Химия поверхности нейронных имплантатов

Как и в случае с любым материалом, имплантируемым в организм, важно свести к минимуму или устранить реакцию инородного тела и максимизировать эффективную интеграцию. Нейронные имплантаты потенциально могут повысить качество жизни пациентов с такими нарушениями, как болезнь Альцгеймера , Паркинсона , эпилепсия , депрессия и мигрень . Из-за сложности интерфейсов между нервным имплантатом и тканью головного мозга возникают побочные реакции, такие как инкапсуляция фиброзной ткани, которые нарушают функциональность. Модификации поверхности этих имплантатов могут помочь улучшить интерфейс ткань-имплантат, увеличивая срок службы и эффективность имплантата.

Типичная электродная решетка нейронного имплантата

Общие сведения об внутричерепных электродах

Внутричерепные электроды состоят из проводящих электродов, имплантированных на полимер или кремний, или проволочных электродов с открытым кончиком и изоляцией везде, где стимуляция или запись нежелательны. Биосовместимость важна для всего имплантата, но особое внимание уделяется самим электродам, поскольку они являются местом, выполняющим желаемую функцию.

Проблемы с текущими внутричерепными электродами

Одной из основных физиологических проблем, от которых страдают современные имплантируемые электроды длительного действия, являются фиброзные глиальные инкапсуляции после имплантации. Такая инкапсуляция обусловлена ​​плохой биосовместимостью и биостабильностью (интеграция на границе между твердым электродом и мягкими тканями ) многих нейронных электродов, используемых сегодня. Инкапсуляция вызывает снижение интенсивности сигнала из-за увеличения электрического сопротивления и уменьшения переноса заряда между электродом и тканью. Инкапсуляция приводит к снижению эффективности, производительности и долговечности.

Электрический импеданс — это сопротивление протеканию тока с приложенным напряжением, обычно обозначаемое как Z в единицах Ом (Ом). Импеданс электрода особенно важен, поскольку он напрямую связан с его эффективностью. Высокий импеданс вызывает плохую передачу заряда и, следовательно, плохую эффективность электрода как для стимуляции, так и для регистрации нервной ткани . Импеданс электрода связан с площадью поверхности на границе между электродом и тканью. двойного слоя В местах расположения электродов общий импеданс контролируется емкостью . Величина емкости напрямую связана с площадью поверхности. Увеличение площади поверхности на границе раздела электрод-ткань увеличит емкость и, таким образом, уменьшит импеданс. Уравнение ниже описывает обратную зависимость между емкостью и импедансом.

$Z={\frac {1}{{i}\omega C_{b}+1/R_{b}}}$

где i — мнимая единица, w — частота тока, C — емкость, а R — сопротивление.

Желательный электрод должен иметь низкий импеданс, что означает большую площадь поверхности. Одним из способов увеличения этой площади является покрытие поверхностей электродов различными материалами. В настоящее время исследуется множество новых материалов и методов для улучшения поведения нейронных электродов. В настоящее время проводятся исследования по повышению биосовместимости и интеграции электродов в нервную ткань; это исследование более подробно обсуждается ниже.

Важность химии поверхности

Химия поверхности имплантируемых электродов вызывает большую озабоченность при проектировании электродов, имплантируемых хронически, по сравнению с электродами, имплантация которых осуществляется только в кратчайшие сроки. При острой имплантации основными проблемами являются рваные повреждения и деградация частиц, оставшихся после удаления электродов. Для постоянно имплантированных электродов основной проблемой является клеточный ответ и тканевая инкапсуляция инородного тела, независимо от деградации – даже для материалов с высокой биосовместимостью. Однако разложение по-прежнему нежелательно, поскольку частицы могут быть токсичными для тканей, распространяться по всему организму и даже вызывать аллергическую реакцию. Химия поверхности — это область науки, применимая к биологическим имплантатам. Объемные свойства материала важны при рассмотрении вариантов применения, однако именно поверхность материала (верхние несколько слоев молекул) определяет биологическую реакцию и, следовательно, является ключом к успеху имплантации. Имплантаты в центральной нервной системе уникальны по своему характеру клеточного ответа; здесь мало места для ошибки. Протезы в этих областях обычно представляют собой электроды или электродные матрицы .

