Био-вдохновленная электроника: мягкие, биогибридные и «живые» нейроинтерфейсы https://www.nature.com/articles/s41467-025-57016-0 Димитрис Буфидис, Рагхав Гарг, Евгения Ангелопулос, Д. Кейси Каллен и Флавия Витале Nature Communications, том 16, номер статьи: 1861 (2025) Цитировать эту статью Аннотация Технологии нейроинтерфейсов все больше развиваются в направлении биовдохновленных подходов для улучшения интеграции и долгосрочной функциональности. Недавние стратегии объединяют мягкие материалы с тканевой инженерией для создания биологически активных и/или содержащих клетки «живых» слоев на границе ткань-устройство, что обеспечивает бесшовную биоинтеграцию и новые терапевтические возможности, опосредованные клетками. В этом обзоре рассматривается область биовдохновленной электроники и обсуждаются ключевые недавние разработки в области тканеподобной и регенеративной биоэлектроники, от мягких биоматериалов и биоактивных покрытий с функционализированной поверхностью до биогибридных и полностью «живых» интерфейсов, содержащих клетки. Мы определяем и контекстуализируем ключевые термины в этой новой области и подчеркиваем, как биологические и живые компоненты могут способствовать клиническому внедрению. Введение Стремительный рост нейроэлектроники меняет клиническую диагностику и лечение различных расстройств, внедряя новые инвазивные и носимые технологии, способные точно отслеживать и модулировать физиологические функции на уровне клеток, органов и нейронных цепей. Неинвазивные методы картирования мозга, такие как электроэнцефалография (ЭЭГ) с поверхности головы, играют важную роль в диагностике и мониторинге неврологических заболеваний, таких как эпилепсия, расстройства сна, болезнь Паркинсона, инсульт, опухоли мозга и другие. ЭЭГ широко применяется в клинической практике благодаря низкой стоимости, безопасности и простоте использования, хотя записи ограничены низкочастотной активностью, генерируемой в подлежащих корковых областях. В отличие от этого, инвазивные технологии, такие как интерфейсы мозг-компьютер (BCI) и мозг-машина (BMI), позволяют проводить высокоскоростные записи из более глубоких структур мозга, включая как корковые, так и подкорковые мишени. Первая демонстрация инвазивных интерфейсов, имплантированных человеку, была зарегистрирована в 1998 году, за ней последовали успешные испытания BCI с использованием микроэлектродных массивов Юта (Utah MEAs) в рамках первых испытаний BrainGate/Мозговые ворота в начале 2000-х годов. За последние десятилетия прогресс в области имплантируемой электроники привел к новым знаниям о функциях мозга, заболеваниях и поведении, что, в свою очередь, позволило разработать и усовершенствовать новые терапевтические стратегии. Примеры включают электрокортикографию (ЭКоГ) и стерео-ЭЭГ для предоперационного и интраоперационного мониторинга эпилепсии, адаптивную нейростимуляцию, декодирование речи, восстановление моторики после травмы спинного мозга, замкнутые сенсомоторные интерфейсы для управления протезами, а также глубокую стимуляцию мозга (DBS) для лечения болезни Паркинсона и нейропсихиатрических состояний. Сегодня область нейроэлектроники привлекает все больше внимания и поддержки со стороны академических кругов, правительства и промышленности, и многие из этих технологий уже продвигаются по пути клинического внедрения. Несмотря на такой значительный прогресс, фундаментальное несоответствие между свойствами искусственной электроники и биологических субстратов по-прежнему существенно ограничивает функциональность, безопасность и срок службы нейроэлектронных имплантатов. В этой обзорной статье мы рассматриваем новые стратегии, предложенные для разработки биоинспирированной электроники и интерфейсов, от биомиметической тканеподобной электроники до биогибридных и полностью «живых» подходов, в конечном итоге направленных на бесшовную структурную и функциональную интеграцию между имплантатами и тканями хозяина (Рис. 1).
Традиционно нейроинтерфейсы для использования на людях и животных, такие как электроды для глубокой стимуляции мозга (DBS), массивы Юта, ламинарные зонды в стиле Мичигана и Neuropixel, основаны на жестких проводящих и полупроводниковых материалах, таких как платина (Pt) и её сплавы, золото (Au) и кремний (Si). Достижения в микрообработке расширили возможности по увеличению количества и плотности электродов, но значительные проблемы, такие как воспалительная реакция на имплантаты, функциональность и деградация материалов со временем, остаются нерешёнными. Ключевым фактором, определяющим качество и долговечность интерфейса электрод-ткань, является механическое несоответствие между жесткими материалами и значительно более мягкими нейронными тканями (например, Si ~ 180 ГПа, мозг ~ 1–30 кПа). Такое выраженное механическое и структурное несоответствие препятствует адаптации жестких устройств к биологическим субстратам, вызывает нестабильность сигнала и приводит к физическим повреждениям нейронной ткани во время введения, а также из-за микродвижений ткани в процессе эксплуатации. Сразу после имплантации организм-хозяин реагирует на локальную травму и распознаёт устройства как инородные тела, запуская воспалительный ответ. Жесткие материалы усиливают реакцию на инородное тело (FBR) и способствуют формированию глиального рубца, что приводит к постепенной деградации сигнала, снижению возможностей записи и стимуляции, а также увеличению импеданса электрода. Кроме того, непрерывные микродвижения ткани, пульсация и трение о жесткие электроды значительно усиливают выраженность FBR. Наконец, жесткие электроды не могут адаптироваться к смещениям ткани, а также к изменениям объёма и плотности, происходящим в процессе развития, старения и заболеваний. Для преодоления этих проблем и обеспечения бесшовной интеграции нейроэлектронных устройств с мозговыми структурами хозяина стратегии проектирования и выбор материалов всё больше направлены на разработку биомиметической электроники, которая становится всё более тканеподобной. Мягкие и гибкие устройства, спроектированные так, чтобы лучше соответствовать механическим свойствам биологических тканей, смягчают FBR, минимизируя механическую травму и уменьшая повреждения, вызванные микродвижениями. Решения для повышения гибкости устройств включают комбинацию конструктивных подходов, таких как сетчатые структуры, волокна и ультратонкие плёнки, а также использование специально разработанных материалов, таких как мягкие полимеры и эластомеры, гидрогели и проводящие нанокомпозиты. Хотя минимизация размеров и толщины устройств может частично смягчить механическое несоответствие с тканью, всё больше исследований показывают, что материалы с модулем упругости и составом, близкими к нейронным тканям, могут ещё больше уменьшить FBR и обеспечить долгосрочную стабильную интеграцию. Кроме того, функционализация поверхности электронных компонентов биомолекулами позволяет использовать биохимические сигналы из микроокружения ткани-хозяина и внеклеточного матрикса (ECM), реализуя таким образом «биоактивную» электронику. В «биогибридных» нейроинтерфейсах слой живых клеток на границе мозг-устройство не только лучше имитирует нативные ткани, но также может служить активным каркасом для содействия регенерации ткани, миграции и дифференциации клеток, одновременно отслеживая эти процессы путём преобразования биоэлектронных сигналов. Наконец, «полностью живые» подходы для синаптически опосредованного управления нейронными цепями подчёркивают новую парадигму в биоинспирированной электронике, состоящей исключительно из биологических компонентов и живых клеток. Ключевая терминология, лежащая в основе этой новой области, здесь определена и контекстуализирована, организуя ключевые исследовательские достижения и основные вызовы в отдельные подразделы континуума биоинспирированной электроники (см. Бокс 1).
БОКС 1. Навигация по терминологии биоинспирированной электроники
Биомиметическая электроника разрабатывается для имитации механических свойств тканей, повышая совместимость и снижая травматизм за счёт использования мягких, гибких конструкций и органических или синтетических материалов, таких как полимеры или гидрогели, для уменьшения жёсткости и лучшего соответствия механическим свойствам биологических тканей. Биоактивная электроника включает биологически полученные компоненты, такие как белки внеклеточного матрикса (ECM), факторы роста и/или молекулы адгезии, которые взаимодействуют с окружающей средой, способствуя пролиферации клеток и регенерации тканей. Биоактивная электроника может быть дополнительно функционализирована для целенаправленного воздействия на определённые клетки, минимизации привлечения микроглии и даже обеспечения доставки лекарств и генов по требованию. Биогибридная электроника содержит живые клетки, которые формируют биологический слой на границе устройство/ткань, улучшая биоинтеграцию и потенциально выступая в качестве активных каркасов для изучения патофизиологии и/или содействия регенерации тканей. Живая электроника и интерфейсы состоят исключительно из биологических компонентов и живых клеток, которые функционируют как активные входные/выходные компоненты устройства. Обмен информацией между имплантатом и тканями хозяина в основном регистрируется, преобразуется и модулируется живыми клетками, а не синтетическими компонентами.
Биомиметическая и биоактивная электроника
Биомиметическая электроника Биомиметические нейроинтерфейсы и электроника имитируют физические свойства целевых тканей для статической структурной интеграции, оптимизируя дизайн и/или выбор материалов для снижения воспаления и реакции на инородное тело (FBR), минимизации напряжения от микродвижений имплантата и бесшовного соответствия морфологическим и биохимическим свойствам тканей (Рис. 2a). Биомиметическую электронику можно классифицировать на основе геометрических и конструктивных принципов (например, ультратонкие металлические или полупроводниковые структуры для минимизации изгибной жёсткости, открытые и трёхмерные (3D) сетчатые геометрии для улучшения интеграции с тканью хозяина, змеевидные структуры для растяжимости и т.д.) или на основе используемых материалов (например, мягкие полимеры, гидрогели, наноматериалы низкой плотности и нанокомпозиты). После многолетней доклинической разработки и валидации биомиметические нейроинтерфейсы, использующие микроэлектроды, такие как стентрод Synchron, нити Neuralink и тонкоплёночные микроЭКоГ-сетки Precision Neuroscience, сейчас продвигаются в клинических испытаниях к коммерциализации, и многие другие находятся в стадии разработки.
а) Схема биомиметических электродов. Материалы и конструкции оптимизированы для мягкой и гибкой электроники. i. Взаимопроникновение между нейронами (β-тубулин; зелёный) и сетчатой электроникой (красный) после совместной инъекции в Matrigel в течение 14 дней45. ii. Иллюстрация конструкции гибкого гидрогелевого зонда с многофункциональными волоконными элементами48. iii. Ультратонкий электродный массив для длительных записей с кортикальной поверхности крысы53. iv. Растяжимая высокоплотная сетка электродов из нанопроводов диоксида титана, покрытых золотом, в силиконовой матрице56. v. Полностью гидрогелевый биоэлектронный интерфейс на основе биконтинуального проводящего полимерного гидрогеля59. vi. Электронная твёрдая мозговая оболочка (e-dura) с растяжимыми золотыми соединениями, мягкими электродами из Pt/силикона и микрофлюидным каналом для доставки лекарств, восстанавливающим локомоцию у парализованных крыс60. б) Схема биоактивных электродов, покрытых биомолекулами. i. Изображение поперечного сечения микроэлектродного массива Au-парилен С, покрытого внеклеточным матриксом (ECM), полученное с помощью сканирующей электронной микроскопии65. ii. Конфокальные флуоресцентные изображения, показывающие рост нейритов, формирование нейронной сети (β-тубулин III; зелёный) и наличие ядер нейронов (Hoechst; синий) для непокрытых и покрытых коллагеном I/фибронектином нейронных электродов Au-парилен С221. iii. Конфокальные флуоресцентные изображения, демонстрирующие сниженный ответ микроэлектродов Au-парилен С, покрытых ECM, на глубине 2 мм ниже кортикальной поверхности по сравнению с кремниевыми микроэлектродами (GFAP – астроциты: сиреневый; Iba1 – микроглия: красный; нейрофиламент – нейронные аксоны: зелёный, Hoechst – ядра: синий)221. Панели воспроизведены с разрешения: (a) i. ref. 45., Nature; ii. ref. 48., Nature; iii. ref. 53., Nature; iv. ref. 56., Wiley; v. ref. 59., Nature; vi. ref. 60., Science; и (b) i. ref. 65., PLOS; ii. ref. 221., Nature; iii. ref. 221., Nature. Панели (a и b) созданы с использованием BioRender.com и распространяются под лицензией CC BY-NC-ND 4.0 International (creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/deed.en).
Полимерная электроника Полимеры обладают сочетанием гибкости, инертности, электрохимической стабильности и долговечности, которые необходимы для создания долговечных, тканеподобных электронных устройств. Полимерные субстраты и покрытия были предложены для уменьшения механического несоответствия на границе электрод-ткань, в то время как проводящие полимеры разработаны для снижения импеданса электрода. Изолирующие полимеры, такие как полидиметилсилоксан (PDMS), парилен-С, SU-8, полиимид (PI) и полиэтилентерефталат (PET), обладают необходимой инертностью, средней герметичностью, биосовместимостью и пригодностью для обработки с использованием традиционных литографических и микрообрабатывающих технологий. Поэтому эти полимеры являются типичными материалами выбора для субстрата и инкапсуляции гибких нейроэлектронных интерфейсов. Например, имплантат на основе PDMS, состоящий из субстрата PDMS, золотых соединений и мягких электродов с композитом Pt-PDMS, был разработан для имитации формы и модуля упругости спинальной твёрдой мозговой оболочки. Этот имплантат, названный e-dura, использовался для восстановления локомоции после травмы спинного мозга у крыс путём одновременной доставки серотонинергических препаратов через микрофлюидный канал и непрерывной электрической стимуляции определённых спинальных сегментов. Не было обнаружено значительных различий в экспрессии активированных астроцитов или микроглии в пояснично-крестцовых отделах спинного мозга крыс, имплантированных e-dura в течение 6 недель, по сравнению с контрольной группой. Аналогично, прямая фотолитография Au на SU-8 использовалась для создания эндоваскулярных зондов, которые могут быть доставлены в сосуды диаметром менее 100 мкм в мозге крыс. После введения эти гибкие зонды прилипают к стенкам кровеносного сосуда, как стент, и могут использоваться для записи локальных полевых потенциалов, а также одиночных единичных (SU) спайков с минимальной хронической воспалительной реакцией. Тот же полимер использовался для ультратонких (<1 мкм) нейроноподобных Pt-электродов, спроектированных для соответствия механическим свойствам нейронных клеток. Эти зонды продемонстрировали изгибную жёсткость, приблизительно равную...
которая была как минимум в 5 раз ниже, чем у других гибких нейронных имплантатов 63,80,81,82 , и сравнима с жёсткостью аксона.
