Ici, nous présentons une méthode pour l’évaluation à long terme de la performance et de la sécurité des réseaux d’électrodes sous-durales souples dans un modèle mini-porc, décrivant la méthode et les outils chirurgicaux, l’imagerie par résonance magnétique postopératoire, l’électrophysiologie du cortex auditif, les propriétés électrochimiques de l’implant et l’immunochimie post-mortem.
Les déficiences et les maladies neurologiques peuvent être diagnostiquées ou traitées à l’aide de puces d’électrocorticographie (ECoG). Dans l’épilepsie résistante aux médicaments, ceux-ci aident à délimiter la région épileptique à réséquer. Dans des applications à long terme telles que les interfaces cerveau-ordinateur, ces électrodes épicorticales sont utilisées pour enregistrer l’intention de mouvement du cerveau, pour contrôler les membres robotiques des patients paralysés. Cependant, les grilles d’électrodes rigides actuelles ne répondent pas au besoin d’enregistrements cérébraux à haute résolution et de biointégration à long terme. Récemment, des réseaux d’électrodes conformables ont été proposés pour obtenir une stabilité à long terme de l’implant avec des performances élevées. Cependant, des études précliniques pour ces nouvelles technologies d’implants sont nécessaires pour valider leur fonctionnalité à long terme et leur profil d’innocuité pour leur application aux patients humains. Dans ce contexte, les modèles porcins sont couramment utilisés dans le développement de dispositifs médicaux en raison de la grande taille de leurs organes et de la facilité de manipulation des animaux. Cependant, seules quelques applications cérébrales sont décrites dans la littérature, principalement en raison des limitations chirurgicales et de l’intégration du système d’implant sur un animal vivant.
Nous présentons ici la méthode d’implantation à long terme (6 mois) et l’évaluation des puces ECoG souples dans le modèle minipig. L’étude présente d’abord le système d’implants, composé d’un réseau d’électrodes microfabriquées souples intégré à un port transdermique polymère compatible avec l’imagerie par résonance magnétique (IRM) qui abrite des connecteurs d’instrumentation pour les enregistrements d’électrophysiologie. Ensuite, l’étude décrit l’intervention chirurgicale, de l’implantation sous-durale à la récupération de l’animal. Nous nous concentrons sur le cortex auditif comme exemple de zone cible où les potentiels évoqués sont induits par la stimulation acoustique. Nous décrivons enfin une séquence d’acquisition de données qui comprend l’IRM de l’ensemble du cerveau, la caractérisation électrochimique de l’implant, l’électrophysiologie peropératoire et en mouvement libre, et la coloration immunohistochimique des cerveaux extraits.
Ce modèle peut être utilisé pour étudier l’innocuité et la fonction d’une nouvelle conception de prothèses corticales ; Étude préclinique obligatoire pour envisager une transposition chez l’homme.
Les déficiences et les maladies neurologiques peuvent être diagnostiquées ou traitées à l’aide de puces d’électrocorticographie (ECoG). Ces grilles d’électrodes sont implantées à la surface du cerveau et permettent d’enregistrer ou de stimuler le cortex humain1. Dans le cas de l’épilepsie résistante aux médicaments, par exemple, ils aident à délimiter la région épileptique pour réséquer2. Dans des applications à long terme telles que les interfaces cerveau-ordinateur, ces électrodes épicorticales sont utilisées pour enregistrer l’intention de mouvement du cerveau, pour contrôler les membres robotiques des patients paralysés3. Cependant, les grilles d’électrodes actuelles sont fabriquées à partir de blocs métalliques rigides intégrés dans des substrats polymères rigides et ne répondent pas au besoin d’enregistrements cérébraux à haute résolution et de biointégration sous-durale à long terme (>30 jours). Au lieu de cela, ils créent des réactions tissulaires locales qui conduisent à l’encapsulation fibreuse du dispositif implanté, entraînant une moins bonne performance au fil du temps. Récemment, des réseaux d’électrodes flexibles ou extensibles utilisant des substrats polymères minces fabriqués par des techniques de microfabrication ont été proposés pour obtenir des performances élevées dans les implantations à long terme en limitant la réaction tissulaire 4,5. Cependant, des études précliniques pour ces nouvelles technologies d’implants sont nécessaires pour valider leur