Электрохимические соображения

Электроды, особенно стимулирующие, и высокая плотность тока, который они разряжают, могут вызвать электрохимические проблемы. Электроды будут окружены тканью и электролитами ; Стимуляция, результирующие электрические поля и индуцированная поляризация изменят локальные концентрации ионов и локальный pH, что может затем вызвать такие проблемы, как коррозия материала и загрязнение электродов.

Диаграммы Пурбиакса покажут фазы, которые материал примет в водной среде, в зависимости от электрического потенциала и pH. 7,2–7,4, а из диаграммы Пурбе платины Мозг поддерживает pH около видно, что при напряжении около 0,8 В Pt на поверхности окисляется до PtO ₂ , а при напряжении около 1,6 В PtO ₂ окисляется до PtO ₃ . Кажется, что эти напряжения не выходят за пределы разумного диапазона для нейронной стимуляции. Напряжение, необходимое для стимуляции, может значительно меняться в течение срока службы одного электрода. Это изменение необходимо для поддержания постоянного выходного тока за счет изменений сопротивления окружающей среды. Изменения сопротивления могут быть вызваны: адсорбцией материала на электроде, коррозией электрода, инкапсуляцией электрода в фиброзной ткани, известной как глиальный рубец , или изменениями в химической среде вокруг электрода. Закон Ома V = I * R показывает взаимозависимость напряжения, тока и сопротивления. Когда изменение напряжения вызывает пересечение линий равновесия, как это видно на диаграмме Пурбе во время стимуляции, изменение поляризации электрода перестает быть линейным. Нежелательная поляризация может привести к таким неблагоприятным последствиям, как коррозия, загрязнение и токсичность. Из-за этого равновесного потенциала при выборе материала следует учитывать pH и необходимую плотность тока, поскольку они могут повлиять на химию поверхности и биосовместимость имплантата.

Коррозия

Коррозия является серьезной проблемой нейронных электродов. Коррозия может возникнуть из-за того, что электродные металлы помещены в электролитический раствор, где наличие тока может либо увеличить скорость механизмов коррозии, либо преодолеть предельную энергию активации. Окислительно-восстановительные реакции — это механизм коррозии, который может привести к растворению ионов с поверхности электрода. В тканях существует базовый уровень ионов металлов, однако, когда эти уровни превышают пороговые значения, ионы становятся токсичными и могут вызвать серьезные проблемы со здоровьем. Кроме того, точность работы электродной системы может быть поставлена ​​под угрозу. Знание импеданса электрода важно независимо от того, используется ли электрод для стимуляции или записи. Когда деградация поверхности электрода происходит из-за коррозии, площадь поверхности увеличивается вместе с ее шероховатостью. Рассчитать импеданс нового электрода, чтобы компенсировать изменение площади поверхности после его имплантации, непросто. Этот вычислительный недостаток может исказить данные при записи или создать опасное препятствие, ограничивающее безопасную стимуляцию.

Загрязнение электрода

электродов Загрязнение является основным препятствием для работы электродов. Лишь немногие материалы являются полностью биоинертными, поскольку не вызывают никаких реакций организма. Некоторые материалы, которые теоретически могут быть биоинертными, на практике не могут быть идеальными из-за дефектов в их формировании, обработке, производстве или стерилизации. Загрязнение может быть вызвано адсорбцией белков, фиброзной ткани, захваченных клеток или фрагментов мертвых клеток, бактерий или любых других реактивных частиц. На адсорбцию белка влияют природа и геометрия доменов, включая гидрофобность, полярные и ионные взаимодействия материала и окружающих частиц, распределение заряда, кинетическое движение и pH. На фагоцитоз бактерий и других частиц в основном влияют поверхностный заряд, гидрофобность и химический состав имплантата. Важно отметить, что первоначальная среда, в которой находится имплантат после имплантации, отличается и уникальна по сравнению с окружающей средой по прошествии некоторого времени с момента заживления раны в этой области; Естественное заживление травмы организмом вызовет изменения местного pH, концентрации электролитов, а также присутствия и активности биологических соединений.