в зависимости от диаметра)49,83. Тонкоплёночные микроэлектродные массивы также были изготовлены путём микроструктурирования наноматериалов, таких как графен55,84,85,86,87, Ti3C2Tx MXene54,88,89, углеродные нанотрубки90 и Pt наностержни91 на тонких (<10 мкм) полимерных субстратах.
В отличие от традиционных полимеров, которые обычно являются изоляторами, проводящие полимеры способны проводить электрический ток благодаря их уникальной конъюгированной молекулярной системе и исследовались для нейроэлектронных приложений из-за их гибкости и электрохимической стабильности. Поли(3,4-этилендиокситиофен) полистиролсульфонат (PEDOT:PSS) является наиболее широко используемым проводящим полимером как в виде покрытий, так и в виде свободностоящих плёнок для снижения импеданса и улучшения возможностей передачи сигналов нейронных электродов. Например, NeuroGrid, ультратонкий (4 мкм) электродный массив с гибкими электродами из свободностоящего PEDOT:PSS, успешно использовался для регистрации потенциалов действия отдельных клеток с поверхности мозга крысы в течение до 10 дней, а также в активной нейроэлектронике (т.е. с встроенным усилением сигнала) на основе органических электрохимических транзисторов (OECT) из PEDOT:PSS. Кроме того, нанотрубки из PEDOT и полипиррола (PPy) на электродах Мичигана на основе иридия (Ir) не только улучшают электрохимические свойства электродов, но и способствуют росту нейритов в эксплантатах дорсальных ганглиев по сравнению с непокрытыми имплантатами Ir. Полностью полимерная мягкая электроника, состоящая из внутреннего ядра PDMS-PEG-PEDOT и внешнего изолирующего слоя из фторсиликона или парилена С, показала снижение прикрепления микроглии и улучшение адгезии нейронов по сравнению с жёсткими контрольными образцами in vitro. Тестирование in vivo в остром режиме показало, что мягкие электроды с покрытием из фторсиликона способны регистрировать вызванные потенциалы действия в зрительной коре взрослых крыс.
Инженерия специфических морфологических и топологических особенностей, таких как макро-, микро- и нанопористость, а также сетчатые геометрии для достижения структурной гибкости и биоинтеграции, является ещё одним подходом, успешно применяемым для минимизации травм тканей и рубцевания. В частности, имплантаты с открытой сетчатой структурой уменьшают общую изгибную жёсткость имплантата и могут способствовать врастанию тканей и диффузии питательных веществ. Например, сетчатые электроды (<1 мкм), состоящие из SU-8 и слоёв Cr/Au, демонстрируют на четыре порядка меньшую изгибную жёсткость по сравнению с тонкими зондами из PI (25 мкм, сетка: 0,104 нН⋅м, PI: 3,3 × 10³ нН⋅м) и не вызывают долгосрочных изменений в распределении нейронов и глии на границе сетка-ткань через 3 месяца после имплантации в мозг мышей. Хронические исследования записи и стимуляции in vivo продемонстрировали стабильные локальные полевые потенциалы и единичные записи в мозге мышей в течение как минимум 8 месяцев. Другая вариация сетчатых массивов использовала биоресорбируемый шёлковый фиброин для создания ультратонкой (2,5 мкм) электроники. Эти массивы тестировались в зрительной коре кошек, и были зарегистрированы спящие веретена с высокой амплитудой и отношением сигнал/шум (SNR) в течение 4 недель имплантации. Более того, растяжимая сетчатая наноэлектроника была разработана для достижения долгосрочных и стабильных электрофизиологических измерений развивающихся мозговых органоидов и записи на уровне отдельных клеток одних и тех же нейронов на протяжении всей взрослой жизни мышей.
Гидрогелевая электроника
Гидрогели представляют собой трёхмерные сети из сшитых органических и неорганических материалов, способных поглощать и удерживать значительное количество воды. Традиционно гидрогели состоят из полимерных молекул; однако недавно были разработаны многочисленные бесплимерные гидрогели. В зависимости от состава или специфических модификаций гидрогели могут быть изолирующими или проводящими за счёт включения ионных жидкостей и электролитов, наноматериалов или проводящих полимеров, что делает их подходящими для использования как в качестве пассивирующих слоёв, так и в качестве электродных контактов. Благодаря высокому содержанию воды гидрогели по своей природе мягкие и могут соответствовать модулю Юнга нейронных тканей хозяина, значительно снижая вызываемую жёсткостью реакцию на инородное тело (FBR). Кроме того, их универсальность и настраиваемые электрические, механические и химические свойства играют ключевую роль в преодолении разрыва между жёсткой электроникой и динамической, мягкой и органической природой биологических тканей.
Мягкие гидрогелевые покрытия, такие как #полиэтиленгликоль ( #PEG ) и поли(виниловый спирт) ( #PVA ), на жёстких электродных структурах показали эффективность в снижении формирования глиального рубца и потерь нейронов. Покрытия из гидрогеля полиэтиленгликоль диметакрилата ( #PEG-DMA ) на капиллярах из боросиликатного стекла оказались эффективными в снижении фрикционных сил от микродвижений ткань-имплантат, что впоследствии уменьшало глиотическое рубцевание от полей напряжения вокруг имплантата. Метаматериалы с новыми функциональными возможностями также могут быть синтезированы путём включения наноматериалов в гидрогелевую матрицу, что приводит к созданию мягких, растяжимых и электропроводящих гидрогелевых композитов. Например, вязкоупругие матрицы из альгината были объединены с хлопьями Ag, а гидрогелевые композиты Ag-полиакриламид-альгинат использовались для разработки электродов, монтируемых на кожу, для нейромышечной электрической стимуляции. Полностью вязкоупругий массив на основе гидрогеля был изготовлен с использованием ионно-проводящей матрицы альгината, усиленной хлопьями графена и углеродными нанотрубками, с минимальной активацией астроцитов и усиленным распространением нейритов in vitro. Этот массив был проверен in vivo путём стимуляции мышц у мышей, записи ЭКГ на сердцах мышей и низкоамплитудных локальных полевых потенциалов с эпидуральной поверхности коры крыс. Высокопроводящие (867 S м⁻¹) гибридные гидрогели PPy-PEDOT:PSS с иерархической пористой структурой повышали жизнеспособность клеток PC12 и обеспечивали высокочувствительное электрохимическое биосенсирование дофамина in vitro. Гидрогели из проводящих полимеров (полианилин, PPy или полиаминоиндол) также были сшиты с PEDOT:PSS в качестве проводящего допанта, демонстрируя улучшенную жизнеспособность in vitro и способность к in situ детекции биоактивных молекул (например, дофамина и перекиси водорода), выделяемых живыми клетками. Кроме того, монолитные биоэлектронные интерфейсы, полностью напечатанные на 3D-принтере из гидрогеля, показали эффективность в стимуляции и регистрации электрофизиологической активности различных тканей и органов крыс in vivo, а также в стимуляции седалищных нервов и спинного мозга крыс.
Биоактивная электроника
Нейронные электродные имплантаты могут быть покрыты биоактивными компонентами, которые соответствуют или имитируют биохимическую среду ткани хозяина, чтобы улучшить адгезию клеток, избежать иммунного ответа и минимизировать формирование глиального рубца (Рис. 2b). Биоактивные покрытия часто включают белки внеклеточного матрикса (ECM), молекулы адгезии и факторы роста для обеспечения долгосрочной биосовместимости и привлечения роста нейритов, а также антитела, которые используют взаимодействия между клетками и окружающей средой для специфического таргетинга нейронных зондов на определённые типы клеток.
Для минимизации воспалительного иммунного ответа и инкапсуляции глиальным рубцом ламинарные MEA-зонды на основе Si обрабатывали молекулой адгезии нейронных клеток L1, что привело к более значительному снижению покрытия поверхности микроглией и активации удалённых микроглиальных клеток по сравнению с необработанными зондами in vivo. За 16 недель массивы Si с покрытием L1, имплантированные в первичную зрительную кору мышей, показали более высокий выход визуально вызванных одиночных единиц (SU), более высокую амплитуду SU и отношение сигнал/шум (SNR), а также увеличение плотности нейронов и снижение активации микроглии по сравнению с непокрытыми Si имплантатами. В другом исследовании изучалось, может ли покрытие ламинином уменьшить глиальный ответ на Si MEA. Несмотря на увеличение активации микроглии через 1 день после имплантации, указывающее на потенциальный острый стимулирующий эффект ламинина на микроглию, в долгосрочной перспективе наблюдалось снижение глиального рубца в модели на крысах через 1 месяц in vivo. Аналогично, покрытие Si MEA смесью белков ECM, полученных из астроцитов, привело к уменьшению формирования глиального рубца по сравнению с одобренными FDA коллагеновыми покрытиями. Другая биомолекула, гиалуроновая кислота (HA), была объединена с PPy и использована в качестве покрытия на микро проводах Ir, что значительно уменьшило глиальное рубцевание через три недели in vivo. Покрытия, преимущественно состоящие из белков ECM, не изменяли импеданс и механические свойства микроизготовленных массивов Au/парилен С microECoG и были эффективны в снижении глиального рубцевания через 7 и 30 дней после субдуральной имплантации в соматосенсорную кору крыс по сравнению с непокрытыми массивами. Помимо использования в качестве нейропротективных покрытий, молекулы адгезии нейронных клеток или белки ECM, интегрированные в гидрогели, могут создавать биоактивную электронику с функциями активной доставки лекарств и молекул, включая факторы роста нервов и противовоспалительные препараты, такие как дексаметазон и α-MSH.
Для улучшения адгезии и дифференциации клеток использовался послойный подход сборки для покрытия подложки Si/SiO2 чередующимися наноразмерными плёнками полиэтиленэмина (PEI) или хитозана с желатином или ламинином. Многослойные покрытия PEI-ламинин показали наилучшую адгезию к кортикальным нейронам и оставались стабильными не менее 7 дней in vitro в симулированных физиологических условиях, не влияя на импеданс MEA. Аналогично, подложки PPy, допированные молекулой ECM хондроитинсульфатом и функционализированные коллагеном типа I, способствовали дифференциации клеток PC12 и росту нейритов. В другом исследовании плёнки PPy-α-COOH, модифицированные обычным мотивом клеточной адгезии (аргинилглициласпарагиновая кислота), показали более высокую адгезию и распространение клеток по сравнению с немодифицированными плёнками PPy-α-COOH и стандартными плёнками PPy, без изменения проводимости плёнки. Биоактивные покрытия также могут использоваться для специфического таргетинга клеток. Например, сетчатая электроника на основе SU-8, функционализированная антителами (anti-EAAT2, anti-CD11b, anti-D2DR) и синтетическим пептидом, полученным из ламинина-1, при имплантации in vivo в гиппокамп мышей позволила специфически таргетировать типы клеток (нейроны, астроциты и микроглию) и даже подтипы нейронов (нейроны, экспрессирующие D2R) в хронических электрофизиологических записях и продольном гистологическом анализе. Проводящие полимеры, имитирующие клеточную мембрану, на основе этилендиокситиофена также были предложены. В этих проводящих полимерах сочетались биохимические (с конъюгацией синтетического пептида, полученного из ламинина-1) и электрические возможности стимуляции для достижения селективного связывания клеток PC12 и усиленного роста нейритов.
Проблемы и перспективы
Использование биомиметических платформ, основанных на тонкоплёночных проводниках и проводящих полимерах, позволяет этим интерфейсам демонстрировать низкий импеданс электродов благодаря их высокой электрической проводимости и электрохимической ёмкости. В результате возможны электрофизиологические записи с высоким отношением сигнал/шум, поскольку уровень теплового шума в записях прямо пропорционален импедансу электрода. Интерфейсы с высокой электрохимической ёмкостью также обеспечивают эффективную электрическую стимуляцию, минимизируя нежелательные и потенциально вредные необратимые фарадеевские реакции на границе электрод-ткань. Эти характеристики делают биомиметические платформы предпочтительными для электрофизиологических записей и стимуляции. Электрическая проводимость гидрогелевой электроники зависит от перколяционной сети проводящих наполнителей внутри объёма гидрогелей, собственной электрической проводимости полимерных цепей и подвижности ионов через объёмную воду. Такая структурная композиция не обеспечивает проводимость на уровне металлов и наноуглеродов. Однако механическая податливость гидрогелей по отношению к биологическим тканям позволяет использовать их в более безопасных хронических приложениях. В случае биоактивных интерфейсов структурные и электрические свойства биоактивных компонентов определяют общие функциональные характеристики интерфейса. Например, покрытия, способствующие адгезии, усиливают связь с целевыми нейронами, что улучшает качество записей. Учитывая совместимость биомиметических и биоактивных интерфейсов с существующими системами сбора данных и стимуляции, эти интерфейсы хорошо подходят для электрофизиологических записей с высокой пропускной способностью и стимуляционной ёмкостью.
Долгосрочные вызовы нейронных интерфейсов включают обеспечение стабильности и производительности устройств в хронических физиологических условиях, снижение реакции на инородное тело и формирования глиального рубца, а также решение проблем масштабируемости производства. Биомиметические устройства в значительной степени зависят от долговечности материалов электродов, которые должны выдерживать физиологические нагрузки с течением времени для обеспечения стабильной работы. Биоактивная электроника сталкивается с дополнительными вызовами, такими как хроническая эффективность, безопасность, биодоступность, контролируемое высвобождение биомолекул, снижение воспаления от ферментативной деградации и навигация по сложным регуляторным путям. Будущие направления должны быть сосредоточены на разработке биомиметической и биоактивной электроники с адаптивными свойствами, которые приспосабливаются к изменениям в тканевой среде, включая различные стадии роста тканей, развития и заживления после имплантации. Включение динамических функциональностей в полимерные субстраты через материалы с изменением формы и топографическую биоэлектронику открывает перспективные пути для реализации таких платформ. Устройства с изменением формы могут динамически адаптировать свою форму для улучшения соответствия тканям и точности сигнала при стимуляции и записи, в то время как топографические электроды используют структурирование поверхности для направления выравнивания клеток, способствуя улучшенной интеграции электрода с тканью. Кроме того, биоактивная электроника может эволюционировать в интеллектуальные биоинтерфейсы, которые способны активно распознавать биохимические сигналы и реагировать целенаправленной доставкой лекарств по требованию или электрической стимуляцией. Учитывая проблемы хронической стабильности нейронных интерфейсов, также растёт интерес к биоразлагаемой или транзиентной электронике для приложений, не требующих долгосрочной функциональности.
