이 작품은 공간과 해군 전쟁 시스템 센터, 태평양 부여 / 계약 No.N66001-12-C-4173을 통해 박사 잭 주디 박사 덕 웨버의 후원하에 방위 고등 연구 계획국 (DARPA) MTO 후원했다 . 우리는 복합 신경 커프 디자인의 발전에 기여하기위한 제조 공정에서 자신의 도움 토마스 에거, 로널드 Triolo, 마태 복음 Schiefer, 리 피셔와 최대 Freeburg에게 감사의 말씀을 전합니다.

1. 전극 구성 준비 <ol><li> 정밀 절단이 필요한 네 개의 전극 구성 요소 수집 이전에 제조 공정 (레이저 컷이 사용되었다, 재료 목록을 참조하십시오). 이러한 구성 요소는 (그림 1)은 다음과 같습니다 연락처 배열 프레임이 프레임은 125 μm의 두께 폴리 에테르 에테르 케톤 (PEEK) 시트에서 이루어집니다. 그것은 커프의 전체 폭을 커버하고 중간 연락처를 보유하고 구불 구불 한 모양의 가장자리 (그림 1B)를 갖는다. 중간 연락처가 가이드 채널에 싸여있다; 따라서 콘택트의 노출 폭은 채널 폭에 의해 제한되고, 간격은 채널들 사이의 간격에 의해 결정된다. 중간 연락처 스트립 : 중간 연락처가 연락처 배열 프레임 (그림 1B) 주변이 스트립 포장에 의해 형성된다. 가이드 채널의 폭에 백금 / 10 % 이리듐 시트 밖으로 스트립을 잘라 그들을 ㄱ 할 수 있도록 여분의 길이를 추가전자 완전히 프레임 주위에 접혀. 스트립의 주요 축이 0 ° 각도로 접촉의 우위를 스팟 - 용접. 기준 접점 : 네 개의 참조가 필요하다. 이러한 연락처의 긴 치수는 완전히 커프 내부를 포함 커프 폭보다 약간 짧다. 장소는 연락처의 주요 축과 90도 각도로 리드 각 기준의 접촉을 용접. PEEK 스페이서 : 스페이서는 굽힘 (그림 1C)를 폐쇄 할 수 있도록 전극에 얇은 영역을 만드는 데 사용됩니다. 모든 스페이서 PEEK (다른 재료가 사용될 수있다)로부터 제조하고, 전극의 길이로 절단된다. 중간 공간의 폭은 상기 전극의 높이와 동일하다. </li></ol> 2. 연락처 어레이 준비 <ol><li> 40 kHz와 실온 다음 동일한 초음파 파라미터하에 증류 탈 이온수로 2 분에서 2 분 동안 에탄올에서 초음파 처리하여 1 단계에서 제조 된 부품을 청소한다. 건조 보자. </li><li> 육안 검사레이저 컷 잔류 또는 표면 변형 등의 결함에 대한 연락처. </li><li> 용접 스폿면이 위를 향하도록하여 현미경으로 연락처를 하나씩 배치합니다. 자유 단에서 약 1/3 길이 시작 중 핀셋과의 접촉을 잡으십시오. 첫 번째 벤드를 확인하기 위해 접촉을 유지하면서 45도 각도로 우위를 올립니다. </li><li> 용접면이 위를 향하도록하여 배열 프레임 아래에 미리 구부러진 접촉을 놓습니다. 핀셋으로 프레임을 누른 상태에서 두 번째 벤드를 만들기 위해 45도 각도로 우위를 상승. 계속 아래로 프레임을 누른 상태에서 180 ° 각도 핀셋과 굽힘과의 접촉 (프레임의 중간 선을 향해 배)의 끝을 잡아. </li><li> 직선화 및 운영자를 향해 연락처를 끌어 후 180 ° 각도 (중간 선에 배)에서 구부. 스폿 용접 점은 지금이 구부러진 끝 사이에 묶어야합니다. </li><li> 나머지 연락처 2.5 - 반복 2.3 단계를 반복합니다. 가능한 한 꽉합니다. 접점을 대체CT는 배열 프레임의 각 측면에 연결됩니다. </li></ol> 3. 커프 레이아웃 가이드 <ol><li> 평면 열려있는 위치에 커프의 2D 도면을 작성합니다. 참고 : 진정한 규모의 다이어그램을 생성하는 모든 CAD 소프트웨어를 사용합니다. 본 도면은 전극 및 전극의 다양한 구성 요소에 대한 배치 위치의 크기를 결정한다. </li><li> 중앙에있는 도면과 5cm 정사각형 조각하여 5cm 잘라 다음 일반 인쇄 기계를 사용하여 확장 할 일반 인쇄 용지에 2 차원 도면을 인쇄합니다. </li><li> 메스와 열 투명 시트 (T1)의 5cm 정사각형 조각으로 5cm를 잘라. </li><li> 그림이 위를 향와베이스 플레이트에 두 층을 배치 한 다음 그림 종이 위에 투명도 조각 T1을 배치합니다. 