Aktivierung wirksamer funktioneller Handbewegungen bei Personen mit vollständiger Tetraplegie durch Nervenstimulation

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 16189 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Personen mit einer vollständigen Verletzung der Halswirbelsäule leiden unter einer dauerhaften Lähmung der oberen Gliedmaßen, die sie daran hindert, die meisten Aktivitäten des täglichen Lebens auszuführen. Wir haben eine neuroprothetische Lösung zur Wiederherstellung der Handmotorik entwickelt. Die elektrische Stimulation des N. radialis und des N. medianus mittels zweier epineuraler Elektroden ermöglichte funktionelle Bewegungen gelähmter Hände. Wir haben bei zwei Teilnehmern mit vollständiger Tetraplegie gezeigt, dass die selektive Stimulation von Nervenfaszikeln mittels optimierter Stromverteilung über die aktiven Kontakte der Multikontakt-Epineuralelektroden funktionelle und kraftvolle Greifbewegungen hervorrief, die über die 28 Tage der Implantation stabil blieben. Wir haben auch gezeigt, dass die Teilnehmer die Aktivierung von Bewegungen ihrer gelähmten Gliedmaßen mithilfe einer intuitiven Schnittstelle auslösen konnten, die durch freiwillige Aktionen gesteuert wurde, und dass sie in der Lage waren, nützliche funktionelle Bewegungen wie das Halten einer Dose und das Trinken durch einen Strohhalm auszuführen.

Die Inzidenz von Rückenmarksverletzungen (SCIs) in Westeuropa und den Vereinigten Staaten wird auf 16 bzw. 40 Fälle pro Million geschätzt1. SCIs können verheerende Auswirkungen auf die Gesundheit, Autonomie und Lebensqualität von Patienten haben. Technische Hilfsmittel (z. B. motorisierte Rollstühle, Orthesen, medizinische elektrische Betten, Transferbretter, Heimautomatisierung usw.) können Menschen mit Tetraplegie eine gewisse Unabhängigkeit zurückgeben, aber die Wiederherstellung der Funktionen der oberen Gliedmaßen ist nach wie vor die von Patienten angegebene Priorität für die funktionelle Wiederherstellung2,3. 4,5,6. Tatsächlich werden die meisten Aktivitäten des täglichen Lebens über Handbewegungen ausgeführt, und daher würde die Wiederherstellung aktiver motorischer Fähigkeiten in Unterarm, Hand und Handgelenk eine größere Autonomie und damit eine höhere Lebensqualität ermöglichen. Da es keine Lösungen zur Rückenmarksreparatur gibt, sind heute nur Teilantworten verfügbar. Wir haben daher eine bahnbrechende Innovation vorgeschlagen, die auf selektiver Nervenstimulation basiert und bislang die erste ist, die synergetische Handbewegungen mit nur einer Elektrode am Nervus medianus und einer Elektrode am Nervus radialis induziert. Tatsächlich bieten andere Ansätze entweder teilweise oder viel umständlichere Lösungen. Funktionelle Chirurgie wird häufig eingesetzt7,8 und in jüngerer Zeit wurden Nerventransfers versucht, um gelähmte Muskeln wieder zu innervieren und die willkürliche Kontrolle über die Hand zurückzugewinnen9,10. Allerdings erfordern beide Methoden eine ausreichende Anzahl an Muskeln bzw. Nerven, die noch unter willkürlicher Kontrolle stehen. Die übertragenen Muskeln und die verbleibenden Agonistenmuskeln müssen außerdem stark genug sein, um eine effektive Erholung zu gewährleisten11,12. Ein Teil der tetraplegischen Bevölkerung kommt daher für eine konventionelle funktionelle Operation nicht in Frage. Die Alternative ist der Einsatz technischer Hilfsmittel auf Basis der funktionellen Elektrostimulation (FES) oder Orthesen13.

FES allein, implantiert oder extern, kann effizient eingesetzt werden, vorausgesetzt, dass die gelähmten Muskeln unterhalb der Läsion noch durch intakte Motoneuronen innerviert werden14. Eine der ersten Anwendungen von FES zur Wiederherstellung der Handbewegung wurde 1954 von Catton und Backhouse beschrieben. Anschließend wurde FES bereits 1963 zur Wiederherstellung der Greifbewegungen bei Patienten mit hoher Tetraplegie eingesetzt15,16,17. Diese Geräte verwendeten intramuskuläre oder epimysiale Elektroden und erforderten eine Elektrode für jeden an der Zielbewegung beteiligten Muskel. Nichtinvasive Oberflächen-FES können auch Handbewegungen ermöglichen, allerdings mit eingeschränktem Zugang zu den tiefen Muskeln oder den Muskeln, die dem Daumen gewidmet sind (z. B. Abductor policis brevis). Oberflächenelektroden müssen von Tag zu Tag genau platziert werden, um zuverlässige funktionelle Bewegungen ohne Neukalibrierung zu erreichen. Schließlich unterliegt die Platzierung der Oberflächenelektrode den relativen Bewegungen der Haut. Um diese Probleme teilweise zu lösen, wurde vorgeschlagen, die Elektroden am Kleidungsstück zu befestigen14. Die meisten externen FES-Geräte konnten jedoch aufgrund der Starrheit des Kleidungsstücks, mangelnder Personalisierung oder der Beschränkung auf Gruppen, die entweder unvollständig waren oder über eine Handgelenksteuerung verfügten, nicht in großem Maßstab eingesetzt werden18. Daher werden diese Geräte eher zur Rehabilitation und Stärkung14 ohne neue Geräte verwendet, wie in einer aktuellen Übersicht19 berichtet. Oberflächenelektroden-Arrays20,21 können einen flexibleren und größeren Satz funktioneller Bewegungen ermöglichen, sind jedoch in ihrer aktuellen Form eindeutig auf den Laborgebrauch beschränkt, da eine tägliche Kalibrierung unter der Aufsicht eines erfahrenen Physiotherapeuten erforderlich ist. Ajiboye et al.22 stellten ebenfalls ein umfangreiches Bewegungsset zur Verfügung, jedoch über einen äußerst invasiven perkutanen Elektrodensatz (Nr. 36), der kaum in eine breite klinische Praxis umgesetzt werden konnte. Sowohl externe als auch perkutane Geräte sind in Bezug auf Akzeptanz, Sicherheit und Effizienz sehr begrenzt und werden daher von Patienten nicht im Alltagskontext verwendet, obwohl ein reichhaltiges Bewegungsrepertoire erreicht werden kann. Das einzige weit verbreitete und erfolgreiche Gerät, das vorgeschlagen wurde, war FreeHand®: Mehr als 250 Patienten23 konnten es erfolgreich implantieren, mit deutlichen Vorteilen, was das Interesse einer solchen technologischen Lösung zur Wiederherstellung von Handbewegungen beweist24. Bis zu 12 Muskelelektroden wurden implantiert, um verschiedene Handaufgaben zu aktivieren. In einer Forschungsversion wurde versucht, mehrere Muskelelektroden durch eine einzige neuronale Elektrode mit 4 Kontakten zu ersetzen25. Bei einem intraoperativen Akuttest im Rahmen einer geplanten Operation blieben die Ergebnisse zur Selektivität aufgrund des gewählten Ansatzes, der auf einer monopolaren Abtastung der verschiedenen Elektrodenkontakte basierte, begrenzt. Das gleiche Team versuchte bei zwei Patienten, epineurale Elektroden zu verwenden, um eine größere Anzahl von Bewegungen in der gesamten oberen Extremität zu aktivieren. Tatsächlich wurden den intramuskulären Elektroden 6 epineurale Elektroden hinzugefügt (14 bei Patient 1 und 15 bei Patient 2), was zu einem sehr umständlichen Aufbau mit 2 implantierten Impulsgeneratoren führte26. Sie testeten jedoch weiter ein vereinfachtes Steuerungsstromparadigma mit der epineuralen Elektrode und zeigten Stabilität und erhöhte Selektivität im Vergleich zur intramuskulären Stimulation27.

Ein weiterer Schritt wäre die Aktivierung von Muskelgruppen über eine begrenzte Anzahl epineuraler Elektroden. Die selektive Multikontakt-Neuralstimulation hat den Vorteil, dass sie über eine begrenzte Anzahl von Elektroden eine große Anzahl von Muskeln aktiviert und dabei viel weniger Energie erfordert als epimysielle oder intramuskuläre Stimulation und bei weitem im Vergleich zur Oberflächenstimulation.

Versuche am Menschen haben bereits die Machbarkeit dieses Ansatzes zur Wiederherstellung von Handbewegungen gezeigt25,28, da er jedoch eine multisite neuromuskuläre Stimulation kombiniert, ist die Einrichtung sehr komplex und daher nicht vorteilhafter als das ursprüngliche FreeHand-System. Die begrenzte Wirksamkeit der Nervenstimulation ist sowohl auf die begrenzte Selektivität der verwendeten Elektrode als auch auf die Einfachheit des Stimulationsparadigmas zurückzuführen: vier Kontakte mit einem globalen Bezug von der Elektrode entfernt, wobei während der Stimulation nur einer der vier Kontakte verwendet wird. Komplexere Mehrfachkontaktelektroden wurden erfolgreich in der oberen Extremität des Menschen eingesetzt, nämlich die Elektroden FINE29,30 und TIME31,32. Erst kürzlich wurden feine Handbewegungen bei Primaten mit TIME-Elektroden erzielt, was zu einer vielversprechenden Alternative führte, die beim Menschen noch erprobt werden muss33. Die Stimulationsparadigmen blieben jedoch auf eine bipolare Stimulation beschränkt, bei der ein einzelner aktiver Kontakt auf eine globale Erde angewendet wurde.