Биогибридная электроника
Сочетание подходов тканевой инженерии с биоэлектроникой является перспективным направлением для улучшения биосовместимости и долгосрочной интеграции нейронных интерфейсов путём создания биологической платформы внутри устройства для интеграции с клетками хозяина. Традиционно исследования биогибридной электроники были сосредоточены на посеве живых клеток непосредственно на электронные устройства или инкапсуляции клеток в гидрогелевые каркасы, содержащие клетки (Рис. 3a). Одной из первых попыток объединения традиционных электродов с клетками был нейротрофический «конусный электрод» (1988). Полый стеклянный конус, содержащий изолированные золотые провода и фрагмент седалищного нерва, использовался для стимулирования роста кортикальных нейритов внутрь конуса и на записывающую поверхность, обеспечивая стабильные записи в течение до 15 месяцев. Интересно, что попытки заменить живой биологический компонент (например, седалищный нерв) биомолекулами (например, факторами роста нейритов) привели к снижению роста нейритов, что подчёркивает преимущества систем, содержащих клетки, по сравнению с простыми биоактивными покрытиями на синтетической поверхности. Эта стратегия перешла в клинические испытания на людях, продемонстрировав более десяти лет стабильных записей у пациента с синдромом запертого человека. Примечательно, что гистологический анализ через 13 лет после имплантации показал рост нейритов в кончик электрода без признаков глиального рубца, демонстрируя интеграционные возможности биогибридного нейроэлектронного интерфейса. Ещё одним ранним примером биогибридного нейронного интерфейса является ситовой электрод с клеточным контейнером, разработанный в 2002 году для взаимодействия с периферическими нервами после травматических повреждений. Имплантированный на дистальный конец культи нерва, этот «нейронный микрозонд» был первым биогибридным устройством с микроситовыми кольцевыми электродами, контактирующими с проекциями аксона, растущими через клеточный контейнер. Аксоны в биогибридном устройстве выступали посредниками для хронического соединения между микроэлектродами и целевыми мышцами, сохраняя нейромышечные соединения и восстанавливая контроль скелетных мышц после повреждения периферического нерва. С тех пор было предложено несколько биогибридных стратегий для включения живых клеток в имплантируемые устройства, включая прикрепление клеток к электродам, функционализированным биомолекулами, производными от ECM, и гидрогелевые каркасы, содержащие клетки, для функционального восстановления нервов. Нейроэлектрические реле, созданные с помощью тканевой инженерии, также были разработаны путём выращивания нейронов непосредственно на электропроводящих полимерных волокнах с последующим покрытием тонким слоем агарозного гидрогеля для поддержания адгезии нейронной сети на волокнах. Волокна полианилин-полипропилена (PA-PP) малого диаметра (<400 мкм), покрытые коллагеном, поддерживали адгезию нейронов дорсальных ганглиев (DRG) и рост нейритов, представляя перспективный подход к созданию массивов механически податливых электродов, предварительно засеянных живыми нейронными сетями. Аналогично, нейропротезный интерфейс, использующий выращенные в растяжении инженерные аксонные тракты, нанесённые на гибкие MEA на основе PI, был разработан для взаимодействия MEA с регенерирующими периферическими нервами. Сборки аксон/MEA выращивались in vitro, встраивались в агарозную матрицу, помещались в нервные направляющие трубки диаметром 4 мм и пришивались к пересечённым седалищным нервам, демонстрируя врастание аксона хозяина и васкуляризацию уже через 2 недели in vivo.
Электроды, засеянные клетками, для улучшения интерфейса устройство-ткань Раннее признание того, что живые клетки могут влиять на микроокружение имплантированных электродов, привело к недавним систематическим исследованиям того, как биогибридные устройства могут воздействовать на плотность окружающих нейронных клеток. Массивы на основе парилена С, изготовленные с полым резервуаром для содержания нейронных стволовых клеток в альгинатном гидрогеле (Рис. 3b), показали поддержку выживаемости нейронов хозяина и снижение тканевой реакции через 1 месяц после имплантации, главным образом за счёт секретируемых нейропротективных факторов. Однако на более поздних этапах деградация гидрогелевой инкапсуляции привела к снижению жизнеспособности нейронов вблизи имплантата, подчёркивая важность настройки механических и биохимических свойств гидрогелей для содействия выживанию клеток. С использованием аналогичной стратегии нейронные клетки-предшественники, выращенные на покрытых ламинином кремниевых электродах, показали улучшенную интеграцию и снижение глиального рубцевания, при этом нейротрофические факторы выделялись астроцитами вокруг имплантата (Рис. 3d) в течение недели. Однако для продвижения таких технологий к клиническому применению необходима хроническая производительность, превышающая несколько недель in vivo.
Альтернативный подход, основанный на нейронном сфероиде, культивируемом в микрокамере на кончике проникающего электрода, был предложен для нейронной стимуляции в глубоких структурах мозга. Однако зависимость от неуправляемого роста аксона из сфероида может ограничить практичность такого подхода, и он тестировался только in vitro. Аналогично, гибкий MEA на основе парилена С с массивом нейросфероидов использовался для активации 2D-культур кортикальных нейронов in vitro. Другой подход, включающий гибкие и прозрачные шёлковые плёнки с микроструктурированными электродами, также был описан, где микроканавки регулировали выравнивание глиальных клеток и направляли пространственно ограниченный рост кортикальных нейронов. Здесь функциональность интерфейса была подтверждена in vitro измерением Ca2+ ответа при электрической стимуляции кортикальных нейронов. Ещё одна стратегия взаимодействия живых клеток с электронными материалами основана на полимеризации PEDOT на электродах, засеянных нейронными клетками in vitro. Проводящий полимер обволакивал тела и аксоны нейронов, и электрохимическая характеристика выявила значительный вклад живых клеток в матрицу PEDOT. Хотя жизнеспособность сохранялась почти неделю, затем наблюдался апоптоз нейронов, захваченных в матрице PEDOT, возможно, из-за физического и биохимического нарушения сигнализации интегринов, отсутствия клеточной адгезии с белками ECM и окислительного стресса из-за изменений цитоскелета.
Инкорпорация клеток в гидрогелевые субстраты предлагает множество преимуществ, включая механическую податливость, защиту клеток и микроокружение, подобное ECM, что в конечном итоге поддерживает выживание клеток трансплантата и долгосрочную функциональность поверхности электрода. Гидрогели являются чрезвычайно универсальными платформами с настраиваемыми механическими и химическими свойствами, создающими микроокружение, благоприятное для роста и жизнеспособности клеток в трёхмерных культурах. Биохимические сигнальные сигналы и свойства, такие как механическая жёсткость, разлагаемость и вязкоупругость, непосредственно влияют на ключевые клеточные процессы, включая определение судьбы клеток, дифференциацию, пролиферацию, адгезию и распространение, а также взаимодействия клетка-клетка и клетка-матрица. Динамическая настройка этих характеристик также позволяет гидрогелям моделировать физиологические изменения, наблюдаемые при старении и нейродегенеративных заболеваниях, предоставляя важные данные о том, как изменённые биофизические сигналы влияют на функции и поведение клеток. С более чем 100 продуктами на основе гидрогелей, одобренными FDA и Европейским агентством по лекарственным средствам (EMA), и растущим числом клинических испытаний, исследующих новые гидрогелевые биоматериалы для новых приложений, гидрогели показали значительный успех как биоматериалы в доклинических и клинических условиях. Полимеры, такие как гиалуроновая кислота (HA), силикон, полиэтиленгликоль (PEG), коллаген и целлюлоза, составляют более половины одобренных гидрогелевых продуктов и преобладают в текущих клинических испытаниях. Для улучшения хронической производительности интракортикальных имплантатов гибридные микроэлектроды были засеяны гиппокампальными нейронами или астроцитами и покрыты для защиты тонким биоразлагаемым фибриновым гидрогелевым покрытием (Рис. 3c). Примечательно, что гидрогелевый слой, содержащий живые клетки, уменьшал количество реактивных астроцитов без значительного изменения импеданса электрода. Более того, полное рассасывание фибринового гидрогеля в течение 7 дней может устранить проблему набухания гидрогеля in vivo с последующим увеличением расстояния между электродами и клетками хозяина. В качестве заметного достижения в этой области были описаны биогибридные устройства, состоящие из двухслойной гидрогелевой структуры с биоразлагаемым слоем, содержащим клетки, поверх проводящего гидрогеля. В этих многослойных структурах биоразлагаемый гидрогель решал проблему потери жизнеспособности нейронных клеток-предшественников, содержащихся внутри, и дополнительно уменьшал механическое несоответствие между тканью и электродом, в то время как проводящий гидрогелевый слой на поверхности металлических электродов улучшал ёмкость хранения заряда и пределы инжекции по сравнению с необработанными Pt-устройствами. Однако наблюдался ограниченный рост нейритов и отсутствие формирования синапсов, что дополнительно подчёркивает необходимость мотивации и направления роста после имплантации. Despite the advantages, the issues of host tissue response, glial scar formation, and graft rejection of cell-laden hydrogels still need to be addressed. Кроме того, направленный рост и миграция клеток после имплантации должны быть контролируемыми, чтобы обеспечить интеграцию, минимизировать потерю клеток и устранить риск аномального роста. Наконец, хотя большинство исследований сосредоточены на влиянии свойств гидрогеля на нейроны, физическая и биохимическая среда, предоставляемая гидрогелем, также имеет решающее значение для глиальных клеток. Действительно, жёсткость гидрогеля PVA, усиленного серицином и желатином (PVA-SG), играет значительную роль в морфологии глиальных клеток и отложении белков ECM, что крайне важно для развития функциональных нейронных тканей. Электроды, засеянные клетками, для функционального восстановления
Регенеративная биоэлектроника для функционального восстановления нервов
Недавние достижения в области биогибридной регенеративной биоэлектроники способствовали функциональному восстановлению периферических нервов после травм и ампутаций. Устройство на основе парилена-С с золотыми дорожками и микроэлектродами PEDOT:PSS, засеянное человеческими скелетными миоцитами, полученными из индуцированных плюрипотентных стволовых клеток (iPSC), в фибриновом гидрогеле, сформировало зрелые миофибриллы к 8 дню in vitro (Рис. 3e). После имплантации это биогибридное устройство сформировало нейромышечные соединения, что подтверждалось окрашиванием ацетилхолинэстеразы (AChE), чего не наблюдалось в контрольных устройствах без миоцитов. Примечательно, что электрические записи нервов постепенно улучшались в течение 4 недель, что можно объяснить биологическим усилением сигналов и улучшенной интеграцией с тканью по сравнению с полностью синтетическими устройствами. Биогибридные интерфейсы с тканеспецифической селективностью могут быть реализованы путём тщательной инженерии фенотипов клеток в этих устройствах. Например, миоциты могут селективно интегрироваться с моторными нейронами для восстановления моторной функции, сенсорные нейроны могут способствовать восстановлению ощущений, а нейронные или глиальные клетки могут поддерживать приложения в центральной нервной системе. Однако в исследовании наблюдалась некоторая вариабельность в степени интеграции у разных животных, что вызывает вопросы о переводимости таких подходов.
Биогибридные многоэлектродные массивы
В стремлении создать эффективные нейронные интерфейсы, которые бесшовно интегрируются с тканью хозяина и улучшают коммуникацию с нейронными цепями, недавно был предложен подход с использованием «биогибридного переходного микроэлектродного массива». Устройство, напоминающее биогибридный эквивалент глубоко проникающих MEA (например, массива Юта), состоит из матрицы 4×4 пирамидальных электродов, содержащих нейронные клетки. Аксоны, выступающие из каждого электрода в нативную ткань, предположительно обеспечивают улучшенное пространственно-временное разрешение по сравнению с традиционными имплантатами MEA. Хотя этот дизайн направлен на содействие синаптической интеграции биоэлектронных устройств с нейронными тканями для двунаправленной коммуникации (чтение и стимуляция), на наш взгляд, интеграция и функциональность таких устройств ещё не были описаны. Для создания интерфейсов высокого разрешения потребуются дальнейшие исследования для направления проекций аксона и формирования синапсов. Проблемы и перспективы Биогибридные интерфейсы объединяют клеточные конструкции с традиционной биоэлектроникой для улучшения биосовместимости и хронической биоинтеграции путём минимизации реакции на инородное тело и установления тесной связи с целевыми тканями. Современные биогибридные системы используют существующие системы сбора данных и стимуляции, что позволяет им соответствовать пропускной способности и функциональности биомиметической электроники. Однако перевод биогибридных технологий в клиническую практику сталкивается с несколькими ключевыми вызовами. Во-первых, временной разрыв между имплантацией устройства и началом физиологически значимых взаимодействий с тканями хозяина может составлять от нескольких недель до месяцев, что является значительным препятствием. Этот задержка в основном связана с временем, необходимым для роста и созревания клеток внутри устройств в функциональные единицы, способные генерировать и передавать электрофизиологические сигналы, а также для роста нейритов и синаптогенеза. Инновации в направленном росте, предварительно сформированных аксонных трактах и целевом синаптогенезе представляют перспективные пути для устранения этой задержки и улучшения долгосрочной функциональности биогибридных устройств. Кроме того, обеспечение прочной адгезии клеток к устройствам критически важно не только для предотвращения отсоединения во время введения, но и для сохранения удержания клеток после имплантации, что влияет на функциональность, безопасность и долговечность устройства. Оптимизация миграции и жизнеспособности клеток, а также точное управление судьбой клеток, если используются стволовые клетки, имеют решающее значение для обеспечения специфичности таргетинга и избежания нежелательных побочных эффектов. Свойства материалов биогибридных устройств, включая набухание гидрогеля, биоразлагаемость и иммуномодуляцию, также должны быть тщательно настроены для обеспечения долгосрочной стабильности. Контролируемое производство и количественная оценка белков ECM, а также локальная доставка биомолекул и часто игнорируемое включение глиальных клеток могут лучше имитировать естественную клеточную среду, окружающую биогибридные устройства. Другие типы клеток, специфичные для целевого приложения, могут способствовать синергетической интеграции с возбудимыми тканями за пределами нервной системы, такими как скелетные, гладкие или сердечные мышцы.
