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Química superficial de los implantes neuronales

Como ocurre con cualquier material implantado en el cuerpo, es fundamental minimizar o eliminar la reacción de cuerpo extraño y maximizar la integración efectiva. Los implantes ...

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Como ocurre con cualquier material implantado en el cuerpo, es fundamental minimizar o eliminar la reacción de cuerpo extraño y maximizar la integración efectiva. Los implantes neuronales tienen el potencial de mejorar la calidad de vida de pacientes con discapacidades como Alzheimer , Parkinson , epilepsia , depresión y migrañas . Debido a la complejidad de las interfaces entre un implante neuronal y el tejido cerebral, pueden producirse reacciones adversas, como la encapsulación por tejido fibroso, que dificultan su funcionalidad. Las modificaciones superficiales de estos implantes pueden ayudar a mejorar la interfaz tejido-implante, aumentando así su vida útil y eficacia.

Matriz típica de electrodos para implantes neuronales

Información general sobre electrodos intracraneales

Los electrodos intracraneales consisten en matrices de electrodos conductores implantadas sobre un polímero o silicio, o bien un electrodo de alambre con la punta expuesta y aislamiento en las zonas donde no se desea estimulación ni registro. La biocompatibilidad es fundamental para todo el implante, pero se presta especial atención a los electrodos propiamente dichos, ya que son los que generan la función deseada.

Problemas con los electrodos intracraneales actuales

Uno de los principales problemas fisiológicos que presentan los electrodos implantados a largo plazo es la encapsulación fibrosa por células gliales tras la implantación. Esta encapsulación se debe a la escasa biocompatibilidad y bioestabilidad (integración en la interfaz entre el electrodo rígido y el tejido blando ) de muchos electrodos neuronales utilizados actualmente. La encapsulación provoca una disminución de la intensidad de la señal debido al aumento de la impedancia eléctrica y a la menor transferencia de carga entre el electrodo y el tejido. En consecuencia, la encapsulación reduce la eficiencia, el rendimiento y la durabilidad.

La impedancia eléctrica es la oposición al flujo de corriente con un voltaje aplicado, generalmente representada como Z en unidades de ohmios (Ω). La impedancia de un electrodo es especialmente importante ya que está directamente relacionada con su efectividad. Una impedancia alta provoca una transferencia de carga deficiente y, por lo tanto, un rendimiento deficiente del electrodo para estimular o registrar el tejido neural . La impedancia del electrodo está relacionada con el área de superficie en la interfaz entre el electrodo y el tejido. En los sitios del electrodo, la impedancia total está controlada por la capacitancia de doble capa . [ 1 ] El valor de la capacitancia está directamente relacionado con el área de superficie. Aumentar el área de superficie en la interfaz electrodo-tejido aumentará la capacitancia y, por lo tanto, disminuirá la impedancia. La ecuación a continuación describe la relación inversa entre la capacitancia y la impedancia.

Z=1iωdob+1/Rb{\displaystyle Z={\frac {1}{{i}\omega C_{b}+1/R_{b}}}}

donde i es la unidad imaginaria, w es la frecuencia de la corriente, C es la capacitancia y R es la resistencia.

Un electrodo ideal tendría una baja impedancia, lo que implica una mayor superficie. Un método para aumentar esta superficie consiste en recubrirla con diversos materiales. Se están investigando numerosos materiales y técnicas novedosas para mejorar el comportamiento de los electrodos neuronales. [ 2 ] [ 3 ] Actualmente, se investiga la biocompatibilidad y la integración de los electrodos en el tejido neuronal; esta investigación se describe con más detalle a continuación.