접착 테이프와베이스 플레이트에 테이프를 아래로. </li></ol> 4. 전극베이스 레이어 및 참조 연락처 배치 <ol><li> 메스 (S1), 그리고 일에 5cm 실리콘 시트로 5cm를 잘라실내는 투명 레이어에 놓습니다. 천천히 T1과 S1 시트 (그림 2A) 사이에 공기 방울을 트래핑 방지하기 위해 시트의 나머지 부분을 절감 한 구석을 놓는 방법으로 시작합니다. </li><li> 제조 업체의 데이터 시트에 지시 경화 실리콘의 약 2g을 섞는다. 엄격하게 함께 멸균 나무 교반 막대기로 두 부분을 저어. 3 분 동안 진공 챔버에서 믹스 놓는다. 그들은 표면 상승으로 진공 사이클 거품을 제거합니다. 130 ºC에서 ISOTEMP 오븐을 예열한다. 주 : 라텍스 장갑 실리콘의 경화 처리를 억제 할 수있다. 라텍스 장갑은 작업 표면에 오염 물질을 남길 수 있습니다 유황이 포함되어 있습니다. 대신 니트릴 장갑을 사용하는 것이 좋습니다. </li><li> 치과 픽업 도구를 이용하여, 이들이 안내 도면에있는 스페이서 부분의 중간을 따라 경화되지 않은 실리콘의 얇은 라인을 적용한다. </li><li> 지정된 영역에 스페이서를 배치 한 다음 실리콘 시트 (S1)에 대해을 누르십시오.</li><li> 부분적으로, 30 분 동안 ISOTEMP 오븐에 실리콘을 치료가 10 분 동안 냉각 할 수 있습니다. </li><li> 지정된 구역 상 기준 연락처를 놓습니다. 용접 포인트가 직면하고있는 및 연락처 리드가 맨 끝에 출구 커프의 중간 선으로 연결되어 있는지 확인합니다. 정확한 위치를 확인한 후, 실리콘 층 (S1)에 내려 연락처를 누릅니다. 관통 구멍에 보증금 미 경화 실리콘. </li><li> 리드 아래 테이프 후 완전히 실온 (그림 2B)에서 90 분, 또는 하룻밤 130 ºC에서 실리콘을 치료. </li></ol> 5. 센터 연락처 배열 배치 <ol><li> 메스 (T2)에 5cm의 투명성 조각 1.5 cm를 잘라. 기준 다운 테이프 다음 단계 동안 접촉 어레이 아래 실행하는 것을 방지하기 위해 중간 영역으로부터 멀리 리드. </li><li> 리드면이 위를 향하도록 전용 위치에 접촉 배열을 놓습니다. 의 배열을 압정하는 경화 실리콘을 증착장소. </li><li> 를 누르고 배열 전극의 중간 선에서 이상 5.1 (T2)에서 조각을 놓고 아래로 배열에 누른 상태에서 다음 끝을 테이프. 수동 전용 위치에 배열을 맞 춥니 다. 커프의 경계 외부의 리드 아래 테이프. </li><li> 전극의 중심에서 투명성 세그먼트 T2를 통해 작은 고정 줄을 놓습니다. 상기베이스 실리콘 층의 S1에 대해 중간 접점을 눌러 중간 압력으로 기판에 단속. </li><li> 완전히 130 ºC에서 또는 밤새 RT에서 90 분 동안 경화 실리콘. </li></ol> 6. 전극의 구성 요소를 포함하기 <ol><li> 작은 고정 막대를 제거하고 부드럽게 중간 접촉 배열을 노출 투명 시트 T2를 제거합니다. 참조 및 중간 연락처 (그림 2C) 모두에 대한 리드를 잡고 모든 테이프를 제거합니다. </li><li> 의 동일한 폭으로 메스 투명 시트의 사각형 조각을 잘라다음, 전극 길이 (T3) 5 ㎝, 그리고 전체 전극면 (S2)을 덮도록 실리콘 시트의 사각형 조각을 잘라. </li><li> 투명도 조각 (T3)의 상부에 실리콘 시트 (S2)를 놓고 어떤 파도 또는 부정을 제거하는 데 스트레칭 사이에 갇혀되는 기포를 제거 할 수 있습니다. </li><li> 실리콘 튜브의 네 가지를 잘라; 각 5cm 길이. 안내 다이어그램에 할당 한 리드의 종료 위치에 배치합니다. 