Aquí, presentamos un método para la evaluación del rendimiento y la seguridad a largo plazo de las matrices de electrodos subdurales blandos en un modelo minipig, describiendo el método y las herramientas quirúrgicas, las imágenes de resonancia magnética postoperatoria, la electrofisiología de la corteza auditiva, las propiedades electroquímicas del implante y la inmunoquímica postmortem.
Las deficiencias neurológicas y las enfermedades se pueden diagnosticar o tratar mediante matrices de electrocorticografía (ECoG). En la epilepsia resistente a los medicamentos, estos ayudan a delinear la región epiléptica que se va a resecar. En aplicaciones a largo plazo, como las interfaces cerebro-ordenador, estos electrodos epicorticales se utilizan para registrar la intención de movimiento del cerebro, para controlar las extremidades robóticas de los pacientes paralizados. Sin embargo, las rejillas de electrodos rígidas actuales no responden a la necesidad de registros cerebrales de alta resolución y biointegración a largo plazo. Recientemente, se han propuesto guías de electrodos adaptables para lograr la estabilidad del implante a largo plazo con un alto rendimiento. Sin embargo, se necesitan estudios preclínicos para estas nuevas tecnologías de implantes para validar su funcionalidad a largo plazo y su perfil de seguridad para su traslación a pacientes humanos. En este contexto, los modelos porcinos se emplean habitualmente en el desarrollo de dispositivos médicos debido a su gran tamaño de órganos y a su fácil manejo de los animales. Sin embargo, solo unas pocas aplicaciones cerebrales están descritas en la literatura, principalmente debido a las limitaciones de la cirugía y la integración del sistema de implantes en un animal vivo.
Aquí, reportamos el método para la implantación a largo plazo (6 meses) y la evaluación de matrices de ECoG blandas en el modelo minipig. El estudio presenta en primer lugar el sistema de implante, que consiste en una matriz de electrodos microfabricados blandos integrada con un puerto transdérmico polimérico compatible con imágenes de resonancia magnética (IRM) que alberga conectores de instrumentación para registros de electrofisiología. A continuación, el estudio describe el procedimiento quirúrgico, desde la implantación subdural hasta la recuperación del animal. Nos centramos en la corteza auditiva como un ejemplo de área objetivo donde los potenciales evocados son inducidos por la estimulación acústica. Finalmente describimos una secuencia de adquisición de datos que incluye resonancia magnética de todo el cerebro, caracterización electroquímica del implante, electrofisiología intraoperatoria y de movimiento libre, y tinción inmunohistoquímica de los cerebros extraídos.
Este modelo se puede utilizar para investigar la seguridad y la función del diseño novedoso de prótesis corticales; Estudio preclínico obligatorio para prever la traslación a pacientes humanos.
Las deficiencias neurológicas y las enfermedades se pueden diagnosticar o tratar mediante matrices de electrocorticografía (ECoG). Estas rejillas de electrodos se implantan en la superficie del cerebro y permiten el registro o la estimulación de la cortezahumana. En el caso de la epilepsia farmacorresistente, por ejemplo, ayudan a delinear la región epiléptica a resecar2. En aplicaciones a largo plazo, como las interfaces cerebro-ordenador, estos electrodos epicorticales se utilizan para registrar la intención de movimiento del cerebro, para controlar las extremidades robóticasde los pacientes paralizados. Sin embargo, las rejillas de electrodos actuales están hechas de bloques metálicos rígidos incrustados en sustratos poliméricos rígidos y no responden a la necesidad de registros cerebrales de alta resolución y biointegración subdural a largo plazo (>30 días). Más bien, crean reacciones tisulares locales que conducen a la encapsulación fibrótica del dispositivo implantado, lo que conduce a un peor rendimiento con el tiempo. Recientemente, se han propuesto matrices de electrodos flexibles o estirables que utilizan sustratos poliméricos delgados fabricados mediante técnicas de microfabricación para lograr un alto rendimiento en implantes a largo plazo al limitar la reacción tisular 4,5. Sin embargo, se necesitan estudios preclínicos para estas nuevas tecnologías de implantes para validar su funcionalidad y perfil de seguridad a largo plazo, de modo que se pueda prever la traducción a pacientes humanos. En este contexto, los modelos de minicerdos y cerdos se emplean rutinariamente en el desarrollo de dispositivos en otros contextos médicos (por ejemplo, los sistemas cardiovascular, esquelético o gástrico) debido a su gran tamaño de órganos y fácil manejo de animales 6,7,8. Sin embargo, en la literatura solo se describen unas pocas aplicaciones dirigidas al cerebro para la neurofisiología, principalmente debido a las limitaciones del abordaje quirúrgico y a la integración del sistema de implantes en un animal vivo 9,10,11,12. A menudo no son compatibles con la implantación crónica en animales vivos, ya que requerirían, por ejemplo, el desarrollo de hardware complejo, como la electrónica integrada implantable. Además, no investigan la influencia del sistema implante en el tejido diana, lo cual es crucial para el aspecto de bioseguridad en los estudios traslacionales. El modelo porcino es cercano a la anatomía humana en términos de estructura cortical, hueso del cráneo y grosor de la piel13. Además, su capacidad para aprender tareas conductuales los convierte en un poderoso modelo para investigar estrategias de rehabilitación funcional o percepciones sensoriales14.
