Из Википедии, бесплатной энциклопедии
  (Перенаправлено с нейронного протезирования )
Перейти к навигации Перейти к поиску

Нейропротезирование (также называемое нейронное протезированием ) является дисциплиной , связанной с нейробиологией и биомедицинской инженерией , связанной с разработкой нейронных протезов . Иногда их сравнивают с интерфейсом мозг-компьютер , который соединяет мозг с компьютером, а не с устройством, предназначенным для замены отсутствующих биологических функций. [1]

Нервные протезы - это серия устройств, которые могут заменить двигательные, сенсорные или когнитивные функции, которые могли быть повреждены в результате травмы или заболевания. Кохлеарные имплантаты являются примером таких устройств. Эти устройства заменяют функции, выполняемые барабанной перепонкой и стремечкой , имитируя частотный анализ, выполняемый в улитке . Микрофон на внешнем блоке собирает звук и обрабатывает его; обработанный сигнал затем передается на имплантированный блок, который стимулирует слуховой нерв через матрицу микроэлектродов.. Эти устройства предназначены для улучшения качества жизни людей с ограниченными возможностями за счет замены или усиления поврежденных органов чувств.

Эти имплантируемые устройства также обычно используются в экспериментах на животных в качестве инструмента, помогающего нейробиологам лучше понять мозг и его функционирование. Путем беспроводного мониторинга электрических сигналов мозга, посылаемых электродами, имплантированными в мозг субъекта, можно изучать объект без влияния устройства на результаты.

Точное зондирование и запись электрических сигналов в головном мозге поможет лучше понять отношения между местной популяцией нейронов, которые отвечают за определенную функцию.

Нервные имплантаты должны быть как можно меньше, чтобы быть минимально инвазивными, особенно в областях, окружающих мозг, глаза или улитку. Эти имплантаты обычно обмениваются данными со своими протезами по беспроводной сети. Кроме того, мощность в настоящее время передается через беспроводную передачу энергии через кожу. Ткани, окружающие имплант, обычно очень чувствительны к повышению температуры, а это означает, что потребление энергии должно быть минимальным, чтобы предотвратить повреждение тканей. [2]

В настоящее время наиболее широко применяемым нейропротезом является кохлеарный имплант, по состоянию на 2012 год во всем мире их было использовано более 300 000 единиц . [3]

История [ править ]

Первый известный кохлеарный имплант был создан в 1957 году. Другие вехи включают в себя первый моторный протез для устранения опущения стопы при гемиплегии в 1961 году, первый слуховой имплант ствола мозга в 1977 году и мост периферического нерва, имплантированный в спинной мозг взрослой крысе в 1981 году. 1988 г. - имплант переднего корня поясничного отдела позвоночника и функциональная электрическая стимуляция (FES) облегчили стояние и ходьбу, соответственно, для группы парализованных . [4]

Что касается разработки электродов, имплантированных в мозг, на начальном этапе трудность заключалась в том, чтобы надежно определить местонахождение электродов, что первоначально было сделано путем введения электродов с иглами и отламывания игл на желаемой глубине. В последних системах используются более совершенные датчики, например, те, которые используются при глубокой стимуляции мозга для облегчения симптомов болезни Паркинсона . Проблема с любым подходом заключается в том, что мозг свободно плавает в черепе, а зонд - нет, и относительно незначительные удары, такие как автомобильная авария на малой скорости, потенциально опасны. Некоторые исследователи, такие как Кенсалл Уайз из Мичиганского университета, предложили привязать «электроды для установки на внешней поверхности мозга» к внутренней поверхности черепа. Однако даже в случае успеха модем не решит проблему в устройствах, которые должны быть вставлены глубоко в мозг, например, в случае глубокой стимуляции мозга (DBS).

Визуальное протезирование [ править ]

Основная статья: Визуальный протез

Визуальный протез может создавать ощущение изображения, электрически стимулируя нейроны зрительной системы . Камера будет передавать на имплант по беспроводной сети, имплант будет отображать изображение на множестве электродов. Набор электродов должен эффективно стимулировать 600-1000 мест, стимулируя эти оптические нейроны в сетчатке, таким образом создавая изображение. Стимуляцию также можно проводить в любом месте на пути оптического сигнала. Оптический нерв может быть стимулирован для того , чтобы создать образ, или зрительную кору может быть вынужденной, хотя клинические испытания доказали , наиболее успешными для имплантат сетчатки.

Система визуального протеза состоит из внешней (или имплантируемой) системы визуализации, которая получает и обрабатывает видео. Внешний блок передает питание и данные на имплант по беспроводной сети. Имплант использует полученную мощность / данные для преобразования цифровых данных в аналоговый выход, который будет доставляться к нерву через микроэлектроды.