전극 가장자리와 튜브 &#39;가장자리 사이에 2mm 공간을 둡니다. 핀셋 튜브의 각 쌍을 누른 상태에서 튜브 다운 테이프 멀리 튜브 끝에서 1mm에서 시작. 다른 쌍에 대해 반복합니다. </li><li> 정렬 및 중간 연락처와 번들로 참조 리드하고 출구 사이트 근처 대응하는 튜브를 통해 전달합니다. 다른 세 개의 튜브에 대해 반복합니다. (그림 2D). </li><li> 전체 전극 몸 경화 실리콘의 관대 한 금액을 입금. 참고 : 형성 피적외선 천천히 진공 혼합 용기에서 미 경화 실리콘을 주입하거나 주사기로 주입 중 하나에 의해이 단계에서 거품. </li><li> S2가 아래로 향하게 실리콘 시트와 증착 경화 실리콘 위에 6.3에서 구조를 놓습니다. S2는 실리콘에 부착 된 시트를 유지하면서 전극과 투명 편 T3 정렬. </li><li> 다음 투명도 조각 T3 아래 테이프와는 갇힌 공기 방울을 채널에 압력을 적용합니다. 전극의 중심에서 투명성 세그먼트 T3를 통해 큰 고정 줄을 놓습니다. 그런 다음 적당한 압력으로베이스 플레이트에 단속. 완전히 130 ºC에서 또는 밤새 RT에서 90 분 동안 경화 실리콘. </li></ol> 7. 차폐 층 배치 (녹화 소매 권장) <ol><li> 대형 고정 막대를 제거하고 핀셋과 투명성 조각 (T3)을 박리. 전극의 각면의 중심에 차폐 판을 배치하고 가벼운 압력 t 적용오 전극로를 누릅니다. 관통 구멍에 보증금 미 경화 실리콘. </li><li> 부분적 130 ºC에서 30 분 동안 실리콘을 경화 한 다음 실온으로 완전히 식지. 전극의 외측 단부를 통해 접착 테이프를 배치하고 폐쇄 플랜지를 통해이 세그먼트에 추가 경화 실리콘을 추가하는 것을 방지 할 수 있습니다. </li><li> 반복 6.8을 통해 6.6 단계를 반복합니다. </li></ol> 8. 완료 전극을 절단 <ol><li> 필 오프 한 후 조심스럽게 접착 테이프를 제거, 메스 블레이드를 이용하여 단계 7.2에 추가 된 점착 테이프의 상부에 과량의 실리콘을 자른다. </li><li> S2 층을 통해 스페이서 세그먼트를 노출 실리콘을 통해 윈도우를 잘라. 핀셋 포함 된 스페이서 세그먼트의 압축을 풉니 다. 이 단계는 공극을두고 이들 영역 (원래 S1)에서가요 성 단일 실리콘 시트를 형성한다. </li><li> 실리콘 튜브 커버 접착 테이프의 상단에있는 여분의 실리콘을 벗겨하고 메스 BLAD로 잘라전자는 전극 체와 튜브를 수준입니다. </li><li> 기판까지 전극의 둘레 잘라. </li><li> 완전히 기판을 각 튜브 쌍 사이의 삼각형을 잘라 및 외측 리드 &#39;종료 위치를 형성하도록 유도도 따라. 마지막 단계에서 전극 본체에서 분리 된 모든 실리콘 소재를 제거합니다. </li></ol> 9. 연락처 및 차폐 레이어를 노출 <ol><li> 차폐 층을 커버 실리콘 층 (S2)를 통해 윈도우를 잘라. 상기 전극베이스 (S1 층) 및 완성 커프 전극을 박리하기위한 기판의 투명층 T1 사이에 폴리 프로필렌 필라멘트 봉합사 글라이드. </li><li> 중심 콘택트와 실리콘 층 S1 위로 향하게된다는 전극 플립 다음,베이스 실리콘 층 S1을 통해 윈도우를 절단하여 그들을 노출. ㄴ의 중심을 따라 1mm 폭 세그먼트를 노출 외부 참조 연락처를 반복합니다ontacts. 관통 구멍 기준 접점의 측면에서 안정화가 완전히 전극의 몸 안에 포함되어 있는지 확인합니다. </li></ol> (10) 납땜 리드에 커넥터 <ol><li> 예금 납땜 리드 상에 별도로 커넥터 핀 상 물질, 다음 열 납땜 인두와 함께 두 부분을 융합. 주 : DFT 리드선은 니켈 - 코발트 기초 합금 MP35N 만들어진 외부 층에 의해 둘러싸여은 코어로 구성된다. 이 전선 위에 솔더 물질을 증착하는 단계 (재료 목록을 참조하십시오) 와이어에 부착 할 수 있도록 특수 플럭스의 사용을 필요로한다. </li></ol>

