A multi-channel nerve cuff electrode can be used to elicit selective contractions of different muscles depending on the position of the stimulating electrode. The stimulation current evokes action potential in the nerve fibres which is passed on to the attached muscles and results in contraction. Depending on the configuration of the fascicles, the different channels of the nerve cuff electrode will preferably address different muscles, allowing for selective control of movement. A method for the evaluation of a system for the selective stimulation of the gastrocnemius and the tibialis anterior muscles was developed. The system consisted of a multi-channel nerve-cuff electrode wrapped around the sciatic nerve and a coupling array, which allowed for the resistive transfer of current through the skin. These components were connected and could be assessed separately through a headstage port. The system was implanted in 10 female Sprague Dawley rats and tested under in vivo conditions. Measurements were performed to determine the current distribution on the channels of the transfer array as well as the selectivity of the different channels in the nerve cuff electrode with respect to stimulating only the gastrocnemius muscle or only the tibialis anterior muscle. Additionally measurements of the entire system were performed. The experiments were performed over a duration of 12 weeks after surgery. Two models were developed, to estimate the necessary array performance using the results from the measurements of the cuff electrode. Most subjects did not survive for the duration of the experiment. The mean lifespan amounted to 33 days (SD = 25 days) after surgery, not taking into account the animals that died on the day of surgery. Only one animal survived for the intended duration. Due to the rats movement mechanical failure was observed in 6 out of 8 animals, reducing the amount of performed experiments further As the mechanical failure usually only prevented measurements of a single component, the remaining system was still examiined. The mean time for the first mechanical failure to be detected was 24 days (SD= 11 days). Crosstalk coefficients between 73% and 115% were observed, where values above 100% mean, that the secondary channel received more current than the primary channel (lower numbers signify a better performance). The measurements of the nerve cuff electrode were used to estimate the necessary crosstalk coefficients to achieve selective behaviour in the full system. The more optimistic model, which assumed two separate stimulation sites to be fully independent, estimated the necessary crosstalk coefficient to be below 52% for any selectivity to be possible and below 37% for the coupling array to no longer be the limiting component for the performance. The second model which assumed a linear interaction between two stimulation sites estimated crosstalks coefficients below 23% to be necessary for the function of the system. Stimulation with the full system was possible, however the measurements of the full system did not show any selective behaviour, which matches the expectations from the results of the separate components. The sample size was drastically reduced due to the high amount of mechanical failures and the short life expectancy of the test subjects. The implementation in an in vivo subject proved to be technically problematic due to the size and stability of the implant. The performance of the electrode array was worse than under previously published ex vivo conditions and was insufficient for the system as a whole to perform selectively. However we were able to show selective behaviour of the nerve cuff electrode and develop a method to estimate the necessary crosstalk coefficient of the input signal. The results of the cuff measurements are in line with the work of previous authors, who performed similar experiments using steering currents. This is a technique that should be strongly considered in the further development. Further in vivo experiments should be postponed until the performance of the electrode array matches the thresholds defined by the models using the data from the cuff measurements. In addition to improving the performance of the system, the biocompatibility of the implant needs to be improved, so that the test subjects can survive for the intended duration. This would require a redesign, ideally including a reduction in size as well as eliminating elements protruding the skin. The performance of the nerve cuff electrode can be studied more thoroughly in a smaller implant to provide more precise values for the required crosstalk coefficient benchmarks without the need of implanting the entire system.