Фоторецепторы - это специализированные нейроны, которые преобразуют фотоны в электрические сигналы. Они являются частью сетчатки , многослойной нервной структуры толщиной около 200 мкм, выстилающей заднюю часть глаза . Обработанный сигнал отправляется в мозг через зрительный нерв . Если какая-либо часть этого пути повреждена, может произойти слепота .

Слепота может быть результатом повреждения оптических путей ( роговицы , водянистой влаги , хрусталика и стекловидного тела ). Это может произойти в результате несчастного случая или болезни. Двумя наиболее распространенными дегенеративными заболеваниями сетчатки, которые приводят к слепоте вследствие потери фоторецепторов, являются возрастная дегенерация желтого пятна (AMD) и пигментный ретинит (RP).

Первым клиническим испытанием постоянно имплантированного протеза сетчатки было устройство с пассивной микрофотодиодной матрицей с 3500 элементами. [5] Это исследование было проведено в компании Optobionics, Inc. в 2000 году. В 2002 году компания Second Sight Medical Products, Inc. (Сильмар, Калифорния) начала испытания прототипа эпиретинального имплантата с 16 электродами. Испытуемыми были шесть человек с вторичным по отношению к РП восприятием чистого света. Испытуемые продемонстрировали свою способность различать три обычных объекта (тарелку, чашку и нож) на уровнях, статистически превышающих шанс. Активное субретинальное устройство, разработанное Retina Implant GMbH (Ройтлинген, Германия), начало клинические испытания в 2006 году. Под сетчатку была имплантирована ИС с 1500 микрофотодиодами. Микрофотодиоды служат для модуляции импульсов тока в зависимости от количества света, падающего на фотодиод . [6]

Основополагающая экспериментальная работа по разработке визуальных протезов была проведена путем стимуляции коры головного мозга с использованием сетки из электродов с большой поверхностью. В 1968 году Джайлз Бриндли имплантировал 80-электродное устройство на зрительную кортикальную поверхность 52-летней слепой женщины. В результате стимуляции пациент мог видеть фосфены в 40 различных положениях поля зрения. [7] Этот эксперимент показал, что имплантированный электростимулятор может восстановить некоторую степень зрения. Недавние исследования в области протезирования зрительной коры головного мозга позволили оценить эффективность стимуляции зрительной коры головного мозга у приматов, кроме человека. В этом эксперименте после процесса обучения и картирования обезьяна может выполнять одну и ту же задачу визуальной саккады как со световой, так и с электрической стимуляцией.

Требования к протезу сетчатки высокого разрешения должны исходить из потребностей и желаний слепых людей, которым это устройство принесет пользу. Взаимодействие с этими пациентами показывает, что мобильность без трости, распознавание лиц и чтение являются основными необходимыми способностями. [8]

Результаты и последствия полностью функциональных визуальных протезов впечатляют. Однако проблемы серьезны. Чтобы изображение хорошего качества отображалось на сетчатке, необходимо большое количество микромасштабных электродных решеток. Кроме того, качество изображения зависит от того, сколько информации может быть отправлено по беспроводной связи. Также этот большой объем информации должен приниматься и обрабатываться имплантатом без значительного рассеивания мощности, которое может повредить ткани. Размер имплантата также вызывает большое беспокойство. Любой имплантат должен быть минимально инвазивным. [8]

С помощью этой новой технологии несколько ученых, в том числе Карен Моксон из Drexel , Джон Чапин из SUNY и Мигель Николелис из Университета Дьюка , начали исследования по созданию сложного визуального протеза. Другие ученые [ кто? ] не согласились с направленностью своего исследования, утверждая, что фундаментальные исследования и конструкция густонаселенной микроскопической проволоки не были достаточно сложными для продолжения.

Слуховое протезирование [ править ]

Основные статьи: кохлеарный имплант и слуховой имплант ствола мозга

(Для получения звука)

Кохлеарные имплантаты (CI), слуховые имплантаты ствола головного мозга (ABI) и слуховые имплантаты среднего мозга (AMI) - это три основные категории слуховых протезов. Массивы электродов CI имплантируются в улитку, электроды ABI стимулируют комплекс ядра улитки в нижнем стволе головного мозга , а AMI стимулируют слуховые нейроны в нижних бугорках . Кохлеарные имплантаты оказались очень успешными среди этих трех категорий. Сегодня Advanced Bionics Corporation, Cochlear Corporation и Med-El Corporation являются основными коммерческими поставщиками улитковых имплантатов.

В отличие от традиционных слуховых аппаратов, которые усиливают звук и посылают его через внешнее ухо, кохлеарные имплантаты улавливают и обрабатывают звук и преобразуют его в электрическую энергию для последующей доставки в слуховой нерв . Микрофон системы CI принимает звук из внешней среды и отправляет его на процессор. Процессор оцифровывает звук и фильтрует его в отдельные полосы частот, которые направляются в соответствующую тонотоническую область улитки, которая приблизительно соответствует этим частотам.