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</ol>

저자는 더 경쟁 재정적 이해 관계가 없음을 선언합니다. 이 원고에 나열된 공급 업체는 참조 용으로 만 제공됩니다.

이 문서에서 설명하는 제조 방법은 최종 커프스의 품질을 보장하기 위해 손재주 미세한 움직임을 필요로한다. 기록 콘택트는 두 개의 기준 전극의 중앙에 정확히 위치되어야한다. 이 배치는 상당히 근육 전기 활동 (27) 주변에서의 간섭을 감소시키는 것으로 나타났다. 제조 중에 상대의 상대 위치에 불균형이 커프 외부에서 생성 된 공통 모드 간섭 신호의 제거를 저하시킬 수있다. 그러나 조심 기술과 기준 접점에서 눈에 띄는 불균형에 거의 관찰되었다. 몇 가지 개선이 초기 동물 실험 중 발생하는 고장 모드를 해결하기 위해 커프 디자인으로 만들어졌다. 이러한 모드와 해당 개선 사항은 다음과 같습니다 : 리드 파단 : 참조 콘택트 리드가 용접 타점에 실패하는 것으로 관찰되었다. 이 failu리드는 전극을 종료 사이트에서 불충분 한 스트레인 릴리프에 기인 한 재. 이 문제는이 종료하기 전에 전극 체 내부 기준 리드의 길이를 포함하여 해결 하였다. 사이트 오류 닫기 : 후 임플란트 커프 개방 관찰과 실리콘을 통해 봉합 절단에 기인했다. 이 문제는 보강 메쉬를 첨가 커프를 봉합 그러한 실크 봉합사 소프 재료를 사용함으로써 해결되었다. 모션 아티팩트 : 큰 자연 아티팩트 (&gt; 100 μV) 기록 팔목의 첫 번째 디자인으로 발생했습니다. 비슷한 유물 이전 23보고되었다하지만 해결되지 않았다. 이러한 아티팩트는 마찰 소음 것으로 발견하고, 서로 다른 두 개의 비도 전성 재료 리드선의 운동에 관한 리드 전압 스파이크 따라 전하를 생성 할 수 있다는 사실에 기인 하였다. 특히, 실리콘 TU콘택트 리드와 상기 리드의 이동 중에 도전성 코어 형성 스파이크 리드 &#39;리드 그들 사이에 전하 전송 일으키는 절연 재료 (폴리 테트라 플루오로 에틸렌) 다른 전하 친화력을 가지고,&#39;둘러싸 빙. 이러한 아티팩트의 특성의 검증은 생리 식염수로 유사한 케이블 구조의 움직임을 재구성에 의해 만들어진 유사한 생성물이 관찰되었다. 이 문제를 해결하기 위해 절연 재료를 둘러싸는 튜브 재료와 유사한 전하 친 화성을 가져야한다. 차폐 전극 : 차광 층 (금 금속박) EMG 추가적인 감소를 제공하는 28 커프스의 외면에 첨가 하였다. 호일 커프 외부에서 발생하는 간섭 전류 션트 전극 체를 따라 낮은 임피던스 경로를 생성한다. 연결 실패 : 그것은 관찰이 피부를 통해 경피 연결믿을 수 없었다 최대 16 연락처 (그림 5C 빨간색 플롯)의 2와 불연속성을 일으켰습니다. 따라서, 기록 장치에 연결 전반적인 인터페이스의 신뢰성을 향상시키기 위해 개선되어야한다. 이 프로토콜을 사용하여 제조 된 전극 개에 이식되었다. 물질의 일부 (예를 들면, 납땜 주석, 투명 시트)하지만 인간의 사용이 승인되지 않은 전극이 포함. FDA 일부 장기 이식 (예, 실리콘, PEEK, 백금 / 이리듐 시트)를위한 장치에 승인 그러나, 전극의 구조를 형성하는 재료의 선택이 포함된다. 따라서, 인간의 응용 프로그램으로 프로세스를 번역 만주의 금형 재료의 선택, 적절한 클린 룸 조건에서 제조가 필요합니다. 세 가지 다른 방법은 periphe을 바꿀 수 있습니다 다 접점 신경 커프 전극을 생산하는 탐구 한RAL 신경. 우선 핫 나이프 기술 (13)이다. 신뢰성 높은 접촉 밀도가 높은 접촉 위치 정밀도 (238 ± 9 μm의 접점의 간격)를 미세를 제조하는 비용 효과적인 방법으로 밝혀졌다. 그러나,이 방법에 의해 제조 된 커프 뻣뻣 및 장기 이식에 대한 전반적인 기계적 물성 수있는 적절한 없음. 두 번째 방법은, 레이저 패터닝 24이다. ND : YAG 레이저는 다층 백금 스퍼터 PDMS 패턴을 생성하여 접촉부를 형성하기 위해 사용되어왔다. 이 방법은 높은 재현성과 정밀도 기능 (30 μm의)을 수득하지만, 필요한 장치는 매우 전문화되고 전극의 장기의 생체 적합성을 조사되지 않았다. 세 번째 방법은, 실리콘 고무 (25), (26)에 고정 백금 디스크 또는 분야 이루어지는 손으로 만들어진 접점 어레이이다. 이 방법은 고가의 장비 사용을 요구하지 않는다높은 생체 적합성 재료. 이 방법의 가장 큰 단점은 높은 허용 오차 (&gt; 0.5 mm) 및 인간의 오류에 대한 높은 의존도 있습니다. 이 프로토콜에 설명 된 제조 과정은 접점의 정확한 위치를 산출하고 인해 고정 프레임의 소정의 형상을 높은 재현성이다. 중간 접촉부 사이의 간격은 0.51 ± 0.04 mm (N = 70)에서 측정하고, 접점의 치수는 레이저 절단 기계 허용 오차에 의해 결정된다. 이 절차를 제조 된 벌금은 신경 내에서 다발의 위치를 ​​감지하고 패러데이 케이지없이 5.10 ± 0.81 dB의 SNR로 자유롭게 움직이는 동물의 fascicular 신호를 복구하기 위해 적절한 알고리즘을 할 수있다. 이 디자인은 신경 자극에 적합한 최소한의 아티팩트 (29) 극 커프 구성을 사용하여 선택적으로 자극을 위해 사용될 수있다. 이 제조 기술은 또한 갖는다유연성은 모노 폴라 신경 자극 속도 기록 등의 특정 애플리케이션 용 커프스의 다양한 생성한다. 모노 폴라 설계 중심 콘택트를 유지하면서 네 기준 상대를 제거함으로써 구현 될 수있다. 그 결과 커프는 길이가 짧아 질 수 있고, 또한 한쪽 (대신 둘 중 하나 실리콘 관 쌍)에서 출구에 모든 리드를 라우팅에 의해 변경 될 수 있습니다. 속도 기록 전극은 네 개의 추가 접점 어레이 프레임과 기준 전극을 교체 한 다음 반대 종료 위치를 향해 전극 체 내부의 여분의 콘택트 리드를 배치함으로써 구현 될 수있다.