In früheren theoretischen und präklinischen Studien34 haben wir gezeigt, dass optimierte komplexe Stromverteilungen über epineurale Elektrodenpole mit mehreren Kontakten zu einer höheren Selektivität innerhalb der Zielnerven führen. Daher haben wir diesen Ansatz in Versuchen erfolgreich auf den menschlichen Unterarm angewendet35, in denen wir intraoperative Sitzungen durch Stimulation des N. medianus oder des N. radialis bei acht Probanden mit Tetraplegie während geplanter Operationen durchführten. Wir haben gezeigt, dass es bei den meisten Probanden möglich ist, isolierte Muskelkontraktionen für Beuger oder Strecker (Finger, Handgelenk, Daumen) zu erzielen. Wir erhielten auch zusammengesetzte Bewegungen, die zur Herstellung von Schlüsselgriffen, Haken- und Palmargriffen verwendet werden konnten. Allerdings befanden sich die Patienten unter Vollnarkose und bei jeder Operation wurde nur ein Nerv untersucht. Darüber hinaus wurde das Scannen der Intensitäten auf vordefinierte Werte mit einer groben Schrittweite beschränkt, um die benötigte Zeit zu begrenzen. Dies verhinderte eine genaue Erkundung der Stimulationsparameter.

Die vorliegende Arbeit geht durch eine klinische Kurzzeitstudie noch einen Schritt weiter: An zwei Teilnehmern mit vollständiger Tetraplegie zeigen wir zum ersten Mal, dass die Teilnehmer mit nur zwei epineuralen Multikontakt-Elektrodenmanschetten in Verbindung mit einer intuitiven Benutzeroberfläche eine autonome Aktivierung durchführen konnten ein funktionelles Greifen. Diese vorläufigen Ergebnisse sind umso ermutigender, als die Leistung innerhalb von etwa drei Wochen erreicht wurde.

Beide Teilnehmer hatten eine vollständige C4-AIS-A-Tetraplegie. Zwei selbstjustierende Multikontakt-Epineuralelektroden (CorTeC GmbH, Freiburg, Deutschland) wurden während einer Operation unter Vollnarkose um die Zielnerven oberhalb des Ellenbogens gewickelt. Die Elektroden bestanden aus zwei äußeren Ringen und einem zentralen Ring, der aus gleichmäßig beabstandeten Kontakten bestand (siehe Abschnitt „Materialien“). Je nach Elektrodendurchmesser stehen bis zu 6 (Nervus radialis) bzw. 9 (mittlerer Durchmesser) Zentralkontakte zur Verfügung. Die Durchmesser der Elektroden passen sich selbst an, so dass je nach tatsächlichem Durchmesser des Nervs die Wicklung mehr oder weniger groß ist. Aufgrund des Durchmessers der Nerven wurde die Anzahl der nützlichen Kontakte schließlich für beide Patienten auf 8 für den Nervus medianus und 6 für den Nervus radialis begrenzt. Dieses originelle und maßgeschneiderte Design der Elektrode basiert auf unseren früheren präklinischen und Simulationsstudien34,36.

Jeder Teilnehmer absolvierte 28 Tage lang drei Versuchssitzungen pro Woche. Die erste Sitzung war der Elektrodenkonfiguration und der Abstimmung der Stimulationsparameter gewidmet, die zweite Sitzung war der Anpassung der Benutzeroberfläche gewidmet und die letzte Sitzung konzentrierte sich auf Funktionstests des optimierten Setups. Die zum Greifen gesuchten Bewegungen waren der Schlüsselgriff, der Palmargriff mit dem Daumen und das Öffnen der Hand. Was die verwendeten selektiven Konfigurationen betrifft, haben wir drei verschiedene Stromverteilungen getestet: (1) Tripolar Longitudinal (TLR)-Konfiguration, bestehend aus einem zentralen Kontakt als Kathode und den beiden Ringen als Anoden, (2) Steering Current (STR), für die eine dritte Anode vorhanden war wird auf der gegenüberliegenden Seite der ausgewählten Kathode verwendet, (3) Transverse Tripolar (TTR), bei dem dem TLR auf jeder Seite der ausgewählten Kathode zwei Anoden hinzugefügt wurden. Frühere Studien35,36 haben gezeigt, dass der Fokusbereich der Aktivierung unter der Kathode bei TLR am größten und bei TTR am kleinsten ist. STR bietet einen mittleren Fokus. Das ergänzende Material „Elektrodenkonfigurationen“ enthält die detaillierte Vorgehensweise.

Die Selektivitätssuche besteht darin, die Reaktionen der Muskeln auf die erhaltenen Bewegungen zu untersuchen und dabei den kathodischen Kontakt und die Konfiguration zu ändern. Abgerundet wird diese Suche durch eine Beurteilung mittels Oberflächen-EMG. Tatsächlich werden Rekrutierungskurven erhalten, die die Intensität unter isometrischen Bedingungen variieren; Die resultierenden M-Wellen ermöglichen es uns, diese Reaktionen objektiv zu quantifizieren. Der Nervus medianus innerviert vorwiegend die Beugemuskeln des Unterarms und der Hand. Oberflächen-EMG-Elektroden wurden angebracht an: dem Flexor carpi radialis (FCR), der für die Beugung des Handgelenks verantwortlich ist, dem Pronator teres (PT), der für die Pronation des Unterarms und des Handgelenks verantwortlich ist, und dem Flexor digitorum superficialis (FDS), der für den Finger (außer Daumen) verantwortlich ist ) Flexion, der Flexor pollicis longus (FPL), der für die Daumenbeugung verantwortlich ist, und der Abductor pollicis brevis (APB), der für die Daumenabduktion verantwortlich ist. Der Radialnerv sorgt für die motorische Innervation der Arm- und Unterarmmuskulatur, bei der es sich überwiegend um Streckmuskeln handelt. Oberflächen-EMG-Elektroden wurden angebracht an: dem Extensor carpi radialis (ECR), der für die Streckung des Handgelenks verantwortlich ist, dem Extensor pollicis longus (EPL), der für die Streckung des Daumens verantwortlich ist, und dem Extensor digitorum communis (EDC), der für die Streckung der Finger verantwortlich ist.

Angesichts der großen Auswahl an Möglichkeiten – für den Nervus medianus würden 8 Kontakte für 3 Konfigurationen zu 24 Sitzungen führen und dabei die Intensität, die Pulsbreite und schließlich die Frequenz variieren – war es notwendig, die Konfigurationen zu sortieren, um die passendere auszuwählen für jede gewünschte Bewegung. Es gab zwei Optionen: (i) Verwendung geringer Stromstärken zur Aktivierung isolierter Muskelkontraktionen, jedoch mit begrenzter Stärke, und Kombination dieser einzelnen Aktivierungen, (ii) Auswahl der Konfigurationen, die synergistische Muskelaktivierungen induzieren und globale funktionelle Bewegungen erzeugen. Obwohl der erste Ansatz zuerst in Betracht gezogen wurde, war der zweite Ansatz der einzig mögliche Weg, optimale Konfigurationen zu erreichen. Bei den Greifbewegungen haben wir versucht, FDS/FPL/APB-Kontraktionen zu bevorzugen, um eine Beugung/Pronation des Handgelenks zu vermeiden. Daher wurde eine relevante Untergruppe von Kontakten mithilfe von TLR-Konfigurationsuntersuchungen nur mit einer festen Impulsbreite (150 µs) und einer festen Frequenz ausgewählt ( 24 Hz). Diese Suche wurde in der ersten und zweiten Woche an drei Tagen einmal täglich durchgeführt. Die Verfeinerung wurde dann mit STR und dann mit TTR mit dieser Untergruppe untersucht, um stärkere Kontraktionen der drei Zielmuskeln zu erzielen und gleichzeitig die Kontraktionen von PT zu begrenzen (Ergänzungsmaterial, Abschnitt „Konfiguration der Elektrode“). Der gleiche Ansatz wurde für den Radialnerv verwendet. Anschließend wurden die verwendeten Konfigurationen festgelegt und bei Bedarf lediglich die Intensität angepasst.

Diese semiempirische Suche, basierend auf den tatsächlichen Ergebnissen der Stimulation, schloss die Auswahl der Konfigurationen und des damit verbundenen Stroms ab, die den besten funktionellen Tastengriff oder Palmargriff mit der höchsten Kraft und der geringsten Beugung/Pronation des Handgelenks hervorriefen, was dann bewertet wurde . Für jeden Patienten wurden folgende Konfigurationen ausgewählt, die die gewünschte funktionelle Bewegung erzeugten:

Teilnehmer P1 für den Nervus medianus TLR1 induzierte einen Palmargriff ohne PT und einen schwachen FCR. TLR7 induzierte einen Schlüsselgriff ohne FCR und einen schwachen PT. Für den Radialnerv induzierte TLR2 die Kontraktion aller Muskeln für eine vollständige Öffnung der Hand mit Handgelenksstreckung.

Teilnehmer P2 für den N. medianus TLR1 induzierter Palmargriff, STR5 induzierter Schlüsselgriff. Beim Radialnerv führte STR2 zu einer vollständigen Öffnung der Hand mit Handgelenksstreckung.