В 1957 году французские исследователи А. Джурно и К. Эйрис с помощью Д. Кайзера впервые подробно описали прямую стимуляцию слухового нерва у человека. [9] Люди рассказали, что слышали чирикающие звуки во время симуляции. В 1972 году первая портативная система кохлеарной имплантации взрослому была имплантирована в House Ear Clinic. Управление по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов США (FDA) официально одобрило продажу кохлеарного имплантата House-3M в ноябре 1984 г. [10]

Повышение эффективности кохлеарного имплантата зависит не только от понимания физических и биофизических ограничений стимуляции имплантата, но и от понимания требований обработки паттернов головным мозгом. Современная обработка сигналов представляет собой наиболее важную речевую информацию, а также предоставляет мозгу необходимую ему информацию для распознавания образов . Распознавание образов в мозгу более эффективно, чем алгоритмическая предварительная обработка, для определения важных особенностей речи. Комбинация инженерии, обработки сигналов, биофизики и когнитивной нейробиологии была необходима для достижения правильного баланса технологий, чтобы максимизировать производительность слуховых протезов. [11]

Кохлеарные имплантаты также использовались для обеспечения развития разговорной речи у врожденно глухих детей с заметным успехом при ранней имплантации (до достижения 2–4 лет жизни). [12] Во всем мире имплантировали около 80 000 детей.

Идея комбинирования одновременной электроакустической стимуляции (EAS) для улучшения слуха была впервые описана К. фон Ильбергом и Дж. Кифером из Университетской клиники Франкфурта, Германия, в 1999 году [13]. В том же году был имплантирован первый пациент EAS. С начала 2000-х годов FDA участвовало в клинических испытаниях устройства, названного «Гибрид» корпорацией Cochlear. Это исследование направлено на изучение эффективности имплантации улитки у пациентов с остаточным низкочастотным слухом. В «Гибриде» используется более короткий электрод, чем в стандартном имплантате улитки, поскольку электрод короче, он стимулирует базиликовую область улитки и, следовательно, высокочастотную тонотопическую область. Теоретически эти устройства могут быть полезны пациентам со значительным остаточным слухом на низких частотах, которые потеряли восприятие в диапазоне частот речи и, следовательно, имеют пониженные показатели дискриминации. [14]

Для получения звука см. Синтез речи .

Протезирование для снятия боли [ править ]

Основная статья: Стимулятор спинного мозга

Устройство SCS (Spinal Cord Stimulator) состоит из двух основных компонентов: электрода и генератора. Техническая цель SCS при невропатической боли состоит в том, чтобы замаскировать область боли пациента с помощью вызванного стимуляцией покалывания, известного как « парестезия », поскольку такое перекрытие необходимо (но не достаточно) для достижения облегчения боли. [15] Охват парестезии зависит от того, какие афферентные нервы стимулируются. Наиболее легко задействуются дорсальным срединным электродом, близким к пиальной поверхности спинного мозга , афференты большого дорсального столба , которые вызывают широкие парестезии, покрывающие каудально сегменты.

В древности электрогенную рыбу использовали как шокер, снимающий боль. Целители разработали конкретные и подробные методы использования воспроизводящих качеств рыб для лечения различных типов боли, включая головную. Из-за неудобства использования живого шокового генератора требовался изрядный уровень навыков, чтобы доставить терапию к цели в течение надлежащего времени. (Включая поддержание жизни рыб как можно дольше) Электроанальгезия была первым преднамеренным применением электричества. К девятнадцатому веку большинство западных врачей предлагали своим пациентам электротерапию с помощью портативного генератора. [16] В середине 1960-х годов, однако, сошлись три вещи, которые обеспечили будущее электростимуляции.

  1. Стала доступной технология кардиостимуляторов , которая появилась в 1950 году.
  2. Мелзак и Уолл опубликовали свою теорию контроля боли за воротами , в которой предполагалось, что передача боли может быть заблокирована стимуляцией крупных афферентных волокон. [17]
  3. Врачи-новаторы заинтересовались стимуляцией нервной системы, чтобы избавить пациентов от боли.