Importancia de la química de superficies

La química de la superficie de los electrodos implantables resulta ser una preocupación de diseño mayor para los electrodos implantados crónicamente en comparación con aquellos con tiempos de implantación agudos únicamente. Para las implantaciones agudas, las principales preocupaciones son el daño por laceración y la degradación de las partículas que quedan después de la extracción del electrodo. Para los electrodos implantados crónicamente, la respuesta celular y la encapsulación tisular del cuerpo extraño, independientemente de la degradación, incluso para materiales que son altamente biocompatibles, son las preocupaciones principales. Sin embargo, la degradación sigue siendo indeseable porque las partículas pueden ser tóxicas para el tejido, pueden propagarse por todo el cuerpo e incluso desencadenar una respuesta alérgica. La química de la superficie es un área de la ciencia aplicable a los implantes biológicos. Las propiedades del material a granel son importantes al considerar las aplicaciones, sin embargo, es la superficie de los materiales (las capas superiores de moléculas) la que determina la respuesta biológica y es, por lo tanto, la clave para el éxito del implante. [ 4 ] Los implantes dentro del sistema nervioso central son únicos en su forma de respuesta celular; hay poco margen de error. Las prótesis en estas áreas son típicamente electrodos o matrices de electrodos .

Consideraciones electroquímicas

Los electrodos, especialmente los electrodos de estimulación y la alta densidad de corriente que descargan, pueden generar problemas electroquímicos. Los electrodos estarán rodeados de tejido y electrolitos ; la estimulación, los campos eléctricos resultantes y las polarizaciones inducidas modificarán las concentraciones iónicas locales y el pH local, lo que puede provocar problemas como la corrosión del material y la contaminación de los electrodos. [ 5 ]

Los diagramas de Pourbaix muestran las fases que un material adopta en un entorno acuoso, en función del potencial eléctrico y el pH. El cerebro mantiene un pH de entre 7,2 y 7,4, y a partir del diagrama de Pourbaix del platino [ 5 ] se observa que a unos 0,8 voltios el Pt en la superficie se oxida a PtO₂ , y a unos 1,6 voltios, el PtO₂ se oxida a PtO₃ . Estos voltajes no parecen estar fuera del rango razonable para la estimulación neuronal. El voltaje necesario para la estimulación puede variar significativamente a lo largo de la vida útil de un electrodo. Esta variación es necesaria para mantener una corriente constante a través de las variaciones en la resistencia ambiental circundante. Los cambios en la resistencia pueden deberse a: adsorción de material en el electrodo, corrosión del electrodo, encapsulación del electrodo en tejido fibroso (conocida como cicatriz glial ) o cambios en el entorno químico alrededor del electrodo. La ley de Ohm V = I * R muestra la interdependencia entre voltaje, corriente y resistencia. Cuando un cambio de voltaje provoca un cruce de las líneas de equilibrio, como se observa en un diagrama de Pourbaix durante una estimulación, la polarización del electrodo deja de ser lineal. [ 5 ] Una polarización indeseable puede provocar efectos adversos como corrosión, ensuciamiento y toxicidad. Por ello, al elegir el material, se deben considerar el potencial de equilibrio, el pH y la densidad de corriente requerida, ya que estos factores pueden afectar la química superficial y la biocompatibilidad del implante. [ 5 ]

Corrosión

La corrosión es un problema importante en los electrodos neuronales. Puede ocurrir porque los metales de los electrodos se colocan en una solución electrolítica, donde la presencia de corriente puede aumentar la velocidad de los mecanismos de corrosión o superar las energías de activación limitantes. Las reacciones redox son un mecanismo de corrosión que puede provocar la disolución de iones de la superficie del electrodo. Existe un nivel base de iones metálicos en el tejido; sin embargo, cuando estos niveles superan los valores umbral, los iones se vuelven tóxicos y pueden causar graves problemas de salud. [ 6 ] Además, la fidelidad del sistema de electrodos puede verse comprometida. Conocer la impedancia de un electrodo es importante tanto si se utiliza para estimulación como para registro. Cuando la superficie del electrodo se degrada debido a la corrosión, el área superficial aumenta con su rugosidad. Calcular una nueva impedancia del electrodo para compensar el cambio en el área superficial una vez implantado no es fácil. Este error de cálculo puede distorsionar los datos de registro o representar un obstáculo peligroso que limite la estimulación segura.