Взгляд в будущее показывает, что биогибридные системы обладают большим потенциалом для продвижения регенеративной электроники и новых терапевтических вмешательств на различных биологических масштабах. Интеграция наноматериалов для прямой модуляции клеточной активности на клеточном уровне позволит разработать биогибридные платформы следующего поколения, которые можно модулировать дистанционно. Такие платформы не только расширят исследования клеточной коммуникации in vitro, но и позволят разрабатывать терапии для таких заболеваний, как нарушения зрения. С другой стороны, использование подходов тканевой инженерии позволяет проектировать регенеративную электронику, которая может безопасно интегрироваться с тканями и органами. 3D биогибридные конструкции различных геометрий были описаны как строительные блоки сложных тканей. Например, волокноподобные структуры из клеток и белков ECM, обёрнутые гидрогелевой оболочкой, могут собираться в ткани in vitro и формировать 3D ткани, вдохновлённые фасциями, такие как мышцы, нервы и сухожилия. Такие структуры могут образовывать синапсы с нативными тканями и обеспечивать стимуляцию высокого разрешения, чего невозможно достичь с помощью традиционной глубокой стимуляции мозга. Существующие биогибридные системы обычно основаны на пассивных компонентах с ограниченной адаптивностью к внешним сигналам. Инженерия структурных и функциональных свойств искусственных и живых компонентов биогибридных систем может способствовать интеграции адаптивных и развитию интеллектуальных интерфейсов. Например, недавно описанный ферроэлектрический живой интерфейс может способствовать точно настроенной секреции экзосом для биомиметического нейроваскулярного ремоделирования в регенеративной медицине и биоинтеграции.
Поскольку новые технологии производства, такие как 3D биопечать, позволяют создавать био-вдохновлённые устройства с высоким пространственным разрешением на нескольких масштабах, васкуляризация и иннервация живых компонентов представляют значительные вызовы. Микрофлюидные устройства, вдохновлённые ангиогенезом, и электрокаталитическая генерация кислорода на месте для биоэлектронных платформ, содержащих клетки, — это лишь некоторые из стратегий, которые могут быть применены для поддержки крупных биогибридных конструкций. Достижения в генной инженерии также могут привести к интересным разработкам, включая биогибридные инженерные клеточные фабрики, то есть имплантируемые биоэлектронные устройства, предназначенные для активной регуляции тканевого микроокружения путём секреции белков, нейротрансмиттеров, цитокинов и других биомолекул. Исследования в области генерации кислорода и иммунной защиты имплантированных терапевтических ксенотрансплантатов in vivo могут обеспечить долгосрочные биоэлектронные клеточные терапии. Кроме того, достижения в области in situ сборки проводящих полимеров, локализованных внеклеточно к живым нейронам, представляют захватывающую перспективу для инноваций в биогибридных устройствах. Общий подход для реализации такой уникальной фабрикации бесубстратной органической биоэлектроники непосредственно in vivo использует метаболиты, присутствующие в ткани, для in situ полимеризации мягких проводящих гелей. Закрепление проводящих полимеров на клеточной мембране путём введения инженерных мономеров в липидный бислой устанавливает тесную связь между синтетическими материалами и клеточной мембраной, необходимую для будущих биоэлектронных приложений. В качестве альтернативы, путём генетической модификации можно вводить специфические ферменты на клеточные мембраны для катализа in situ полимеризации проводящих полимеров для целевого контроля над биологическими интерфейсами. Хотя биогибридные устройства часто не используют аутологичные клетки, будущие итерации могут включать индуцированные плюрипотентные стволовые клетки (iPSCs). Будущие направления для биогибридных устройств могут быть сосредоточены на интеграции саморемонтирующихся материалов для продления срока службы устройства и разработке биосенсоров для адаптивных терапевтических ответов, таких как контролируемое высвобождение соединений или электрическая стимуляция. Встроенные клетки могут действовать как биологические сенсоры, запуская замкнутые ответные реакции на изменения в микроокружении хозяина или производительности устройства. Использование биогибридных подходов может привести к созданию мультимодальных устройств, сочетающих диагностические, терапевтические и регенеративные функции в рамках единой универсальной платформы.
Живая электроника и интерфейсы
Термин «живая электроника и интерфейсы» описывает системы, состоящие исключительно из биологически производных материалов и живых клеток. В отличие от биогибридных устройств, здесь живые клетки не просто обеспечивают биологический интерфейсный слой, а выступают в качестве активных входных/выходных терминалов устройства. Таким образом, обмен информацией между имплантатом и тканями хозяина в основном регистрируется, преобразуется и модулируется живыми клетками, а не синтетическими компонентами. Этот подход может быть использован для разработки полностью живых электродов для двунаправленной коммуникации в центральной и периферической нервной системе, а также практически в любой электрически активной ткани тела. Основной принцип заключается в использовании нейронных аксон как преобразователей сигналов вместо других проводящих материалов. Инкапсуляция и направление таких нейронов и аксонных трактов в гидрогелевой микроколонне позволяют проводить биофабрикацию полностью живых тканеинженерных медицинских продуктов, готовых к имплантации (Рис. 4a).
а) Схема живого электрода, состоящего из гидрогелевой микроколонны, засеянной нейронным агрегатом. Длинные аксонные пути растут вдоль микроколонны для синаптической интеграции с тканью хозяина. б) μTENNs как платформенная технология для двунаправленных полностью оптических живых электродов для записи и модуляции нейронной активности. в) Дофаминергические μTENNs для восстановления нигростриарного пути в моделях болезни Паркинсона. г) Реакция хозяина через 1 месяц после имплантации микроэлектрода Мичигана, бесклеточной гидрогелевой микроколонны и живого электрода, иммуномаркированных для микроглии/макрофагов (IBA-1; красный) и астроцитов (GFAP; фиолетовый). Панели воспроизведены с разрешения: б. ref. 188., Wiley, и ref. 70., Science; в. ref. 191., Wiley; г. ref. 188., Wiley. Панель а создана с использованием BioRender.com и распространяется под лицензией CC BY-NC-ND 4.0 International (creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/deed.en).
В последние годы концепция живых электродов приобрела все большую популярность, и ее применение охватывает несколько неврологических состояний188. Около десяти лет назад микротканеинженерные нейронные сети (μTENN) были впервые представлены как методы изготовления биоинспирированных нейронных путей большой протяженности189. μTENN состоят из гидрогелевой микроколонки, засеянной популяцией агрегированных нейронов с длинновыступающими аксонами, растущими через просвет микроколонки, что дает начало живым электродам на основе аксонов как технологической платформе для связи с нервной системой и восстановления утраченной функции после травмы или нейродегенерации. В то время как большинство приложений включают одиночные μTENN70,188,189,191, трехмерные многоклеточные биосхемы также могут быть изготовлены с помощью вложенных μTENN. Например, двунаправленный аксональный рост сенсорных нейронов ганглия заднего корешка (DRG-SN) может иннервировать как корковые нейроны, так и кардиомиоциты, что подтверждает концепцию полностью биологических нейромодуляторных биосхем192. Функциональная связность 3D-аксональных трактов, созданных с помощью тканевой инженерии, также была оценена с помощью визуализации флуоресценции кальция, что подчеркивает потенциал этих конструкций как физиологически значимых платформ in vitro для неврологических исследований193. Тканевые аксональные тракты для синаптических интерфейсов мозг-машина Тканевые аксональные тракты могут образовывать биологическую связь между хозяином и электроникой, предоставляя платформу для синаптических BMI. Синаптическая запись и нейромодуляция предлагают изысканное сочетание специфичности и долговременной точности, потенциально позволяя осуществлять протезный контроль, сенсорную и проприоцептивную обратную связь, а также стимуляцию и торможение нейронных цепей188. Сообщалось о живых электродах на основе аксонов с несколькими подтипами нейронов для стимуляции, ингибирования и модуляции нейронной активности70,188. Синаптическая интеграция отдельных аксонов с сотнями нейронов-хозяев обеспечивает высокое пространственное разрешение посредством биологического мультиплексирования, а преимущественный синаптогенез на основе подтипов нейронов может привести к улучшенной целевой специфичности188. μTENN с нейронными агрегатами по обе стороны микроколонки действуют как двунаправленные живые электроды, которые обеспечивают биологически обоснованную «полностью оптическую» платформу ввода/вывода для регистрации и стимуляции коры головного мозга (рис. 4b, d)70,188. Были продемонстрированы биоизготовленные живые электроды с длиннопроецирующимися глутаматергическими аксонами в гидрогелевых микроколонках для оптико-биологического мониторинга и модуляции активности мозга с высокой специфичностью и долговечностью в имплантируемых нейронных интерфейсах70. Используя оптогенетические манипуляции, можно достичь нейромодуляции кортикальной активности (вход) и мониторинга кортикальной активности (выход) с помощью света для целевого считывания и управления in vivo70,194. Были показаны выживаемость и интеграция живого электрода, имплантированного в модель крысы, а также функциональная связь посредством интравитальной визуализации кальция с оптическим считыванием на основе GCaMP после имплантации70. Хотя эти результаты продемонстрировали осуществимость интерфейсов ввода-вывода для всех живых, уровень синаптической интеграции и последующая пропускная способность передачи информации остаются проблемами. Необходимо также рассмотреть потребность в новых модальностях стимуляции и записи, способных взаимодействовать с живыми электродами с обычными нейроинженерными аппаратами70. ... Живые каркасы для восстановления и иннервации за пределами мозга ...
Проблемы и перспективы
Живая электроника и интерфейсы состоят исключительно из биологических компонентов и не содержат никаких синтетических материалов. Поэтому они не используют обычные системы для записи и стимуляции электрофизиологической активности. Живые электроды и интерфейсы обычно полагаются на оптическую визуализацию70 и парадигмы удаленной стимуляции212,213 для записи и стимуляции соответственно. Эта зависимость от флуоресцентной микроскопии ограничивает пропускную способность передачи, учитывая низкое временное разрешение современных систем визуализации и флуоресцентных репортеров. Достижения в области сверхбыстрой флуоресцентной микроскопии напрямую расширят возможности современных живых интерфейсов.
Для успешного переноса всех живых интерфейсов из лабораторных условий в клинику критически важна хронически стабильная структурная и функциональная интеграция с тканями хозяина. В частности, содействие регенерации тканей, предотвращение фиброза или отторжения и адаптация к индивидуальной анатомии и патологии пациента являются ключевыми областями для будущего улучшения. Изменчивость между исследованиями животных in vivo и опора в первую очередь на посмертный гистологический анализ для подтверждения надлежащей синаптической интеграции могут задержать разработку технологии. Эти проблемы можно смягчить путем интеграции неинвазивных возможностей мониторинга и диагностики в устройства для облегчения отслеживания и адаптации их производительности и реакции тканей с течением времени. Пропускная способность передачи информации синаптически опосредованной живой электроники по сути ограничена количеством синапсов на интерфейсе ткань/устройство, и декодирование выходной нейронной активности является значительной проблемой. Однако механизмы ввода более просты и обеспечивают целевую, специфическую стратегию замены нейротрансмиттера, которая по своей сути является самообновляющейся. Стратегии направленного аксонального роста могут улучшить жизнеспособность и интеграцию после трансплантации, в то время как клеточно-специфический контроль и целевой синаптогенез могут обеспечить биологически опосредованную селективность интерфейса и точные терапевтические вмешательства. Эта стратегия по существу смягчает хронический FBR70,188,207; Однако это создает другие уникальные проблемы, включая значительные нормативные препятствия, поскольку успешный клинический перевод дополнительно требует масштабируемого и воспроизводимого производства для устройств, специфичных для пациента, с постоянным выживанием, ростом, синаптогенезом и хронической функциональной стабильностью.
Неинвазивные методы мониторинга и модуляции живых интерфейсов также имеют решающее значение212,213. Сетчатая наноэлектроника уже была интегрирована с органоидами, не нарушая их рост, предлагая хроническую электрофизиологию всей ткани с высоким пространственно-временным разрешением214. Взаимодействие наноматериалов с нейронными агрегатами может использовать оптические, магнитные, электрические и тепловые средства для неинвазивной нейромодуляции «киборговых» живых электродов. Например, фототермически активные наноматериалы, взаимодействующие с нейронными агрегатами, могут изменять электрофизиологию живых электродов для неинвазивной, полностью оптической и негенетической нейромодуляции212. Минимально инвазивное удаление устройств или их нежизнеспособных компонентов является еще одной важной областью внимания. Стратегии могут включать оптическую стимуляцию для обратимой активации или деактивации, фармакологические вмешательства или встроенный генетический «выключатель», который обеспечивает безопасность пациента215,216. Точное нацеливание желаемых нейронных субпопуляций для соответствующей модуляции на уровне цепи является еще одной проблемой, поскольку достижения в нейронной дифференциации и редактировании генов предлагают новые возможности для настройки синаптической интеграции, чтобы включить живые электроды, которые подавляют, возбуждают или модулируют активность на основе конкретного приложения. Наборы инструментов синтетической биологии, включая редактирование генов живых клеток и вирусов, также уже все чаще используются в качестве живых строительных блоков для электроники, сенсорных компонентов или источников питания, что дает начало области «живой синтэлектроники»217.
Заключение
Нейронные интерфейсы и электроника развиваются в направлении биоинспирированных конструкций посредством тщательной разработки материалов и архитектуры устройств. Эти подходы позволяют искусственным нейронным технологиям имитировать нативные биологические ткани и смягчать пагубный FBR. Стратегии реализации биоинспирированных конструкций можно разделить на биомиметические, биоактивные, биогибридные и живые интерфейсы. В этом обзоре мы обсудили фундаментальные принципы проектирования, лежащие в основе каждой из биоинспирированных стратегий устройств, и обобщили соответствующие основополагающие конструкции устройств (таблица 1). Обсуждаемые биоинспирированные платформы устанавливают двунаправленную связь с целевыми нервными тканями, а также предоставляют платформу для регенеративной тканевой инженерии.
Таблица 1. Краткое изложение принципов проектирования, ключевых свойств, преимуществ, текущих ограничений и статуса клинического перевода для каждой из биоэлектронных стратегий Из: Био-Био-вдохновленная электроника: Мягкие, биогибридные и «живые» нейронные интерфейсы
Необходимо преодолеть несколько нормативных, технических и биологических препятствий, прежде чем эти технологии смогут получить широкое клиническое применение. Ключевая задача заключается в определении точных взаимодействий и механизмов действия устройств и соблюдении строгих стандартов безопасности и эффективности, требуемых такими агентствами, как FDA и EMA. С технической точки зрения устройства должны демонстрировать хроническую структурную и функциональную стабильность, минимизируя иммунный ответ хозяина на интерфейсе ткань-устройство. Биомиметические устройства, такие как нейронные нити (Neuralink)75, стентроды (Synchron)74 и тонкопленочные сетки microECoG (Precision Neuroscience)76, уже получили от FDA обозначение прорывных устройств для ускорения процесса их разработки и регулирования. Это было достигнуто во многом благодаря значительным исследовательским усилиям и инвестициям в биомиметические устройства, а также их зависимости от хорошо зарекомендовавших себя производственных процессов и материалов, одобренных для клинического использования. Недавно Science Corporation достигла значительного рубежа в проверке биогибридной электроники, интегрировав ее с существующими кортикальными структурами194. Эта демонстрация доказательства концепции прокладывает путь для будущего развития и трансляции широкополосных BCI для управления целенаправленным поведением.