fonctionnalité et leur profil d’innocuité à long terme, afin d’envisager une application aux patients humains. Dans ce contexte, les modèles de mini-porc et de porc sont couramment utilisés dans le développement de dispositifs dans d’autres contextes médicaux (par exemple, les systèmes cardiovasculaire, squelettique ou gastrique) en raison de la grande taille de leurs organes et de la facilité avec laquelle ils manipulent les animaux 6,7,8. Cependant, seules quelques applications ciblant le cerveau pour la neurophysiologie sont décrites dans la littérature, principalement en raison des limites de l’approche chirurgicale et de l’intégration du système d’implant sur un animal vivant 9,10,11,12. Ceux-ci ne sont souvent pas compatibles avec l’implantation chronique chez des animaux vivants, car ils nécessiteraient, par exemple, le développement de matériel complexe tel que l’électronique embarquée implantable. De plus, ils n’étudient pas l’influence du système d’implant sur le tissu cible, ce qui est crucial pour l’aspect biosécurité dans les études translationnelles. Le modèle porcin est proche de l’anatomie humaine en termes de structure corticale, d’os du crâne et d’épaisseur de peau13. De plus, leur capacité à apprendre des tâches comportementales en fait un modèle puissant pour étudier les stratégies de rééducation fonctionnelle ou les perceptions sensorielles14.
L’application de nouvelles technologies et thérapies à l’homme nécessite une évaluation de l’innocuité et de l’efficacité, comme l’exigent les autorités médicales compétentes. Ceux-ci sont généralement décrits dans les documents techniques et les normes15, mais ils ne nécessitent que la réussite de ces tests et n’étudient pas l’effet réel de l’implantation du dispositif ou la collecte d’autres données utiles parallèlement à l’étude de sécurité. Pour une étude complète de biosécurité et de performance sur le cerveau, nous présentons ici une collection longitudinale et systématique de données d’imagerie cérébrale, de mesures électrophysiologiques, d’évaluation des propriétés électrochimiques des électrodes implantées et d’histologie post-mortem dans un modèle porcin. Pour y parvenir, plusieurs aspects doivent être pris en compte, afin de créer un modèle expérimental complet : (i) un accès chirurgical mini-invasif pour l’implantation du dispositif ainsi qu’un orifice transdermique mécaniquement stable pour se connecter aux électrodes, (ii) un paradigme d’enregistrement électrophysiologique robuste qui sert de sortie de performance pour les électrodes implantées à la fois sous anesthésie et dans des conditions de mouvement libre, (iii) l’imagerie in vivo (tomodensitométrie [TDM] et/ou imagerie par résonance magnétique [IRM]) à différents moments pour suivre l’évolution du cerveau et de l’implant, ainsi que la compatibilité du système implanté avec l’équipement d’imagerie, et (iv) un pipeline de préparation tissulaire pour extraire le cerveau pour analyse histologique.
Ici, nous rendons compte de la méthode d’implantation à long terme (6 mois) et de l’évaluation des puces ECoG souples dans le modèle mini-porc (représenté schématiquement sur la figure 1). Les réseaux d’électrodes souples ont été présentés dans nos rapports précédents et sont fabriqués à partir de fines membranes de silicone intégrant des couches minces d’or élastiques utilisées comme pistes électriques16,17. Le contact avec le tissu se fait par un mélange de nanoparticules de platine noyées dans une matrice de silicone pour une interface électrochimique douce et efficace avec le tissu cérébral18. Les implants sont reliés par un câble flexible creusé sous un tunnel sous-jacent à travers le crâne et la peau jusqu’à un port transdermique qui abrite les connecteurs sur la tête de l’animal. La taille et la forme de l’implant peuvent être personnalisées en fonction de la cible et des besoins de l’étude. Les bandelettes d’électrodes actuelles de cette étude reflètent la taille réelle des bandelettes cliniques. Des bandelettes et des grilles sous-durales cliniquement disponibles ont été utilisées comme comparateurs en utilisant la même approche. L’orifice transdermique polymère compatible avec l’IRM est placé sur le crâne à l’aide d’un système de repose-pieds qui l’ancre fermement au crâne. Ici, nous décrivons en détail l’intervention chirurgicale, de l’implantation sous-durale des deux hémisphères à la récupération de l’animal. Nous nous concentrons sur le cortex