La traslación de las nuevas tecnologías y terapias a los seres humanos requiere la evaluación de la seguridad y la eficacia, tal y como exigen las autoridades médicas competentes. Por lo general, se describen en documentos técnicos y normas15, sin embargo, solo requieren la superación de estas pruebas y no investigan el efecto real de la implantación del dispositivo ni la recopilación de otros datos útiles en paralelo al estudio de seguridad. Para un estudio completo de bioseguridad y rendimiento en el cerebro, presentamos aquí una recopilación longitudinal y sistemática de datos de imágenes cerebrales, mediciones electrofisiológicas, evaluación de las propiedades electroquímicas de los electrodos implantados e histología postmortem en un modelo porcino. Para lograr esto, es necesario considerar varios aspectos, con el fin de crear un modelo experimental completo: (i) acceso quirúrgico mínimamente invasivo para la implantación del dispositivo junto con un puerto transdérmico mecánicamente estable para conectarse a los electrodos, (ii) un paradigma de registro electrofisiológico robusto que sirva como salida de rendimiento para los electrodos implantados tanto bajo anestesia como en condiciones de movimiento libre, (iii) imágenes in vivo (tomografía computarizada [TC] y/o resonancia magnética [RM]) en diferentes momentos para seguir la evolución del cerebro y del implante, así como la compatibilidad del sistema implantado con el equipo de imagen, y (iv) una tubería de preparación de tejido para extraer el cerebro para su análisis histológico.
Aquí, informamos sobre el método para la implantación a largo plazo (6 meses) y la evaluación de matrices de ECoG blandas en el modelo minipig (que se muestra esquemáticamente en la Figura 1). Las matrices de electrodos blandos se presentaron en nuestros informes anteriores y están hechas de membranas delgadas de silicona que incorporan películas delgadas elásticas de oro utilizadas como pistas eléctricas16,17. El contacto con el tejido se realiza a través de una mezcla de nanopartículas de platino incrustadas en una matriz de silicona para una interfaz electroquímica suave y eficiente con el tejido cerebral18. Los implantes se conectan a través de un cable flexible tunelizado subduralmente a través del cráneo y la piel hasta un puerto transdérmico que alberga los conectores en la cabeza del animal. El tamaño y la forma del implante se pueden personalizar según el objetivo y las necesidades del estudio. Las tiras de electrodos actuales en este estudio reflejan el tamaño real de las tiras clínicas. Se utilizaron tiras y rejillas subdurales clínicamente disponibles como comparadores utilizando el mismo enfoque. El puerto transdérmico compatible con resonancia magnética polimérica se coloca en el cráneo mediante un sistema de placa para los pies que lo ancla firmemente al cráneo. Aquí, describimos en detalle el procedimiento quirúrgico, desde la implantación subdural de ambos hemisferios hasta la recuperación del animal. Nos centramos en la corteza auditiva como área objetivo de ejemplo, donde los potenciales evocados son inducidos por la estimulación acústica tanto en condiciones de anestesia como de movimiento libre. En diferentes momentos, se obtienen imágenes del cerebro del animal en una resonancia magnética (o TC para los electrodos clínicos) bajo anestesia y se miden las propiedades electroquímicas de los electrodos. Los métodos de caracterización de electrodos se utilizan para seguir la evolución del implante y la interfaz electrodo-tejido (ver Schiavone et al.19 para más detalles). Estos incluyen cronoamperometría para sondear las capacidades de estimulación del contacto del electrodo, espectroscopia de impedancia electroquímica (EIS) que puede indicar la evolución de los componentes resistivos y capacitivos del electrodo, y mediciones de resistencia entre canales para sondear fallas de encapsulación hermética. Por último, hemos desarrollado una tubería de extracción de tejido para perfundir el cerebro después de la eutanasia, explantarlo con los electrodos colocados, seccionarlo y realizar análisis histológicos utilizando diferentes marcadores de inflamación. En general, este método permitirá realizar estudios preclínicos con una sólida recopilación de datos multimodales para la futura traslación clínica de nuevas tecnologías y terapias en el cerebro.