말초 신경계 (PNS)와 인터페이싱하기가 신체 내의 다른 구조로 여행하면서 높은 가공 신경 명령 신호에 대한 액세스를 제공한다. 이 신호는 다발 내에서 제한 축색 돌기에 의해 발생 단단히 관절 신경 외피 세포에 의해 둘러싸여있다. 신경 활동 전위 측정 결과의 크기는 같은 다발을 둘러싸는 신경 외피 고 저항 층으로서 신경 내의 다양한 층의 임피던스에 의해 영향을 받는다. 따라서, 두 개의 인터페이스 방법은 신경 외피 층, 즉 intrafascicular extrafascicular 및 방법에 관한 기록 위치에 따라 탐색되고있다. 내 fascicular 방법은 다발 내부에 전극을 배치합니다. 이러한 방법의 예로는 유타 어레이 (17)의 길이 인트라 fascicular 전극 (LIFE) 18 횡 인트라 fascicular 다중 전극 (TIME) (32)이다. 티HESE 기술은 신경에서 선택적으로 기록 할 수 있지만, 확실하게 크기 때문에 전극 (12)의 준수 가능성 생체 장시간위한 기능을 유지하기 위해 도시되지 않았다. 엑스트라 fascicular 방법은 신경 주위에 연락처를 놓습니다. 이러한 방법에 사용되는 커프 전극 신경 외피 나 epineurium을 손상하지 않으며, 말초 신경계 (12)로부터 기록하는 안전하고 견고 모두 의미로 도시되어있다. 그러나, 여분 fascicular 접근법은 단일 유닛의 활성을 측정 할 수있는 능력이 부족 - 인트라 fascicular 디자인에 비해. 신경 커프 전극을 이용 Neuroprosthetic 응용 프로그램은 하체의 활성화, 방광, 다이어프램, 만성 통증의 치료, 신경 전도 블록, 감각 피드백 및 기록 electroneurograms 1을 포함한다. 잠재적 인 응용 프로그램은 나머지를 포함 말초 신경 인터페이싱을 활용하기절단 수술에 전원 공급 용 보철을 제어하기 위해 잔류 신경에서 운동 신경 활동을 기록, 기능적 전기 자극과 마비의 피해자로 이동 or 연산, 바이오 전자 의약품 (20)를 제공 할 수있는 자율 신경계와 인터페이스. 커프 전극의 설계 구현은 평면 인터페이스 신경 전극 (FINE) (21)이다. 이 디자인은 둥근 모양에 비해 더 큰 둘레와 평면 단면에 신경을 재 형성. 이 디자인의 장점은 신경에 배치 할 수있는 컨택의 수가 증가하고, 선택적 기록 및 자극을 위해 재 배열 내부 다발과 접점의 근접한다. 또한, 큰 동물과 인간의 상부 및 하부 말단 신경은 다양한 형태를 취할 수 있고, FINE에 의해 생성 된 재 형성은 신경의 자연 형상을 왜곡하지 않습니다. 최근의 임상 시험은 FINE에 감각을 복원 할 수있는 것으로 나타났다인간의 기능적 전기 자극으로 하체 (22)의 상지 (16) 및 복원 운동. 커프스 전극의 기본 구조는 전도성이 커프 내의 신경 세그먼트와 함께 이러한 접촉 신경 분절의 표면에 여러 가지의 금속 접촉부를 배치하고, 절연 구성된다. 이러한 기본 구조를 달성하기 위해, 여러 가지의 디자인을 포함, 이전의 연구에서 제안되었다 : (1) 금속 접촉은 쿠론 메쉬에 포함. 메시는 신경 감긴 얻어진 커프 형태는 신경 구조 4, 5를 따른다. (2) 사전 모양의 강성 및 비전 도성 실린더를 사용하여 분할 실린더 디자인은 신경 주위의 연락처를 수정합니다. 8 -이 커프를 수신 신경 세그먼트 커프스의 내부 구조 (6)에 재 성형된다. (3) 자기 코일 접점 두 개의 절연 층 사이에 둘러싸인 디자인. 외부 않은 뻗어 층으로 뻗어 동안 내부 층은 융합된다. 두 접합 층에 대해 서로 다른 자연 휴식 길이로 신경 주위에 자신을 감싸는 유연한 나선형을 형성하는 최종 구조가 발생합니다. 이들 층에 사용되는 재료는 통상적으로 폴리에틸렌 9 폴리이 미드 (10), 및 실리콘 고무 일이었다. (4) 신경에 배치 된 리드선의 비 절연 부분은 전극 접점 역할을합니다. 이 리드 중 하나 실리콘 튜브 (11)에 직물 또는 실리콘 중첩 된 실린더 (12)에 성형. 유사한 원리를 배치 및 배열을 형성하기 위해 절연 전선을 융합하고 절연 관통 개구는이 결합 와이어 (13)의 중앙을 통해 작은 부분을 제거함으로써 이루어진다 의해 벌금을 구성하는 데 사용 하였다. 이 디자인 엉덩이UME 라운드 신경 단면이 준수 신경 형상을 가정했다. (5) 폴리이 미드 계 가동 전극 자체 권취 커프를 형성하도록 뻗어 실리콘 시트로 통합 한 다음, 폴리이 미드 구조를 미세 가공 한 의해 형성된 접촉부 (33). 이 디자인은 둥근 신경 단면을 가정한다. 팔목 전극은 유연하고 자기 크기 스트레칭 및 신경 손상 (3)을 일으킬 수있는 신경을 압축 피하기 위해해야합니다. 커프 전극이 효과를 유도 할 수있는 공지의기구의 일부가 커프에 따라서 신경 인접한 근육에서 힘을 전달하고, 커프의 신경의 기계적 특성 및 커프의 리드에 과도한 장력 간의 불일치. 이러한 안전 문제는 기계적 유연성에 대한 설계 제약의 특정 세트, 기하학적 구성 및 크기 1로 이어집니다. 이 기준은 특히 challe 있습니다높은 접촉 카운트 FINE의 경우 플 레이어은 커프 길이의 손상을 방지하기 위해 방향뿐만 아니라, 다수의 콘택트를 수용하기에 신경 유연성을 재 형성하기 위해 가로 방향으로 동시에 강성이어야하기 때문이다. 복수의 접점 (14)을 수용 할 수있는 커프 나선형 디자인 자체 크기 있지만 결과 커프 다소 강성이다. 유연한 폴리이 미드 디자인은 접촉의 높은 수를 수용하지만 박리하는 경향이 있습니다. 와이어 배열 디자인 (13)는 평면 단면 벌금을 생산하고 있지만, 와이어가 장기 이식에 대한 다음 적합하지 않다 뻣뻣한 얼굴과 날카로운 모서리를 생산 커프의 길이를 따라 함께 융합이 형상을 유지하기 위해한다. 이 문서에서 설명하는 제조 기술은 지속적으로 높은 정밀도로 손으로 할 수있는 유연한 구조의 높은 접촉 밀도 FINE을 생산하고 있습니다. 이것은 정확한 P 있도록 강성 중합체 (폴리 에테르 에테르 케톤 (PEEK))를 사용하여연락처의 lacement. 신경을 따라 길이 방향으로 유연하게 유지하면서 PEEK 세그먼트 전극의 중심에 편평한 단면을 유지한다. 전극 체는 접촉 신경 평평하거나 확보하기 위해 경질 할 필요가 없기 때문에이 설계는 또한 커프스의 전체 두께 및 강성을 최소화한다.