auditif comme zone cible d’exemple, où les potentiels évoqués sont induits par une stimulation acoustique à la fois dans des conditions anesthésiées et en mouvement libre. À différents moments, le cerveau de l’animal est imagé en IRM (ou TDM pour les électrodes cliniques) sous anesthésie et les propriétés électrochimiques des électrodes sont mesurées. Des méthodes de caractérisation des électrodes sont utilisées pour suivre l’évolution de l’implant et de l’interface électrode-tissu (voir Schiavone et al.19 pour plus de détails). Il s’agit notamment de la chronoampérométrie pour sonder les capacités de stimulation du contact de l’électrode, de la spectroscopie d’impédance électrochimique (EIS) qui peut indiquer l’évolution des composants résistifs et capacitifs de l’électrode, et des mesures de résistance intercanal pour sonder les défaillances d’encapsulation hermétique. Enfin, nous avons développé un pipeline d’extraction tissulaire permettant de perfuser le cerveau après l’euthanasie, de l’explanter avec les électrodes en place, de le sectionner et d’effectuer une analyse histologique à l’aide de différents marqueurs d’inflammation. Dans l’ensemble, cette méthode permettra des études précliniques avec une collecte de données multimodale robuste pour l’application clinique future de nouvelles technologies et thérapies sur le cerveau.
Nous présentons ici une méthode d’implantation et d’évaluation à long terme des puces ECoG souples. Dans cette étude, nous avons conçu une approche chirurgicale cohérente et mini-invasive pour l’implantation bilatérale de grilles d’électrodes fonctionnelles sur les lobes temporaux (ici, ciblant le cortex auditif). Nous avons d’abord évalué la fonctionnalité de la grille en enregistrant avec succès les potentiels évoqués au cours de l’étude (6 mois) et en suivant les propriétés électrochimiques des électrodes (voir Figure 6). Dans un second temps, nous avons évalué la biosécurité des grilles, in vivo en utilisant l’IRM et en établissant un système entièrement compatible avec l’IRM, et post-mortem en concevant un protocole de prélèvement tissulaire et d’immunomarquage.
Pour minimiser le caractère invasif, nous avons optimisé la taille de la fenêtre de craniotomie. Afin d’atteindre le cortex auditif situé sur le lobe temporal et d’éviter de réséquer le muscle temporal, nous avons mis au point une technique permettant de glisser l’implant sous la dure-mère. Cette technique permet de réduire drastiquement la surface du cerveau exposé tout en atteignant des cibles éloignées. Bien que ce type d’implantation puisse sembler aveugle, la mise en place de marqueurs radio-opaques sur les dispositifs visualisés dans la radiographie du plan peropératoire permet de vérifier le positionnement et de s’assurer que la matrice n’est pas repliée sous la dure-mère. Le glissement sous-dural s’est avéré sûr dans la plupart des répétitions que nous avons effectuées. De plus, la durotomie dans une approche en fente minimise le gonflement du cerveau pendant la période d’ouverture de la craniotomie et facilite la fermeture autour de l’implant sans nécessiter de matériel supplémentaire tel qu’une dure-mère artificielle, ce qui pourrait biaiser la réponse inflammatoire. Enfin, la force de cette approche chirurgicale est sa capacité à être transposée à différentes régions corticales. Jouer avec les coordonnées, la position de la craniotomie et la taille de l’appareil, qui peuvent toutes être ajustées, permet à cette méthode de cibler la majeure partie de la zone du cortex.
La méthode chirurgicale présentée ici, ainsi que l’évaluation fonctionnelle et l’étude de la biointégration au fil du temps, ne se limitent pas à la technologie des électrodes souples utilisée dans le présent rapport. D’autres électrodes sous-durales en cours de développement pour la traduction humaine pourraient être évaluées avec le même protocole. La force de cette méthode repose sur le fait que la plupart des pièces, telles que le câble et le piédestal, sont modulaires, personnalisables et peuvent être adaptées à l’appareil spécifique testé. De plus, des sondes intracorticales ou pénétrantes profondes peuvent également être utilisées à la place ou en combinaison avec les électrodes sous-durales, car cela ne nécessite qu’un ajustement de la géométrie de la craniotomie et de la durotomie. Les résultats à long terme peuvent ensuite être comparés à leurs homologues cliniques, comme nous l’avons fait ici.