Варианты конструкции электродов включают их размер, форму, расположение, количество и назначение контактов, а также способ имплантации электрода. Вариант конструкции для генератора импульсов включает источник питания, целевое анатомическое место размещения, источник тока или напряжения, частоту импульсов, ширину импульса и количество независимых каналов. Вариантов программирования очень много (четырехконтактный электрод предлагает 50 функциональных биполярных комбинаций). В современных устройствах используется компьютеризированное оборудование, чтобы найти наилучшие варианты использования. Эта опция перепрограммирования компенсирует изменения осанки, миграцию электродов, изменения в локализации боли и неоптимальное размещение электродов. [18]

Моторное протезирование [ править ]

К устройствам, поддерживающим функцию автономной нервной системы, относится имплант для контроля мочевого пузыря . В соматической нервной системе попытки помочь сознательному контролю движения включают функциональную электрическую стимуляцию и стимулятор переднего корня поясницы .

Имплантаты для контроля мочевого пузыря [ править ]

Основная статья: Стимулятор переднего крестцового корешка

Если поражение спинного мозга приводит к параплегии, пациенты испытывают трудности с опорожнением мочевого пузыря, что может вызвать инфекцию. С 1969 года Бриндли разработал стимулятор переднего крестцового корешка, и с начала 1980-х годов он успешно прошел испытания на людях. [19] Это устройство имплантируется над крестцовыми передними корневыми ганглиями спинного мозга; управляемый внешним передатчиком, он обеспечивает периодическую стимуляцию, которая улучшает опорожнение мочевого пузыря. Он также помогает при дефекации и позволяет пациентам-мужчинам иметь стойкую полную эрекцию.

Соответствующая процедура стимуляции крестцового нерва предназначена для контроля недержания мочи у трудоспособных пациентов. [20]

Моторное протезирование для сознательного контроля движений [ править ]

Основная статья: Интерфейс мозг – компьютер

В настоящее время исследователи изучают и создают двигательные нейропротезы, которые помогут восстановить движение и способность общаться с внешним миром людям с двигательными нарушениями, такими как тетраплегия или боковой амиотрофический склероз . Исследования показали, что полосатое тело играет решающую роль в моторном сенсорном обучении. Это было продемонстрировано в эксперименте, в котором скорость активации полосатого тела у лабораторных крыс регистрировалась с большей частотой после последовательного выполнения задачи.

Чтобы улавливать электрические сигналы от мозга, ученые разработали матрицы микроэлектродов размером меньше квадратного сантиметра, которые можно имплантировать в череп для регистрации электрической активности, передавая записанную информацию по тонкому кабелю. После десятилетий исследований на обезьянах нейробиологи смогли декодировать нейронные сигналы в движения. Завершив перевод, исследователи создали интерфейсы, позволяющие пациентам перемещать компьютерные курсоры, и начали создавать роботизированные конечности и экзоскелеты, которыми пациенты могут управлять, думая о движении.

Технология моторных нейропротезов все еще находится в зачаточном состоянии. Исследователи и участники исследования продолжают экспериментировать с различными способами использования протезов . Например, если пациент думает о сжатии кулака, результат будет отличаться от того, когда он или она думает о постукивании пальцем. Фильтры, используемые в протезах, также подвергаются тонкой настройке, и в будущем врачи надеются создать имплант, способный передавать сигналы изнутри черепа по беспроводной связи , а не по кабелю.

До этих достижений Филип Кеннеди ( Эмори и Технологический институт Джорджии ) имел работоспособную, хотя и несколько примитивную систему, которая позволяла человеку с параличом произносить слова по буквам, регулируя активность своего мозга. В устройстве Кеннеди использовались два нейротрофических электрода : первый был имплантирован в неповрежденную моторную кортикальную область (например, область представления пальца) и использовался для перемещения курсора между группой букв. Второй был имплантирован в другой моторный регион и использовался для обозначения выбора. [21]

Продолжаются разработки по замене потерянных рук кибернетическими заменами с использованием нервов, обычно связанных с грудными мышцами. Эти руки допускают немного ограниченный диапазон движений и, как сообщается, будут оснащены датчиками для определения давления и температуры. [22]

Доктор Тодд Куикен из Северо-Западного университета и Реабилитационного института Чикаго разработал метод, называемый целевой реиннервацией для инвалида, для управления моторизованными протезами и восстановления сенсорной обратной связи.

В 2002 году мультиэлектродная матрица из 100 электродов , которая теперь является сенсорной частью Braingate , была имплантирована непосредственно в срединные нервные волокна ученого Кевина Уорвика . Записанные сигналы использовались для управления роботом-манипулятором, разработанным коллегой Уорвика Питером Кибердом, который мог имитировать действия собственной руки Уорвика. [23] Кроме того, через имплант был обеспечен некоторая сенсорная обратная связь путем пропускания небольших электрических токов в нерв. Это вызвало сокращение первой червеобразной мышцы руки, и это движение было воспринято. [23]