Свойства металлов

По многим известным и неизвестным причинам адсорбция белка варьируется от материала к материалу. Двумя наиболее важными определяющими факторами, которые наблюдались, являются шероховатость поверхности и свободная энергия поверхности. В случае открытых электродов желательно, чтобы слой адсорбированного белка был как можно более тонким, чтобы повысить чувствительность и производительность. Благородные металлы являются очевидным выбором для достижения биосовместимости; однако, действуя в качестве электродов, некоторые из этих благородных металлов фактически будут участвовать в реакции, разрушаться и вызывать неблагоприятные последствия из-за потерянных частиц. Наиболее благородными металлами являются золото (Au), платина (Pt) и иридий (Ir).

Материал	Дворянство (в вольтах, к упрощенному произведению)	Поверхностная свободная энергия $\gamma$, (эВ/Å 2 ), в плоскости (111)	Среднеквадратическая шероховатость @ до экспонирования; 7; 28 дней после воздействия (нм)	Толщина белковой пленки (нм) = 1; 7; 28 дней после заражения
Золото (Ау)	1,42 В до Au 3+	0.078	1.4; 22; 68	13; 110; 340
Платина (Пт)	1.18 V to Pt 2+	0.137	0,8; 51; х	11; 113; х
Иридий (Ir)	1,156 В до ИК 3+	0.204	2.4; 29; 185	7; 108; 420
- An x refers to bad data - Nobility is the measure of potential needed to chemically reduce the material; these were measured against a standard hydrogen electrode. - RMS roughness is a measure of deviation from the mean plane. - Protein was measured in vitro with ellipsometry and step-technique atomic force microscopy, with metal in a dilute plasma solution. This is very similar to extracellular fluid, which is suspected to contain the proteins that make first contact with the surface, and form the first adsorbed layer. As stated before this first layer determines the adsorption from then on out.

$\gamma ={\frac {(E_{s}-E_{b})}{2A}}$

• $\gamma$ = Свободная поверхностная энергия
• E _s = Полная энергия на элементарную ячейку на поверхности
• E _b = Полная энергия на элементарную ячейку в объеме материала
• A = Площадь поверхности

Свойства титана также были изучены в исследовании, в результате которого были получены данные. однако в приведенной выше таблице его свойства здесь не указаны, поскольку его плохие проводящие свойства делают его непригодным для нейронных имплантатов. Понимание химии поверхности титана может указать направление для будущих исследований. Титан имеет самую шероховатую и гидрофильную поверхность из всех описанных до сих пор металлов (важность адсорбции белка, ее механизмы и взаимодействие гидрофильных свойств обсуждаются далее в разделе гидрогелей на странице). Титан адсорбировал самый толстый слой белка после первого дня и еще после седьмого дня, но фактически его толщина уменьшилась к 28-му дню. Белковые слои золота, платины и иридия продолжали расти до 28-го дня, но со временем темпы замедлились.