Incrustaciones en los electrodos

La contaminación de los electrodos es un obstáculo importante para su rendimiento. Pocos materiales son completamente bioinertes, es decir, no provocan ninguna reacción corporal. Algunos materiales que pueden ser bioinertes en teoría no resultan ideales en la práctica debido a defectos en su formación, procesamiento, fabricación o esterilización. La contaminación puede ser causada por la adsorción de proteínas, tejido fibroso, células atrapadas o fragmentos de células muertas, bacterias o cualquier otra partícula reactiva. La adsorción de proteínas está influenciada por la naturaleza y la geometría de los dominios, incluyendo la hidrofobicidad, las interacciones polares e iónicas del material y las partículas circundantes, la distribución de carga, el movimiento cinético y el pH. [ 5 ] La fagocitosis de bacterias y otras partículas se ve afectada principalmente por la carga superficial, la hidrofobicidad y la composición química del implante. Es importante tener en cuenta que el entorno inicial al que se somete el implante después de la implantación es diferente y único en comparación con el entorno después de que haya transcurrido algún tiempo, ya que el área se someterá a la reparación de la herida; La recuperación natural del cuerpo tras el traumatismo provocará cambios en el pH local, las concentraciones de electrolitos y la presencia y actividad de compuestos biológicos.

Propiedades de los metales

Por muchas razones conocidas y desconocidas, la adsorción de proteínas varía de un material a otro. Dos de los factores determinantes más importantes que se han observado son la rugosidad de la superficie y la energía libre superficial. [ 7 ] En el caso de electrodos expuestos, es deseable que la capa de proteína adsorbida sea lo más delgada posible para aumentar la sensibilidad y el rendimiento. Los metales nobles son una opción obvia para lograr la biocompatibilidad; sin embargo, cuando actúan como electrodos, algunos de estos metales nobles participan en la reacción, se deterioran y provocan efectos adversos a través de partículas perdidas. Los más (metales nobles) son el oro (Au), el platino (Pt) y el iridio (Ir).

γ=(mis−mib)2A{\displaystyle \gamma ={\frac {(E_{s}-E_{b})}{2A}}}
  • γ{\displaystyle \gamma }= Energía libre superficial
  • E s = Energía total por celda unitaria en la superficie
  • E b = Energía total por celda unitaria en el volumen del material
  • A = Área de la superficie

Las propiedades del titanio también se investigaron en el estudio que produjo los datos [ 5 ] para la tabla anterior; sin embargo, sus propiedades no se enumeran aquí debido a que sus deficientes propiedades conductoras lo hacen inadecuado para implantes neuronales. El conocimiento de la química superficial del titanio puede orientar futuras investigaciones. El titanio tiene la superficie más rugosa e hidrofílica de todos los metales descritos hasta ahora (la importancia de la adsorción de proteínas, sus mecanismos y la interacción de las propiedades hidrofílicas se discuten con más detalle en la sección de hidrogeles de la página). El titanio adsorbió la capa de proteína más gruesa después del primer día y aún después del séptimo día, pero en realidad su grosor se redujo para el día 28. Las capas de proteína del oro, el platino y el iridio continuaron creciendo hasta el día 28, pero las tasas disminuyeron con el tiempo. [ 7 ]

Otros dos materiales conductores con características notables son el tungsteno y el óxido de indio y estaño . El tungsteno es conductor eléctrico y se puede fabricar con una precisión extrema, por lo que se ha utilizado en la microestimulación intraespinal (ISMS) para mapear la médula espinal durante cirugías terminales. Sin embargo, los electrodos de tungsteno pueden corroerse y formar iones túngsticos en presencia de H₂O₂ y /o O₂ . Se ha observado que el ácido túngstico es altamente tóxico para las motoneuronas de los gatos [ 9 ] , por lo que actualmente no es un material adecuado para implantes crónicos. El óxido de indio y estaño (ITO) se ha utilizado como material de electrodo para estudios in vitro. Los electrodos de ITO son muy precisos al estimular y registrar, y cuando se colocan entre proteínas plasmáticas, desarrollan y mantienen la capa de proteína más delgada en comparación con los otros materiales mencionados hasta ahora [ 7 ] . Puede tener potencial para uso agudo in vivo , pero con el tiempo se ha observado que libera partículas que producen efectos altamente tóxicos [ 10 ] .