Durch das Platzieren einer Manschettenelektrode (Cuff-Elektrode) mit mehreren Kanälen um einen Nerv wird eine selektive Kontraktion von Muskeln ermöglicht, die von der Position des stimulierenden Kanals abhängig ist. Der stimulierende Strom bewirkt im Nerv die Bildung eines Aktionspotentials, welches den Nerv entlang geleitet wird und den zugehörigen Muskel stimuliert und Kontraktionen auslöst. Je nach Aufteilung der Faszikelbündel werden unterschiedliche Muskeln von verschiedenen Kanälen bevorzugt, was eine selektive Ansteuerung möglich macht. Es wurde eine Methode zur Bewertung eines Systems zur selektiven Stimulation der Gastrocnemius und des Tibialis Anterior Muskeln entwickelt. Dieses System bestand aus einer Cuff-Elektrode mit mehreren Kanälen, die um den Ischiasnerv positioniert war, sowie aus einem Elektrodenarray zum Einkoppeln des Stimulationsstroms durch die Haut. Diese Komponenten waren durch einen Stecker am Kopf des Tieres verbunden, und konnten durch diesen auch separat angesteuert werden. Das System wurde in zehn weiblichen Sprague Dawley Ratten implantiert und unter in vivo Bedingungen untersucht. Es wurden Messungen durchgeführt, um die Stromverteilung im Elektrodenarray zu ermitteln, sowie Messungen zur Bestimmung der erreichbaren Selektivität an den verschiedenen Kanälen der Cuff-Elektrode im Bezug auf die Anregung des Gastrocnemius und des Tibialis Anterior. Zusätzlich wurden Messungen zur Bestimmung der Selektivität des Gesamtsystems durchgeführt. Die Versuche wurden über einen Zeitraum von 12 Wochen nach der Implantation durchgeführt. Es wurden zwei Modelle entwickelt, um aus den Messungen der Cuff-Elektrode jene Stromaufteilung für das Elektrodenarray zu schätzen, bei der eine selektive Ansteuerung beider Muskeln noch möglich ist. Die meisten Versuchstiere überlebten nicht die gesamte Dauer der Experimente. Die durchschnittliche Lebensdauer betrug 33 Tage (std. Abw.= 25 Tage) nach der Operation, wobei Tiere, die am Tag des Eingriffs verstorben sind, hierbei nicht berücksichtigt wurden. Nur ein Tier überlebte für die gesamte vorgesehene Dauer. Aufgrund der Bewegung der Ratte kam es häufig zu mechanischen Versagen diverser Komponenten im System. Dies verhinderte manche Teilmessungen während der Experimente, allerdings konnten Messungen der intakten Komponenten weiterhin durchgeführt werden. Die durchschnittliche Zeit zum ersten Ausfall einer Komponente betrug 24 Tage (std. Abw.= 24 Tage). Es wurden „Crosstalk Koeffizienten“ des Elektrodenarrays zwischen 73% und 115% gemessen, wobei Werte über 100% bedeuten, dass mehr Strom am sekundären Kanal als am Primären Empfangen wurden (kleine Werte entsprechen einer besseren Leistung des Arrays). Die Ergebnisse der Messungen der Cuff-Elektrode wurden in zwei Modellen zur Schätzung des Crosstalk-Koeffizienten verwendet, bei dem das Gesamtsystem selektives Verhalten aufweist. Das optimistischere Model nimmt an, dass die gleichzeitige Stimulation an mehreren Kanälen vollständig unabhängig ist und liefert einen Grenzwert von 52% für den Crosstalk‐Koeffizienten, bei dem die selektive Ansteuerung beider Muskeln möglich ist. Ab einem Grenzwert von 37% ist das Elektrodenarray nicht mehr die limitierende Komponente und ein weiteres Herabsenken des Crosstalk Koeffizienten verbessert die Selektivität des Gesamtsystems nicht mehr. Im zweiten Model wird ein linearer Zusammenhang zwischen zwei gleichzeitig stimulierenden Kanälen angenommen und ein Grenzwert von 23% errechnet, ab dem das Gesamtsystem selektives Verhalten aufweist. Eine Stimulation mit dem Gesamtsystem war möglich, allerdings konnte kein selektives Verhalten beobachtet werden, was mit den Erwartungen aus den Ergebnissen der Einzelmessungen im Einklang steht.Die Stichprobengröße wurde durch die kurze Lebensdauer und das zahlreiche mechanische Versagen drastisch reduziert. Die Implementierung in eine in vivo Umgebung erwies sich technisch als große Herausforderung. Die Leistung des Elektrodenarrays war schlechter als unter zuvor veröffentlichten ex vivo Bedingungen und erwies sich als unzureichend um eine selektive Ansteuerung durch das Gesamtsystem zu erlauben. Allerdings waren wir in der Lage, selektives Verhalten der Cuff-Elektrode zu beobachten und eine Methode zu entwickeln, um den notwendigen Crosstalk-Koeffizienten des Eingangssignals zu bestimmen. Die Ergebnisse der Messungen der Cuff Elektrode sind im Einklang mit den Resultaten anderer Autoren, die ähnliche Experimente durchgeführt haben und in der Lage waren, mithilfe von zusätzlichen Lenkströmen die Selektivität der Elektrode noch weiter zu verbessern. Diese Technik sollte für die weitere Entwicklung des Systems in Betracht gezogen werden. Weitere in vivo Experimente sollten erst durchgeführt werden, wenn das Elektrodenarray die ermittelten Grenzwerte erfüllt. Außerdem muss die Biokompatibilität des Implantats verbessert werden, sodass die Versuchstiere die gesamte Dauer des Experiments überleben. Dafür muss das Implantat neu gestaltet werden, wobei idealerweise die Größe reduziert und auf Elemente die die Haut durchstoßen verzichtet wird. Das Verhalten der Cuff-Elektrode kann mit einem kleineren Implantat genauer untersucht werden und somit genauere Grenzwerte liefern, ohne das gesamte System implantieren zu müssen.