Еще два проводящих материала, обладающих примечательными характеристиками, — это вольфрам и оксид индия и олова . Вольфрам обладает электропроводностью и может быть изготовлен до очень тонкого состояния, поэтому его используют при внутриспинальной микростимуляции (ИСМС) для картирования спинного мозга во время терминальных операций. Однако вольфрамовые электроды могут подвергаться коррозии и образовывать ионы вольфрама в присутствии H ₂ O ₂ и/или O ₂ . Было обнаружено, что вольфрамовая кислота очень токсична для мотонейронов кошек. и по этой причине в настоящее время не производит подходящий материал для хронических имплантатов. Оксид индия и олова (ITO) использовался в качестве электродного материала для исследований in vitro. Электроды ITO очень точны при стимуляции и записи, а при размещении среди белков плазмы создают и поддерживают самый тонкий белковый слой по сравнению с другими упомянутыми до сих пор материалами. Он может иметь потенциал для острого использования in vivo, но с течением времени было замечено, что он выделяет частицы, вызывающие высокотоксичные эффекты.

Механические адаптации

В последние годы были исследованы и реализованы различные механические адаптации, такие как геометрия кончика и шероховатость поверхности, которые могут помочь в разработке нейронных имплантатов. Геометрия электрода влияет на форму излучаемого электрического поля. Форма электрического поля, в свою очередь, влияет на плотность тока, создаваемого электродом. Определение оптимальной шероховатости поверхности нейронных имплантатов оказывается сложной задачей. Гладкие поверхности могут быть предпочтительнее более шероховатых, поскольку они могут снизить вероятность адсорбции бактерий и заражения. Гладкие поверхности также затрудняют возникновение очага коррозии. Однако создание более шероховатой пористой поверхности может оказаться полезным, по крайней мере, по двум причинам: уменьшение потенциальной поляризации на поверхности электрода в результате увеличения площади поверхности и уменьшения плотности тока, а также уменьшение толщины инкапсуляции фиброзной ткани из-за возможности тканевого покрытия. врастание. Установлено, что если взаимосвязанные поры размером от 25 до 150 микрометров , может произойти врастание ткани, что может уменьшить толщину внешней тканевой капсулы примерно в 10 раз (по сравнению с гладким электродом, таким как полированный платина-иридий).

Покрытия

В настоящее время исследуются различные материалы покрытий для поверхностей нейронных электродов, чтобы улучшить долгосрочную интеграцию электродов в нервную ткань за счет улучшения биосовместимости, механических свойств и транспорта заряда между электродом и живой тканью. Функциональность электрода можно повысить за счет модификации поверхности электрода проводящим пористым полимером с включением пептидов клеточной адгезии, белков и противовоспалительных препаратов.

Проводящие полимеры

Полимеры, особенно проводящие, широко исследовались для покрытия поверхностей электродов. Проводящие полимеры — это органические материалы, которые имеют свойства, аналогичные металлам и полупроводникам, по способности проводить электричество и привлекательным оптическим свойствам. Эти материалы имеют шероховатую поверхность, что приводит к большой площади поверхности и плотности заряда. Было показано, что проводящие полимерные покрытия улучшают характеристики и стабильность нейронного электрода.

Было показано, что проводящие полимеры снижают импеданс электродов (важное свойство, как упоминалось выше), увеличивают плотность заряда и улучшают механический контакт между мягкими тканями и твердым электродом. Пористая (шероховатая) структура многих проводящих полимерных покрытий электрода увеличивает площадь поверхности. Большая площадь поверхности проводящих полимеров напрямую связана с уменьшением импеданса и улучшением переноса заряда на границе раздела ткань-электрод. Эта улучшенная передача заряда позволяет лучше записывать и стимулировать нейронные приложения. В таблице 2 ниже показаны некоторые общие значения импеданса и плотности заряда различных электродов на частоте 1 кГц, которая является характеристикой биологической активности нейронов. Пористая, большая площадь поверхности проводящих полимерных покрытий обеспечивает адгезию клеток-мишеней (увеличенную интеграцию клеток и тканей), что повышает биосовместимость и стабильность устройства.

