrate their effectiveness for vagus nerve stimulation (VNS) in rats.

ラットの慢性移植のための末梢神経刺激電極の調製

Peripheral nerve cuff electrodes have long been used in the neurosciences and related fields for stimulation of, for example, vagus or sciatic nerves. ...

Construction and Implementation of Carbon Fiber Microelectrode Arrays for Chronic and Acute In Vivo Recordings

Multichannel electrode arrays offer insight into the working brain and serve to elucidate neural processes at the single-cell and circuit levels. Development of these tools is crucial for understanding complex behaviors and cognition and for advancing clinical applications. However, it remains a challenge to densely record from cell populations stably and continuously over long time periods. Many popular electrodes, such as tetrodes and silicon arrays, feature large cross-diameters that produce damage upon insertion and elicit chronic reactive tissue responses associated with neuronal death, hindering the recording of stable, continuous neural activity. In addition, most wire bundles exhibit broad spacing between channels, precluding simultaneous recording from a large number of cells clustered in a small area. The carbon fiber microelectrode arrays described in this protocol offer an accessible solution to these concerns. The study provides a detailed method for fabricating carbon fiber microelectrode arrays that can be used for both acute and chronic recordings in vivo. The physical properties of these electrodes make them ideal for stable and continuous long-term recordings at high cell densities, enabling the researcher to make robust, unambiguous recordings from single units across months.

Construction and Implementation of Carbon Fiber Microelectrode Arrays for Chronic and Acute In Vivo Recordings

This protocol describes a procedure for constructing carbon fiber microelectrode arrays for chronic and acute in vivo electrophysiological recordings in mouse (Mus musculus) and ferret (Mustela putorius furo) from multiple brain regions. Each step, following the purchase of raw carbon fibers to microelectrode array implantation, is described in detail, with emphasis on microelectrode array construction.

慢性および急性イン ビボ 記録用炭素繊維微小電極アレイの構築と実装

Multichannel electrode arrays offer insight into the working brain and serve to elucidate neural processes at the single-cell and circuit levels. ...

Preparation of Rat Sciatic Nerve for Ex Vivo Neurophysiology

Ex vivo preparations enable the study of many neurophysiological processes in isolation from the rest of the body while preserving local tissue structure. This work describes the preparation of rat sciatic nerves for ex vivo neurophysiology, including buffer preparation, animal procedures, equipment setup and neurophysiological recording. This work provides an overview of the different types of experiments possible with this method. The outlined method aims to provide 6 h of stimulation and recording on extracted peripheral nerve tissue in tightly controlled conditions for optimal consistency in results. Results obtained using this method are A-fibre compound action potentials (CAP) with peak-to-peak amplitudes in the millivolt range over the entire duration of the experiment. CAP amplitudes and shapes are consistent and reliable, making them useful to test and compare new electrodes to existing models, or the effects of interventions on the tissue, such as the use of chemicals, surgical alterations, or neuromodulatory stimulation techniques. Both conventional commercially available cuff electrodes with platinum-iridium contacts and custom-made conductive elastomer electrodes were tested and gave similar results in terms of nerve stimulus strength-duration response.

Preparation of Rat Sciatic Nerve for Ex Vivo Neurophysiology

This protocol describes the preparation of rat whole sciatic nerve tissue for ex vivo electrophysiological stimulation and recording in an environmentally-regulated, two-compartment, perfused saline bath.

Ex Vivo神経生理学のためのラット坐骨神経の調製

Ex vivo preparations enable the study of many neurophysiological processes in isolation from the rest of the body while preserving local tissue structure. ...

<meta charset="utf8"></head><body> 前臨床げっ歯類モデルのためのエピミシスEMG電極の作製

Development of a Low-cost Epimysial Electromyography Electrode: A Simplified Workflow for Fabrication and Testing