Basierend auf den detaillierten normalisierten Rekrutierungskurven, die wir in der letzten Woche der Nachuntersuchung der Teilnehmer erhalten haben, haben wir den Index of Recruitment Order (IRO, siehe Abschnitt „Methoden“) berechnet, der die Rekrutierungsreihenfolge zwischen den überwachten Muskeln in Kombination mit der Amplitude der erforderlichen Intensität darstellt um jeweils einen bestimmten Schwellenwert zu erreichen (0,1 und 0,7)34,37. Dieser Index bezieht sich auf die Elektrodenkonfiguration und den angestrebten Schwellenwert, was zu 12 Ziffern pro Patient führt (Abb. 1). Für jede Konfiguration (TLR, STR, TTR) variiert der IRO von 0 (Schwelle nicht erreicht) bis 1 (Schwelle erreicht mit der niedrigsten Stromstärke). Es wurde für die Reaktionen des N. medianus und des N. radialis berechnet.

IRO der Muskeln für die 3 Konfigurationen (TLR, STR, TTR) und für 2 Rekrutierungsniveaus (0,1 und 0,7). Von oben nach unten: N. medianus P1, P2 – N. radialis P1, P2 – Imin-Werte. Jeder Scheitelpunkt eines farbigen Polygons entspricht den IRO-Werten für die ausgewählte Kathode des betrachteten Muskels. Je kleiner die Polygonfläche ist, desto höher ist der Strom, der benötigt wird, um einen Rekrutierungslevel von 0,1 bzw. 1 zu erreichen. 0,7 ist. Ein Scheitelpunkt am Rand des Kreises bedeutet, dass Imin, die minimale Stromamplitude für diese Konfiguration, erforderlich ist, um das gegebene Rekrutierungsniveau zu erreichen, während ein Scheitelpunkt, der an die Mitte gebunden ist, bedeutet, dass das Rekrutierungsniveau nicht erreicht werden kann. Dazwischen ist entlang eines Radius die Abfolge der Aktivierung mit zunehmender Intensität für ein bestimmtes Rekrutierungsniveau vom Rand bis zur Mitte zu erkennen.

Das IRO-Diagramm gibt für eine betrachtete Elektrodenkonfiguration Auskunft über die Selektivität und die synergetische Abfolge der Aktivierung der verschiedenen Muskeln. Der Rekrutierungsgrad von 0,1 zielt auf eine schwache Kontraktion ab, während der Rekrutierungsgrad von 0,7 auf eine starke funktionelle Kontraktion abzielt37. Die Ergebnisse zeigen folgende Aussagen:

TLR => STR => TTR-Unterschiede: Diagramme bestätigen, dass die Selektivität von TLR zu TTR zunimmt (weniger Überlappung der Polygone). Darüber hinaus sind, wie in Simulationen gezeigt, die Intensitäten (Imin) bei TTR höher (ergänzende Abbildung 4, Abbildung 1). Innerhalb einer ausgewählten Kathode erhöht sich die Intensitätssteigerung zur Aktivierung eines zusätzlichen Muskels, was bedeutet, dass TTR (bzw. TLR) die höchste (bzw. niedrigste) Unterscheidung zwischen Muskelaktivierungen ergibt (ergänzende Abbildung 7). Dies ist auf eine geringere Ausdehnung des aktivierten Nervenbereichs in tieferen Regionen zurückzuführen, wenn die Intensität zunimmt und selektivere Konfigurationen verwendet werden36.

Erster aktivierter Muskel: Eine selektive Stimulation einer Untergruppe von Muskeln ist bei gleichmäßiger Verteilung über die Kontakte möglich. Beispielsweise wird bei einem Rekrutierungs- und TLR-Level von 0,7 ein bestimmter Muskel überwiegend durch eine Reihe benachbarter Kontakte aktiviert:

Für den Nervus medianus, für P1, FDS (Kontakte 1–2) PT (Kontakt 4), APB (Kontakte 5–6) FPL (Kontakte 7–8)

Für den N. radialis für P1 EPL (Kontakt 3), ECR-Kontakte (5–6)

Für den Nervus medianus für P2 FDS (Kontakte 7–8-1), APB (Kontakte 3–4-5)

Für den Radialnerv für P2 EDC (Kontakte 5) EPL (Kontakte 6)

Für den Median ermöglicht es die Auswahl unterschiedlicher Flexionssequenzen und damit Greifarten bei gleichzeitiger Begrenzung unerwünschter Bewegungen wie Handgelenksflexion und Pronation. Für den Radialnerv sind die Ergebnisse weniger selektiv, obwohl es interessant ist, dass für P1 eine reine Streckung des Handgelenks mithilfe von Kontakt 5 oder 6 erreicht werden konnte. Die Aktivierungssequenzen nachfolgender Muskeln unterscheiden sich jedoch und ermöglichen unterschiedliche Arten von Öffnung ohne die Notwendigkeit einer präzisen Aktivierung einzelner Muskeln. Die Aktivierungssequenzen sind in Abb. 1 für einen gegebenen Kontakt in einer gegebenen Konfiguration von der Peripherie (dem ersten aktivierten Muskel) bis zur Mitte (dem letzten aktivierten Muskel) zu sehen. Im Vergleich zu den empirisch gewonnenen Ergebnissen für den Nervus medianus können wir detaillierte Sequenzen erhalten:

Teilnehmer P1: TLR1 (Rekrutierungsauftrag FDS > FPL > APB > FCR > PT bei 0,1 FDS > FPL bei 0,7). TLR7 (Rekrutierungsreihenfolge FPL > FDS > PT > APB > FCR bei 0,1 FPL > APB bei 0,7), was die schwache PT-Kontraktion in beiden Fällen und bei niedrigen und hohen Rekrutierungsniveaus weiter bestätigt.

Teilnehmer P2: TLR1 (Einstellungsauftrag FDS > FCR > FPL > APB bei 0,1 FDS bei 0,7), STR5 (Einstellungsauftrag FCR > APB > FDS > FPL bei 0,1 APB > FCR > FPL bei 0,7).

Dadurch ermöglicht die Kathodenauswahl die Auswahl der Reihenfolge der Sequenz aktivierter Muskeln, die mit der Nähe zwischen der ausgewählten Kathode und dem entsprechenden Faszikel der Muskelgruppe verknüpft ist (Ergänzende Abbildungen 5, 7). Abbildung 1 (Imin-Werte) zeigt, dass Teilnehmer P1 für beide Nerven und alle Konfigurationen kleinere Schwankungen der Imin-Werte aufweist, die 0,1 und dann 0,7 erreichen als Teilnehmer P2. Darüber hinaus sind die Imin-Werte bei einem angestrebten Rekrutierungsniveau (0,1 oder 0,7) konsistent mit demselben Paar innerer Kontaktmuskeln verbunden (mit Ausnahme von zwei TLR-IROs für P2, Abb. 1): P1-Median (0,1 => 7/FPL , 0,7 => 4/PT), P2-Median (0,1 => 1/FDS, 0,7 => 5/APB), P1-Radial (0,1 => 2/ECR, 0,7 => 3/EPL), P2-Radial (0,1 => 2/ECR, 0,7 => 3/ECR). Schließlich sind die Imin-Werte für den Radialnerv niedriger.

Tabelle 1 zeigt, dass das Ausmaß der einzelnen Muskelkontraktionen stark vom Patienten und von der neuronalen Selektivität abhängt. Um eine effiziente und funktionelle Bewegung zu erreichen, führen die biomechanischen Bedingungen (Muskelstärke, Gelenksteifheit, Ruheposition) tatsächlich zu sehr unterschiedlichen Stimulationsabstimmungen, die nicht a priori durch allgemeine handbiomechanische Überlegungen festgelegt werden können.

Die in Abb. 2 dargestellten Rekrutierungskurven führen zu mehreren interessanten Beobachtungen. Die Rekrutierungsreihenfolge hängt von der Intensität ab, daher ist die sequentielle Rekrutierung auf der Grundlage eines willkürlichen Schwellenwerts (0,1) nur ein Hinweis. Beispielsweise ändern sich für P2 am Nervus medianus die relativen Ebenen der Rekrutierung zwischen den Muskeln, während die Intensität zunimmt, was zu einer anderen Rekrutierungsreihenfolge führt: Für STR5 ist FCR der erste rekrutierte Muskel, aber APB erhöht das höchste Plateau (0,81). . Dies bedeutet, dass eine objektive Auswahl der Konfigurationen und Kontakte allein auf der Grundlage von Rekrutierungskurven nahezu unmöglich ist, da keine eindeutige Beziehung zwischen einem gewünschten Ergebnis und einer Konfiguration/einem Kontakt/einer Rekrutierungsebene hergestellt werden kann.

Rekrutierungskurven der 3 ausgewählten Konfigurationen, die funktionelle Bewegungen hervorrufen: Teilnehmer P1: TLR2 für Handöffnung (Nervus radialis), TLR1 für Handgriff, TLR7 für Schlüsselgriff (Nervus medianus). Teilnehmer P2: STR2 für Handöffnung (Nervus radialis), TLR1 für Palmargriff, STR5 für Schlüsselgriff (Nervus medianus). Die grünen Bereiche zeigen die Bereiche der verwendbaren Intensitätseinstellungen, die eine Modulation der Kraft ermöglichen und gleichzeitig die Synergie ähnlicher Muskeln beibehalten.