Adaptaciones mecánicas

En los últimos años se han investigado e implementado diversas adaptaciones mecánicas, como la geometría de la punta y la rugosidad de la superficie, para facilitar el diseño de implantes neuronales. La geometría de un electrodo afecta la forma del campo eléctrico emitido. A su vez, la forma del campo eléctrico afecta la densidad de corriente producida por el electrodo. Determinar la rugosidad superficial óptima para los implantes neuronales resulta ser un tema complejo. Las superficies lisas pueden ser preferibles a las rugosas, ya que pueden disminuir la probabilidad de adsorción bacteriana e infección. Las superficies lisas también dificultarían la formación de una celda de corrosión. Sin embargo, crear una superficie más rugosa y porosa puede resultar beneficioso por al menos dos razones: una menor polarización de potencial en la superficie del electrodo como resultado del aumento del área superficial y la disminución de la densidad de corriente, y una disminución del grosor de la encapsulación de tejido fibroso debido a la oportunidad para el crecimiento de tejido. Se ha determinado que si existen poros interconectados con tamaños entre 25 y 150 micrómetros , puede producirse un crecimiento interno de tejido y disminuir el grosor de la encapsulación de tejido externo en un factor de aproximadamente 10 (en comparación con un electrodo liso como el platino-iridio pulido). [ 5 ]

Recubrimientos

Se están investigando diferentes recubrimientos de materiales para las superficies de los electrodos neuronales con el fin de mejorar la integración a largo plazo de los electrodos en el tejido neural, optimizando la biocompatibilidad, las propiedades mecánicas y el transporte de carga entre el electrodo y el tejido vivo. La funcionalidad del electrodo puede incrementarse mediante la modificación de su superficie con un polímero poroso conductor, incorporando péptidos de adhesión celular, proteínas y fármacos antiinflamatorios. [ 11 ] [ 2 ] [ 12 ]

Polímeros conductores

Los polímeros, especialmente los conductores, se han investigado ampliamente para recubrir superficies de electrodos. Los polímeros conductores son materiales orgánicos con propiedades similares a las de los metales y semiconductores en cuanto a su capacidad de conducción eléctrica y atractivas propiedades ópticas. [ 11 ] Estos materiales presentan superficies rugosas, lo que resulta en una gran área superficial y densidad de carga. Se ha demostrado que los recubrimientos de polímeros conductores mejoran el rendimiento y la estabilidad de los electrodos neuronales.

Se ha demostrado que los polímeros conductores reducen la impedancia de los electrodos (una propiedad importante como se mencionó anteriormente), aumentan la densidad de carga y mejoran la interfaz mecánica entre el tejido blando y el electrodo duro. La estructura porosa (rugosa) de muchos recubrimientos de polímeros conductores en el electrodo aumenta el área superficial. [ 11 ] El área superficial elevada de los polímeros conductores está directamente relacionada con la disminución de la impedancia y la mejora de la transferencia de carga en la interfaz tejido-electrodo. Esta transferencia de carga mejorada permite una mejor grabación y estimulación en aplicaciones neuronales. La Tabla 2 a continuación muestra algunos valores comunes de impedancia y densidad de carga de diferentes electrodos a una frecuencia de 1  kHz, que es característica de la actividad biológica neuronal. El área superficial elevada y porosa de los recubrimientos de polímeros conductores permite la adhesión de células diana (mayor integración celular y tisular), lo que aumenta la biocompatibilidad y la estabilidad del dispositivo.

Módulo de elasticidad de la interfaz del recubrimiento de polímero entre el electrodo duro y la superficie del tejido blando.

Como se mencionó anteriormente, los recubrimientos de polímeros conductores pueden mejorar significativamente la interfaz entre el tejido blando del cuerpo y la superficie dura del electrodo. Los polímeros son más blandos, lo que reduce la inflamación causada por la diferencia de tensión entre el tejido y la superficie del electrodo. La menor reacción inflamatoria provoca una disminución del grosor de la encapsulación glial, lo que causa la degeneración de la señal. El módulo elástico del silicio (un material común con el que se fabrican los electrodos) es de alrededor de 100  GPa, mientras que el del tejido cerebral es de aproximadamente 100  kPa. [ 17 ] El módulo (rigidez) del electrodo es aproximadamente 100 veces mayor que el del tejido cerebral. Para lograr la mejor integración del dispositivo en el cuerpo, es importante que la rigidez entre ambos sea lo más similar posible. Para mejorar esta interfaz, se puede aplicar un recubrimiento de polímero conductor (con un módulo menor que el del electrodo) a la superficie del electrodo, lo que crea un gradiente de propiedades mecánicas que actúa como mediador entre las superficies dura y blanda. El recubrimiento de polímero añadido reduce la rigidez del electrodo y permite una mejor integración del mismo. La figura de la derecha muestra un gráfico de cómo cambia el módulo al integrar el recubrimiento de polímero sobre el electrodo.