В июне 2014 года Джулиано Пинто, атлет с параличом нижних конечностей, выполнил церемониальный первый удар ногой на чемпионате мира по футболу 2014 года, используя экзоскелет с электроприводом с интерфейсом для мозга. [24] Экзоскелет был разработан в рамках проекта Walk Again в лаборатории Мигеля Николелиса, финансируемого правительством Бразилии. [24] Николелис говорит, что обратная связь от замененных конечностей (например, информация о давлении, испытываемом протезом стопы, касающимся земли) необходима для равновесия. [25]Он обнаружил, что до тех пор, пока люди могут видеть, как конечности, управляемые интерфейсом мозга, движутся одновременно с выдачей команды на это, при повторном использовании мозг будет ассимилировать конечность с внешним питанием и начнет ее воспринимать ( с точки зрения осведомленности о положении и обратной связи) как часть тела. [25]

Техники ампутации [ править ]

Группа биомехатроники Массачусетского технологического института разработала новую парадигму ампутации, которая позволяет биологическим мышцам и миоэлектрическим протезам взаимодействовать нейронно с высокой надежностью. Эта хирургическая парадигма, называемая мионевральным интерфейсом агонистов-антагонистов (AMI), предоставляет пользователю возможность ощущать и контролировать свою протезную конечность как продолжение собственного тела, вместо того, чтобы использовать протез, который просто напоминает придаток. В нормальных отношениях пары мышц-агонистов и антагонистов (например, двуглавой и трехглавой мышцы), когда мышца-агонист сокращается, мышца-антагонист растягивается, и наоборот, что дает человеку информацию о положении своей конечности, даже не глядя на нее. . Во время стандартной ампутации мышцы-агонисты-антагонисты (например, двуглавая и трехглавая мышца) изолированы друг от друга,предотвращение возможности иметь динамический механизм расширения контрактов, который генерирует сенсорную обратную связь. Следовательно, нынешние инвалиды не имеют возможности почувствовать физическую среду, с которой сталкивается их протез. Более того, при нынешней операции по ампутации, которая проводится уже более 200 лет, 1/3 пациентов подвергаются повторным операциям из-за боли в культях.

ОИМ состоит из двух мышц, которые изначально разделяли отношения агонистов и антагонистов. Во время операции по ампутации эти две мышцы механически соединяются вместе внутри ампутированной культи. [26] Одна пара мышц AMI может быть создана для каждой степени свободы сустава пациента, чтобы установить контроль и ощущения нескольких протезных суставов. При предварительном тестировании этого нового нейроинтерфейса пациенты с ОИМ продемонстрировали и сообщили о большем контроле над протезом. Кроме того, при ходьбе по лестнице наблюдалось более естественное рефлексивное поведение по сравнению с пациентами с традиционной ампутацией. [27] An AMI can also be constructed through the combination of two devascularized muscle grafts. These muscle grafts (or flaps) are spare muscle that is denervated (detached from original nerves) and removed from one part of the body to be re-innervated by severed nerves found in the limb to be amputated.[26] Through the use of regenerated muscle flaps, AMIs can be created for patients with muscle tissue that has experienced extreme atrophy or damage or for patients who are undergoing revision of an amputated limb for reasons such as neuroma pain, bone spurs, etc.

Obstacles[edit]

Mathematical modelling[edit]

Accurate characterization of the nonlinear input/output (I/O) parameters of the normally functioning tissue to be replaced is paramount to designing a prosthetic that mimics normal biologic synaptic signals.[28][29] Mathematical modeling of these signals is a complex task "because of the nonlinear dynamics inherent in the cellular/molecular mechanisms comprising neurons and their synaptic connections".[30][31][32] The output of nearly all brain neurons are dependent on which post-synaptic inputs are active and in what order the inputs are received. (spatial and temporal properties, respectively).[33]

Once the I/O parameters are modeled mathematically, integrated circuits are designed to mimic the normal biologic signals. For the prosthetic to perform like normal tissue, it must process the input signals, a process known as transformation, in the same way as normal tissue.

Size[edit]

Implantable devices must be very small to be implanted directly in the brain, roughly the size of a quarter. One of the example of microimplantable electrode array is the Utah array.[34]

Wireless controlling devices can be mounted outside of the skull and should be smaller than a pager.

Power consumption[edit]

Power consumption drives battery size. Optimization of the implanted circuits reduces power needs. Implanted devices currently need on-board power sources. Once the battery runs out, surgery is needed to replace the unit. Longer battery life correlates to fewer surgeries needed to replace batteries. One option that could be used to recharge implant batteries without surgery or wires is being used in powered toothbrushes.[35] These devices make use of inductive charging to recharge batteries. Another strategy is to convert electromagnetic energy into electrical energy, as in radio-frequency identification tags.

Biocompatibility[edit]

Cognitive prostheses are implanted directly in the brain, so biocompatibility is a very important obstacle to overcome. Materials used in the housing of the device, the electrode material (such as iridium oxide[36]), and electrode insulation must be chosen for long term implantation. Subject to Standards: ISO 14708-3 2008-11-15, Implants for Surgery - Active implantable medical devices Part 3: Implantable neurostimulators.

