神経インプラントの表面化学

体内に埋め込まれるあらゆる材料と同様に、異物反応を最小限に抑えるか排除し、効果的な統合を最大限にすることが重要です。神経インプラントは、アルツハイマー病、パーキンソン病、てんかん、うつ病、片頭痛などの障害を持つ患者の生活の質を向上させる可能性があります。神経インプラントと脳組織とのインターフェースは複雑であるため、機能を妨げる線維組織の被包などの副作用が発生します。これらのインプラントの表面を改質すると、組織とインプラントのインターフェースが改善され、インプラントの寿命と有効性が向上します。

頭蓋内電極は、ポリマーまたはシリコン上に埋め込まれた導電性電極アレイ、または刺激や記録が望ましくないすべての場所に露出した先端と絶縁体を備えたワイヤ電極で構成されています。インプラント全体に生体適合性が不可欠ですが、実際の電極は目的の機能を生み出す場所であるため、特別な注意が払われます。

現在、長期に渡って埋め込まれている電極が抱える主な生理学的問題の 1 つは、埋め込み後の線維性グリアのカプセル化です。このカプセル化は、現在使用されている多くの神経電極の生体適合性と生体安定性 (硬質電極と軟組織界面の統合) が劣っているために発生します。カプセル化により、電気インピーダンスが増加し、電極と組織間の電荷移動が減少するため、信号強度が低下します。カプセル化により、効率、性能、耐久性が低下します。

電気インピーダンスは、印加電圧による電流の流れに対する抵抗であり、通常はオーム (Ω) 単位でZとして表されます。電極のインピーダンスは、電極の有効性に直接関係するため特に重要です。インピーダンスが高いと電荷移動が悪くなり、神経組織の刺激または記録のいずれにおいても電極の性能が低下します。電極インピーダンスは、電極と組織との界面の表面積に関係します。電極部位では、総インピーダンスは二重層静電容量によって制御されます。^[1]静電容量値は表面積に直接関係します。電極と組織の界面の表面積が増加すると静電容量が増加し、インピーダンスが減少します。以下の式は、静電容量とインピーダンスの反比例関係を表しています。

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

ここで、i は虚数単位、w は電流の周波数、C は静電容量、R は抵抗です。

望ましい電極はインピーダンスが低いため、表面積が大きくなります。この面積を増やす方法の 1 つは、電極の表面をさまざまな材料でコーティングすることです。神経電極の動作を改善するために、多くの新しい材料と技術が研究されています。現在、神経組織における電極の生体適合性と統合性を高めるための研究が行われています。この研究については、以下で詳しく説明します。

インプラント電極の表面化学は、急性期のみのインプラント電極に比べて、慢性期にインプラントされる電極の設計上の懸念事項であることが判明している。急性期のインプラントの場合、主な懸念事項は裂傷による損傷と、電極除去後に残る粒子の劣化である。慢性期にインプラントされる電極の場合、細胞反応と異物の組織内包が、たとえ生体適合性が高い材料であっても、劣化の有無にかかわらず、主な懸念事項である。しかし、粒子は組織に有毒であり、体中に広がり、アレルギー反応を引き起こすことさえあるため、劣化は依然として望ましくない。表面化学は、生物学的インプラントに適用できる科学分野である。用途を考慮する場合、バルク材料の特性は重要であるが、生物学的反応を決定するのは材料の表面（分子の最上部の数層）であり、したがってインプラントの成功の鍵となる。^[2]中枢神経系内のインプラントは、細胞反応の仕方が独特であり、エラーの余地はほとんどない。これらの領域における補綴物は、通常、電極または電極アレイである。

電極、特に刺激電極とそこから放出される高電流密度は、電気化学的な問題を引き起こす可能性があります。電極は組織と電解質に囲まれているため、刺激、その結果生じる電界、誘導分極によって局所的なイオン濃度と局所的なpHが変化し、材料の腐食や電極の汚れなどの問題を引き起こす可能性があります。^[3]