Конъюгация биологически полученных материалов, таких как белки и клетки, с электронными платформами увеличивает сложность устройства и соображения для клинического перевода. Хотя регуляторные пути для продуктов тканевой инженерии, таких как клеточная терапия218,219, дают некоторые указания, они остаются недостаточно разработанными для устройств, которые интегрируют биологические и электронные компоненты. Здесь крайне важно установить биоинтеграцию и хроническую стабильность всех интерфейсов. Для устройств, содержащих клетки и полностью живых, важно обеспечить точный контроль над судьбой клеток, миграцией и интеграцией. Кроме того, вторичные механизмы действия, такие как высвобождение нейротрансмиттера или ремоделирование микросреды интерфейса, должны быть точно настроены для предотвращения нецелевых эффектов.
Другим критически важным соображением для возможного клинического перевода этих новых технологий является масштабирование производства с соблюдением текущих правил надлежащей производственной практики (cGMP)220. Хотя cGMP усложняют схемы изготовления, требуют строго контролируемых условий культивирования и требуют воспроизводимости и надежности лабораторных исследований для эффективного клинического применения, они гарантируют, что разработанные медицинские устройства соответствуют всем применимым требованиям и спецификациям для безопасной эксплуатации. Поскольку различие между живыми и синтетическими компонентами становится все более размытым, крайне важно ориентироваться в сложной сети технических, этических и нормативных соображений для ответственной разработки био-вдохновленных нейронных интерфейсов следующего поколения, которые являются безопасными, эффективными, справедливыми и доступными для пациентов, независимо от их географического и социально-экономического статуса. Резюме отчета Дополнительная информация о дизайне исследования доступна в Резюме отчета Nature Portfolio, связанном с этой статьей.
CoolMeNation
:Hope AND Change
Опубликовано: 21 февраля 2025 года
Био-вдохновленная электроника: мягкие, биогибридные и «живые» нейроинтерфейсы https://www.nature.com/articles/s41467-025-57016-0 Димитрис Буфидис, Рагхав Гарг, Евгения Ангелопулос, Д. Кейси Каллен и Флавия Витале
Nature Communications, том 16, номер статьи: 1861 (2025) Цитировать эту статью
Аннотация
Технологии нейроинтерфейсов все больше развиваются в направлении биовдохновленных подходов для улучшения интеграции и долгосрочной функциональности. Недавние стратегии объединяют мягкие материалы с тканевой инженерией для создания биологически активных и/или содержащих клетки «живых» слоев на границе ткань-устройство, что обеспечивает бесшовную биоинтеграцию и новые терапевтические возможности, опосредованные клетками. В этом обзоре рассматривается область биовдохновленной электроники и обсуждаются ключевые недавние разработки в области тканеподобной и регенеративной биоэлектроники, от мягких биоматериалов и биоактивных покрытий с функционализированной поверхностью до биогибридных и полностью «живых» интерфейсов, содержащих клетки. Мы определяем и контекстуализируем ключевые термины в этой новой области и подчеркиваем, как биологические и живые компоненты могут способствовать клиническому внедрению.
Введение
Стремительный рост нейроэлектроники меняет клиническую диагностику и лечение различных расстройств, внедряя новые инвазивные и носимые технологии, способные точно отслеживать и модулировать физиологические функции на уровне клеток, органов и нейронных цепей. Неинвазивные методы картирования мозга, такие как электроэнцефалография (ЭЭГ) с поверхности головы, играют важную роль в диагностике и мониторинге неврологических заболеваний, таких как эпилепсия, расстройства сна, болезнь Паркинсона, инсульт, опухоли мозга и другие. ЭЭГ широко применяется в клинической практике благодаря низкой стоимости, безопасности и простоте использования, хотя записи ограничены низкочастотной активностью, генерируемой в подлежащих корковых областях. В отличие от этого, инвазивные технологии, такие как интерфейсы мозг-компьютер (BCI) и мозг-машина (BMI), позволяют проводить высокоскоростные записи из более глубоких структур мозга, включая как корковые, так и подкорковые мишени. Первая демонстрация инвазивных интерфейсов, имплантированных человеку, была зарегистрирована в 1998 году, за ней последовали успешные испытания BCI с использованием микроэлектродных массивов Юта (Utah MEAs) в рамках первых испытаний BrainGate/Мозговые ворота в начале 2000-х годов. За последние десятилетия прогресс в области имплантируемой электроники привел к новым знаниям о функциях мозга, заболеваниях и поведении, что, в свою очередь, позволило разработать и усовершенствовать новые терапевтические стратегии. Примеры включают электрокортикографию (ЭКоГ) и стерео-ЭЭГ для предоперационного и интраоперационного мониторинга эпилепсии, адаптивную нейростимуляцию, декодирование речи, восстановление моторики после травмы спинного мозга, замкнутые сенсомоторные интерфейсы для управления протезами, а также глубокую стимуляцию мозга (DBS) для лечения болезни Паркинсона и нейропсихиатрических состояний. Сегодня область нейроэлектроники привлекает все больше внимания и поддержки со стороны академических кругов, правительства и промышленности, и многие из этих технологий уже продвигаются по пути клинического внедрения. Несмотря на такой значительный прогресс, фундаментальное несоответствие между свойствами искусственной электроники и биологических субстратов по-прежнему существенно ограничивает функциональность, безопасность и срок службы нейроэлектронных имплантатов. В этой обзорной статье мы рассматриваем новые стратегии, предложенные для разработки биоинспирированной электроники и интерфейсов, от биомиметической тканеподобной электроники до биогибридных и полностью «живых» подходов, в конечном итоге направленных на бесшовную структурную и функциональную интеграцию между имплантатами и тканями хозяина (Рис. 1).
Для преодоления этих проблем и обеспечения бесшовной интеграции нейроэлектронных устройств с мозговыми структурами хозяина стратегии проектирования и выбор материалов всё больше направлены на разработку биомиметической электроники, которая становится всё более тканеподобной. Мягкие и гибкие устройства, спроектированные так, чтобы лучше соответствовать механическим свойствам биологических тканей, смягчают FBR, минимизируя механическую травму и уменьшая повреждения, вызванные микродвижениями. Решения для повышения гибкости устройств включают комбинацию конструктивных подходов, таких как сетчатые структуры, волокна и ультратонкие плёнки, а также использование специально разработанных материалов, таких как мягкие полимеры и эластомеры, гидрогели и проводящие нанокомпозиты. Хотя минимизация размеров и толщины устройств может частично смягчить механическое несоответствие с тканью, всё больше исследований показывают, что материалы с модулем упругости и составом, близкими к нейронным тканям, могут ещё больше уменьшить FBR и обеспечить долгосрочную стабильную интеграцию. Кроме того, функционализация поверхности электронных компонентов биомолекулами позволяет использовать биохимические сигналы из микроокружения ткани-хозяина и внеклеточного матрикса (ECM), реализуя таким образом «биоактивную» электронику. В «биогибридных» нейроинтерфейсах слой живых клеток на границе мозг-устройство не только лучше имитирует нативные ткани, но также может служить активным каркасом для содействия регенерации ткани, миграции и дифференциации клеток, одновременно отслеживая эти процессы путём преобразования биоэлектронных сигналов. Наконец, «полностью живые» подходы для синаптически опосредованного управления нейронными цепями подчёркивают новую парадигму в биоинспирированной электронике, состоящей исключительно из биологических компонентов и живых клеток. Ключевая терминология, лежащая в основе этой новой области, здесь определена и контекстуализирована, организуя ключевые исследовательские достижения и основные вызовы в отдельные подразделы континуума биоинспирированной электроники (см. Бокс 1).
БОКС 1. Навигация по терминологии биоинспирированной электроники
Биомиметическая электроника разрабатывается для имитации механических свойств тканей, повышая совместимость и снижая травматизм за счёт использования мягких, гибких конструкций и органических или синтетических материалов, таких как полимеры или гидрогели, для уменьшения жёсткости и лучшего соответствия механическим свойствам биологических тканей.Биоактивная электроника включает биологически полученные компоненты, такие как белки внеклеточного матрикса (ECM), факторы роста и/или молекулы адгезии, которые взаимодействуют с окружающей средой, способствуя пролиферации клеток и регенерации тканей. Биоактивная электроника может быть дополнительно функционализирована для целенаправленного воздействия на определённые клетки, минимизации привлечения микроглии и даже обеспечения доставки лекарств и генов по требованию.
Биогибридная электроника содержит живые клетки, которые формируют биологический слой на границе устройство/ткань, улучшая биоинтеграцию и потенциально выступая в качестве активных каркасов для изучения патофизиологии и/или содействия регенерации тканей.
Живая электроника и интерфейсы состоят исключительно из биологических компонентов и живых клеток, которые функционируют как активные входные/выходные компоненты устройства. Обмен информацией между имплантатом и тканями хозяина в основном регистрируется, преобразуется и модулируется живыми клетками, а не синтетическими компонентами.
Биомиметическая и биоактивная электроника
Биомиметическая электроникаБиомиметические нейроинтерфейсы и электроника имитируют физические свойства целевых тканей для статической структурной интеграции, оптимизируя дизайн и/или выбор материалов для снижения воспаления и реакции на инородное тело (FBR), минимизации напряжения от микродвижений имплантата и бесшовного соответствия морфологическим и биохимическим свойствам тканей (Рис. 2a). Биомиметическую электронику можно классифицировать на основе геометрических и конструктивных принципов (например, ультратонкие металлические или полупроводниковые структуры для минимизации изгибной жёсткости, открытые и трёхмерные (3D) сетчатые геометрии для улучшения интеграции с тканью хозяина, змеевидные структуры для растяжимости и т.д.) или на основе используемых материалов (например, мягкие полимеры, гидрогели, наноматериалы низкой плотности и нанокомпозиты). После многолетней доклинической разработки и валидации биомиметические нейроинтерфейсы, использующие микроэлектроды, такие как стентрод Synchron, нити Neuralink и тонкоплёночные микроЭКоГ-сетки Precision Neuroscience, сейчас продвигаются в клинических испытаниях к коммерциализации, и многие другие находятся в стадии разработки.
i. Взаимопроникновение между нейронами (β-тубулин; зелёный) и сетчатой электроникой (красный) после совместной инъекции в Matrigel в течение 14 дней45.
ii. Иллюстрация конструкции гибкого гидрогелевого зонда с многофункциональными волоконными элементами48.
iii. Ультратонкий электродный массив для длительных записей с кортикальной поверхности крысы53.
iv. Растяжимая высокоплотная сетка электродов из нанопроводов диоксида титана, покрытых золотом, в силиконовой матрице56.
v. Полностью гидрогелевый биоэлектронный интерфейс на основе биконтинуального проводящего полимерного гидрогеля59.
vi. Электронная твёрдая мозговая оболочка (e-dura) с растяжимыми золотыми соединениями, мягкими электродами из Pt/силикона и микрофлюидным каналом для доставки лекарств, восстанавливающим локомоцию у парализованных крыс60.
б) Схема биоактивных электродов, покрытых биомолекулами.
i. Изображение поперечного сечения микроэлектродного массива Au-парилен С, покрытого внеклеточным матриксом (ECM), полученное с помощью сканирующей электронной микроскопии65.
ii. Конфокальные флуоресцентные изображения, показывающие рост нейритов, формирование нейронной сети (β-тубулин III; зелёный) и наличие ядер нейронов (Hoechst; синий) для непокрытых и покрытых коллагеном I/фибронектином нейронных электродов Au-парилен С221.
iii. Конфокальные флуоресцентные изображения, демонстрирующие сниженный ответ микроэлектродов Au-парилен С, покрытых ECM, на глубине 2 мм ниже кортикальной поверхности по сравнению с кремниевыми микроэлектродами (GFAP – астроциты: сиреневый; Iba1 – микроглия: красный; нейрофиламент – нейронные аксоны: зелёный, Hoechst – ядра: синий)221.
Панели воспроизведены с разрешения: (a) i. ref. 45., Nature; ii. ref. 48., Nature; iii. ref. 53., Nature; iv. ref. 56., Wiley; v. ref. 59., Nature; vi. ref. 60., Science; и (b) i. ref. 65., PLOS; ii. ref. 221., Nature; iii. ref. 221., Nature. Панели (a и b) созданы с использованием BioRender.com и распространяются под лицензией CC BY-NC-ND 4.0 International (creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/deed.en).
Полимеры обладают сочетанием гибкости, инертности, электрохимической стабильности и долговечности, которые необходимы для создания долговечных, тканеподобных электронных устройств. Полимерные субстраты и покрытия были предложены для уменьшения механического несоответствия на границе электрод-ткань, в то время как проводящие полимеры разработаны для снижения импеданса электрода. Изолирующие полимеры, такие как полидиметилсилоксан (PDMS), парилен-С, SU-8, полиимид (PI) и полиэтилентерефталат (PET), обладают необходимой инертностью, средней герметичностью, биосовместимостью и пригодностью для обработки с использованием традиционных литографических и микрообрабатывающих технологий. Поэтому эти полимеры являются типичными материалами выбора для субстрата и инкапсуляции гибких нейроэлектронных интерфейсов. Например, имплантат на основе PDMS, состоящий из субстрата PDMS, золотых соединений и мягких электродов с композитом Pt-PDMS, был разработан для имитации формы и модуля упругости спинальной твёрдой мозговой оболочки. Этот имплантат, названный e-dura, использовался для восстановления локомоции после травмы спинного мозга у крыс путём одновременной доставки серотонинергических препаратов через микрофлюидный канал и непрерывной электрической стимуляции определённых спинальных сегментов. Не было обнаружено значительных различий в экспрессии активированных астроцитов или микроглии в пояснично-крестцовых отделах спинного мозга крыс, имплантированных e-dura в течение 6 недель, по сравнению с контрольной группой. Аналогично, прямая фотолитография Au на SU-8 использовалась для создания эндоваскулярных зондов, которые могут быть доставлены в сосуды диаметром менее 100 мкм в мозге крыс. После введения эти гибкие зонды прилипают к стенкам кровеносного сосуда, как стент, и могут использоваться для записи локальных полевых потенциалов, а также одиночных единичных (SU) спайков с минимальной хронической воспалительной реакцией. Тот же полимер использовался для ультратонких (<1 мкм) нейроноподобных Pt-электродов, спроектированных для соответствия механическим свойствам нейронных клеток. Эти зонды продемонстрировали изгибную жёсткость, приблизительно равную...