Crossing the blood–brain barrier can introduce pathogens or other materials that may cause an immune response. The brain has its own immune system that acts differently from the immune system of the rest of the body.

Questions to answer: How does this affect material choice? Does the brain have unique phages that act differently and may affect materials thought to be biocompatible in other areas of the body?

Data transmission[edit]

Wireless Transmission is being developed to allow continuous recording of neuronal signals of individuals in their daily life. This allows physicians and clinicians to capture more data, ensuring that short term events like epileptic seizures can be recorded, allowing better treatment and characterization of neural disease.

A small, light weight device has been developed that allows constant recording of primate brain neurons at Stanford University.[37] This technology also enables neuroscientists to study the brain outside of the controlled environment of a lab.

Methods of data transmission between neural prosthetics and external systems must be robust and secure. Wireless neural implants can have the same cybersecurity vulnerabilities as any other IT system, giving rise to the term neurosecurity. A neurosecurity breach can be considered a violation of medical privacy.

Correct implantation[edit]

Implantation of the device presents many problems. First, the correct presynaptic inputs must be wired to the correct postsynaptic inputs on the device. Secondly, the outputs from the device must be targeted correctly on the desired tissue. Thirdly, the brain must learn how to use the implant. Various studies in brain plasticity suggest that this may be possible through exercises designed with proper motivation.

Technologies involved[edit]

Local field potentials[edit]

Local field potentials (LFPs) are electrophysiological signals that are related to the sum of all dendritic synaptic activity within a volume of tissue. Recent studies suggest goals and expected value are high-level cognitive functions that can be used for neural cognitive prostheses.[38]Also, Rice University scientists have discovered a new method to tune the light-induced vibrations of nanoparticles through slight alterations to the surface to which the particles are attached. According to the university, the discovery could lead to new applications of photonics from molecular sensing to wireless communications. They used ultrafast laser pulses to induce the atoms in gold nanodisks to vibrate.[39]

Automated movable electrical probes[edit]

One hurdle to overcome is the long term implantation of electrodes. If the electrodes are moved by physical shock or the brain moves in relation to electrode position, the electrodes could be recording different nerves. Adjustment to electrodes is necessary to maintain an optimal signal. Individually adjusting multi electrode arrays is a very tedious and time consuming process. Development of automatically adjusting electrodes would mitigate this problem. Anderson's group is currently collaborating with Yu-Chong Tai's lab and the Burdick lab (all at Caltech) to make such a system that uses electrolysis-based actuators to independently adjust electrodes in a chronically implanted array of electrodes.[40]

Imaged guided surgical techniques[edit]

Image-guided surgery is used to precisely position brain implants.[38]

See also[edit]

  • Biomedical engineering
  • Brain–computer interface
  • Brain-reading
  • Cyborg
  • Neural engineering
  • Neurosecurity
  • Prosthetics
  • Simulated reality
  • Prosthetic Neuronal Memory Silicon Chips

References[edit]