プールベ図は、電位と pH に基づいて、水性環境で物質がとる相を示します。脳の pH は約 7.2 ～ 7.4 に維持されており、白金のプールベ図^[3]からは、約 0.8 ボルトで表面の Pt が PtO ₂に酸化され、約 1.6 ボルトで PtO _{2 がPtO 3}に酸化されることがわかります。これらの電圧は、神経刺激の妥当な範囲外ではないようです。刺激に必要な電圧は、単一の電極の寿命を通じて大幅に変化する可能性があります。この変化は、周囲の環境抵抗の変化を通じて一貫した電流出力を維持するために必要です。抵抗の変化は、電極への物質の吸着、電極の腐食、グリア瘢痕として知られる線維組織への電極の封入、または電極周辺の化学環境の変化が原因である可能性があります。オームの法則V = I * R は、電圧、電流、抵抗の相互依存性を示しています。刺激中に電圧の変化によってプールベ図に見られるように平衡線が交差すると、電極の分極の変化は直線ではなくなります。^[3]望ましくない分極は、腐食、汚れ、毒性などの悪影響につながる可能性があります。このため、材料を選択する際には、平衡電位、pH、必要な電流密度を考慮する必要があります。これらはインプラントの表面化学と生体適合性に影響を与える可能性があるためです。^[3]

腐食は神経電極の大きな問題です。腐食は電極金属が電解液に置かれ、電流の存在によって腐食メカニズムの速度が上昇するか、活性化エネルギーの限界を超える可能性があるために発生します。酸化還元反応は電極表面からのイオンの溶解につながる腐食メカニズムです。組織には金属イオンの基本レベルがありますが、これらのレベルが閾値を超えて増加すると、イオンは有毒になり、深刻な健康問題を引き起こす可能性があります。^[4]さらに、電極システムの忠実度が損なわれる可能性があります。電極のインピーダンスを知ることは、電極が刺激に使用されるか記録に使用されるかに関係なく重要です。腐食のために電極表面の劣化が発生すると、表面の粗さとともに表面積が増加します。埋め込まれた後に表面積の変化を補正するために新しい電極インピーダンスを計算することは簡単ではありません。この計算上の欠陥により、記録データが歪んだり、安全な刺激を制限する危険な障害が生じたりする可能性があります。

電極の汚れは、電極の性能を大きく妨げます。完全に生体不活性、つまり身体反応を引き起こさない材料はほとんどありません。理論上は生体不活性である可能性のある材料でも、形成、処理、製造、滅菌の欠陥のために、実際には理想的ではない場合があります。汚れは、タンパク質、繊維組織、閉じ込められた細胞または死んだ細胞の断片、細菌、またはその他の反応性粒子の吸着によって引き起こされる可能性があります。タンパク質の吸着は、疎水性、材料と周囲の粒子の極性およびイオン性相互作用、電荷分布、運動、pH など、ドメインの性質と形状によって影響を受けます。^[3]細菌やその他の粒子の貪食は、主にインプラントの表面電荷、疎水性、化学組成によって影響を受けます。インプラントが移植後に受ける最初の環境は、その部分が傷の修復を受けてからしばらく経った後の環境とは異なり、独特であることに注意することが重要です。身体が自然に外傷を治癒すると、局所的な pH 値、電解質濃度、生物学的化合物の存在と活性に変化が生じます。

多くの既知および未知の理由により、タンパク質の吸着は材料によって異なります。観察された最大の決定要因の 2 つは、表面粗さと表面自由エネルギーです。^[5]露出電極の場合、感度と性能を高めるために、吸着されたタンパク質層をできるだけ薄くすることが望ましいです。貴金属は生体適合性を達成するための明らかな選択肢ですが、電極として機能する場合、これらの貴金属の一部は実際に反応に参加し、劣化し、失われた粒子を介して悪影響を引き起こします。最も一般的な貴金属は、金 (Au)、白金 (Pt)、イリジウム (Ir) です。

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

• ${\displaystyle \gamma}$= 表面自由エネルギー
• E _s = 表面における単位セルあたりの総エネルギー
• E _b = 物質の塊の単位セルあたりの総エネルギー
• A = 表面積

チタンの特性は、上記の表のデータを作成した研究^[3]でも調査されましたが、導電性が低いため神経インプラントには適さないため、ここではその特性は示していません。チタンの表面化学に関する洞察は、将来の研究の方向性を示す可能性があります。チタンは、これまで説明された金属の中で最も粗く、最も親水性の表面を持っています (タンパク質吸着の重要性、そのメカニズム、および親水性の相互作用については、このページのハイドロゲルのセクションで詳しく説明します)。チタンは、1 日目以降、そして 7 日目以降も最も厚いタンパク質層を吸着しましたが、実際には 28 日目までにその厚さが減少しました。金、プラチナ、イリジウムのタンパク質層はすべて 28 日目まで成長し続けましたが、時間の経過とともに速度が遅くなりました。^[5]