Wie oben erläutert, reichen die Rekrutierungskurven nicht aus, um die funktionalen Ergebnisse zu beschreiben. Tatsächlich macht die Greiffunktion nur in Bezug auf das manipulierte Objekt Sinn. Erst die Interaktion zwischen Hand und Objekt ermöglicht die Objektivierung der Greiffunktion. So muss die Streckung der Finger und des Handgelenks an das Volumen des zu greifenden Objekts angepasst werden und die Beugung der Finger und des Handgelenks muss an das Volumen und Gewicht des Objekts angepasst werden, um das Greifen und Bewegen des Objekts zu ermöglichen.

Videoaufzeichnungen und kinematische Daten, die mit der Leap Motion entsprechend den ausgewählten Stimulationskonfigurationen erfasst wurden, wurden in den Abbildungen verarbeitet und synthetisiert. 3 und 4 zur Veranschaulichung der erzielten Bewegungen. Die ausgewählten Konfigurationen und Intensitäten sorgten für eine effiziente und weite Öffnung der Hand, die es dem Patienten ermöglichte, sich Objekten zu nähern, bevor er Objekte ergriff und schließlich losließ. Die Qualität der Öffnungsbewegung lässt sich daran beurteilen, dass die Finger und der Daumen ausreichend gestreckt sind, um sich einem Gegenstand, beispielsweise einer Dose mit 70 mm Durchmesser, zu nähern und ihn zu umgeben. Abhängig von der Objektgröße kann die Amplitude der Ausdehnung durch Erhöhung der Stromstärke angepasst werden. In den ausgewählten Beispielen (Abb. 3) trug Teilnehmer P1 eine Handgelenkstütze und eine Daumenschiene, während Teilnehmer P2 nur eine Daumenschiene trug. Die Handgelenkstütze hielt das Handgelenk in einer geeigneten Position, dh in Dorsalflexion, während gleichzeitig die Fingerbeuger aktiviert wurden (Abb. 3).

Kinematikdaten der Handöffnung. Links: Teilnehmer P1 – Radialnervstimulation TLR2 (Handgelenkstütze + Daumenschiene). Rechts: Teilnehmer P2 – Radialnervstimulation STR2 (Daumenschiene). Video-Schnappschüsse und Haltungsrekonstruktion basierend auf Leap-Motion-Daten. Die Diagramme stellen die Auslenkungen der 5 Winkel dar.

Kinematikdaten des Palmargriffs mit Daumen und Schlüsselgriff. Oben: Teilnehmer P1 (Links: Konfiguration TLR1, rechts: Konfiguration TLR7). Mitte: Teilnehmer P2 (Links: Konfiguration TLR1, rechts: Konfiguration STR5). Video-Schnappschüsse und Haltungsrekonstruktion basierend auf Leap-Motion-Daten. Die Diagramme stellen die Auslenkungen der 5 Winkel dar. Unten: Normalkräfte aufgezeichnet für Palmar (instrumentierte Dose) und Schlüsselgriff (instrumentierte Tablette) für P1 und P2, 3 Versuche pro Bedingung.

Greifbewegungen wurden anhand der vom Leap Motion-Gerät bereitgestellten Daten und der entsprechenden Videos bewertet. Wir müssen die Bedeutung der Ausgangshaltung hervorheben: Abhängig von den anfänglichen Gelenkwinkeln führt die Anwendung eines Stimulationsmusters zu einer unterschiedlichen Endhaltung. Deshalb haben wir die Teilnehmer mit einer Handgelenkstütze ausgestattet, um aus einer neutralen Ruhehaltung für das Handgelenk zu starten. In Abb. 4 werden die beiden wichtigsten Greifhaltungen beschrieben, die mit den beiden Teilnehmern erzielt wurden. Der sogenannte Palmargriff mit dem Daumen entspricht einer Beugung der Finger mit dem Daumen über den Fingern. Beim Schlüsselgriff wird die Pulpa des Daumens an der radialen Kante des Zeigefingers am zweiten Fingerglied angelegt. Bei den Funktionstests mit Manipulation eines Gegenstandes ging dem Schließen der Hand ein Öffnen der Hand voraus und ein Gegenstand schränkte die Fingerwege ein.

Ohne die Interaktion mit Objekten lässt sich die Qualität des Greifens nur schwer vorhersagen. Daher wurde die Beurteilung weiter mit instrumentierten Objekten vervollständigt, die eine Abschätzung der von den Fingern ausgeübten Kontaktkräfte ermöglichten. Für den Schlüsselgriff wurde ein Riegel (in der Dicke einer Tafel Schokolade) und für den Handgriff eine Dose (in der Größe einer Getränkedose) instrumentiert (siehe Abschnitt „Methode“). Die durch die Stimulation induzierten Kräfte reichten aus, um das Objekt über einen längeren Zeitraum festzuhalten. Die Kräfte werden über drei gemittelte Versuche berechnet.

Tabelle 2 zeigt, dass die Kinematik ohne Objekt sehr schwer zu interpretieren ist, da für einen bestimmten Patienten ähnliche Positionen erhalten werden, mit Ausnahme des kleinen Fingers, der nicht aktiviert (sondern mechanisch eingeschränkt) werden soll und des Daumens, der eine größere Beugung für den Schlüsselgriff als für den Handflächengriff zeigt . Was das Rekrutierungsniveau betrifft, so ist die FDS-Rekrutierung für den Palmargriff höher, während die FPL-Rekrutierung für den Schlüsselgriff höher ist. Die Rekrutierung von APB scheint im Hinblick auf die erzeugte Kraft kontraproduktiv zu sein und steht in keinem Zusammenhang mit der erzielten Griffigkeit.

Im Laufe des 28-tägigen Versuchs wurden zahlreiche Greifaufgaben mit verschiedenen Objekten gelöst, um die funktionellen Ergebnisse zu beurteilen. In Abb. 5 haben wir die repräsentativsten Aufgaben dargestellt, die ausgeführt wurden, d. h. Schokoriegel (250 g) auswählen und platzieren, Gabel mit Nahrungsaufnahme, Stift mit Linien zeichnen, Handhabung einer halben Literflasche (500 g) und Trinken mit einem Strohhalm, 330 ml Dose (330 g) Manipulation. Zur Steuerung der Auslösung der 3 vorprogrammierten Stimulationskonfigurationen: (1) Handöffnung (Annähern oder Loslassen eines Objekts), (2) Digito-Palmar-Griff mit dem Daumen, (3) Tastengriff, entsprechend der beschriebenen Zustandsmaschine („Material und Im Abschnitt „Methoden“ nutzte Teilnehmer P1 die freiwillige Kontraktion des Platysma und des oberen Trapezmuskels, Teilnehmer P2 nutzte zwei Hinterhauptsknöpfe.

Video-Schnappschüsse, die verschiedene Greifleistungen veranschaulichen. Links: Teilnehmer P1. Rechts: Teilnehmer P2.

Die Ergebnisse zeigen, dass die interindividuellen Einstellungen völlig unterschiedlich sind, obwohl die Wertebereiche in der gleichen Größenordnung bleiben. Das bedeutet, dass die Technologie generische Spezifikationen haben kann, aber personalisiert werden muss: Der ausgewählte Kontakt, die Konfiguration und die verwendeten Intensitätsbereiche spiegeln diese Variabilität wider. Auch die erhaltenen Bewegungen sind recht unterschiedlich (Handgelenksposition, Kraft), da die biomechanischen Bedingungen der Teilnehmer drastisch unterschiedlich sind, aber das funktionelle Ergebnis ist ähnlich, was zeigt, dass funktionelle Aufgaben die letzten sind und daher wichtige Beurteilungen berücksichtigt werden müssen.

Im Gegenteil, die intraindividuellen Variabilitäten sind außerordentlich gering, was das Interesse der implantierten Technologie weiter bestätigt. Die optimalen Konfigurationen (TLR vs. STR vs. TTR) änderten sich während der ersten Phase der Blindbewertung nicht und die Stimulationseinstellungen blieben im Laufe der Zeit identisch: Die Frequenz und die Impulsbreite wurden nie geändert und die Intensität wurde nur um einen Schritt leicht angepasst nach oben oder unten (± 20 µA). Dies bedeutet, dass die Einstellungen von Sitzung zu Sitzung gleich blieben und eine stabile Reaktion und Selektivität der Muskeln zeigten. Diese Ergebnisse werden durch hochstabile Impedanzmessungen und Schwellenwerte über die Zeit gestützt (Ergänzende Abbildungen 3, 4). Wir haben sehr niedrige Stromstärkeschwellenwerte (Nerv medianus P1 260 µA (± 62 µA), P2 184 µA (± 33 µA) und N. radialis P1 80 µA (± 0 µA), P2 100 µA (± 20 µA)) für den Muskel erhalten Aktivierung (die niedrigsten Schwellenwerte, die für jeden Muskel in allen Konfigurationen erhalten wurden). Die Werte ähneln den in der Literatur angegebenen Schwellenwerten25,27, sind jedoch niedriger als die in unserer eigenen früheren klinischen Studie ermittelten Werte35. Darüber hinaus beobachteten wir in den 28 Tagen der Nachuntersuchung nur geringe Schwankungen dieser Schwellenwerte (nicht mehr als eine Stromstufe, d. h. 20 µA). Darüber hinaus sind die Einstellungen für die 6 in den Abbildungen beschriebenen Funktionskonfigurationen. 3 und 4 wurden weiterverfolgt und zeigten in der letzten Woche der klinischen Studie eine stabilisierte Abstimmung (ergänzende Abbildung 5). Wir hatten die Stimulatoreigenschaften eingefroren, um sie an die neuesten gemeldeten Werte anzupassen, was uns dazu zwang, einen zu hohen Intensitätsschritt (20 µA) zu verwenden, was uns daran hinderte, genauere Einstellungen und glattere Rekrutierungskurven zu erhalten. Dies wurde teilweise durch Pulsweitenmodulation kompensiert, eine höhere Auflösung würde jedoch künftigen Tests zugute kommen. Beim Entfernen der Elektroden wurde keine Fibrose zwischen den Elektrodenkontakten und dem Nervengewebe festgestellt38, da die selbstanpassende epineurale Elektrode den Nerv sanft und eng umschließt. Ein dünnes fibrotisches Gewebe umhüllte die gesamte Elektrode und erhöhte die mechanische Haftung am Nerv, ohne das Gewebe zu belasten. Dies könnte diese hohe Stabilität erklären.