  1. ^ Krucoff, Max O.; Rahimpour, Shervin; Slutzky, Marc W.; Edgerton, V. Reggie; Turner, Dennis A. (2016-01-01). "Enhancing Nervous System Recovery through Neurobiologics, Neural Interface Training, and Neurorehabilitation". Frontiers in Neuroscience. 10: 584. doi:10.3389/fnins.2016.00584. PMC 5186786. PMID 28082858.
  2. ^ Daniel Garrison (2007). "Minimizing Thermal Effects of In Vivo Body Sensors". 4th International Workshop on Wearable and Implantable Body Sensor Networks (BSN 2007). IFMBE Proceedings. 13. pp. 284–289. doi:10.1007/978-3-540-70994-7_47. ISBN 978-3-540-70993-0.
  3. ^ "Cochlear Implants". 2015-08-18.
  4. ^ Handa G (2006) "Neural Prosthesis – Past, Present and Future" Indian Journal of Physical Medicine & Rehabilitation 17(1)
  5. ^ A. Y. Chow, V. Y. Chow, K. Packo, J. Pollack, G. Peyman, and R. Schuchard, "The artificial silicon retina microchip for the treatment of vision loss from retinitis pigmentosa," Arch.Ophthalmol., vol. 122, p. 460, 2004
  6. ^ M. J. McMahon, A. Caspi, J. D.Dorn, K. H. McClure, M. Humayun, and R. Greenberg, "Spatial vision in blind subjects implanted with the second sight retinal prosthesis," presented at the ARVO Annu. Meeting, Ft. Lauderdale, FL, 2007.
  7. ^ G. S. Brindley and W. S. Lewin, "The sensations produced by electrical stimulation of the visual cortex," J. Physiol., vol. 196, p. 479, 1968
  8. ^ a b Weiland JD, Humayun MS. 2008. Visual prosthesis. Proceedings of the IEEE 96:1076-84
  9. ^ J. K. Niparko and B. W. Wilson, "History of cochlear implants," in Cochlear Implants:Principles and Practices. Philadelphia, PA: Lippincott Williams & Wilkins, 2000, pp. 103–108
  10. ^ W. F. House, Cochlear implants: My perspective
  11. ^ Fayad JN, Otto SR, Shannon RV, Brackmann DE. 2008. Cochlear and brainstern auditory prostheses "neural interface for hearing restoration: Cochlear and brain stem implants". Proceedings of the IEEE 96:1085-95
  12. ^ Kral A, O'Donoghue GM. Profound Deafness in Childhood. New England J Medicine 2010: 363; 1438-50
  13. ^ V. Ilberg C., Kiefer J., Tillein J., Pfennigdorff T., Hartmann R., Stürzebecher E., Klinke R. (1999). Electric-acoustic stimulation of the auditory system. ORL 61:334-340.
  14. ^ B. J. Gantz, C. Turner, and K. E. Gfeller, "Acoustic plus electric speech processing: Preliminary results of a multicenter clinical trial of the Iowa/Nucleus hybrid implant," Audiol. Neurotol., vol. 11 (suppl.), pp. 63–68, 2006, Vol 1
  15. ^ R. B. North, M. E. Ewend, M. A. Lawton, and S. Piantadosi, "Spinal cord stimulation for chronic, intractable pain: Superiority of 'multi-channel' devices," Pain, vol. 4, no. 2, pp. 119–130, 1991
  16. ^ D. Fishlock, "Doctor volts [electrotherapy]," Inst. Elect. Eng. Rev., vol. 47, pp. 23–28, May 2001
  17. ^ P. Melzack and P. D. Wall, "Pain mechanisms: A new theory," Science, vol. 150, no. 3699, pp. 971–978, Nov. 1965
  18. ^ North RB. 2008. Neural interface devices: Spinal cord stimulation technology. Proceedings of the IEEE 96:1108–19
  19. ^ Brindley GS, Polkey CE, Rushton DN (1982): Sacral anterior root stimulator for bladder control in paraplegia. Paraplegia 20: 365-381.
  20. ^ Schmidt RA, Jonas A, Oleson KA, Janknegt RA, Hassouna MM, Siegel SW, van Kerrebroeck PE. Sacral nerve stimulation for treatment of refractory urinary urge incontinence. Sacral nerve study group. J Urol 1999 Aug;16(2):352-357.
  21. ^ Gary Goettling. "Harnessing the Power of Thought". Archived from the original on April 14, 2006. Retrieved April 22, 2006.
  22. ^ David Brown (September 14, 2006). "Washington Post". Retrieved September 14, 2006.
  23. ^ a b Warwick, K, Gasson, M, Hutt, B, Goodhew, I, Kyberd, P, Andrews, B, Teddy, P and Shad, A:"The Application of Implant Technology for Cybernetic Systems", Archives of Neurology, 60(10), pp1369-1373, 2003
  24. ^ a b 'We Did It!' Brain-Controlled 'Iron Man' Suit Kicks Off World Cup
  25. ^ a b Brain-To-Brain Communication (audio interview with Dr. Miguel Nicolelis)
  26. ^ a b "On prosthetic control: A regenerative agonist-antagonist myoneural interface",' 'Science Robotics' ', 31 May 2017
  27. ^ "Proprioception from a neurally controlled lower-extremity prosthesis",' ' Science Translational Medicine' ', 30 May 2018
  28. ^ Bertaccini, D., & Fanelli, S. (2009). Computational and conditioning issues of a discrete model for cochlear sensorineural hypoacusia. [Article]. Applied Numerical Mathematics, 59(8), 1989-2001.
  29. ^ Marmarelis, V. Z. (1993). IDENTIFICATION OF NONLINEAR BIOLOGICAL-SYSTEMS USING LAGUERRE EXPANSIONS OF KERNELS. [Article]. Annals of Biomedical Engineering, 21(6), 573-589.
  30. ^ T.W. Berger, T.P. Harty, X. Xie, G. Barrionuevo, and R.J. Sclabassi, "Modeling of neuronal networks through experimental decomposition," in Proc. IEEE 34th Mid Symp. Cir. Sys., Monterey, CA, 1991, vol. 1, pp. 91–97.
  31. ^ T.W. Berger, G. Chauvet, and R.J. Sclabassi, "A biologically based model of functional properties of the hippocampus," Neural Netw., vol. 7, no. 6–7, pp. 1031–1064, 1994.
  32. ^ S.S. Dalal, V.Z. Marmarelis, and T.W. Berger, "A nonlinear positive feedback model of glutamatergic synaptic transmission in dentate gyrus," in Proc. 4th Joint Symp. Neural Computation, California, 1997, vol. 7, pp. 68–75.
  33. ^ Berger, T. W., Ahuja, A., Courellis, S. H., Deadwyler, S. A., Erinjippurath, G., Gerhardt, G. A., et al. (2005). Restoring lost cognitive function. IEEE Engineering in Medicine and Biology Magazine, 24(5), 30-44.
  34. ^ R. Bhandari, S. Negi, F. Solzbacher (2010). "Wafer Scale Fabrication of Penetrating Neural Electrode Arrays". Biomedical Microdevices. 12 (5): 797–807. doi:10.1007/s10544-010-9434-1. PMID 20480240.CS1 maint: uses authors parameter (link)
  35. ^ Kweku, Otchere (2017). "Wireless Mobile Charger using Inductive Coupling". International Journal of Engineering and Advanced Technology. 7 (1): 84–99.
  36. ^ S Negi, R. Bhandari, L Rieth, R V Wagenen, and F Solzbacher, “Neural Electrode Degradation from Continuous Electrical Stimulation: Comparison of Sputtered and Activated Iridium Oxide”, Journal of Neuroscience Methods, vol. 186, pp. 8-17, 2010.
  37. ^ HermesC: Low-Power Wireless Neural Recording System for Freely Moving Primates Chestek, C.A.; Gilja, V.; Nuyujukian, P.; Kier, R.J.; Solzbacher, F.; Ryu, S.I.; Harrison, R.R.; Shenoy, K.V.; Neural Systems and Rehabilitation Engineering, IEEE Transactions on Volume 17, Issue 4, Aug. 2009 Page(s):330 - 338.
  38. ^ a b Andersen, R. A., Burdick, J. W., Musallam, S., Pesaran, B., & Cham, J. G. (2004). Cognitive neural prosthetics. Trends in Cognitive Sciences, 8(11), 486-493.
  39. ^ The Engineer.London United Kingdom.Centaur Communications Ltd. 2015, May 8