Тип электрода	Импеданс при 1 кГц (кОм)	Плотность заряда (мКл·см −2 )
Голый золотой электрод	400	3.1
Золотой электрод с покрытием PPy/PSS	<10	63.0
Золотой электрод с покрытием PEDOT.	3–6	54.6

Модуль упругости границы раздела полимерного покрытия между твердым электродом и поверхностью мягких тканей

Использование проводящих полимерных покрытий, как упоминалось выше, может значительно улучшить контакт между мягкими тканями тела и твердой поверхностью электрода. Полимеры мягче, что уменьшает воспаление из-за несоответствия напряжений между тканью и поверхностью электрода. Снижение воспалительной реакции вызывает уменьшение толщины глиальной капсулы, что вызывает дегенерацию сигнала. Модуль упругости кремния (обычного материала, из которого изготавливаются электроды) составляет около 100 ГПа, а ткани мозга — около 100 кПа. Модуль электрода (жесткость) примерно в 100 раз больше, чем у ткани головного мозга. Для наилучшей интеграции устройства в корпус важно, чтобы жесткость между ними была как можно более одинаковой. Чтобы улучшить этот интерфейс, на поверхность электрода можно нанести проводящее полимерное покрытие (с меньшим модулем упругости, чем у электрода), что приводит к тому, что градиент механических свойств действует как посредник между твердыми и мягкими поверхностями. Добавленное полимерное покрытие снижает жесткость электрода и обеспечивает лучшую интеграцию электрода. На рисунке справа показан график изменения модуля при нанесении полимерного покрытия на электрод.

Обработка токопроводящих полимерных покрытий

Еще одним преимуществом использования проводящих полимеров в качестве покрытия для нейронных устройств является простота синтеза и гибкость в обработке. Проводящие полимеры можно непосредственно «наносить на поверхности электродов с точно контролируемой морфологией». В настоящее время существует два способа нанесения проводящих полимеров на поверхности электродов: химическая полимеризация и электрохимическая полимеризация. При изготовлении нейронных имплантатов используется электрохимическая полимеризация из-за ее способности создавать тонкие пленки и простоты синтеза. Пленки могут быть сформированы размером порядка 20 нм. Электрохимическая полимеризация (электрохимическое осаждение) осуществляется с использованием трехэлектродной конфигурации в растворе мономера желаемого полимера, растворителя и электролита (допанта). В случае нанесения полимерного покрытия на электрод обычно используют полистиролсульфонат или ПСС из-за его стабильности и биосовместимости. В двух распространенных проводящих полимерах, исследуемых для покрытий, в качестве легирующей добавки используется PSS, который электрохимически осаждается на поверхность электрода (см. разделы ниже).

Исследуются специфические проводящие полимеры

Полипиррол

Одним из проводящих полимерных покрытий, которое показало многообещающие результаты в улучшении характеристик нейронных электродов, является полипиррол (PPy). Полипиррол обладает отличной биосовместимостью и проводящими свойствами, что делает его хорошим вариантом для использования в нейронных электродах. Было показано, что PPy хорошо взаимодействует с биологическими тканями. Это связано с границей, которую он создает между твердым электродом и мягкими тканями. Было показано, что PPy поддерживает адгезию клеток и рост ряда различных типов клеток, включая первичные нейроны, что важно для нейронных имплантатов. PPy также снижает импеданс электродной системы за счет увеличения шероховатости поверхности. Шероховатость поверхности электрода напрямую связана с увеличением площади поверхности (увеличением площади контакта нейрона с электродом), что увеличивает проводимость сигнала. В одной статье полипиррол (PPy) был легирован полистиролсульфонатом (PSS) для электрохимического осаждения полипиррольного покрытия на поверхности электрода. Пленка наносилась на электрод разной толщины, увеличивая шероховатость. Повышенная шероховатость (увеличенная эффективная поверхность) приводит к снижению общего импеданса электрода примерно с 400 кОм (голый стент) до менее 10 кОм (покрытие PPy/PSS) на частоте 1 кГц. Это уменьшение импеданса приводит к улучшению переноса заряда от электрода к ткани и в целом делает электрод более эффективным для записи и стимуляции.