Electromyography (EMG) is a valuable diagnostic tool for detecting neuromuscular abnormalities. Implantable epimysial electrodes are commonly used to measure EMG signals in preclinical models. Although classical resources exist describing the principles of epimysial electrode fabrication, there is a sparsity of illustrative information translating electrode theory to practice. To remedy this, we provide an updated, easy-to-follow guide on fabricating and testing a low-cost epimysial electrode. 
Electrodes were made by folding and inserting two platinum-iridium foils into a precut silicone base to form the contact surfaces. Next, coated stainless steel wires were welded to each contact surface to form the electrode leads. Lastly, a silicone mixture was used to seal the electrode. Ex vivo testing was conducted to compare our custom-fabricated electrode to an industry standard electrode in a saline bath, where high levels of signal agreement (sine [intraclass correlation - ICC= 0.993], square [ICC = 0.995], triangle [ICC = 0.958]), and temporal-synchrony (sine [r = 0.987], square [r = 0.990], triangle [r= 0.931]) were found across all waveforms. Low levels of electrode impedance were also quantified via electrochemical impedance spectroscopy. 
An in vivo performance assessment was also conducted where the vastus lateralis muscle of a rat was surgically instrumented with the custom-fabricated electrode and signaling was acquired during uphill and downhill walking. As expected, peak EMG activity was significantly lower during downhill walking (0.008 &plusmn; 0.005 mV) than uphill (0.031 &plusmn; 0.180 mV, p = 0.005), supporting the validity of the device. The reliability and biocompatibility of the device were also supported by consistent signaling during level walking at 14 days and 56 days post implantation (0.01 &plusmn; 0.007 mV, 0.012 &plusmn; 0.007 mV respectively; p &gt; 0.05) and the absence of histological inflammation. Collectively, we provide an updated workflow for the fabrication and testing of low-cost epimysial electrodes.

<meta charset="utf8"></head><body>著者スポットライト:ACL損傷研究におけるエピミシアル電極の作製と試験

Our purpose was to provide an updated, easy-to-follow guide on the fabrication and testing of epimysial electromyography electrodes. To that end, we provide instructions for material sourcing and a detailed walkthrough of the fabrication and testing process.

低コストのエピミジオル筋電図電極の開発:製造と試験のための簡素化されたワークフロー

Electromyography (EMG) is a valuable diagnostic tool for detecting neuromuscular abnormalities. Implantable epimysial electrodes are commonly used to ...

記録と刺激アプリケーションの高接触密度、フラットインターフェイスの神経電極の作製

要約

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この動画の章

の電極の作製と注入アメフラシカリフォルニ無傷、自由に振る舞う動物における多チャンネル神経と筋肉の録音のための

知覚と学習を研究するためのツールとしての電気生理学的皮質の記録と刺激と組み合わせたシャトル・ボックストレーニング

インビボニューラル記録のためのTi₃C₂ MXene微小電極アレイの作製

成体ラットにおける複合再生性末梢神経インタフェース(C-RPNI)の作製

オープンソースツールキット:神経記録用のベンチトップカーボンファイバーマイクロ電極アレイ

複数のフレキシブルポリマー電極アレイの慢性移植

ラットの慢性移植のための末梢神経刺激電極の調製

慢性および急性インビボ記録用炭素繊維微小電極アレイの構築と実装

Ex Vivo神経生理学のためのラット坐骨神経の調製

低コストのエピミジオル筋電図電極の開発:製造と試験のための簡素化されたワークフロー

記録と刺激アプリケーションの高接触密度、フラットインターフェイスの神経電極の作製

要約

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の電極の作製と注入アメフラシカリフォルニ無傷、自由に振る舞う動物における多チャンネル神経と筋肉の録音のための

知覚と学習を研究するためのツールと​​しての電気生理学的皮質の記録と刺激と組み合わせたシャトル・ボックストレーニング

インビボニューラル記録のためのTi3C2 MXene微小電極アレイの作製

成体ラットにおける複合再生性末梢神経インタフェース(C-RPNI)の作製

オープンソースツールキット:神経記録用のベンチトップカーボンファイバーマイクロ電極アレイ

複数のフレキシブルポリマー電極アレイの慢性移植

ラットの慢性移植のための末梢神経刺激電極の調製

慢性および急性イン ビボ 記録用炭素繊維微小電極アレイの構築と実装

Ex Vivo神経生理学のためのラット坐骨神経の調製

低コストのエピミジオル筋電図電極の開発:製造と試験のための簡素化されたワークフロー

知覚と学習を研究するためのツールとしての電気生理学的皮質の記録と刺激と組み合わせたシャトル・ボックストレーニング

インビボニューラル記録のためのTi₃C₂ MXene微小電極アレイの作製

慢性および急性インビボ記録用炭素繊維微小電極アレイの構築と実装