Procesamiento de recubrimientos de polímeros conductores

Otro beneficio del uso de polímeros conductores como recubrimiento para dispositivos neuronales es la facilidad de síntesis y la flexibilidad en el procesamiento. [ 11 ] Los polímeros conductores pueden ser "depositados directamente sobre superficies de electrodos con morfologías controladas con precisión". [ 17 ] Actualmente existen dos formas de depositar polímeros conductores sobre superficies de electrodos: la polimerización química y la polimerización electroquímica. En la aplicación para implantes neuronales, se utiliza la polimerización electroquímica debido a su capacidad para crear películas delgadas y la facilidad de síntesis. Se pueden formar películas del orden de 20  nm. [ 17 ] La polimerización electroquímica (deposición electroquímica) se realiza utilizando una configuración de tres electrodos en una solución del monómero del polímero deseado, un disolvente y un electrolito (dopante). En el caso de depositar un recubrimiento de polímero sobre un electrodo, un dopante común utilizado es el poli(estireno sulfonato) o PSS debido a su estabilidad y biocompatibilidad. [ 17 ] Dos polímeros conductores comunes que se están investigando para recubrimientos utilizan PSS como dopante para ser depositado electroquímicamente sobre la superficie del electrodo (ver secciones a continuación).

Polímeros conductores específicos que se están investigando

Polipirrol

Un recubrimiento de polímero conductor que ha mostrado resultados prometedores para mejorar el rendimiento de los electrodos neuronales es el polipirrol (PPy). El polipirrol tiene una gran biocompatibilidad y propiedades conductoras, lo que lo convierte en una buena opción para su uso en electrodos neuronales. Se ha demostrado que el PPy tiene una buena interacción con los tejidos biológicos. [ 18 ] Esto se debe a la barrera que crea entre el electrodo duro y el tejido blando. Se ha demostrado que el PPy favorece la adhesión celular y el crecimiento de varios tipos de células diferentes, incluidas las neuronas primarias, lo cual es importante en los implantes neuronales. [ 15 ] El PPy también disminuye la impedancia del sistema de electrodos al aumentar la rugosidad en la superficie. La rugosidad en la superficie del electrodo está directamente relacionada con un aumento del área superficial (mayor interfaz de la neurona con el electrodo) que aumenta la conducción de la señal. En un artículo, el polipirrol (PPy) se dopó con poliestireno sulfonato (PSS) para depositar electroquímicamente un recubrimiento de polipirrol en la superficie del electrodo. La película se aplicó sobre el electrodo con diferentes espesores, aumentando la rugosidad. El aumento de la rugosidad (mayor superficie efectiva) conlleva una disminución de la impedancia total del electrodo, de aproximadamente 400  kΩ (stent desnudo) a menos de 10  kΩ (recubrimiento de PPy/PSS) a 1  kHz. [ 15 ] Esta disminución de la impedancia mejora la transferencia de carga del electrodo al tejido y da como resultado un electrodo más eficaz para aplicaciones de registro y estimulación.