Поли(3,4-этилендиокситиофен) (ПЭДОТ)

Поли(3,4-этилендиокситиофен) (PEDOT) — еще один проводящий полимер, который исследуется для покрытия поверхности электродов. Некоторые преимущества PEDOT по сравнению с PPy заключаются в том, что он более устойчив к окислению и обладает большей проводимостью; однако PPy намного дешевле. Было показано, что, как и в случае с PPy, PEDOT снижает электрический импеданс. В одной статье покрытие PEDOT было электрохимически нанесено на золотые записывающие электроды. Результаты показали, что импеданс электрода значительно снизился при добавлении покрытия PEDOT. Немодифицированные золотые электроды имели импеданс 500–1000 кОм, а модифицированный золотой электрод с покрытием ПЭДОТ – 3–6 кОм. В статье также показано, что взаимодействие полимера и нейронов повышает стабильность и долговечность электрода. Исследование пришло к выводу, что при добавлении проводящего полимера импеданс электродной системы уменьшается, что увеличивает перенос заряда, делая электрод более эффективным. Простота и контроль электрохимического осаждения проводящих покрытий на поверхности электродов делают его очень привлекательной модификацией поверхности для нейронных электродов.

Факторы роста и фармацевтические средства

Нейральные клетки-предшественники (NPC)

На рисунке слева показана исходная поверхность кремния с углом смачивания 27,3 градуса ± 1,4 градуса. На рисунке справа показана поверхность с ламинином, имеющим контактный угол 85,0 ± 1,6 градуса. Углы можно измерить с помощью гониометра угла контакта.

Внесение в имплантаты факторов роста, таких как нейронные клетки-предшественники (NPC) , улучшает взаимодействие мозг-имплантат. NPC — это клетки-предшественники, которые обладают способностью дифференцироваться в нейроны или клетки головного мозга. Покрытие имплантата NPC позволяет уменьшить реакцию на инородное тело и улучшить биосовместимость. Для прикрепления NPC требуется предварительная модификация поверхности имплантата; эти модификации могут быть осуществлены посредством иммобилизации ламинина ( белка, полученного из внеклеточного матрикса ) на имплантате, таком как кремний. Чтобы проверить успех поверхностной иммобилизации, можно использовать инфракрасную спектроскопию с преобразованием Фурье (FTIR) и анализ гидрофобности. Инфракрасную спектроскопию с преобразованием Фурье можно использовать для характеристики химического состава поверхности, а гониометр угла смачивания можно использовать для определения угла смачивания воды для определения гидрофобности. Более высокий угол смачивания указывает на более высокую гидрофобность, что свидетельствует об успешной модификации поверхности с помощью белка ламинина. Поверхность, иммобилизованная ламинином, способствует прикреплению и росту NPC, а также обеспечивает их дифференцировку, тем самым уменьшая глиальную реакцию и реакцию инородного тела на имплантат.

Факторы роста нервов (NGF)

Использование фактора роста нервов (NGF) в качестве нейротрофического содопанта может индуцировать идеальные клеточные реакции in vivo . NGF — водорастворимый белок, который способствует выживанию и дифференцировке нейронов. Добавление NGF в полимерные пленки может вызывать биологические взаимодействия без ущерба для проводящих свойств или морфологии полимерной пленки. В качестве покрытий электродов можно использовать различные полимеры, такие как PPy, PEDOT, а также коллаген. Расширенные нейриты как для PPy, так и для PEDOT показывают, что NGF биологически активен.

Противовоспалительные препараты

Химическая структура дексаметазона, глюкокортикоида, который используется как противовоспалительное и иммунодепрессивное средство.

Изображены свойства механизма высвобождения инкапсулированного DEX в наночастицах через поры гидрогелевой сетки. Также показано количество DEX, которое было загружено в наночастицы, а также диапазон размеров частиц (400–600 нм).