Der erste Beitrag besteht darin, dass es uns erstmals gelungen ist, während der 28 Tage der Implantation mit ausschließlich 2 epineuralen Multikontakt-Manschettenelektroden wiederholt drei funktionelle Bewegungen der Hand zu erzeugen. Wir validierten das Konzept, das wir hauptsächlich durch Simulationen und theoretische Optimierung untersucht hatten, gefolgt von einem originellen Design sowohl der Elektroden als auch des Stimulators. Tatsächlich wurden zwei epineurale Elektrodenmanschetten mit mehreren Kontakten um den N. radialis und den N. medianus von zwei Teilnehmern mit vollständiger C4-Wirbelsäulenläsion implantiert. Die Elektroden waren 28 Tage lang an Ort und Stelle, während der die Teilnehmer an verschiedenen Sitzungen beteiligt waren, um die Stimulationskonfigurationsparameter abzustimmen, die Pilotschnittstelle anzupassen und Funktionstests durchzuführen38. Beide Teilnehmer waren in der Lage, drei Bewegungen durch ihre eigenen freiwilligen Aktionen auszulösen (Aktivierung von Muskelkontraktionen oder Hinterhauptsknöpfen)38: Handöffnung, Schlüsselgriff und Palmargriff. Verschiedene Gegenstände wurden von den Teilnehmern ergriffen und gehandhabt. Das erzeugte Drehmoment für beide Griffe ist hoch genug (> 4 N), sodass die meisten täglichen Aktivitäten sicher ausgeführt werden können12.

Der zweite wichtige Beitrag zur Bewegungserzeugung bestand darin, durch die Suche nach Muskelsynergien, also der Aktivierung mehrerer Muskeln auf unterschiedlichen Ebenen mit einem einzigen Impuls, eine im Vergleich zum klassischen Tuning-Muskel sehr effiziente und neue Art der Abstimmung einer solchen Neuroprothese aufzuzeigen durch Muskel. Tatsächlich ist das Scannen von Konfigurationen gleichbedeutend mit der Suche nach synergetischen Bewegungen als Median bzw. Suche. Radialnerv, innerviert im Wesentlichen synergistische Muskeln. Die Suche nach einer hochselektiven, individuellen Muskelaktivierung, die weiter kombiniert werden sollte, um funktionelle Bewegungen bereitzustellen, schien viel komplexer und weniger effizient zu sein.

Es traten jedoch auch einige Einschränkungen auf. Erstens ist bekannt, dass Oberflächen-EMG eine Kreuzkopplung zwischen Muskeln beinhaltet. Unsere Methode ermöglicht die Extraktion separater M-Wellen (siehe Zusatzmaterial und William et al.39), muss jedoch noch weiter bestätigt werden; Allerdings wurde die Übereinstimmung zwischen sortierten M-Wellen und individueller Muskelkontraktion anhand der Konsistenz zwischen der Rekrutierung, der Position der EMG-Elektrode über den Zielmuskeln und der visuellen Inspektion der induzierten Bewegungen beurteilt. Wired EMG oder High Density EMG als nicht-invasive Methode könnten verwendet werden, um unseren Ansatz in einer zukünftigen Arbeit zu festigen40. Was die Rekrutierungskurven betrifft, sollte weiterhin bestätigt werden, dass sie im Zeitverlauf stabil sind. Wir haben sie nur einmal am Ende des Protokolls aufgezeichnet, um den Zusammenhang zwischen den gewählten Konfigurationen und den Rekrutierungen zu beurteilen, aber die Stabilität der Einstellungen wurde nur anhand von Schwellenwerten, Impedanzen und Intensitätseinstellungen überprüft (siehe Zusatzmaterial).

Eine zweite Einschränkung betrifft die erzielten Bewegungen, die nicht ausreichten, um ein stabiles Greifen eines Objekts ohne Verwendung einer Handgelenkstütze zu ermöglichen. Dies liegt daran, dass eine Streckung des Handgelenks bei der Ausführung der Greiffunktion notwendig ist, um eine sichere und zuverlässige funktionelle Bewegung sicherzustellen. Die Position des Handgelenks verändert drastisch die resultierenden Drehmomente, die durch einen konstanten Reizstrom erzeugt werden. Dies ist auf die komplexe Biomechanik der Hand zusammen mit den Eigenschaften der Muskulatur, insbesondere dem Kraft-Längen-Verhältnis, zurückzuführen. Darüber hinaus verwendeten wir wie bei allen anderen auf FES basierenden Ansätzen zur Wiederherstellung des Greifens eine Stimulation mit offenem Regelkreis, was die Abstimmung zur Erzielung eines effektiven Greifens sehr schwierig macht, da sie von der Hand-Handgelenk-Haltung abhängt. Wir haben diese Probleme mit einer Handgelenkstütze gelöst, um eine neutrale Ruhehaltung der Hand zu ermöglichen und die Abstimmung der Stimulationsparameter zu erleichtern. Dadurch blockiert die Orthese die Beugung des Handgelenks, sodass die Finger- und Daumenbeugungen zuverlässig und vor allem reproduzierbar sind. Ohne die Orthese kann die Beugung der Finger zu einer Beugung des Handgelenks führen, was die Wirksamkeit des Griffs weiter verringert. Unser Ansatz ermöglicht jedoch eine Kombination einer reinen Handgelenkstreckung über selektive Stimulation des N. radialis mit einer Stimulation des N. medianus, um das Handgelenk durch Co-Kontraktion zu stabilisieren, ohne dass eine Schiene erforderlich ist. Vorläufige Tests auf diese Weise mit P1 waren ermutigend und zeigten eine erfolgreiche gleichzeitige Kontraktion der Handgelenksstreckung und Fingerbeugung (Ergänzungsmaterial, Abschnitt „Erweitertes Haltungsmanagement mit gleichzeitiger Kontraktion“). Dennoch haben wir uns in dieser Studie entschieden, uns auf die Reproduzierbarkeit evozierter Bewegungen über 28 Tage zu konzentrieren, anstatt neue Stimulationskombinationen zu erforschen: Das entwickelte Gerät erreichte das Ziel, eine autonome Hand bereitzustellen, die Alltagsgegenstände in weniger als 3 Wochen öffnet, greift und loslässt von Anpassungen, Anpassungen und Rehabilitation.

Eine weitere wichtige Lektion dieser Studie betrifft Pronations- und Supinationsbewegungen. Wir haben nicht versucht, diese als unerwünscht angesehenen Bewegungen zu kontrollieren. In diesem Fall wird Selektivität genutzt, um eine PT-Aktivierung zu vermeiden. Diese Bewegungen hängen nicht nur von der Muskelaktivierung ab, sondern auch von der Steifheit des Handgelenks. Dies war insbesondere bei Teilnehmer P2 der Fall. Trotz unserer Versuche, die Pronation mithilfe von Zahnspangen zu kontrollieren, haben wir uns letztendlich dazu entschlossen, die Objekte so anzupassen, dass eine Annäherung und ein Greifen von Dosenobjekten möglich ist (Abb. 6). Dies ist eine übliche Praxis von Ergotherapeuten, die Alltagsgegenstände an die motorischen Fähigkeiten der Patienten anpassen. In diesem Fall ist es uns gelungen, mithilfe eines Zubehörteils (3D-gedruckter Griff) einen funktionellen Griff vorzuschlagen, der einen Griff im 90°-Winkel ermöglicht. Die Lösung ist einfach und effektiv und wirft die Frage nach der Balance zwischen dem Einsatz komplexer Stimulationsparadigmen und dem Einsatz adaptiver Hilfsmittel oder gar leichter passiver Orthesen auf. Das Ergreifen/Loslassen von Objekten selbst unterliegt natürlich ausschließlich der Kontrolle des FES, da es sich um eine aktive Bewegung handelt.

Setup-Beschreibung. Es wurde eine experimentelle Plattform entwickelt, um die Stimulation zu steuern, die an zwei neurale epineurale Elektroden abgegeben wird, die um den Nervus medianus und den Nervus radialis implantiert sind. Es wurden evozierte Elektromyographie, Video, evozierte Bewegungskinematik und Greifkräfte aufgezeichnet. Die Teilnehmer nutzten freiwillige Muskelkontraktionen oder Hinterkopfknöpfe, um verschiedene Stimulationskonfigurationen auszulösen.