<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

많은 시도가 장기 neuroprosthetic 애플리케이션 안전 견고하고 신뢰할 다 접점 신경 커프 전극을 제조하게되었다. 이 프로토콜은 이러한 기준에 부합하는 개질 된 원통형 신경 커프 전극의 제조 방법을 설명한다. 최소 컴퓨터 지원 설계 및 제조 (CAD 및 CAM) 기술은 지속적으로 높은 정밀도 (연락처 배치 0.51 ± 0.04 mm) 및 다양한 커프 크기의 팔목을 생산하는 데 필요한. 공간적 접점이 설계로 달성 소정의 형상을 유지하는 기능을 배포하는 정밀 선택적 기록 및 자극을 위해 커프스의 인터페이스를 최적화하는 것이 필수 조건이된다. 다른 탄력성을 갖는 물질을 사용하여 신경을 재 형성하기 위해 가로 방향으로 충분한 강성을 유지하면서되게 디자인은 또한 길이 방향으로 유연성을 최대화한다. 커프의 단면의 확장커프 내부의 압력의 증가의 결과로서 면적은 67mm 수은에서 25 %로 관찰되었다. 이 테스트는 커프의 유연성과 후 임플란트를 팽창 신경에 대한 응답을 보여줍니다. 접점의 안정성 만성적 이식 커프스의 임피던스와 신호 대 잡음 비 메트릭 (7.5 개월) &quot;인터페이스 녹화 품질 또한 컨택 조사되었다 &#39;는 각각 2.55 ± 0.25 kΩ에서 및 5.10 ± 0.81 dB로 관찰했다.

(- 7 kHz의 대역폭과 2000의 총 이익 700 Hz에서) 신경 활동을 기록하는 슈퍼 β 입력 계측 증폭기를 사용하여 사용자 정의 된 프리 앰프로 하였다. 제시된 프로토콜 FINE 제조 된 전극의 예는도 3에 도시되어있다. 두 함께 자유 가장자리를 봉합함으로써 이루어진다 신경 주위 FINE 주입. 커프의 유연성 (그림 3B)의 데모는 길이 방향으로 유연성을 유지하면서 커프가 신경을 평평하게 나타냅니다. 길이 방향 커프 유연성 또한 커프스 또한 초기 치료는 이식 후 스테이지에 특히 신경 부종을 수용하는 탄성이어야한다. 커프 내부 고압 혈관 수축 신경과 내부의 혈류를 폐색 할 수있다. 따라서, 압력은 diast를 초과해서는 안 신경 부종 결과 커프 내부에서 발생올리치 혈압.도 4는, 커프 내부에 다양한 압력 레벨 조립 커프스의 응답을 나타낸다. 압력이 증가함에 따라, 전극은보다 큰 단면 영역을 형성하기 위해 확장된다. 67mm 수은에서; 전극은 1.25 배 원래의 단면적을 확장한다. 이러한 관찰 커프 크기 신경의 적어도 1.2 배의 초기 단면적 경우 커프 내부 압력의 결과로 증가 67mm 수은하에 남아있는 동안, 신경은 1.5 초기 단면적을 확장 할 수있는 것으로 해석 될 수있다 . 따라서, 적어도 1.5 커프 투 신경 단면적 비를 나타낼 수있는 신경 커프 전극 디자인 기준 15, 30, 31가 만족된다. 기능과 제조 된 커프 디자인의 안정성 개 (그림 5)의 좌골 신경에 주입하여 조사 하였다. 이 연구는 CWRU IACUC (a)에 의해 승인차 ACURO. 1) 신호대 잡음비 (SNR), 2)의 접촉 임피던스와 생존 기록을 제공하는 컨택 3) 수 : 세 파라미터가 주기적으로 만성 주입 시간을 측정 하였다. 신경 활동의 비율이 초기 활성 (노란색 부분)의 평균 전력을 통해 전원 (빨강 세그먼트) 평균 SNR으로서 정의된다. 윈도우를 이동 단말기 (100)를 사용 하였다. 7.5 개월 주입 기간 내내 상기 SNR은 5.10 ± 0.81 dB (도 5b)의 값이 정상 남았다. 주소록의 임피던스의 크기는 1 kHz에서 생체 내에서 측정하고,도 5c에 도시된다. 이러한 측정은 RHD2000 시리즈 증폭기 평가 시스템을 사용하여 제조 하였다. 임피던스는 2.55 ± 0.25 kΩ의 평균 값이 안정 (시험 33, 16 콘택트 (N = 528))를 관찰 하였다. 마지막으로, 시간이 지남에 비활성 된 컨택 수는도 5c에 도시된다. 비활성의 수콘택트 임플란트 기간 동안이 아래에 남아 있었다. 제외 된 채널의 수의 변동은 기록 세션에서 외부 커넥터와 증폭기 및 회복 기능 사이의 접속 불량의 대부분 결과. <img alt="그림 1" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig1.jpg" /> 그림 1 :.