Дексаметазон (DEX) — глюкокортикоид, используемый в качестве противовоспалительного и иммунодепрессивного средства. PLGA Наночастицы , загруженные DEX с помощью метода эмульсии масло в воде/выпаривания растворителя, могут быть встроены в матрицы альгинат-гидрогеля. Для количественной оценки количества DEX, успешно внедренного в наночастицу, можно использовать УФ-спектрофотометрию. Показано, что количество DEX, которое можно успешно загрузить в наночастицы, составляет ≈13 мас.%, а типичный размер частиц находится в диапазоне от 400 до 600 нм.

Испытания in vitro показали, что импеданс электродов с наночастицами, покрытыми гидрогелем, аналогичен импедансу электродов без покрытия (голое золото). Это показывает, что гидрогелевое покрытие, содержащее наночастицы, существенно не препятствует электрическому транспорту. Испытания in vivo показали, что амплитуда импеданса электродов, нагруженных DEX, сохранялась на том же уровне, что и изначально. Однако электроды без покрытия имели импеданс примерно в 3 раза больше, чем его первоначальный импеданс 2 неделями ранее. Добавление противовоспалительных препаратов посредством наночастиц указывает на то, что такая форма модификации поверхности не оказывает негативного влияния на эффективность электродов.

Гидрогели

Модификации гидрогеля , как и другие покрытия, предназначены для улучшения реакции организма на имплантат и тем самым улучшения их консистенции и долговечности. Модификации поверхности гидрогеля достигают этого за счет значительного изменения гидрофильности поверхности нервного имплантата на менее благоприятную для адсорбции белка . В общем, адсорбция белка увеличивается с увеличением гидрофобности в результате уменьшения энергии Гиббса из-за энергетически выгодной реакции (как видно из уравнения ниже).

$\Delta _{ads}G=\Delta _{ads}H-T\Delta _{ads}S$

Молекулы воды связаны как с белками, так и с поверхностью имплантата; когда белок связывается с имплантатом, молекулы воды высвобождаются, что приводит к увеличению энтропии и снижению общей энергии в системе. Для гидрофильных поверхностей эта реакция энергетически невыгодна из-за сильного присоединения воды к поверхности и, следовательно, снижения адсорбции белка. Снижение адсорбции белка полезно для имплантата, поскольку оно ограничивает способность организма как распознавать имплантат как инородный материал, так и прикреплять потенциально вредные клетки, такие как астроциты и фибробласты , которые могут создавать фиброзные глиальные рубцы вокруг имплантата и препятствовать стимулированию и процессы записи. Увеличение гидрофильности также может улучшить передачу электрического сигнала за счет создания стабильного слоя ионной проводимости. Однако слишком большое увеличение содержания воды в гидрогеле может вызвать набухание и, в конечном итоге, механическую нестабильность. Для оптимизации эффективности покрытия имплантата необходимо создать соответствующий водный баланс.

Белки

Значительная неспецифическая адсорбция белка во время имплантации может вызвать побочные эффекты. Однако некоторые белки могут быть полезны для стабилизации имплантата за счет уменьшения микродвижений и миграции имплантата, а также улучшения качества сигнала за счет увеличения связей между нейронами; улучшение долгосрочных результатов. Вместо того, чтобы полагаться на то, что нативные клетки будут секретировать эти белки, их можно добавить на поверхность материала перед имплантацией. Модификация поверхности биоматериалов белками с большим успехом проводилась в различных частях тела. Однако, поскольку анатомия мозга отличается от анатомии остального тела, типы белков, которые необходимо использовать в этих приложениях, отличаются от тех, которые используются где-либо еще. Белки, такие как ламинин , который способствует росту нейронов, и L1 , который способствует росту аксонов, показали большие перспективы в приложениях для модификации поверхности; L1 в большей степени, чем ламинин, из-за снижения прикрепления, связанного с астроцитами – клетками, ответственными за образование глиальных рубцов. Белки обычно добавляются к поверхности материала посредством образования самоорганизующегося монослоя (SAM).