注目すべき特性を持つ導電性材料が他に 2 つ、タングステンとインジウムスズ酸化物です。タングステンは導電性があり、非常に細い先端まで製造できるため、末期手術中に脊髄をマッピングするための脊髄内微小刺激法 (ISMS) に使用されています。ただし、タングステン電極は、H ₂ O ₂や O ₂の存在下では腐食してタングステンイオンを形成する可能性があります。タングステン酸は猫の運動ニューロンに対して非常に有毒であることが判明しており、^[7]このため、現在は慢性インプラントに適した材料ではありません。インジウムスズ酸化物 (ITO) は、in vitro 研究の電極材料として使用されています。ITO 電極は刺激と記録の際に非常に正確であり、血漿タンパク質の間に配置した場合、これまでに述べた他の材料と比較して最も薄いタンパク質層を形成および維持します。^[5]急性の生体内使用の可能性はあるかもしれないが、時間が経つにつれて、非常に毒性のある効果を生み出す粒子を放出することが観察されている。^[8]

近年、神経インプラントの設計を支援するための先端形状や表面粗さなどのさまざまな機械的適応が調査され、実装されてきました。電極の形状は、放出される電界の形状に影響します。電界の形状は、電極によって生成される電流密度に影響します。神経インプラントの最適な表面粗さを決定することは、難しいトピックであることが判明しています。細菌の吸着と感染の可能性を減らすことができるため、滑らかな表面は粗い表面よりも好ましい場合があります。滑らかな表面は腐食セルの開始をより困難にします。ただし、粗い多孔質表面を作成することは、少なくとも2つの理由で有益であることが判明している可能性があります。表面積の増加と電流密度の低下の結果として電極表面での電位分極が減少し、組織の成長の機会により繊維組織のカプセル化の厚さが減少することです。 25～150マイクロメートルの大きさの細孔が相互に連結すると、組織の成長が起こり、外部組織のカプセル化の厚さが約10分の1に減少する可能性があることが判明しています（研磨されたプラチナイリジウムなどの滑らかな電極と比較して）。^[3]

神経電極表面のさまざまな材料コーティングは、生体適合性、機械的特性、および電極と生体組織間の電荷輸送を改善することで神経組織への電極の長期的統合を改善するために研究されています。細胞接着ペプチド、タンパク質、抗炎症薬を組み込んだ導電性多孔質ポリマーの電極に表面改質を加えることで、電極の機能性を高めることができます。^[9]

ポリマー、特に導電性ポリマーは、電極表面をコーティングするために広く研究されてきました。導電性ポリマーは、電気を伝導する能力と魅力的な光学特性において金属や半導体に似た特性を持つ有機材料です。^[9]これらの材料は表面が粗いため、表面積と電荷密度が大きくなります。導電性ポリマーコーティングは、神経電極の性能と安定性を向上させることが示されています。

導電性ポリマーは、電極のインピーダンスを下げ（前述のように重要な特性）、電荷密度を高め、軟組織と硬質電極間の機械的インターフェースを改善することが示されています。電極上の多くの導電性ポリマーコーティングの多孔質（粗い）構造により、表面積が増加します。^[9]導電性ポリマーの高表面積は、組織と電極のインターフェースでのインピーダンスの低下と電荷移動の改善に直接関係しています。この電荷移動の改善により、神経アプリケーションでの記録と刺激が向上します。下の表2は、神経生物学的活動の特徴である1kHzの周波数でのさまざまな電極の一般的なインピーダンスと電荷密度の値を示しています。導電性ポリマーコーティングの多孔質で高表面積により、ターゲット細胞の接着（細胞と組織の統合の増加）が可能になり、デバイスの生体適合性と安定性が向上します。

前述の導電性ポリマーコーティングは、体内の軟組織と硬い電極表面との界面を大幅に改善することができます。ポリマーは柔らかいため、組織と電極表面のひずみの不一致による炎症が軽減されます。炎症反応が軽減されると、グリア細胞の被膜の厚さが減少し、信号が劣化します。シリコン（電極の一般的な材料）の弾性率は約 100 GPa で、脳の組織は約 100 kPa です。^[14]電極の弾性率（剛性）は、脳の組織の弾性率の約 100 倍です。体内でのデバイスの最適な統合には、2 つの剛性をできるだけ同じにすることが重要です。この界面を改善するには、導電性ポリマーコーティング（電極よりも小さい弾性率）を電極表面に塗布すると、硬い表面と柔らかい表面の間の仲介役として機械的特性の勾配が生じます。追加されたポリマーコーティングにより、電極の剛性が低下し、電極の統合が向上します。右の図は、ポリマーコーティングを電極に統合したときに弾性率がどのように変化するかを示すグラフです。