이 미세하고 개방 위치 및 정밀 절단을 필요로하는 네 가지 주요 건물 구성 요소의 구성 요소 A) FINE의 개요. 이들 구성 요소는 : 콘택트 어레이 프레임 (I), 중간 접촉부 스트립 (II), 기준 접촉 (III), PEEK 스페이서 (IV). 커프는 신경에 ​​대한 연락처 배치에 대하여 아래에 직면하고있다. 스페이서 (IV)을 조립. B) 배와 중간 프레임. C) t의 접이식 구성 주위를 해결하기 위해 센터 연락처와 단계의 확대도 후 제거<html> 그는. 전극 <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/54388/54388fig1large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> <img alt="그림 2" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig2.jpg" /> 그림 2... 제조 공정 A) 가이 딩도, T1 및 S1 단계 4.1의 끝에 스택 B) 단계 4.7 C의 단부에 스페이서 세그먼트 및 기준 접촉 장착시 전극의 스냅 샷)을 중심 접착 단계 6.1의 끝에서 S1 시트에 연락처 배열입니다. D) 단계 6.5의 끝 부분에 전극 체 내부를 삽입하기 전에 리드와 실리콘 튜브를 정렬. <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/54388/54388fig2large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> 항상 &quot;&gt; <img alt="그림 3" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig3.jpg" /> 그림 3 : 프로토콜에 설명 된 신경 커 프 전극. 가) 오픈 위치에 16 - 연락처 FINE을 제작. 리드는 종료 사이트. B 당 5 리드) 개에서 좌골 신경 주위 커프의 위치의 예를 네 번들로 배치되어있다. 벌금 중간 부분은 폭 방향에서 횡보 및 커프 본체 길이 방향. C) 평탄화 된 단면을위한 미세 전극을 주입 한 후 다발의 구성을 나타내는 이식 된 신경 사후의 사진에서가요 12주. <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/54388/54388fig3large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> <img alt="그림 4" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig4.jpg" /> 무화과URE 4 : 내부 압력 증가에 FINE 응답이 측정 폐쇄 팔목 안쪽에 팽창 탄성 실을 배치하여 제조 한 후, 압력이 점차 변수 - 길이 물기둥에 의해 증가 하였다.. 커프의 단면의 주요 및 보조 축이 각 압력 레벨을 측정하고, 타원형의 단면을 (N = 20)을 단면적을 계산하기 위해 상정되었다. 오차 막대는 표준 편차를 나타낸다. <img alt="그림 5" src="/files/ftp_upload/54388/54388fig5.jpg" /> 그림 5 : 개에 좌골 신경 활동의 만성 녹음과 팔목 기능의 평가 A) 동물이 자발적으로 디딜 방아에 걷고있다 동안 하나의 컨택 기록 원시 ENG 신호의 두 초 예.. SNR)가 B. 활성의 비를 기준 평균 전력으로 정의 평균 SNR 값 D를 관찰임플란트 기간을 uring. 연락처 임피던스 C) 평균 값을 1 kHz에서 (검은 색)과 비 기능 접촉의 수에서 시간 (빨간색) 이상. 16 콘택트 (14)는 주입 기간 내내 유지 기능. 오차 막대는 표준 편차를 나타냅니다. <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/54388/54388fig5large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>