В отличие от традиционных полимеров, которые обычно являются изоляторами, проводящие полимеры способны проводить электрический ток благодаря их уникальной конъюгированной молекулярной системе и исследовались для нейроэлектронных приложений из-за их гибкости и электрохимической стабильности. Поли(3,4-этилендиокситиофен) полистиролсульфонат (PEDOT:PSS) является наиболее широко используемым проводящим полимером как в виде покрытий, так и в виде свободностоящих плёнок для снижения импеданса и улучшения возможностей передачи сигналов нейронных электродов. Например, NeuroGrid, ультратонкий (4 мкм) электродный массив с гибкими электродами из свободностоящего PEDOT:PSS, успешно использовался для регистрации потенциалов действия отдельных клеток с поверхности мозга крысы в течение до 10 дней, а также в активной нейроэлектронике (т.е. с встроенным усилением сигнала) на основе органических электрохимических транзисторов (OECT) из PEDOT:PSS. Кроме того, нанотрубки из PEDOT и полипиррола (PPy) на электродах Мичигана на основе иридия (Ir) не только улучшают электрохимические свойства электродов, но и способствуют росту нейритов в эксплантатах дорсальных ганглиев по сравнению с непокрытыми имплантатами Ir. Полностью полимерная мягкая электроника, состоящая из внутреннего ядра PDMS-PEG-PEDOT и внешнего изолирующего слоя из фторсиликона или парилена С, показала снижение прикрепления микроглии и улучшение адгезии нейронов по сравнению с жёсткими контрольными образцами in vitro. Тестирование in vivo в остром режиме показало, что мягкие электроды с покрытием из фторсиликона способны регистрировать вызванные потенциалы действия в зрительной коре взрослых крыс.
Инженерия специфических морфологических и топологических особенностей, таких как макро-, микро- и нанопористость, а также сетчатые геометрии для достижения структурной гибкости и биоинтеграции, является ещё одним подходом, успешно применяемым для минимизации травм тканей и рубцевания. В частности, имплантаты с открытой сетчатой структурой уменьшают общую изгибную жёсткость имплантата и могут способствовать врастанию тканей и диффузии питательных веществ. Например, сетчатые электроды (<1 мкм), состоящие из SU-8 и слоёв Cr/Au, демонстрируют на четыре порядка меньшую изгибную жёсткость по сравнению с тонкими зондами из PI (25 мкм, сетка: 0,104 нН⋅м, PI: 3,3 × 10³ нН⋅м) и не вызывают долгосрочных изменений в распределении нейронов и глии на границе сетка-ткань через 3 месяца после имплантации в мозг мышей. Хронические исследования записи и стимуляции in vivo продемонстрировали стабильные локальные полевые потенциалы и единичные записи в мозге мышей в течение как минимум 8 месяцев. Другая вариация сетчатых массивов использовала биоресорбируемый шёлковый фиброин для создания ультратонкой (2,5 мкм) электроники. Эти массивы тестировались в зрительной коре кошек, и были зарегистрированы спящие веретена с высокой амплитудой и отношением сигнал/шум (SNR) в течение 4 недель имплантации. Более того, растяжимая сетчатая наноэлектроника была разработана для достижения долгосрочных и стабильных электрофизиологических измерений развивающихся мозговых органоидов и записи на уровне отдельных клеток одних и тех же нейронов на протяжении всей взрослой жизни мышей.
Гидрогелевая электроника
Гидрогели представляют собой трёхмерные сети из сшитых органических и неорганических материалов, способных поглощать и удерживать значительное количество воды. Традиционно гидрогели состоят из полимерных молекул; однако недавно были разработаны многочисленные бесплимерные гидрогели. В зависимости от состава или специфических модификаций гидрогели могут быть изолирующими или проводящими за счёт включения ионных жидкостей и электролитов, наноматериалов или проводящих полимеров, что делает их подходящими для использования как в качестве пассивирующих слоёв, так и в качестве электродных контактов. Благодаря высокому содержанию воды гидрогели по своей природе мягкие и могут соответствовать модулю Юнга нейронных тканей хозяина, значительно снижая вызываемую жёсткостью реакцию на инородное тело (FBR). Кроме того, их универсальность и настраиваемые электрические, механические и химические свойства играют ключевую роль в преодолении разрыва между жёсткой электроникой и динамической, мягкой и органической природой биологических тканей.Мягкие гидрогелевые покрытия, такие как #полиэтиленгликоль ( #PEG ) и поли(виниловый спирт) ( #PVA ), на жёстких электродных структурах показали эффективность в снижении формирования глиального рубца и потерь нейронов. Покрытия из гидрогеля полиэтиленгликоль диметакрилата ( #PEG-DMA ) на капиллярах из боросиликатного стекла оказались эффективными в снижении фрикционных сил от микродвижений ткань-имплантат, что впоследствии уменьшало глиотическое рубцевание от полей напряжения вокруг имплантата. Метаматериалы с новыми функциональными возможностями также могут быть синтезированы путём включения наноматериалов в гидрогелевую матрицу, что приводит к созданию мягких, растяжимых и электропроводящих гидрогелевых композитов. Например, вязкоупругие матрицы из альгината были объединены с хлопьями Ag, а гидрогелевые композиты Ag-полиакриламид-альгинат использовались для разработки электродов, монтируемых на кожу, для нейромышечной электрической стимуляции. Полностью вязкоупругий массив на основе гидрогеля был изготовлен с использованием ионно-проводящей матрицы альгината, усиленной хлопьями графена и углеродными нанотрубками, с минимальной активацией астроцитов и усиленным распространением нейритов in vitro. Этот массив был проверен in vivo путём стимуляции мышц у мышей, записи ЭКГ на сердцах мышей и низкоамплитудных локальных полевых потенциалов с эпидуральной поверхности коры крыс. Высокопроводящие (867 S м⁻¹) гибридные гидрогели PPy-PEDOT:PSS с иерархической пористой структурой повышали жизнеспособность клеток PC12 и обеспечивали высокочувствительное электрохимическое биосенсирование дофамина in vitro. Гидрогели из проводящих полимеров (полианилин, PPy или полиаминоиндол) также были сшиты с PEDOT:PSS в качестве проводящего допанта, демонстрируя улучшенную жизнеспособность in vitro и способность к in situ детекции биоактивных молекул (например, дофамина и перекиси водорода), выделяемых живыми клетками. Кроме того, монолитные биоэлектронные интерфейсы, полностью напечатанные на 3D-принтере из гидрогеля, показали эффективность в стимуляции и регистрации электрофизиологической активности различных тканей и органов крыс in vivo, а также в стимуляции седалищных нервов и спинного мозга крыс.
Биоактивная электроника
Нейронные электродные имплантаты могут быть покрыты биоактивными компонентами, которые соответствуют или имитируют биохимическую среду ткани хозяина, чтобы улучшить адгезию клеток, избежать иммунного ответа и минимизировать формирование глиального рубца (Рис. 2b). Биоактивные покрытия часто включают белки внеклеточного матрикса (ECM), молекулы адгезии и факторы роста для обеспечения долгосрочной биосовместимости и привлечения роста нейритов, а также антитела, которые используют взаимодействия между клетками и окружающей средой для специфического таргетинга нейронных зондов на определённые типы клеток.Для минимизации воспалительного иммунного ответа и инкапсуляции глиальным рубцом ламинарные MEA-зонды на основе Si обрабатывали молекулой адгезии нейронных клеток L1, что привело к более значительному снижению покрытия поверхности микроглией и активации удалённых микроглиальных клеток по сравнению с необработанными зондами in vivo. За 16 недель массивы Si с покрытием L1, имплантированные в первичную зрительную кору мышей, показали более высокий выход визуально вызванных одиночных единиц (SU), более высокую амплитуду SU и отношение сигнал/шум (SNR), а также увеличение плотности нейронов и снижение активации микроглии по сравнению с непокрытыми Si имплантатами. В другом исследовании изучалось, может ли покрытие ламинином уменьшить глиальный ответ на Si MEA. Несмотря на увеличение активации микроглии через 1 день после имплантации, указывающее на потенциальный острый стимулирующий эффект ламинина на микроглию, в долгосрочной перспективе наблюдалось снижение глиального рубца в модели на крысах через 1 месяц in vivo. Аналогично, покрытие Si MEA смесью белков ECM, полученных из астроцитов, привело к уменьшению формирования глиального рубца по сравнению с одобренными FDA коллагеновыми покрытиями. Другая биомолекула, гиалуроновая кислота (HA), была объединена с PPy и использована в качестве покрытия на микро проводах Ir, что значительно уменьшило глиальное рубцевание через три недели in vivo. Покрытия, преимущественно состоящие из белков ECM, не изменяли импеданс и механические свойства микроизготовленных массивов Au/парилен С microECoG и были эффективны в снижении глиального рубцевания через 7 и 30 дней после субдуральной имплантации в соматосенсорную кору крыс по сравнению с непокрытыми массивами. Помимо использования в качестве нейропротективных покрытий, молекулы адгезии нейронных клеток или белки ECM, интегрированные в гидрогели, могут создавать биоактивную электронику с функциями активной доставки лекарств и молекул, включая факторы роста нервов и противовоспалительные препараты, такие как дексаметазон и α-MSH.
Для улучшения адгезии и дифференциации клеток использовался послойный подход сборки для покрытия подложки Si/SiO2 чередующимися наноразмерными плёнками полиэтиленэмина (PEI) или хитозана с желатином или ламинином. Многослойные покрытия PEI-ламинин показали наилучшую адгезию к кортикальным нейронам и оставались стабильными не менее 7 дней in vitro в симулированных физиологических условиях, не влияя на импеданс MEA. Аналогично, подложки PPy, допированные молекулой ECM хондроитинсульфатом и функционализированные коллагеном типа I, способствовали дифференциации клеток PC12 и росту нейритов. В другом исследовании плёнки PPy-α-COOH, модифицированные обычным мотивом клеточной адгезии (аргинилглициласпарагиновая кислота), показали более высокую адгезию и распространение клеток по сравнению с немодифицированными плёнками PPy-α-COOH и стандартными плёнками PPy, без изменения проводимости плёнки. Биоактивные покрытия также могут использоваться для специфического таргетинга клеток. Например, сетчатая электроника на основе SU-8, функционализированная антителами (anti-EAAT2, anti-CD11b, anti-D2DR) и синтетическим пептидом, полученным из ламинина-1, при имплантации in vivo в гиппокамп мышей позволила специфически таргетировать типы клеток (нейроны, астроциты и микроглию) и даже подтипы нейронов (нейроны, экспрессирующие D2R) в хронических электрофизиологических записях и продольном гистологическом анализе. Проводящие полимеры, имитирующие клеточную мембрану, на основе этилендиокситиофена также были предложены. В этих проводящих полимерах сочетались биохимические (с конъюгацией синтетического пептида, полученного из ламинина-1) и электрические возможности стимуляции для достижения селективного связывания клеток PC12 и усиленного роста нейритов.
Проблемы и перспективы
Использование биомиметических платформ, основанных на тонкоплёночных проводниках и проводящих полимерах, позволяет этим интерфейсам демонстрировать низкий импеданс электродов благодаря их высокой электрической проводимости и электрохимической ёмкости. В результате возможны электрофизиологические записи с высоким отношением сигнал/шум, поскольку уровень теплового шума в записях прямо пропорционален импедансу электрода. Интерфейсы с высокой электрохимической ёмкостью также обеспечивают эффективную электрическую стимуляцию, минимизируя нежелательные и потенциально вредные необратимые фарадеевские реакции на границе электрод-ткань. Эти характеристики делают биомиметические платформы предпочтительными для электрофизиологических записей и стимуляции. Электрическая проводимость гидрогелевой электроники зависит от перколяционной сети проводящих наполнителей внутри объёма гидрогелей, собственной электрической проводимости полимерных цепей и подвижности ионов через объёмную воду. Такая структурная композиция не обеспечивает проводимость на уровне металлов и наноуглеродов. Однако механическая податливость гидрогелей по отношению к биологическим тканям позволяет использовать их в более безопасных хронических приложениях. В случае биоактивных интерфейсов структурные и электрические свойства биоактивных компонентов определяют общие функциональные характеристики интерфейса. Например, покрытия, способствующие адгезии, усиливают связь с целевыми нейронами, что улучшает качество записей. Учитывая совместимость биомиметических и биоактивных интерфейсов с существующими системами сбора данных и стимуляции, эти интерфейсы хорошо подходят для электрофизиологических записей с высокой пропускной способностью и стимуляционной ёмкостью.Долгосрочные вызовы нейронных интерфейсов включают обеспечение стабильности и производительности устройств в хронических физиологических условиях, снижение реакции на инородное тело и формирования глиального рубца, а также решение проблем масштабируемости производства. Биомиметические устройства в значительной степени зависят от долговечности материалов электродов, которые должны выдерживать физиологические нагрузки с течением времени для обеспечения стабильной работы. Биоактивная электроника сталкивается с дополнительными вызовами, такими как хроническая эффективность, безопасность, биодоступность, контролируемое высвобождение биомолекул, снижение воспаления от ферментативной деградации и навигация по сложным регуляторным путям. Будущие направления должны быть сосредоточены на разработке биомиметической и биоактивной электроники с адаптивными свойствами, которые приспосабливаются к изменениям в тканевой среде, включая различные стадии роста тканей, развития и заживления после имплантации. Включение динамических функциональностей в полимерные субстраты через материалы с изменением формы и топографическую биоэлектронику открывает перспективные пути для реализации таких платформ. Устройства с изменением формы могут динамически адаптировать свою форму для улучшения соответствия тканям и точности сигнала при стимуляции и записи, в то время как топографические электроды используют структурирование поверхности для направления выравнивания клеток, способствуя улучшенной интеграции электрода с тканью. Кроме того, биоактивная электроника может эволюционировать в интеллектуальные биоинтерфейсы, которые способны активно распознавать биохимические сигналы и реагировать целенаправленной доставкой лекарств по требованию или электрической стимуляцией. Учитывая проблемы хронической стабильности нейронных интерфейсов, также растёт интерес к биоразлагаемой или транзиентной электронике для приложений, не требующих долгосрочной функциональности.