Presentamos aquí un método para la implantación y evaluación a largo plazo de matrices ECoG blandas. En este estudio, hemos diseñado un enfoque quirúrgico consistente y mínimamente invasivo para la implantación bilateral de rejillas de electrodos funcionales sobre los lóbulos temporales (en este caso, dirigido a la corteza auditiva). En primer lugar, evaluamos la funcionalidad de la red mediante el registro exitoso de los potenciales evocados durante el transcurso del estudio (6 meses) y el seguimiento de las propiedades electroquímicas de los electrodos (ver Figura 6). En segundo lugar, evaluamos la bioseguridad de las rejillas, in vivo mediante el uso de resonancia magnética y el establecimiento de un sistema totalmente compatible con la resonancia magnética, y postmortem mediante el diseño de un protocolo para la recogida de tejidos y la inmunotinción.
Para minimizar la invasividad, optimizamos el tamaño de la ventana de craneotomía. Con el fin de llegar a la corteza auditiva situada en el lóbulo temporal y evitar la resección del músculo temporal, hemos desarrollado una técnica para deslizar el implante por debajo de la duramadre. Esta técnica permite reducir drásticamente la superficie del cerebro expuesto y aún así llegar a objetivos lejanos. Si bien este tipo de implantación puede parecer ciega, la implementación de marcadores radiopacos en los dispositivos que se visualizan en la radiografía del plano intraoperatorio permite verificar el posicionamiento y garantiza que la matriz no se pliegue debajo de la duramadre. El deslizamiento subdural ha demostrado ser seguro en la mayoría de las repeticiones que hemos realizado. Además, la durotomía en un abordaje de hendidura minimiza el abultamiento cerebral durante el tiempo que la craneotomía está abierta y facilita el cierre alrededor del implante sin requerir material adicional como duramadre artificial, que podría sesgar la respuesta inflamatoria. Finalmente, la fortaleza de este abordaje quirúrgico es su capacidad para ser transpuesto a diferentes regiones corticales. Jugar con las coordenadas, la posición de la craneotomía y el tamaño del dispositivo, que se pueden ajustar, permite que este método se dirija a la mayor parte del área de la corteza.
El método quirúrgico presentado aquí, junto con la evaluación funcional y la investigación de la biointegración a lo largo del tiempo, no se limita a la tecnología de electrodos blandos utilizada en este informe. Otros electrodos subdurales que se están desarrollando para la traslación humana podrían evaluarse con el mismo protocolo. La fuerza de este método radica en el hecho de que la mayoría de las piezas, como el cable y el pedestal, son modulares, personalizables y se pueden adaptar al dispositivo específico que se está probando. Además, también se pueden utilizar sondas intracorticales o de penetración profunda en lugar de o en combinación con los electrodos subdurales, ya que esto solo requiere ajustar la geometría de la craneotomía y la durotomía. Los resultados a largo plazo pueden compararse con sus homólogos clínicos, como hemos hecho aquí.
Una de las principales limitaciones del método presentado es la presencia de senos craneales en los minicerdos, que se desarrollan a lo largo del primer año12. En ese sentido, aspectos importantes a tener en cuenta incluyen la edad de implantación y también el tamaño del animal. La realización de craneotomías en el cráneo adulto rompe la integridad de los senos paranasales y conduce a un alto riesgo de infección importante en entornos crónicos. Dichos senos paranasales son visibles en la radiografía plana y en la tomografía computarizada antes de la operación. Por otro lado, realizar una implantación crónica demasiado pronto, en un animal demasiado pequeño, tampoco es óptimo cuando el cráneo está experimentando un crecimiento y remodelación masivos. Planteamos la hipótesis de que estos “movimientos del cráneo” después de la cirugía podrían hacer que el implante se mueva y se pliegue, lo que en última instancia es perjudicial para el experimento. Hemos comprobado aquí que los minipigs de Göttingen, de aproximadamente 5-6 meses de edad (y 8 kg) en el momento de la implantación, deberían dar los mejores resultados.