Eine weitere Einschränkung dieses Protokolls besteht darin, dass Alles-oder-Nichts-Stimulationsparadigmen ohne die Möglichkeit verwendet wurden, die Stimulation während der Ausführung zu modulieren. Für das Öffnen der Hand scheint es nicht notwendig, in der Komplexität für die Annäherung oder das Loslassen von Objekten weiter vorzugehen. Im Gegensatz dazu könnte beim Greifen ein fortschreitendes Schließen der Finger um das Objekt dazu beitragen, dass der Patient einen zuverlässigeren Griff erhält, indem eine sofortige starke Kontraktion vermieden wird, die zu einer falschen Positionierung der Finger um das Objekt führen könnte.

Die Verfahren zur Abstimmung der Stimulationsparameter basierten auf einem gemischten Ansatz. Die Simulationsstudien ergaben einen reduzierten Satz relevanter selektiver Konfigurationen (TLR, STR, TTR), der die Untersuchung der Selektivität ermöglicht. Der erste systematische Scan aller Innenkontakte (als Kathode), mit und ohne Halten eines Objekts, war dann in begrenzter Zeit möglich, da lediglich die Intensität angepasst werden musste. Die Beurteilung der Selektivität (welcher Muskel wird in welchem Bereich allein aktiviert) und der Synergien wurde dann sehr vereinfacht. Unter der Untergruppe der inneren Kontakte, die TLR-Konfigurationen verwenden, die funktionelle Bewegungen ermöglichen, wurde die geführte Suche durch das Testen selektiverer Konfigurationen (STR, dann TTR) fortgesetzt. So ist es uns beispielsweise gelungen, die Selektivität so zu steigern, dass unerwünschte Bewegungen, also die Beugung oder Pronation des Handgelenks, weiter eingeschränkt werden und gleichzeitig die gewünschten synergistischen Aktivierungen erhalten bleiben. Es zeigte sich schließlich, dass hochselektive Konfigurationen nicht die besten waren (TTR), was bestätigte, dass Synergien (erzielt mit TLR und schließlich STR) besser sind als isolierte und dann kombinierte Muskelaktivierung. Dies ist ein großer Vorteil unseres Ansatzes gegenüber der epimysialen/intramuskulären Stimulation, für die Synergien durch die Aktivierung mehrerer Muskeln und damit aktuelle Einstellungen gefunden werden müssen. Letztendlich bestätigt die Tatsache, dass die erzielten Synergien je nach verwendetem inneren Kontakt unterschiedlich sind, dass eine funktionelle Faszikularisierung in der oberen Extremität des Menschen vorliegt, wie zuvor vermutet41,42,43, und ausgenutzt werden kann.

Die Einschränkung unseres geführten Ansatzes betrifft jedoch die Verwendung der Rekrutierungskurven. Dies waren lange, aber notwendige Sitzungen zur Beurteilung der Rekrutierungslogik, dh einer progressiven und selektiven Aktivierung von Muskelgruppen mit einer ähnlichen Rekrutierungsreihenfolge an einem bestimmten inneren Kontakt, unabhängig von der Konfiguration (TLR, STR, TTR). Die selektiveren Konfigurationen ermöglichten sanftere Übergänge, isoliertere Muskelkontraktionen und leicht unterschiedliche Rekrutierungsreihenfolgen, um möglicherweise die Genauigkeit der Abstimmung zu erhöhen. Es wurde jedoch immer noch kein direkter Zusammenhang zwischen Rekrutierungskurven und funktionellen Ergebnissen erzielt, sodass diese Kurven nicht als erste verwendet werden können Schritt der Abstimmung. Das Konzept der selektiven Stimulation und Abstimmung sollte im klinischen Kontext neu überdacht werden, um die Dauer der Sitzungen zu begrenzen und einer objektiven und quantifizierten Abstimmung näher zu kommen. Diese Kurven können vielmehr dazu verwendet werden, die Abstimmung durch Feinabstimmung der Intensität abzuschließen oder möglicherweise von einer Konfiguration zu einer anderen zu wechseln, die eine ähnliche Rekrutierungsreihenfolge (gleiche Synergie), aber nicht die gleichen Rekrutierungsniveaus aufweist. Wir sind nicht auf diesen Schritt eingegangen, da hierfür weitere Sitzungen erforderlich gewesen wären. Dazu sollten sowohl die Scanverfahren als auch die Bewertungstools verbessert werden. Es ist klar, dass eine effiziente Erfassung nicht automatisch erreicht werden kann. Die Tatsache, dass die Komplexität der Handbiomechanik, die Form und das Gewicht des zu greifenden Objekts einen starken Einfluss auf die Qualität des Greifens haben, macht es unmöglich, Vorhersagen anhand von Rekrutierungskurven oder sogar einer vollständigen Bewegung ohne Objekte zu treffen. Ein Werkzeug zur objektiven Quantifizierung des Greifens beim Scannen der Konfiguration ist von größter Bedeutung. Bisher gibt es keine Lösung und es wird als zentrales Thema für die nächsten Versuche betrachtet.

Insgesamt ist der von uns vorgeschlagene minimalinvasive Ansatz gut für den klinischen Transfer geeignet, da der chirurgische Eingriff im Vergleich zu epimysialen Ansätzen begrenzt, sehr stabil und energieeffizient und daher im Vergleich zu externen Stimulationsansätzen mit einer effizienten geführten empirischen Methode einfach im Alltag anzuwenden ist suchen.

Weitere Verbesserungen betreffen die Streckung der Ellenbogenbeugung, die entweder durch eine proximalere radiale Stimulation oder die Stimulation des muskulokutanen Nervs angegangen werden könnte. Es würde den in Frage kommenden Patientenkreis mit immer noch maximal 3 Neuralmanschettenelektroden erweitern. Die Herausforderung hinsichtlich der Selektivität wäre jedoch größer, um reine Ellenbogenbewegungen zu erhalten, und sollte nachgewiesen werden. Außerdem ist die Kontrolle durch den Patienten unterschiedlicher Natur, da sie sich auf die Annäherung an das Objekt und nicht auf das Greifen selbst bezieht. Auch kombinierte Ansätze mit funktioneller Chirurgie können eine Lösung sein, insbesondere für die Wiederherstellung der Ellenbogenflexion8. Weitere Untersuchungen sind erforderlich, um die Lösung einfach zu halten, die Komplexität der Technologie jedoch zu verbergen und umfangreichere Schnittstellen bereitzustellen44,45.

Diese klinische Studie ist ein Proof of Concept für die Fähigkeit der selektiven Nervenstimulation, synergetische und funktionelle Handbewegungen bereitzustellen. Darüber hinaus wird zum ersten Mal bestätigt, dass mit nur zwei epineuralen Elektroden die wesentlichen Handbewegungen, d. h. Öffnen, Tastengriff und Palmargriff, mit zuverlässigen und reproduzierbaren Stimulationseinstellungen erreicht werden können. Schließlich zeigen wir im Gegensatz zu den meisten bisherigen Ansätzen weiterhin, dass eine synergistische Muskelaktivierung einfacher einzustellen ist als die individuelle Einstellung jedes Muskelbeitrags. Anstatt die Kontraktion jedes einzelnen Muskels durch Selektivität zu isolieren, ermöglicht es die Auswahl einer Reihe von Muskelsynergien.

Zwei männliche Teilnehmer mit einem traumatischen SCI C4 AIS A wurden in die Studie einbezogen (Ergänzungstabelle 1). Die Teilnehmer gaben vor der Teilnahme eine schriftliche Einverständniserklärung gemäß der Deklaration von Helsinki ab. Das Protokoll wurde von der französischen Ethikkommission (CPP Ouest IV Nantes, Frankreich, ID-RCB #2019-A00808-49) und der französischen Gesundheitsbehörde (ANSM) genehmigt. Die Studie wurde auf ClinicalTrials.gov registriert (Registrierungsnummer: NCT04306328, erstmals registriert am 03.12.2020). Die Patienten gaben ihre Einwilligung zur Veröffentlichung der während des Protokolls aufgenommenen und in die vorliegende Arbeit aufgenommenen Fotos und Videos.

Die Teilnehmer unterzogen sich einem ersten chirurgischen Eingriff, bei dem die epineuralen Elektroden des N. medianus und des N. radialis oberhalb des Ellenbogens implantiert wurden. Nach 28 Tagen wurden die Elektroden im Rahmen eines zweiten chirurgischen Eingriffs entfernt. Die Teilnehmer wurden 28 Tage lang im Krankenhaus behandelt und drei wöchentlichen Versuchen zur Anpassung der Stimulationsmuster sowie täglichen Rehabilitationssitzungen und klinischen Tests unterzogen. Die Dauer von 28 Tagen liegt unter der 30-Tage-Grenze, die es erlaubt, eine klinische Prüfung rechtlich als Kurzzeitprüfung einzustufen (Online-Anhang IX, Abschnitt 1, EU-Richtlinie 93/42). Der nächste Schritt wird ein Langzeitversuch mit implantiertem Stimulator und damit ohne perkutane Drähte sein. Detaillierte chirurgische Verfahren und klinische Ergebnisse werden in Azevedo et al.38 vorgestellt.

Abbildung 6 zeigt den Aufbau, der zur Untersuchung und Bewertung der funktionellen Bewegungen verwendet wurde, die mit allen getesteten Konfigurationen an beiden Nerven erzielt wurden. In den nächsten Abschnitten werden die verschiedenen Teile dieses Setups detailliert beschrieben.