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

이 문서에서는 높은 접촉 밀도 평면 인터페이스 신경 전극 (FINE)의 제조 공정에 대한 자세한 설명을 제공합니다. 이 전극은 기록 및 말초 신경 내에서 선택적으로 신경 활동을 자극에 최적화되어 있습니다.

녹화 및 자극 애플리케이션을위한 높은 접촉 밀도의 제작, 평면 인터페이스 신경 전극

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 조회수.  Case Western Reserve University.  이 문서에서는 높은 접촉 밀도 평면 인터페이스 신경 전극 (FINE)의 제조 공정에 대한 자세한 설명을 제공합니다. 이 전극은 기록 및 말초 신경 내에서 선택적으로 신경 활동을 자극에 최적화되어 있습니다. 

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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.

의 전극 제작 및 주입 Aplysia californica 손상, 자유롭게 행동 동물의 다중 채널 및 신경 근육질 레코딩을위한

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

연구

신경과학

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.

인식 및 학습을 연구하는 도구로 전기 생리 텍스 녹화 및 자극과 셔틀 박스 교육을 결합

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

행동분석학

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.

생체 내 신경 녹음을 위한 Ti3C2 MXene 마이크로 전극 어레이 의 제조

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

생체공학

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.

성인 쥐의 복합 재생 말초 신경 인터페이스 (C-RPNI)의 제조

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.

오픈 소스 툴킷: 신경 기록을 위한 벤치탑 탄소 섬유 마이크로전디 어레이

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.

다중 유연한 폴리머 전극 어레이의 만성 이식

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.

쥐에서 만성 이식을 위한 말초 신경 자극 전극의 준비

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.

만성 및 급성 생체 내 기록을 위한 탄소 섬유 미세 전하 배열의 구성 및 구현

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 신경 생리학을위한 쥐 좌골 신경의 제조

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> 전임상 설치류 모델을 위한 Epimysial EMG 전극 제작

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>저자 스포트라이트: ACL 손상 연구에서 Epimysial Electrode Fabrication and Testing

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.

저비용 Epimysial Electromysial Electromyography Electroode 개발: 제조 및 테스트를 위한 간소화된 워크플로우

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