Para evaluar el rendimiento del ECoG implantado para registros electrofisiológicos, hemos establecido un protocolo rápido para el registro de potenciales evocados auditivos (AEP) que se puede utilizar en animales que se mueven libremente y bajo sedación. Consiste en presentar una serie de ráfagas de tonos acústicos a frecuencias específicas en el transcurso de unos pocos minutos. La ventaja de un protocolo de este tipo es el hecho de que se puede sintonizar a la longitud disponible de grabación reduciendo el número de frecuencias sondeadas. Uno de los retos a la hora de registrar las señales corticales bajo anestesia es que se debe tener en cuenta el nivel de conciencia del animal a la hora de analizar y comparar los datos.
El protocolo de perfusión se ajustó a lo largo del tiempo mediante la observación de la calidad del cerebro extraído. De hecho, nos resultó más fácil cateterizar solo la arteria carótida y no la vena yugular. Inicialmente, la literatura presenta métodos en los que se cateteriza la vena yugular para drenar los desechos20. En la práctica, esto limita el flujo de salida del cerebro y conduce a una extracción de sangre más pobre y a una peor calidad general de la perfusión. Al cortar la vena yugular y dejar escapar el líquido en un recipiente grande donde yace el animal, aumenta la eficiencia de la perfusión.
Hemos desarrollado un método robusto de preparación de tejidos que funciona con anticuerpos utilizados de forma rutinaria para el rastreo de la inflamación. Hemos separado los dos hemisferios por razones prácticas, ya que la mitad del cerebro del cerdo cabe en portaobjetos de microscopio estándar y, por lo tanto, es compatible con la mayoría de los equipos de imagen disponibles en los laboratorios de histología. Al cortar el cerebro en bloques, se hace posible el acceso directo a la zona de interés sin necesidad de cortar todo el cerebro o recortar partes extensas del tejido. Los cortes de cerebro a 40 μm pueden agruparse en placas de pocillos estándar y teñirse de forma flotante sin grandes cambios en el protocolo de las inmunotinciones de otras especies. También se podría prever la inmunotinción cerebral completa utilizando, por ejemplo, los métodos CLARITY21.
En general, este protocolo, que abarca desde el diseño personalizado del implante hasta la implantación, el seguimiento de la funcionalidad y la evaluación de la bioseguridad, es sólido y coherente. Demostramos aquí su viabilidad para estudiar el sistema auditivo, pero se puede transponer para probar otras funciones fisiológicas. Además, la fuerza de nuestro método reside en el hecho de que no se limita a los minicerdos, sino que es totalmente transponible a otras especies como ovejas, cabras o primates no humanos. Hasta cierto punto, también se puede adaptar fácilmente a las ratas.
The authors have nothing to disclose.
Los autores agradecen el apoyo financiero de la Fundación Bertarelli y de la CRSII5_183519 de becas SNSF Sinergia. Los autores también desean agradecer a Katia Galán de la EPFL por su ayuda en el desarrollo del protocolo de tinción para la histología, al personal de la Plataforma de Microsistemas Neuronales del Centro Wyss de Bio y Neuroingeniería en Ginebra por su ayuda con los procesos de fabricación, al personal de la plataforma de animales en el Centro Médico Universitario (CMU) de la Universidad de Ginebra (UNIGE) para el cuidado de los animales, asistencia quirúrgica y manejo postoperatorio del minipig (John Diaper, Xavier Belin, Fabienne Fontao y Walid Habré), los miembros del equipo del Centro de Imágenes Biomédicas (CIBM) de la Universidad de Ginebra (Julien Songeon, François Lazeyras y Rares Salomir), los miembros del personal del Departamento de Patología del Hospital Universitario de Ginebra (HUG) (Sami Schranz, Francesca Versili, Rubén Soto y Coraline Egger) y Blaise Yvert de la Université Grenobles-Alpes por sus aportaciones e intercambios sobre los experimentos crónicos con minicerdos. Los autores desean agradecer la ayuda de los empleados de Neurosoft Bioelectronics SA, por su ayuda en el proceso de fabricación y por su ayuda en los experimentos con minicerdos (Benoit Huguet y 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 |