Биогибридная электроника
Сочетание подходов тканевой инженерии с биоэлектроникой является перспективным направлением для улучшения биосовместимости и долгосрочной интеграции нейронных интерфейсов путём создания биологической платформы внутри устройства для интеграции с клетками хозяина. Традиционно исследования биогибридной электроники были сосредоточены на посеве живых клеток непосредственно на электронные устройства или инкапсуляции клеток в гидрогелевые каркасы, содержащие клетки (Рис. 3a). Одной из первых попыток объединения традиционных электродов с клетками был нейротрофический «конусный электрод» (1988). Полый стеклянный конус, содержащий изолированные золотые провода и фрагмент седалищного нерва, использовался для стимулирования роста кортикальных нейритов внутрь конуса и на записывающую поверхность, обеспечивая стабильные записи в течение до 15 месяцев. Интересно, что попытки заменить живой биологический компонент (например, седалищный нерв) биомолекулами (например, факторами роста нейритов) привели к снижению роста нейритов, что подчёркивает преимущества систем, содержащих клетки, по сравнению с простыми биоактивными покрытиями на синтетической поверхности. Эта стратегия перешла в клинические испытания на людях, продемонстрировав более десяти лет стабильных записей у пациента с синдромом запертого человека. Примечательно, что гистологический анализ через 13 лет после имплантации показал рост нейритов в кончик электрода без признаков глиального рубца, демонстрируя интеграционные возможности биогибридного нейроэлектронного интерфейса. Ещё одним ранним примером биогибридного нейронного интерфейса является ситовой электрод с клеточным контейнером, разработанный в 2002 году для взаимодействия с периферическими нервами после травматических повреждений. Имплантированный на дистальный конец культи нерва, этот «нейронный микрозонд» был первым биогибридным устройством с микроситовыми кольцевыми электродами, контактирующими с проекциями аксона, растущими через клеточный контейнер. Аксоны в биогибридном устройстве выступали посредниками для хронического соединения между микроэлектродами и целевыми мышцами, сохраняя нейромышечные соединения и восстанавливая контроль скелетных мышц после повреждения периферического нерва. С тех пор было предложено несколько биогибридных стратегий для включения живых клеток в имплантируемые устройства, включая прикрепление клеток к электродам, функционализированным биомолекулами, производными от ECM, и гидрогелевые каркасы, содержащие клетки, для функционального восстановления нервов. Нейроэлектрические реле, созданные с помощью тканевой инженерии, также были разработаны путём выращивания нейронов непосредственно на электропроводящих полимерных волокнах с последующим покрытием тонким слоем агарозного гидрогеля для поддержания адгезии нейронной сети на волокнах. Волокна полианилин-полипропилена (PA-PP) малого диаметра (<400 мкм), покрытые коллагеном, поддерживали адгезию нейронов дорсальных ганглиев (DRG) и рост нейритов, представляя перспективный подход к созданию массивов механически податливых электродов, предварительно засеянных живыми нейронными сетями. Аналогично, нейропротезный интерфейс, использующий выращенные в растяжении инженерные аксонные тракты, нанесённые на гибкие MEA на основе PI, был разработан для взаимодействия MEA с регенерирующими периферическими нервами. Сборки аксон/MEA выращивались in vitro, встраивались в агарозную матрицу, помещались в нервные направляющие трубки диаметром 4 мм и пришивались к пересечённым седалищным нервам, демонстрируя врастание аксона хозяина и васкуляризацию уже через 2 недели in vivo.Раннее признание того, что живые клетки могут влиять на микроокружение имплантированных электродов, привело к недавним систематическим исследованиям того, как биогибридные устройства могут воздействовать на плотность окружающих нейронных клеток. Массивы на основе парилена С, изготовленные с полым резервуаром для содержания нейронных стволовых клеток в альгинатном гидрогеле (Рис. 3b), показали поддержку выживаемости нейронов хозяина и снижение тканевой реакции через 1 месяц после имплантации, главным образом за счёт секретируемых нейропротективных факторов. Однако на более поздних этапах деградация гидрогелевой инкапсуляции привела к снижению жизнеспособности нейронов вблизи имплантата, подчёркивая важность настройки механических и биохимических свойств гидрогелей для содействия выживанию клеток. С использованием аналогичной стратегии нейронные клетки-предшественники, выращенные на покрытых ламинином кремниевых электродах, показали улучшенную интеграцию и снижение глиального рубцевания, при этом нейротрофические факторы выделялись астроцитами вокруг имплантата (Рис. 3d) в течение недели. Однако для продвижения таких технологий к клиническому применению необходима хроническая производительность, превышающая несколько недель in vivo.
Альтернативный подход, основанный на нейронном сфероиде, культивируемом в микрокамере на кончике проникающего электрода, был предложен для нейронной стимуляции в глубоких структурах мозга. Однако зависимость от неуправляемого роста аксона из сфероида может ограничить практичность такого подхода, и он тестировался только in vitro. Аналогично, гибкий MEA на основе парилена С с массивом нейросфероидов использовался для активации 2D-культур кортикальных нейронов in vitro. Другой подход, включающий гибкие и прозрачные шёлковые плёнки с микроструктурированными электродами, также был описан, где микроканавки регулировали выравнивание глиальных клеток и направляли пространственно ограниченный рост кортикальных нейронов. Здесь функциональность интерфейса была подтверждена in vitro измерением Ca2+ ответа при электрической стимуляции кортикальных нейронов. Ещё одна стратегия взаимодействия живых клеток с электронными материалами основана на полимеризации PEDOT на электродах, засеянных нейронными клетками in vitro. Проводящий полимер обволакивал тела и аксоны нейронов, и электрохимическая характеристика выявила значительный вклад живых клеток в матрицу PEDOT. Хотя жизнеспособность сохранялась почти неделю, затем наблюдался апоптоз нейронов, захваченных в матрице PEDOT, возможно, из-за физического и биохимического нарушения сигнализации интегринов, отсутствия клеточной адгезии с белками ECM и окислительного стресса из-за изменений цитоскелета.
Инкорпорация клеток в гидрогелевые субстраты предлагает множество преимуществ, включая механическую податливость, защиту клеток и микроокружение, подобное ECM, что в конечном итоге поддерживает выживание клеток трансплантата и долгосрочную функциональность поверхности электрода. Гидрогели являются чрезвычайно универсальными платформами с настраиваемыми механическими и химическими свойствами, создающими микроокружение, благоприятное для роста и жизнеспособности клеток в трёхмерных культурах. Биохимические сигнальные сигналы и свойства, такие как механическая жёсткость, разлагаемость и вязкоупругость, непосредственно влияют на ключевые клеточные процессы, включая определение судьбы клеток, дифференциацию, пролиферацию, адгезию и распространение, а также взаимодействия клетка-клетка и клетка-матрица. Динамическая настройка этих характеристик также позволяет гидрогелям моделировать физиологические изменения, наблюдаемые при старении и нейродегенеративных заболеваниях, предоставляя важные данные о том, как изменённые биофизические сигналы влияют на функции и поведение клеток. С более чем 100 продуктами на основе гидрогелей, одобренными FDA и Европейским агентством по лекарственным средствам (EMA), и растущим числом клинических испытаний, исследующих новые гидрогелевые биоматериалы для новых приложений, гидрогели показали значительный успех как биоматериалы в доклинических и клинических условиях. Полимеры, такие как гиалуроновая кислота (HA), силикон, полиэтиленгликоль (PEG), коллаген и целлюлоза, составляют более половины одобренных гидрогелевых продуктов и преобладают в текущих клинических испытаниях. Для улучшения хронической производительности интракортикальных имплантатов гибридные микроэлектроды были засеяны гиппокампальными нейронами или астроцитами и покрыты для защиты тонким биоразлагаемым фибриновым гидрогелевым покрытием (Рис. 3c). Примечательно, что гидрогелевый слой, содержащий живые клетки, уменьшал количество реактивных астроцитов без значительного изменения импеданса электрода. Более того, полное рассасывание фибринового гидрогеля в течение 7 дней может устранить проблему набухания гидрогеля in vivo с последующим увеличением расстояния между электродами и клетками хозяина. В качестве заметного достижения в этой области были описаны биогибридные устройства, состоящие из двухслойной гидрогелевой структуры с биоразлагаемым слоем, содержащим клетки, поверх проводящего гидрогеля. В этих многослойных структурах биоразлагаемый гидрогель решал проблему потери жизнеспособности нейронных клеток-предшественников, содержащихся внутри, и дополнительно уменьшал механическое несоответствие между тканью и электродом, в то время как проводящий гидрогелевый слой на поверхности металлических электродов улучшал ёмкость хранения заряда и пределы инжекции по сравнению с необработанными Pt-устройствами. Однако наблюдался ограниченный рост нейритов и отсутствие формирования синапсов, что дополнительно подчёркивает необходимость мотивации и направления роста после имплантации. Despite the advantages, the issues of host tissue response, glial scar formation, and graft rejection of cell-laden hydrogels still need to be addressed. Кроме того, направленный рост и миграция клеток после имплантации должны быть контролируемыми, чтобы обеспечить интеграцию, минимизировать потерю клеток и устранить риск аномального роста. Наконец, хотя большинство исследований сосредоточены на влиянии свойств гидрогеля на нейроны, физическая и биохимическая среда, предоставляемая гидрогелем, также имеет решающее значение для глиальных клеток. Действительно, жёсткость гидрогеля PVA, усиленного серицином и желатином (PVA-SG), играет значительную роль в морфологии глиальных клеток и отложении белков ECM, что крайне важно для развития функциональных нейронных тканей.
Электроды, засеянные клетками, для функционального восстановления
Регенеративная биоэлектроника для функционального восстановления нервов
Недавние достижения в области биогибридной регенеративной биоэлектроники способствовали функциональному восстановлению периферических нервов после травм и ампутаций. Устройство на основе парилена-С с золотыми дорожками и микроэлектродами PEDOT:PSS, засеянное человеческими скелетными миоцитами, полученными из индуцированных плюрипотентных стволовых клеток (iPSC), в фибриновом гидрогеле, сформировало зрелые миофибриллы к 8 дню in vitro (Рис. 3e). После имплантации это биогибридное устройство сформировало нейромышечные соединения, что подтверждалось окрашиванием ацетилхолинэстеразы (AChE), чего не наблюдалось в контрольных устройствах без миоцитов. Примечательно, что электрические записи нервов постепенно улучшались в течение 4 недель, что можно объяснить биологическим усилением сигналов и улучшенной интеграцией с тканью по сравнению с полностью синтетическими устройствами. Биогибридные интерфейсы с тканеспецифической селективностью могут быть реализованы путём тщательной инженерии фенотипов клеток в этих устройствах. Например, миоциты могут селективно интегрироваться с моторными нейронами для восстановления моторной функции, сенсорные нейроны могут способствовать восстановлению ощущений, а нейронные или глиальные клетки могут поддерживать приложения в центральной нервной системе. Однако в исследовании наблюдалась некоторая вариабельность в степени интеграции у разных животных, что вызывает вопросы о переводимости таких подходов.Биогибридные многоэлектродные массивы
В стремлении создать эффективные нейронные интерфейсы, которые бесшовно интегрируются с тканью хозяина и улучшают коммуникацию с нейронными цепями, недавно был предложен подход с использованием «биогибридного переходного микроэлектродного массива». Устройство, напоминающее биогибридный эквивалент глубоко проникающих MEA (например, массива Юта), состоит из матрицы 4×4 пирамидальных электродов, содержащих нейронные клетки. Аксоны, выступающие из каждого электрода в нативную ткань, предположительно обеспечивают улучшенное пространственно-временное разрешение по сравнению с традиционными имплантатами MEA. Хотя этот дизайн направлен на содействие синаптической интеграции биоэлектронных устройств с нейронными тканями для двунаправленной коммуникации (чтение и стимуляция), на наш взгляд, интеграция и функциональность таких устройств ещё не были описаны. Для создания интерфейсов высокого разрешения потребуются дальнейшие исследования для направления проекций аксона и формирования синапсов.Проблемы и перспективы
Биогибридные интерфейсы объединяют клеточные конструкции с традиционной биоэлектроникой для улучшения биосовместимости и хронической биоинтеграции путём минимизации реакции на инородное тело и установления тесной связи с целевыми тканями. Современные биогибридные системы используют существующие системы сбора данных и стимуляции, что позволяет им соответствовать пропускной способности и функциональности биомиметической электроники. Однако перевод биогибридных технологий в клиническую практику сталкивается с несколькими ключевыми вызовами. Во-первых, временной разрыв между имплантацией устройства и началом физиологически значимых взаимодействий с тканями хозяина может составлять от нескольких недель до месяцев, что является значительным препятствием. Этот задержка в основном связана с временем, необходимым для роста и созревания клеток внутри устройств в функциональные единицы, способные генерировать и передавать электрофизиологические сигналы, а также для роста нейритов и синаптогенеза. Инновации в направленном росте, предварительно сформированных аксонных трактах и целевом синаптогенезе представляют перспективные пути для устранения этой задержки и улучшения долгосрочной функциональности биогибридных устройств. Кроме того, обеспечение прочной адгезии клеток к устройствам критически важно не только для предотвращения отсоединения во время введения, но и для сохранения удержания клеток после имплантации, что влияет на функциональность, безопасность и долговечность устройства. Оптимизация миграции и жизнеспособности клеток, а также точное управление судьбой клеток, если используются стволовые клетки, имеют решающее значение для обеспечения специфичности таргетинга и избежания нежелательных побочных эффектов. Свойства материалов биогибридных устройств, включая набухание гидрогеля, биоразлагаемость и иммуномодуляцию, также должны быть тщательно настроены для обеспечения долгосрочной стабильности. Контролируемое производство и количественная оценка белков ECM, а также локальная доставка биомолекул и часто игнорируемое включение глиальных клеток могут лучше имитировать естественную клеточную среду, окружающую биогибридные устройства. Другие типы клеток, специфичные для целевого приложения, могут способствовать синергетической интеграции с возбудимыми тканями за пределами нервной системы, такими как скелетные, гладкие или сердечные мышцы.
Взгляд в будущее показывает, что биогибридные системы обладают большим потенциалом для продвижения регенеративной электроники и новых терапевтических вмешательств на различных биологических масштабах. Интеграция наноматериалов для прямой модуляции клеточной активности на клеточном уровне позволит разработать биогибридные платформы следующего поколения, которые можно модулировать дистанционно. Такие платформы не только расширят исследования клеточной коммуникации in vitro, но и позволят разрабатывать терапии для таких заболеваний, как нарушения зрения. С другой стороны, использование подходов тканевой инженерии позволяет проектировать регенеративную электронику, которая может безопасно интегрироваться с тканями и органами. 3D биогибридные конструкции различных геометрий были описаны как строительные блоки сложных тканей. Например, волокноподобные структуры из клеток и белков ECM, обёрнутые гидрогелевой оболочкой, могут собираться в ткани in vitro и формировать 3D ткани, вдохновлённые фасциями, такие как мышцы, нервы и сухожилия. Такие структуры могут образовывать синапсы с нативными тканями и обеспечивать стимуляцию высокого разрешения, чего невозможно достичь с помощью традиционной глубокой стимуляции мозга. Существующие биогибридные системы обычно основаны на пассивных компонентах с ограниченной адаптивностью к внешним сигналам. Инженерия структурных и функциональных свойств искусственных и живых компонентов биогибридных систем может способствовать интеграции адаптивных и развитию интеллектуальных интерфейсов. Например, недавно описанный ферроэлектрический живой интерфейс может способствовать точно настроенной секреции экзосом для биомиметического нейроваскулярного ремоделирования в регенеративной медицине и биоинтеграции.