神経デバイスのコーティングとして導電性ポリマーを使用するもう 1 つの利点は、合成が容易で、処理が柔軟であることです。^[9]導電性ポリマーは、正確に制御された形態で電極表面に直接堆積できます。^[14]現在、導電性ポリマーを電極表面に堆積させる方法は、化学重合と電気化学重合の 2 つがあります。神経インプラントの用途では、薄膜を作成でき、合成が容易なため、電気化学重合が使用されます。フィルムは 20 nm 程度で形成できます。^[14]電気化学重合 (電気化学堆積) は、目的のポリマーのモノマー、溶媒、および電解質 (ドーパント) の溶液で 3 電極構成を使用して実行されます。電極にポリマー コーティングを堆積する場合、安定性と生体適合性のため、一般的に使用されるドーパントはポリ (スチレンスルホン酸) または PSS です。^[14] コーティング剤として研究されている2つの一般的な導電性ポリマーは、PSSをドーパントとして電極表面に電気化学的に堆積させる（以下のセクションを参照）。

神経電極の性能向上に有望な結果を示した導電性ポリマーコーティングの 1 つに、ポリピロール(PPy) があります。ポリピロールは生体適合性と導電性に優れているため、神経電極に使用するのに適しています。PPy は生体組織と良好な相互作用を示すことがわかっています。これは、PPy が硬質電極と軟質組織の間に境界を形成するためです。PPy は、神経インプラントで重要な一次ニューロンを含むさまざまな細胞タイプの細胞接着と成長をサポートすることがわかっています。^[12]また、PPy は表面の粗さを増やすことで電極システムのインピーダンスを低下させます。電極表面の粗さは、信号伝導を高める表面積の増加 (ニューロンと電極のインターフェースの増加) に直接関係しています。ある論文では、ポリピロール (PPy) にポリスチレンスルホン酸 (PSS) をドープして、電極表面にポリピロールコーティングを電気化学的に堆積させました。フィルムは電極上にさまざまな厚さでコーティングされ、粗さが増加しました。粗さの増加（有効表面積の増加）により、1kHzで全体の電極インピーダンスが約400kΩ（裸ステント）から10kΩ未満（PPy/PSSコーティング）に減少します。^[12]このインピーダンスの減少により、電極から組織への電荷移動が改善され、記録および刺激アプリケーション用の全体的な電極の効率が向上します。

ポリ(3,4-エチレンジオキシチオフェン) (PEDOT) は、電極表面のコーティング用に研究されている別の導電性ポリマーです。PPy と比較した PEDOT の利点は、酸化に対してより安定しており、導電性が高いことですが、PPy の方がはるかに安価です。PPy と同様に、PEDOT は電気インピーダンスを低下させることが示されています。ある論文では、PEDOT コーティングが金の記録電極に電気化学的に堆積されました。^[15]結果は、PEDOT コーティングを追加すると電極のインピーダンスが大幅に低下することを示しました。改質されていない金電極のインピーダンスは 500～1000 kΩ でしたが、PEDOT コーティングされた改質された金電極のインピーダンスは 3～6 kΩ でした。 ^[13]この論文では、ポリマーとニューロンの相互作用により、電極の安定性と耐久性が向上することも示されました。導電性コーティングを電極表面に電気化学的に堆積させるのは簡単で制御性に優れているため、神経電極の表面改質に非常に魅力的です。

神経前駆細胞 (NPC)などの成長因子をインプラントに接種すると、脳とインプラントのインターフェースが改善されます。NPC は、脳内のニューロンまたは細胞に分化する能力を持つ前駆細胞です。インプラントを NPC でコーティングすることで、異物反応を減らし、生体適合性を向上させることができます。NPC を取り付けるには、インプラントの表面を事前に修正する必要があります。これらの修正は、シリコンなどのインプラント上にラミニン(細胞外マトリックス由来のタンパク質) を固定化することで行うことができます。表面固定化が成功したかどうかを確認するには、フーリエ変換赤外分光法 (FTIR)と疎水性の分析を使用できます。フーリエ変換赤外分光法を使用して表面の化学組成を特徴付けたり、接触角ゴニオメーターを使用して水の接触角を測定して疎水性を判断したりできます。接触角が高いほど疎水性が高く、ラミニン タンパク質による表面の修正が成功したことを示します。ラミニン固定化表面はNPCの付着と成長を促進し、またそれらの分化を可能にし、それによってインプラントに対するグリア反応と異物反応を軽減します。^[16]