Further reading[edit]

  • Santhanam G, Ryu SI, Yu BM, Afshar A, Shenoy KV. 2006. A high-performance brain-computer interface. Nature 442:195–8
  • Patil PG, Turner DA. 2008. The development of brain-machine interface neuroprosthetic devices. Neurotherapeutics 5:137–46
  • Liu WT, Humayun MS, Liker MA. 2008. Implantable biomimetic microelectronics systems. Proceedings of the IEEE 96:1073–4
  • Harrison RR. 2008. The design of integrated circuits to observe brain activity. Proceedings of the IEEE 96:1203–16
  • Abbott A. 2006. Neuroprosthetics: In search of the sixth sense. Nature 442:125–7
  • Velliste M, Perel S, Spalding MC, Whitford AS, Schwartz AB (2008) "Cortical control of a prosthetic arm for self-feeding."Nature. 19;453(7198):1098–101.
  • Schwartz AB, Cui XT, Weber DJ, Moran DW "Brain-controlled interfaces: movement restoration with neural prosthetics." (2006) Neuron 5;52(1):205–20
  • Santucci DM, Kralik JD, Lebedev MA, Nicolelis MA (2005) "Frontal and parietal cortical ensembles predict single-trial muscle activity during reaching movements in primates."Eur J Neurosci. 22(6): 1529–1540.
  • Lebedev MA, Carmena JM, O'Doherty JE, Zacksenhouse M, Henriquez CS, Principe JC, Nicolelis MA (2005) "Cortical ensemble adaptation to represent velocity of an artificial actuator controlled by a brain-machine interface."J Neurosci. 25: 4681–4893.
  • Nicolelis MA (2003) "Brain-machine interfaces to restore motor function and probe neural circuits." Nat Rev Neurosci. 4: 417–422.
  • Wessberg J, Stambaugh CR, Kralik JD, Beck PD, Laubach M, Chapin JK, Kim J, Biggs SJ, Srinivasan MA, Nicolelis MA. (2000) "Real-time prediction of hand trajectory by ensembles of cortical neurons in primates."Nature 16: 361–365.

External links[edit]

  • The open-source Electroencephalography project and Programmable chip version, Sourceforge open source EEG projects
  • Dr. Theodore W. Berger's website (WayBack machine snapshot from 2017)
  • Neuroprosthetic.org (Neuroscience, Artificial Intelligence, Prosthetics, Deep learning and Robotics)
  • CIMIT - Center For Integration Of Medicine And Innovative Technology - Advances & Research in Neuroprosthetics