Поскольку новые технологии производства, такие как 3D биопечать, позволяют создавать био-вдохновлённые устройства с высоким пространственным разрешением на нескольких масштабах, васкуляризация и иннервация живых компонентов представляют значительные вызовы. Микрофлюидные устройства, вдохновлённые ангиогенезом, и электрокаталитическая генерация кислорода на месте для биоэлектронных платформ, содержащих клетки, — это лишь некоторые из стратегий, которые могут быть применены для поддержки крупных биогибридных конструкций. Достижения в генной инженерии также могут привести к интересным разработкам, включая биогибридные инженерные клеточные фабрики, то есть имплантируемые биоэлектронные устройства, предназначенные для активной регуляции тканевого микроокружения путём секреции белков, нейротрансмиттеров, цитокинов и других биомолекул. Исследования в области генерации кислорода и иммунной защиты имплантированных терапевтических ксенотрансплантатов in vivo могут обеспечить долгосрочные биоэлектронные клеточные терапии. Кроме того, достижения в области in situ сборки проводящих полимеров, локализованных внеклеточно к живым нейронам, представляют захватывающую перспективу для инноваций в биогибридных устройствах. Общий подход для реализации такой уникальной фабрикации бесубстратной органической биоэлектроники непосредственно in vivo использует метаболиты, присутствующие в ткани, для in situ полимеризации мягких проводящих гелей. Закрепление проводящих полимеров на клеточной мембране путём введения инженерных мономеров в липидный бислой устанавливает тесную связь между синтетическими материалами и клеточной мембраной, необходимую для будущих биоэлектронных приложений. В качестве альтернативы, путём генетической модификации можно вводить специфические ферменты на клеточные мембраны для катализа in situ полимеризации проводящих полимеров для целевого контроля над биологическими интерфейсами. Хотя биогибридные устройства часто не используют аутологичные клетки, будущие итерации могут включать индуцированные плюрипотентные стволовые клетки (iPSCs). Будущие направления для биогибридных устройств могут быть сосредоточены на интеграции саморемонтирующихся материалов для продления срока службы устройства и разработке биосенсоров для адаптивных терапевтических ответов, таких как контролируемое высвобождение соединений или электрическая стимуляция. Встроенные клетки могут действовать как биологические сенсоры, запуская замкнутые ответные реакции на изменения в микроокружении хозяина или производительности устройства. Использование биогибридных подходов может привести к созданию мультимодальных устройств, сочетающих диагностические, терапевтические и регенеративные функции в рамках единой универсальной платформы.
Живая электроника и интерфейсы
Термин «живая электроника и интерфейсы» описывает системы, состоящие исключительно из биологически производных материалов и живых клеток. В отличие от биогибридных устройств, здесь живые клетки не просто обеспечивают биологический интерфейсный слой, а выступают в качестве активных входных/выходных терминалов устройства. Таким образом, обмен информацией между имплантатом и тканями хозяина в основном регистрируется, преобразуется и модулируется живыми клетками, а не синтетическими компонентами. Этот подход может быть использован для разработки полностью живых электродов для двунаправленной коммуникации в центральной и периферической нервной системе, а также практически в любой электрически активной ткани тела. Основной принцип заключается в использовании нейронных аксон как преобразователей сигналов вместо других проводящих материалов. Инкапсуляция и направление таких нейронов и аксонных трактов в гидрогелевой микроколонне позволяют проводить биофабрикацию полностью живых тканеинженерных медицинских продуктов, готовых к имплантации (Рис. 4a).б) μTENNs как платформенная технология для двунаправленных полностью оптических живых электродов для записи и модуляции нейронной активности.
в) Дофаминергические μTENNs для восстановления нигростриарного пути в моделях болезни Паркинсона.
г) Реакция хозяина через 1 месяц после имплантации микроэлектрода Мичигана, бесклеточной гидрогелевой микроколонны и живого электрода, иммуномаркированных для микроглии/макрофагов (IBA-1; красный) и астроцитов (GFAP; фиолетовый).
Панели воспроизведены с разрешения:
б. ref. 188., Wiley, и ref. 70., Science;
в. ref. 191., Wiley;
г. ref. 188., Wiley.
Панель а создана с использованием BioRender.com и распространяется под лицензией CC BY-NC-ND 4.0 International (creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/deed.en).
Тканевые аксональные тракты для синаптических интерфейсов мозг-машина
Тканевые аксональные тракты могут образовывать биологическую связь между хозяином и электроникой, предоставляя платформу для синаптических BMI. Синаптическая запись и нейромодуляция предлагают изысканное сочетание специфичности и долговременной точности, потенциально позволяя осуществлять протезный контроль, сенсорную и проприоцептивную обратную связь, а также стимуляцию и торможение нейронных цепей188. Сообщалось о живых электродах на основе аксонов с несколькими подтипами нейронов для стимуляции, ингибирования и модуляции нейронной активности70,188. Синаптическая интеграция отдельных аксонов с сотнями нейронов-хозяев обеспечивает высокое пространственное разрешение посредством биологического мультиплексирования, а преимущественный синаптогенез на основе подтипов нейронов может привести к улучшенной целевой специфичности188. μTENN с нейронными агрегатами по обе стороны микроколонки действуют как двунаправленные живые электроды, которые обеспечивают биологически обоснованную «полностью оптическую» платформу ввода/вывода для регистрации и стимуляции коры головного мозга (рис. 4b, d)70,188. Были продемонстрированы биоизготовленные живые электроды с длиннопроецирующимися глутаматергическими аксонами в гидрогелевых микроколонках для оптико-биологического мониторинга и модуляции активности мозга с высокой специфичностью и долговечностью в имплантируемых нейронных интерфейсах70. Используя оптогенетические манипуляции, можно достичь нейромодуляции кортикальной активности (вход) и мониторинга кортикальной активности (выход) с помощью света для целевого считывания и управления in vivo70,194. Были показаны выживаемость и интеграция живого электрода, имплантированного в модель крысы, а также функциональная связь посредством интравитальной визуализации кальция с оптическим считыванием на основе GCaMP после имплантации70. Хотя эти результаты продемонстрировали осуществимость интерфейсов ввода-вывода для всех живых, уровень синаптической интеграции и последующая пропускная способность передачи информации остаются проблемами. Необходимо также рассмотреть потребность в новых модальностях стимуляции и записи, способных взаимодействовать с живыми электродами с обычными нейроинженерными аппаратами70.
...
Живые каркасы для восстановления и иннервации за пределами мозга
...
Проблемы и перспективы
Живая электроника и интерфейсы состоят исключительно из биологических компонентов и не содержат никаких синтетических материалов. Поэтому они не используют обычные системы для записи и стимуляции электрофизиологической активности. Живые электроды и интерфейсы обычно полагаются на оптическую визуализацию70 и парадигмы удаленной стимуляции212,213 для записи и стимуляции соответственно. Эта зависимость от флуоресцентной микроскопии ограничивает пропускную способность передачи, учитывая низкое временное разрешение современных систем визуализации и флуоресцентных репортеров. Достижения в области сверхбыстрой флуоресцентной микроскопии напрямую расширят возможности современных живых интерфейсов.Для успешного переноса всех живых интерфейсов из лабораторных условий в клинику критически важна хронически стабильная структурная и функциональная интеграция с тканями хозяина. В частности, содействие регенерации тканей, предотвращение фиброза или отторжения и адаптация к индивидуальной анатомии и патологии пациента являются ключевыми областями для будущего улучшения. Изменчивость между исследованиями животных in vivo и опора в первую очередь на посмертный гистологический анализ для подтверждения надлежащей синаптической интеграции могут задержать разработку технологии. Эти проблемы можно смягчить путем интеграции неинвазивных возможностей мониторинга и диагностики в устройства для облегчения отслеживания и адаптации их производительности и реакции тканей с течением времени. Пропускная способность передачи информации синаптически опосредованной живой электроники по сути ограничена количеством синапсов на интерфейсе ткань/устройство, и декодирование выходной нейронной активности является значительной проблемой. Однако механизмы ввода более просты и обеспечивают целевую, специфическую стратегию замены нейротрансмиттера, которая по своей сути является самообновляющейся. Стратегии направленного аксонального роста могут улучшить жизнеспособность и интеграцию после трансплантации, в то время как клеточно-специфический контроль и целевой синаптогенез могут обеспечить биологически опосредованную селективность интерфейса и точные терапевтические вмешательства. Эта стратегия по существу смягчает хронический FBR70,188,207; Однако это создает другие уникальные проблемы, включая значительные нормативные препятствия, поскольку успешный клинический перевод дополнительно требует масштабируемого и воспроизводимого производства для устройств, специфичных для пациента, с постоянным выживанием, ростом, синаптогенезом и хронической функциональной стабильностью.
Неинвазивные методы мониторинга и модуляции живых интерфейсов также имеют решающее значение212,213. Сетчатая наноэлектроника уже была интегрирована с органоидами, не нарушая их рост, предлагая хроническую электрофизиологию всей ткани с высоким пространственно-временным разрешением214. Взаимодействие наноматериалов с нейронными агрегатами может использовать оптические, магнитные, электрические и тепловые средства для неинвазивной нейромодуляции «киборговых» живых электродов. Например, фототермически активные наноматериалы, взаимодействующие с нейронными агрегатами, могут изменять электрофизиологию живых электродов для неинвазивной, полностью оптической и негенетической нейромодуляции212. Минимально инвазивное удаление устройств или их нежизнеспособных компонентов является еще одной важной областью внимания. Стратегии могут включать оптическую стимуляцию для обратимой активации или деактивации, фармакологические вмешательства или встроенный генетический «выключатель», который обеспечивает безопасность пациента215,216. Точное нацеливание желаемых нейронных субпопуляций для соответствующей модуляции на уровне цепи является еще одной проблемой, поскольку достижения в нейронной дифференциации и редактировании генов предлагают новые возможности для настройки синаптической интеграции, чтобы включить живые электроды, которые подавляют, возбуждают или модулируют активность на основе конкретного приложения. Наборы инструментов синтетической биологии, включая редактирование генов живых клеток и вирусов, также уже все чаще используются в качестве живых строительных блоков для электроники, сенсорных компонентов или источников питания, что дает начало области «живой синтэлектроники»217.
Заключение
Нейронные интерфейсы и электроника развиваются в направлении биоинспирированных конструкций посредством тщательной разработки материалов и архитектуры устройств. Эти подходы позволяют искусственным нейронным технологиям имитировать нативные биологические ткани и смягчать пагубный FBR. Стратегии реализации биоинспирированных конструкций можно разделить на биомиметические, биоактивные, биогибридные и живые интерфейсы. В этом обзоре мы обсудили фундаментальные принципы проектирования, лежащие в основе каждой из биоинспирированных стратегий устройств, и обобщили соответствующие основополагающие конструкции устройств (таблица 1). Обсуждаемые биоинспирированные платформы устанавливают двунаправленную связь с целевыми нервными тканями, а также предоставляют платформу для регенеративной тканевой инженерии.Из: Био-Био-вдохновленная электроника: Мягкие, биогибридные и «живые» нейронные интерфейсы
Необходимо преодолеть несколько нормативных, технических и биологических препятствий, прежде чем эти технологии смогут получить широкое клиническое применение. Ключевая задача заключается в определении точных взаимодействий и механизмов действия устройств и соблюдении строгих стандартов безопасности и эффективности, требуемых такими агентствами, как FDA и EMA. С технической точки зрения устройства должны демонстрировать хроническую структурную и функциональную стабильность, минимизируя иммунный ответ хозяина на интерфейсе ткань-устройство. Биомиметические устройства, такие как нейронные нити (Neuralink)75, стентроды (Synchron)74 и тонкопленочные сетки microECoG (Precision Neuroscience)76, уже получили от FDA обозначение прорывных устройств для ускорения процесса их разработки и регулирования. Это было достигнуто во многом благодаря значительным исследовательским усилиям и инвестициям в биомиметические устройства, а также их зависимости от хорошо зарекомендовавших себя производственных процессов и материалов, одобренных для клинического использования. Недавно Science Corporation достигла значительного рубежа в проверке биогибридной электроники, интегрировав ее с существующими кортикальными структурами194. Эта демонстрация доказательства концепции прокладывает путь для будущего развития и трансляции широкополосных BCI для управления целенаправленным поведением.
Конъюгация биологически полученных материалов, таких как белки и клетки, с электронными платформами увеличивает сложность устройства и соображения для клинического перевода. Хотя регуляторные пути для продуктов тканевой инженерии, таких как клеточная терапия218,219, дают некоторые указания, они остаются недостаточно разработанными для устройств, которые интегрируют биологические и электронные компоненты. Здесь крайне важно установить биоинтеграцию и хроническую стабильность всех интерфейсов. Для устройств, содержащих клетки и полностью живых, важно обеспечить точный контроль над судьбой клеток, миграцией и интеграцией. Кроме того, вторичные механизмы действия, такие как высвобождение нейротрансмиттера или ремоделирование микросреды интерфейса, должны быть точно настроены для предотвращения нецелевых эффектов.
Другим критически важным соображением для возможного клинического перевода этих новых технологий является масштабирование производства с соблюдением текущих правил надлежащей производственной практики (cGMP)220. Хотя cGMP усложняют схемы изготовления, требуют строго контролируемых условий культивирования и требуют воспроизводимости и надежности лабораторных исследований для эффективного клинического применения, они гарантируют, что разработанные медицинские устройства соответствуют всем применимым требованиям и спецификациям для безопасной эксплуатации. Поскольку различие между живыми и синтетическими компонентами становится все более размытым, крайне важно ориентироваться в сложной сети технических, этических и нормативных соображений для ответственной разработки био-вдохновленных нейронных интерфейсов следующего поколения, которые являются безопасными, эффективными, справедливыми и доступными для пациентов, независимо от их географического и социально-экономического статуса.
Резюме отчета
Дополнительная информация о дизайне исследования доступна в Резюме отчета Nature Portfolio, связанном с этой статьей.
Ссылки