神経成長因子（NGF）を神経栄養性共ドーパントとして使用すると、生体内で理想的な細胞反応を誘導できる可能性がある。NGFは水溶性タンパク質で、ニューロンの生存と分化を促進する。ポリマーフィルムにNGFを添加すると、導電性やポリマーフィルムの形態を損なうことなく生物学的相互作用を誘導できる。PPy、PEDOT、コラーゲンなどのさまざまなポリマーを電極コーティングとして使用できる。PPyとPEDOTの両方の拡張神経突起は、NGFが生物学的に活性であることを示す。^[16]

デキサメタゾン (DEX) は、抗炎症剤および免疫抑制剤として使用されるグルココルチコイドです。水中油型エマルジョン/溶媒蒸発法によって DEX を充填した PLGAナノ粒子は、アルギン酸ハイドロゲル マトリックスに埋め込むことができます。ナノ粒子に充填された DEX の量を定量化するには、UV 分光光度計を使用できます。ナノ粒子に充填できる DEX の量は ≈13 wt% で、典型的な粒子サイズは 400 ～ 600 nm であることがわかっています。

試験管内試験では、ナノ粒子を充填したハイドロゲルコーティング電極のインピーダンスは、コーティングされていない電極（裸の金）と同様のインピーダンスであることが明らかになりました。これは、ナノ粒子を充填したハイドロゲルコーティングが電気輸送を著しく妨げないことを示しています。生体内試験では、DEX充填電極のインピーダンス振幅は、当初と同じレベルに維持されました。しかし、コーティングされていない電極のインピーダンスは、2週間前の元のインピーダンスの約3倍でした。ナノ粒子を介して抗炎症薬を添加することは、この形式の表面改質が電極の性能に悪影響を及ぼさないことを示しています。^[14]

ハイドロゲルの改質は、他のコーティングと同様に、インプラントに対する体の反応を改善し、それによってインプラントの一貫性と長期的なパフォーマンスを向上させるように設計されています。ハイドロゲル表面改質は、神経インプラント表面の親水性をタンパク質吸着に不利な方向に大幅に変更することでこれを実現します。^{[17]一般に、タンパク質吸着は、エネルギー的に有利な反応による}ギブスエネルギーの減少の結果として、疎水性が増加すると増加します（以下の式を参照）^[2]

${\displaystyle \Delta _{ads}G=\Delta _{ads}HT\Delta _{ads}S}$

水分子はタンパク質とインプラントの表面の両方に結合しています。タンパク質がインプラントに結合すると、水分子が解放され、エントロピーが増加し、システム全体のエネルギーが減少します。^[18]親水性表面の場合、水が表面に強く付着するため、この反応はエネルギー的に不利であり、タンパク質の吸着が減少します。タンパク質の吸着が減少すると、インプラントが異物として認識されるだけでなく、アストロサイトや線維芽細胞などの潜在的に有害な細胞が付着する能力が制限されるため、インプラントにとって有益です。アストロサイトや線維芽細胞は、インプラントの周囲に線維性グリア瘢痕を形成し、刺激および記録プロセスを妨げる可能性があります。親水性を高めると、安定したイオン伝導層が生成され、電気信号の伝達も強化されます。ただし、ハイドロゲルの水分含有量を増やしすぎると、膨張して最終的に機械的不安定性を引き起こす可能性があります。^[17]インプラントコーティングの有効性を最適化するには、適切な水分バランスを作成する必要があります。

インプラント中に非特異的なタンパク質が著しく吸着すると、副作用を引き起こす可能性があります。しかし、一部のタンパク質は、微小な動きやインプラントの移動を減らすことでインプラントを安定化させるだけでなく、ニューロンのつながりを増やすことで信号品質を改善し、長期的なパフォーマンスを向上させるのに役立ちます。これらのタンパク質を分泌するために天然細胞に頼るのではなく、インプラント前に材料の表面に追加することができます。タンパク質による生体材料の表面改質は、体のさまざまな領域で大きな成功を収めてきました。しかし、脳の解剖学は体の他の部分とは異なるため、これらの用途で使用する必要があるタンパク質の種類は、他の場所で使用されるものと異なります。ニューロンの成長を促進するラミニンや軸索の成長を促進するL1などのタンパク質は、表面改質用途で大きな可能性を示しています。L1は、グリア瘢痕形成を担う細胞であるアストロサイトに関連する付着が減少するため、ラミニンよりも有望です。^{[19]タンパク質は通常、}自己組織化単分子膜（SAM）の形成 によって材料表面に追加されます。