L’une des principales limites de la méthode présentée est la présence de sinus crâniens chez les miniporcs, qui se développent au cours de la première année12. À cet égard, les aspects importants à prendre en compte sont l’âge d’implantation et la taille de l’animal. La réalisation d’une craniotomie dans le crâne de l’adulte brise l’intégrité des sinus et entraîne un risque élevé d’infection majeure dans les contextes chroniques. De tels sinus sont visibles dans le plan de la radiographie et de la tomodensitométrie préopératoires. D’autre part, effectuer une implantation chronique trop tôt, chez un animal trop petit, n’est pas non plus optimal lorsque le crâne subit une croissance et un remodelage massifs. Nous avons émis l’hypothèse que ces « mouvements du crâne » post-opératoires pourraient faire bouger et plier l’implant, ce qui est finalement préjudiciable à l’expérience. Nous avons constaté ici que les miniporcs de Göttingen, âgés d’environ 5-6 mois (et 8 kg) au moment de l’implantation, devraient donner les meilleurs résultats.
Pour évaluer les performances de l’ECoG implanté pour les enregistrements électrophysiologiques, nous avons mis en place un protocole rapide d’enregistrement du potentiel évoqué auditif (AEP) qui peut être utilisé chez les animaux en mouvement libre et sous sédation. Il consiste à présenter une série d’éclats sonores acoustiques à des fréquences spécifiques pendant quelques minutes. L’avantage d’un tel protocole est qu’il peut être adapté à la durée d’enregistrement disponible en réduisant le nombre de fréquences sondées. L’un des défis lors de l’enregistrement des signaux corticaux sous anesthésie est que le niveau de conscience de l’animal doit être pris en compte lors de l’analyse et de la comparaison des données.
Le protocole de perfusion a été ajusté au fil du temps par l’observation de la qualité du cerveau extrait. En effet, nous avons trouvé plus facile de cathétériser l’artère carotide uniquement, et non la veine jugulaire. Dans un premier temps, la littérature présente des méthodes où la veine jugulaire est cathétérisée pour drainer les déchets20. En pratique, cela limite le flux sortant du cerveau et conduit à une moins bonne extraction du sang et à une qualité globale de la perfusion. En coupant la veine jugulaire et en laissant le liquide s’échapper dans un grand récipient où l’animal repose, l’efficacité de la perfusion augmente.
Nous avons mis au point une méthode robuste de préparation des tissus qui fonctionne avec les anticorps couramment utilisés pour le traçage de l’inflammation. Nous avons séparé les deux hémisphères pour des raisons pratiques, car la moitié du cerveau du porc tient sur des lames de microscope standard et est donc compatible avec la plupart des équipements d’imagerie disponibles dans les laboratoires d’histologie. En coupant le cerveau en blocs, l’accès direct à la zone d’intérêt est rendu possible sans qu’il soit nécessaire de couper davantage l’ensemble du cerveau ou de couper de vastes parties du tissu. Les coupes de cerveau à 40 μm peuvent être regroupées dans des plaques de puits standard et colorées de manière flottante sans changements majeurs de protocole dus aux immunomarquages d’autres espèces. L’immunomarquage complet du cerveau pourrait également être envisagé en utilisant, par exemple, les méthodes CLARITY21.
Dans l’ensemble, ce protocole, qui couvre la conception personnalisée de l’implant jusqu’à l’implantation, le suivi de la fonctionnalité et l’évaluation de la biosécurité, est robuste et cohérent. Nous avons démontré ici sa faisabilité pour étudier le système auditif, mais il peut être transposé pour tester d’autres fonctions physiologiques. De plus, la force de notre méthode réside dans le fait qu’elle n’est pas réservée aux mini-cochons, mais entièrement transposable à d’autres espèces telles que les moutons, les chèvres ou les primates non humains. Dans une certaine mesure, il peut également être facilement adapté aux rats.
The authors have nothing to disclose.