Es wurden zwei Elektrodenmanschetten verwendet, die beide aus zwei äußeren Ringen und einer Anzahl innerer Kontakte bestanden, die vom Zielnerv abhängt: (i) Eine epineurale Elektrode mit 3–4,5 mm Durchmesser (selbstjustierend) und 2 cm Länge wurde für den Radialnerv verwendet (6 Innenkontakte, Cortec GmbH, Freiburg, Deutschland) und eine epineurale Elektrode mit 4,5–6,75 mm Durchmesser (selbstjustierend) und 2 cm Länge wurde für den Nervus medianus verwendet (9 Innenkontakte, Cortec GmbH, Freiburg, Deutschland). Die Innenkontakte der epineuralen Elektrode haben eine Größe von 2,4 × 0,8 mm2, einen Abstand von 2,4 mm zwischen zwei benachbarten Kontakten (Mitte zu Mitte) und bestehen aus einer 90/10 Pt/Ir-Legierung mit eingebettetem Silikon. Der Abstand zwischen jedem Außenring und jedem Innenkontakt beträgt 0,8 mm (Mitte zu Mitte).

Die Integrität der Elektroden wurde während der gesamten 28 Tage durch eine Impedanzmessung vor jeder Arbeitssitzung, also 12 Mal, überprüft. Die Impedanz wurde anhand des Verhältnisses zwischen Spannung und Strom am Ende der kathodischen Phase einer bipolaren ausgeglichenen Stimulation zwischen jedem Kontakt und dem proximalen Ring geschätzt. Die Stimulationsparameter wurden auf 60 µA, 300 µs, 4 Hz, 5 Impulse eingestellt. Der erste Impuls wurde verworfen und die vier verbleibenden wurden gemittelt.

Die Stimulatorarchitektur ist in46 beschrieben. Es kann den Strom über die 9 Innenkontakte auf der Mittellinie (bzw. 6 auf der Radiallinie) und die 2 Ringe jeder Elektrode mit einem Verhältnis zwischen 1/15 und 15/15 des gesamten eingespeisten Stroms verteilen. Dadurch ist es möglich, die Amplitude mehrerer Stromquellen synchron für jeden der 8 oder 11 Kontakte jeder epineuralen Elektrode unabhängig anzusteuern: Dies bietet eine einzigartige und innovative Möglichkeit, den Strom innerhalb der Manschettenelektrode in 3D zu formen. Jeder Kontakt kann während der aktiven Phase des Reizes außerdem als Anode oder Kathode konfiguriert werden. Stromstärke (bis zu 5 mA, 8-Bit-Auflösung), Pulsbreite (bis zu 510 µs, Schrittweite 2 µs) und Frequenz (bis zu 50 Hz) sind konfigurierbar und die Compliance-Spannung beträgt 20 V. Der Stimulator folgt dem Wesentlichen Sicherheitsanforderungen sowohl an die eingebettete Software als auch an die Hardware. Der Stimulator war vollständig vom Steuer-PC isoliert. Die Wellenformstimulation war zweiphasig, symmetrisch und ladungsausgeglichen mit einer Verzögerung von 100 µs zwischen der aktiven Phase und der Erholungsphase47. Um die Selektivität der Multikontaktelektrode zu bewerten, haben wir bis zu drei Konfigurationen ausgewählt, die wir mit der herkömmlichen bipolaren Ringkonfiguration (Ergänzungstabelle 2) auf der Grundlage einer früheren Simulationsstudie verglichen und in präklinischen Studien validiert haben34,36. Der Stimulationsscan wird mit dem Schwellenwert eingeleitet, der bei der Ringkonfiguration eine sichtbare Kontraktion auslöst. Dann wird ein automatischer Scan mit erhöhten Schritten von 20 µA durchgeführt, bis ein Plateau (EMG-Aufzeichnungen) oder eine zu starke Kontraktion erreicht wird. An diesem Punkt wird der Vorgang auf ärztliche Anweisung abgebrochen. Die Konfigurationen und Intensitäten wurden alle 1 s erhöht (0,5 s EIN – 0,5 s AUS), um die Ermüdung zu begrenzen.

Die Pulsbreite und Frequenz wurden auf 24 Hz und 150 µs festgelegt. Mit 24 Hz überprüften wir, dass kein Muskelzittern induziert wurde.

Den Teilnehmern wurden drei Befehlsmodalitäten vorgeschlagen, um das Auslösen des Öffnens der Hand und zwei verschiedene Greifvorgänge zu steuern: (1) Sie konnten verschiedene Bewegungen mit ihrer kontralateralen Schulter ausführen, die mit Trägheitssensoren (IMU) erfasst wurden44; (2) Sie konnten zwei verschiedene freiwillige Muskelkontraktionen nutzen, wiederum von der kontralateralen Seite, die von Elektromyographie-Sensoren (EMG) erfasst wurden; oder (3) sie könnten mit Kopfbewegungen Knöpfe drücken, die an der Kopfstütze des Rollstuhls angebracht sind. P1 entschied sich für die Verwendung kleiner freiwilliger Kontraktionen des supralesionalen Platysma und des oberen Trapezius (der kontralateralen Seite der stimulierten Hand), die durch Oberflächen-EMG (Trigno™ Delsys, Natick, MA) erfasst wurden. EMG wurde gleichgerichtet und tiefpassgefiltert (6-Hz-Tiefpass-Butterworth, 4. Ordnung), um die Hüllkurve zu extrahieren, und für jeden EMG-Sensor an jedem Muskel wurde ein Schwellenwert festgelegt, sodass P1 den Befehl bei Bedarf eindeutig aktivieren konnte, jedoch nicht versehentlich Sprechen oder Lachen zum Beispiel. P2 nutzte den Kopfbefehl (2 Druckknöpfe), da er seine Muskeln nicht zuverlässig anspannen konnte, um die EMG-Erkennungsmodalität zu nutzen. Darüber hinaus löste die Kontrolle kontralateraler Bewegungen, obwohl sie möglich war, einen schnellen Beginn der Ermüdung aus, was dazu führte, dass der Teilnehmer sich nicht für die IMU-Modalität entschied.

Eine endliche Zustandsmaschine (FSM) wurde definiert, um die Befehle des Benutzers (Erkennung von EMG-Schwellenwertübergängen oder das Drücken von Hinterkopftasten) abhängig vom aktuellen FSM-Zustand mit Aktionen zu verknüpfen. Die Aktionen waren mit vordefinierten Stimulationskonfigurationen verknüpft. Sobald das System eingeschaltet wurde, wurde der erste empfangene Benutzerbefehl immer in eine auslösende Stimulationskonfiguration mit „offener Hand“ dekodiert. Anschließend konnten die Teilnehmer eine der beiden voreingestellten Griffarten (Schlüsselgriff oder Palmargriff) wählen. Die nächste Aktion war immer wieder „Hand öffnen“, unabhängig vom erhaltenen Befehl. Schließlich würde der nächste Befehl, welcher auch immer es war, die Stimulation deaktivieren. Das FSM war anpassbar, sodass jeder Teilnehmer auswählen konnte, welcher Befehl welche Stimulationsaktion auslösen würde.

Die Muskelreaktion auf Elektrostimulation wurde durch Rekrutierungskurven charakterisiert, die aus EMG-Aufzeichnungen erhalten wurden. Oberflächen-EMG wurde dem intramuskulären EMG vorgezogen, um das Risiko von Infektionen und Blutergüssen zu begrenzen. Darüber hinaus wurde die höhere Selektivität intramuskulärer Elektroden durch die Tatsache gemildert, dass die Nervenstimulation M-Wellen auf einer begrenzten und bekannten Untergruppe von Muskeln induziert. Außerdem haben wir eine robuste Nachbearbeitung entwickelt, die in der Lage ist, einzelne M-Wellen39 wiederherzustellen. EMG wurden mit einer Abtastfrequenz von 2222 Hz aufgezeichnet (Quattro™ Delsys, Natick, MA). EMG-Daten werden dann gefiltert, um Restgleichstrom (Hochpass, Ordnung 1, Grenzfrequenz 1,5 Hz) und hochfrequentes Rauschen (Tiefpass Butterworth, Ordnung 4, Grenzfrequenz 400 Hz) zu eliminieren. EMG werden mit dem Stimulator synchronisiert, sodass für jeden Stimulus die resultierenden zusammengesetzten evozierten EMG aufgezeichnet und dann für jeden Intensitätsschritt gemittelt werden. Der Zeitraum beträgt 42 ms mit einem Onset von 500 ms, daher werden für jede Intensitätsstufe etwa 13 evozierte EMG-Reaktionen gemittelt. Obwohl jeder EMG-Sensor auf einen einzelnen Muskel zielte, erfassten fast alle EMG-Kanäle aufgrund der Nähe zueinander mehr als einen Muskel (ergänzende Abbildung 9). Um die Beiträge der verschiedenen Muskeln zu trennen, verwendeten wir die Übersprechunterdrückung, wenn ein Kanal eine einzelne M-Welle liefert, gefolgt von einer Meyer-Wavelet-Analyse aufgrund seines begrenzten Frequenzinhalts, um jede Komponente durch die Bestimmung ihrer spezifischen, nicht überlappenden Zeit-Frequenz-Ausdehnung zu extrahieren39 . Die Rekrutierungskurven werden unter Verwendung des RMS-Werts dieses Zeit-Frequenz-Bereichs für jeden identifizierten Muskel berechnet (siehe ergänzendes Material, Abschnitt „Details zur Rekrutierungskurve“).