Poli(3,4-etilendioxitiofeno) (PEDOT)

El poli(3,4-etilendioxitiofeno) (PEDOT) es otro polímero conductor que se está investigando para recubrir la superficie de un electrodo. [ 19 ] Algunas ventajas del PEDOT sobre el PPy son su mayor estabilidad a la oxidación y su mayor conductividad; sin embargo, el PPy es mucho más económico. Al igual que el PPy, se ha demostrado que el PEDOT disminuye la impedancia eléctrica. En un artículo, se depositó electroquímicamente un recubrimiento de PEDOT sobre electrodos de registro de oro. [ 20 ] Los resultados mostraron que la impedancia del electrodo disminuyó significativamente al añadir el recubrimiento de PEDOT. Los electrodos de oro sin modificar tenían una impedancia de 500–1000  kΩ, mientras que el electrodo de oro modificado con el recubrimiento de PEDOT tenía una impedancia de 3–6  kΩ. [ 16 ] El artículo también mostró que la interacción entre el polímero y las neuronas mejoró la estabilidad y durabilidad del electrodo. El estudio concluyó que al añadir un polímero conductor, la impedancia del sistema de electrodos disminuyó, lo que aumentó la transferencia de carga y dio como resultado un electrodo más eficaz. La facilidad y el control que permite la deposición electroquímica de recubrimientos conductores sobre las superficies de los electrodos la convierten en una modificación de superficie muy atractiva para los electrodos neuronales.

Factores de crecimiento y agentes farmacéuticos

Células progenitoras neuronales (CPN)

La figura de la izquierda muestra la superficie original de silicio con un ángulo de contacto de 27,3 grados ± 1,4 grados. La figura de la derecha muestra la superficie con la laminina, que presentaba un ángulo de contacto de 85,0 grados ± 1,6 grados. Los ángulos se pueden medir con un goniómetro de ángulo de contacto.

La siembra de implantes con factores de crecimiento, como células progenitoras neuronales (CPN) , mejora la interfaz cerebro-implante. Las CPN son células progenitoras con capacidad de diferenciarse en neuronas o células cerebrales. Al recubrir el implante con CPN, se reduce la reacción a cuerpo extraño y se mejora la biocompatibilidad. Para fijar las CPN, es necesaria una modificación previa de la superficie del implante; estas modificaciones se pueden realizar mediante la inmovilización de laminina (una proteína derivada de la matriz extracelular ) en un implante, como el silicio. Para verificar el éxito de la inmovilización superficial, se puede utilizar la espectroscopia infrarroja por transformada de Fourier (FTIR) y un análisis de hidrofobicidad. La espectroscopia FTIR permite caracterizar la composición química de la superficie, o bien, se puede utilizar un goniómetro de ángulo de contacto para determinar el ángulo de contacto del agua y así evaluar la hidrofobicidad. Un ángulo de contacto mayor indica una mayor hidrofobicidad, lo que demuestra la modificación exitosa de la superficie mediante la proteína laminina. La superficie inmovilizada con laminina promueve la adhesión y el crecimiento de las células progenitoras neurales y también permite su diferenciación, reduciendo así la respuesta glial y la respuesta a cuerpo extraño al implante. [ 21 ]

Factores de crecimiento nervioso (FCN)

El uso del factor de crecimiento nervioso (NGF) como codopante neurotrófico podría inducir respuestas celulares ideales in vivo . El NGF es una proteína soluble en agua que promueve la supervivencia y diferenciación de las neuronas. La adición de NGF a películas poliméricas puede inducir interacciones biológicas sin comprometer las propiedades conductoras ni la morfología de la película polimérica. Diversos polímeros, como PPy, PEDOT y colágeno, pueden utilizarse como recubrimientos de electrodos. Las neuritas extendidas tanto para PPy como para PEDOT demuestran que el NGF es biológicamente activo. [ 21 ]

Medicamentos antiinflamatorios

Estructura química de la dexametasona, un glucocorticoide que se utiliza como agente antiinflamatorio e inmunosupresor.
Se ilustran las propiedades del mecanismo de liberación de la DEX encapsulada en las nanopartículas a través de los poros de la red de hidrogel. Asimismo, se muestra la cantidad de DEX incorporada en las nanopartículas y el rango de tamaño de partícula (400–600 nm).

La dexametasona (DEX) es un glucocorticoide que se utiliza como agente antiinflamatorio e inmunosupresor. Las nanopartículas de PLGA cargadas con DEX mediante el método de emulsión de aceite en agua/evaporación de disolvente pueden incorporarse en matrices de hidrogel de alginato. Para cuantificar la cantidad de DEX incorporada con éxito en la nanopartícula, se puede utilizar espectrofotometría UV. Se ha demostrado que la cantidad de DEX que se puede incorporar con éxito en las nanopartículas es de aproximadamente el 13 % en peso y que el tamaño típico de partícula oscila entre 400 y 600  nm.