Les auteurs tiennent à remercier la Fondation Bertarelli et le CRSII5_183519 de subsides Sinergia du FNS. Les auteurs remercient également Katia Galan de l’EPFL pour son aide dans l’élaboration du protocole de coloration pour l’histologie, le personnel de la Plateforme de microsystèmes neuronaux du Wyss Center for Bio and Neuroengineering à Genève pour leur aide dans les processus de fabrication, le personnel de la plateforme animale du Centre médical universitaire (CMU) de l’Université de Genève (UNIGE) pour les soins aux animaux, l’assistance chirurgicale et la prise en charge postopératoire du mini-porc (John Diaper, Xavier Belin, Fabienne Fontao et Walid Habre), les membres de l’équipe du Centre d’imagerie biomédicale (CIBM) de l’Université de Genève (Julien Songeon, François Lazeyras et Rares Salomir), les membres du personnel du Service de pathologie des Hôpitaux universitaires de Genève (HUG) (Sami Schranz, Francesca Versili, Ruben Soto et Coraline Egger), et Blaise Yvert de l’Université Grenobles-Alpes pour ses contributions et ses échanges sur les expériences chroniques sur les mini-cochons. Les auteurs tiennent à remercier les employés de Neurosoft Bioelectronics SA, pour leur aide dans le processus de fabrication et pour leur aide dans les expériences sur les mini-cochons (Benoit Huguet et Margaux Roulet).
Bone drill | BBraun | Elan 4 with GA861 handpiece | |
Bone drill bit | BBraun | Neurocutter GP204R | |
Bonewax | Ethicon | W31G | |
Catheter | Venisystems | Abbocath 14G | |
Confocal Microscope | Zeiss | LSM 880 | |
Cryostat | Leica | CM1950 | |
Gelfoam | Pfizer | Gelfoam | |
Insert speakers | Etymotic | Etymotic ER2 insert Earphones | |
Multimeter | Fluke | Fluke 1700 | |
Oscilloscope | Tektronix | MDO3014 Mixed Domain Oscilloscope | |
Perfusion pump | Shenzen | LabS3/UD15 | |
Potentiostat | Gamry Instruments | Reference 600 | |
Primary Antibody Anti-GFAP | Thermofischer | Anti-GFAP, Rat, # 13-0300 | |
Primary Antibody Anti-Iba1 | Fujifilm | Anti Iba1, Rabbit, 019-19741 | |
Primary Antibody Anti-NeuN | SigmaAldrich | Anti-NeuN, GuineaPig, ABN90 | |
Pulse Generator | AM Systems | Model 2100 Isolated Pulse Stimulator | |
Recording headstage | Multichannel systems | W2100-HS32 | |
Recording system | Multichannel systems | W2100 | |
Screwdriver | Medtronic | Handle: 001201, Shaft: 8001205 | |
Secondary Antibody 488 | Thermofischer | Goat anti-Rat IgG (H+L) Cross-Adsorbed Secondary Antibody, Alexa Fluor 488, # A-11006 | |
Secondary Antibody 555 | Thermofischer | Goat anti-Guinea Pig IgG (H+L) Highly Cross-Adsorbed Secondary Antibody, Alexa Fluor 555, # A-21435 | |
Secondary Antibody 647 | Thermofischer | Goat anti-Rabbit IgG (H+L) Highly Cross-Adsorbed Secondary Antibody, Alexa Fluor 647, # A-21245 | |
Slide Scanner | Olympus | VS120 | |
Snapfrost | Excilone | Excilone Snapfrost | |
Stab knife | Fine Science Tools | 10316-14 | |
Suture wire dermal | Ethicon | Vicryl 2-0 | |
Suture wire dura mater | Ethicon | Mersilk 5-0 | |
Suture wire for catheter | Ethicon | Vycril 3-0 without needle | |
Suture wire for lifting dura | Ethicon | Prolene 6-0 with BV-1 needle | |
Suture wire subcutaneous | Ethicon | Vicryl 4-0 | |
Titanium bridge | Medtronic | TiMesh 015-2001-4 | Cut out the required size |
Titanium screws | Medtronic | 9001635, 9001640 | |
X-ray system | GE | GE OEC 9800 Plus C-Arm |