Es wurden keine ausreichend nicht überlappenden Zeit-Frequenz-Bereiche für ECR, EPL und EDC des Teilnehmers P1 (Radialnervstimulation) identifiziert, um Übersprechen zu vermeiden. Wahrscheinlich aufgrund der Tatsache, dass der Patient einen dünnen Unterarm hatte, lagen die Muskeln sehr nahe beieinander. M-Wellen konnten auf allen Kanälen aufgezeichnet werden, jedoch mit ähnlichen Zeit-Frequenz-Komponenten. In diesem komplexen Fall haben wir eine originelle Methode entwickelt, die über den Rahmen dieser Arbeit hinausgeht. Kurz gesagt besteht unser Ansatz darin, nach einer Mischung von bis zu drei parametrisierten synthetischen Aktionspotentialen zu suchen, die durch stückweise Gauß-ähnliche Kurven modelliert werden. Diese leistungsstarke Methode führt zur sauberen Trennung von M-Wellen, erfordert jedoch im Vergleich zur Wavelet-Analyse eine höhere Rechenzeit und eine recht komplexe Parametrisierung der synthetischen Aktionspotentiale.

Die Rekrutierungskurven wurden dann für jeden Muskel und jeden Patienten während der gesamten Sitzung (alle Konfigurationen, alle Intensitäten) auf das maximale evozierte EMG normalisiert. Für Patient P2 war das PT-EMG für die folgenden Konfigurationen: Ring-, TLR1-, TLR3-, TLR4-, TLR5- und TLR6-Daten beschädigt und daher wurde die PT-Verfolgung für P2 verworfen.

Letztendlich wird der sogenannte Index of Recruitment Order (IRO) wie folgt berechnet: für eine gegebene Konfiguration (TLR, STR oder TTR) und ein gegebenes Rekrutierungsniveau (0,1 oder 0,7):

Für jeden Muskel „m“ und für einen gegebenen inneren Kontakt „c“ wird die Intensität \(I_{m,c}\) bestimmt, die erforderlich ist, um das gegebene Rekrutierungsniveau zu erreichen.

Für einen gegebenen inneren Kontakt werden die Muskelreaktionen geordnet und gewichtet \(W_{m,c}\). Dieser Wert sinkt linear von 1 (für den Muskel, der zuerst das Rekrutierungsniveau erreicht) auf 0, wenn der Muskel das Rekrutierungsniveau nicht erreicht. Wenn beispielsweise 3 Muskeln für einen bestimmten Kontakt das Rekrutierungsniveau von 5 Muskeln erreichen, ist \(W_{m,c} = \left[ {1, 0,8, 0,6, 0, 0} \right]\).

Um den Wert innerhalb einer gegebenen Konfiguration zu normalisieren, gilt \(Imi{\text{n}} = \mathop {\min }\limits_{m, c} \left( {I_{m,c} } \right)\).

\(IRO_{m,conf,c}\) für jeden Muskel, jeden Kontakt, jede Konfiguration wird dann wie folgt berechnet: \(IRO_{m,c} = W_{m,c} *Imin/I_{m,c }\). Ein Wert von 1 für eine gegebene Konfiguration wird somit immer dem Muskel zugeschrieben, für den die Rekrutierung unabhängig vom Kontakt das gegebene Rekrutierungsniveau mit der niedrigsten Intensität erreicht.

Diese Berechnung wird dann 2 Nerven × 3 (Konfigurationen) × 2 (Rekrutierungsniveaus) × 2 (Patienten) wiederholt, wie in Abb. 1 dargestellt.

Eine Videokamera und ein Leap Motion Controller (Leap Motion, San Francisco, CA, USA) wurden mit dem Stimulator und dem Delsys-System synchronisiert. Leap Motion liefert die 3D-Positionen und Ausrichtungen der Knochen und Gelenke der aufgezeichneten Hand. Die Daten werden in einem Zeitfenster von 1 s verarbeitet (Abb. 7), bevor die Stimulation eingeschaltet wird (um die durchschnittliche Position im Ruhezustand zu ermitteln) und nachdem die Stimulation eingeschaltet wird (um die gemittelte Endposition mit der gewünschten Bewegung zu ermitteln). 180° beschreibt einen vollständig ausgestreckten Finger, während 0° einen vollständig gebeugten Finger beschreibt.

Für jeden Finger wird der Winkel zwischen dem Mittelhandsegment (gelber Pfeil) und dem Ende des letzten Fingerglieds berechnet (roter Pfeil). Für den Daumen wird statt des Mittelhandsegments das erste Fingerglied berücksichtigt.

Zwei Objekte wurden 3D-gedruckt und mit Kraftwiderstandssensoren (FSR, Ohmite Manufacturing, Warrenville, IL, USA) ausgestattet, um eine Schätzung der von den Fingern ausgeübten Kraft zu erhalten: (1) eine Dose mit 125 g und 70 mm Durchmesser, ausgestattet mit 5 FSR02CE (10-mm-Streifen passend zur Dose zugeschnitten) unter den 4 Fingern und 1 FSR01CE (40 × 40-mm-Quadrate) unter dem Daumen für den Handflächengriff und (2) eine 55-g-Tablette mit 15 mm Höhe auf jeder Seite mit einem FSR01CE für den Schlüsselgriffzustand. Die Datenerfassung erfolgte über das Delsys-System. Die Sensoren wurden mit Gewichten (50, 100, 200, 500, 1000 g) kalibriert, bevor sie an den Objekten montiert wurden. Die erhaltenen Kurven für jeden Sensortyp wurden mit Polynomen zweiter Ordnung angenähert (eines für FSR01CE und eines für FSR02CE). Diese Beziehungen wurden verwendet, um die Messungen in Kräfte umzuwandeln. Der Untersucher dirigierte die Finger während der Bewegungen, um sie vor den Sensoren zu positionieren.

Das Protokoll wurde von der französischen Ethikkommission (CPP Ouest IV Nantes, Frankreich, ID-RCB #2019-A00808-49) und der französischen Gesundheitsbehörde (ANSM) genehmigt. Die Studie wurde auf ClinicalTrials.gov registriert (Registrierungsnummer: NCT04306328, erstmals registriert am 03.12.2020). Es folgt der Erklärung von Helsinki. Es galt die EU-Richtlinie 93/42 und ISO 14155:2011 (Gute Praxis bei klinischen Studien) wurde befolgt.

Alle im Rahmen dieser Studie analysierten Daten sind in diesem veröffentlichten Artikel und seinen ergänzenden Informationsdateien enthalten. Die während der aktuellen Studie generierten Rohdatensätze sind aufgrund ihres klinischen Status und ihrer Verknüpfung mit einer begrenzten Gruppe von Patienten nicht öffentlich verfügbar, können jedoch auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor angefordert werden.

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Wir danken beiden Teilnehmern, wir danken C. Hanser, R. Pfeifer und M. Schuettler für ihre technische Unterstützung bei CorTec. AP-HP war der Sponsor der klinischen Studie und Sam Durand war für den technischen Support für die Datenverarbeitung von Leap Motion verantwortlich.

Region Occitanie Grant #14352, EIT Health Grant #20682 AGILIS, Marie Curie Grant #H2020-MSCA-IF-2019-899040.

CAMIN, INRIA, Universität Montpellier, Montpellier, Frankreich

Christine Azevedo Coste, Lucie William, Lucas Fonseca, Arthur Hiairrassary, Charles Fattal und David Guiraud

NEURINNOV, Montpellier, Frankreich

Arthur Hiairrassary, David Andreu & David Guiraud

Universität Montpellier, Montpellier, Frankreich

David Andrew

APHP, Paris/CHU Rennes, Rennes, Frankreich

Antoine Geffrier

ORTHOSUD, Klinik Saint Jean, Saint-Jean-de-Vedas, Frankreich

Jacques Teissier

Centre Bouffard-Vercelli USSAP, Perpignan, Frankreich

Charles Fattal

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CA, DG, CF haben die Studie entworfen. CA, DG, JT, CF, AG entwarfen das Protokoll und koordinierten die Einreichung beim lokalen institutionellen Prüfungsausschuss und den nationalen Regulierungsbehörden, CA und DG beteiligten sich an den Elektrodenspezifikationen, CF wählte die Patienten aus und betreute sie weiter. JT führte die Operationen mit Unterstützung der AGDG durch und AH erfasste die intraoperativen Daten. LW, LF, CA und DG erfassten während der klinischen Studie Daten, Videos und Fotos. LF, AH und DA haben die Software entworfen. AH hat die experimentelle Plattform entwickelt. LW und DG haben die EMG-Daten nachbearbeitet, analysiert und dargestellt. CA und AH haben die kinematischen Daten nachbearbeitet, analysiert und dargestellt. DG, CA und LW Draw haben alle Figuren entworfen und gezeichnet und Fotos und das Video bearbeitet. Alle Autoren haben das endgültige Manuskript überarbeitet und genehmigt.

Korrespondenz mit Christine Azevedo Coste oder David Guiraud.

David Guiraud und David Andreu sind Aktionäre der Firma NEURINNOV. Es besteht kein sonstiger Interessenkonflikt.

Springer Nature bleibt neutral hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten.

Zusatzvideo 1.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Coste, CA, William, L., Fonseca, L. et al. Aktivierung wirksamer funktioneller Handbewegungen bei Personen mit vollständiger Tetraplegie durch Nervenstimulation. Sci Rep 12, 16189 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19906-x

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Eingegangen: 20. Januar 2022

Angenommen: 06. September 2022

Veröffentlicht: 06. Oktober 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-19906-x

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Aktivierung wirksamer funktioneller Handbewegungen bei Personen mit vollständiger Tetraplegie durch Nervenstimulation