Las pruebas in vitro han revelado que la impedancia de los electrodos recubiertos con hidrogel cargado con nanopartículas es similar a la del electrodo sin recubrimiento (oro puro). Esto demuestra que el recubrimiento de hidrogel cargado con nanopartículas no dificulta significativamente el transporte eléctrico. Las pruebas in vivo han demostrado que la amplitud de impedancia de los electrodos cargados con DEX se mantuvo al mismo nivel que inicialmente. Sin embargo, los electrodos sin recubrimiento presentaban una impedancia aproximadamente tres veces mayor que la original dos semanas antes. Esta adición de fármacos antiinflamatorios mediante nanopartículas indica que esta forma de modificación de la superficie no tiene un efecto negativo en el rendimiento de los electrodos. [ 17 ]

Hidrogeles

Las modificaciones de hidrogel , al igual que otros recubrimientos, están diseñadas para mejorar la respuesta del cuerpo al implante y, por lo tanto, mejorar su consistencia y rendimiento a largo plazo. Las modificaciones de la superficie del hidrogel logran esto al alterar significativamente la hidrofilicidad de la superficie del implante neural a una que sea menos favorable para la adsorción de proteínas . [ 22 ] En general, la adsorción de proteínas aumenta con el aumento de la hidrofobicidad como resultado de la disminución de la energía de Gibbs de la reacción energéticamente favorable (como se ve en la ecuación a continuación) [ 4 ]

ΔadsGRAMO=ΔadsH−TΔadsS{\displaystyle \Delta _{ads}G=\Delta _{ads}HT\Delta _{ads}S}

Las moléculas de agua se unen tanto a las proteínas como a la superficie del implante; a medida que la proteína se une al implante, se liberan moléculas de agua, lo que resulta en una ganancia de entropía, disminuyendo la energía total del sistema. [ 23 ] Para superficies hidrofílicas, esta reacción es energéticamente desfavorable debido a la fuerte unión del agua a la superficie, de ahí la menor adsorción de proteínas. La disminución de la adsorción de proteínas es beneficiosa para el implante, ya que limita la capacidad del cuerpo para reconocerlo como un material extraño, así como la adhesión de células potencialmente dañinas, como astrocitos y fibroblastos , que pueden crear cicatrices gliales fibrosas alrededor del implante y dificultar los procesos de estimulación y registro. Aumentar la hidrofilicidad también puede mejorar la transferencia de la señal eléctrica al crear una capa de conductancia iónica estable. Sin embargo, aumentar demasiado el contenido de agua del hidrogel puede causar hinchazón y, eventualmente, inestabilidad mecánica. [ 22 ] Se debe crear un equilibrio hídrico adecuado para optimizar la eficacia del recubrimiento del implante.

Proteínas

La adsorción inespecífica significativa de proteínas durante la implantación puede causar efectos adversos. Sin embargo, algunas proteínas pueden ser beneficiosas para estabilizar el implante al reducir el micromovimiento y la migración del implante, así como mejorar la calidad de la señal a través de una mayor conexión neuronal; mejorando el rendimiento a largo plazo. En lugar de depender de que las células nativas secreten estas proteínas, se pueden agregar a la superficie del material antes de la implantación. La modificación de la superficie de biomateriales con proteínas se ha realizado con gran éxito en varias regiones del cuerpo. Sin embargo, dado que la anatomía del cerebro es diferente a la del resto del cuerpo, los tipos de proteínas que deben usarse en estas aplicaciones difieren de los utilizados en otros lugares. Proteínas como la laminina , que promueve el crecimiento neuronal, y L1 , que promueve el crecimiento axonal, han demostrado ser muy prometedoras en aplicaciones de modificación de superficies; [ 24 ] L1 más que la laminina debido a la menor adhesión asociada con los astrocitos, las células responsables de la formación de la cicatriz glial. [ 25 ] Las proteínas se agregan típicamente a la superficie del material a través de la formación de monocapas autoensambladas (SAM).

Referencias

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