СПОСОБ ПОЛУЧЕНИЯ НЕЙТРОНАЛЬНЫХ ИМПЛАНТОВ
METHOD FOR MAKING NEUTRON IMPLANTS

Изобретение относится к медицине, точнее, к нейрохирургии и неврологии, и может найти применение для нейрореабилитации больных с неврологическими заболеваниями различной этиологии с помощью имплантов.
Под имплантатами понимают - медицинские устройства, изготовляемые с целью замены утраченных биологических функций, поддержки поврежденных тканей и расширения возможностей существующих органов. При этом поверхность имплантатов, контактирующая с биологическими тканями, должна состоять из биомедицинского материала с целью лучшей приживаемости в тканях. В некоторых случаях имплантаты содержат электронные устройства, например, искусственные кардиостимуляторы и кохлеарные имплантаты. В частности, кохлеарные имплантаты могут восстанавливать слух у глухих детей, глубокая стимуляция головного мозга облегчает симптомы паркинсонизма, а нейромодуляция спинного мозга ослабляет хроническую невропатическую боль.
В настоящее время особый интерес представляют нейрональные импланты, позволяющие проводить стимуляцию и регистрацию потенциалов центральной нервной системы. Это связано с тем, что согласно данным Всемирной организации здравоохранения, ежегодно в мире до 500000 человек получают повреждение спинного мозга. Это зачастую сопровождается тяжелыми расстройствами сенсомоторных и висцеральных функций, что имеет существенные негативные социальные и экономические последствия.
Использование таких имплантов основывается на возможности искусственного управлении и тренировки нейронных сетей спинного мозга, которые осуществляют контроль сенсомоторных функций и могут генерировать локомоторные паттерны. [Nature Neuroscience 12, 10 (2009), pages 1333-U167].
Большинство известных нейрональных имплантов представляют собой матрицы из нескольких металлических микроэлектродов, закрепленных на биосовместимой полимерной основе (обычно полисилоксановой, полиимидной или париленовой). Такие устройства, обладая высокой гибкостью, могут быть установлены на различные участки нервных тканей, вызывая при этом минимальный воспалительный ответ.
Так известен нейрональный имплант (Spinal stimulator systems for restoration of function) [US 9409023], представляющий собой плоский массив металлических каналов, заключенный между двумя слоями биосовместимого полимера (парилена). Имплант может использоваться для электростимуляции в целях нейрореабилитации при травмах спинного мозга. К недостаткам импланта можно отнести применение слоев париленов, которые обладают достаточно высокой жесткостью (модуль упругости около 4 Гпа) и использование металлических проводников, что обуславливает достаточную жесткость конструкции, которая, в свою очередь, при контакте с подвижными тканями (например, мышечными или тканями спинного мозга) приводит к микротравмам, потере контакта или выходу импланта из строя. Поэтому предпочтительными являются мягкие нейрональные импланты, изготовленные из проводящих полимерных композитов, физико-механические свойства которых ближе к таковым свойствам тканей организма (в частности, по модулю упругости (модулю Юнга), который для тканей спинного мозга составляет по различным оценкам 0,25-0,60 МПа.
Известен нейрональный имплант для спинного мозга [WO 2011157714 А1], выполненный в виде пластины из 3х слоев материала, контактной площадки и электрода, при этом первый и третий слои пластины выполнены из непроводящего полисилоксана между которыми заключены электропроводящие каналы из композита полисилоксана и металлических наночастиц. Указанное устройство представляет собой многослойную конструкцию, в которой электропроводящие каналы наряду с каналами для подачи фармакологических растворов заключены между двумя слоями гибкого и эластичного полидиметилсилоксана. В определенных необходимых точках на поверхности изолирующего слоя над электропроводящими каналами проделаны глухие отверстия, заполненные композиционным материалом полисилоксан - наночастицы металлов; таким образом создается электрический контакт между материалом электропроводящего канала и биологической средой. С противоположной стороны электропроводящие каналы подключены к металлическим проводам через промежуточные шарики (болюсы) проводящей пасты для подключения к внешнему электронному устройству. Однако указанный имплант не лишен недостатков, в частности, использование промежуточного электропроводящего композиционного материала между поверхностной контактной точкой и электропроводящим каналом снижает механическую устойчивость устройства к циклическим знакопеременным нагрузкам, возникающим при эксплуатации импланта.
Наиболее близким аналогом к заявляемому изобретению является способ изготовления нейрональных имплантов [US 2018001081], включающий: обеспечение растягивающегося слоя из изоляционного материала; формирование на указанном слое растягивающегося проводящего пути; инкапсулирование указанного по меньшей мере одного токопроводящего пути посредством инкапсулирующего слоя, содержащего по меньшей мере одно сквозное отверстие, обнажая по меньшей мере одну часть упомянутого проводящего пути и заполнения упомянутого по меньшей мере одного отверстия проводящим материалом, нанесение мягкой и проводящей пасты или материала на заранее определенные области проводящего пути, и вставку первого концевого участка проводящего элемента в шарик из мягкой проводящей пасты или материала, заполнение электрического устройства вязким эластомером, отверждение указанного эластомера с целью его полимеризации, формируя таким образом электроизоляционную упаковку. Пассивирующий или инкапсулирующий слой может быть силиконовым слоем, нанесенным методом центрифугирования и отвержденным. Результирующая структура представляет собой должным образом пассивированный массив проводящих путей, в конечном итоге сформированный на растягиваемом слое, в котором переходные отверстия уже заполнены проводящим материалом. При этом проводящий материал представляет собой смесь наночастиц платины и силикона. Недостатком способа является сложная технология получения и недостаточная устойчивость при многократных разнонаправленных деформациях.
Технической задачей являлось расширение номенклатуры имплантов с целью получения более надежных нейропротезов. Поставленная задача решалась созданием технологии, получившей условное наименование NeuroPrint.
Технический результат достигался за счет выполнения растягивающегося слоя с проводящими путями методом 3D печати, включающей в себя экструзию нетекучего силиконового эластомера, полимеризацию и плазменную активации поверхности, нанесение по крайней мере одного электрического канала посредством струйной печати с использованием чернил, в которых микрочастицы платины суспензированы в вязком растворителе, прикрепление гибких металлических проводов к контактным площадкам методом точечной экструзии электропроводящей пасты, и нанесение текучего силикона.
Оптимальным является использовать в качестве чернил суспензию микрочастиц платины (диаметром 0,2-1,8 мкм) в триэтиленгликоле монометилового эфира.
Имплант работает следующим образом. Электродные арреи передают сигналы как от электрогенных тканей, так и к ним, через рассредоточенные контактные площадки и межсоединения, встроенные в изолирующий матрикс. Для их изготовления применяли мультикомпонентную печать с использованием эластичных и биосовместимых материалов. Изолирующий матрикс сначала структурируется путем экструзии нетекучего силиконового эластомера, например, SE 1700; DowCorning. Это определяет общую геометрию электродной решетки, а также положения участков контактных площадок (фиг. 1a (i), (ii)) и путей межсоединений (фиг. 1а (iii)). После полимеризации и плазменной активации поверхности аррей готов к нанесению электрических каналов посредством струйной печати. В качестве чернил использовали суспензию микрочастиц платины (диаметром 0,2-1,8 мкм) в вязком растворителе, например, триэтиленгликоле монометилового эфира (TGME), при последующем испарении которого образуется плотный платиновый концентрат в форме желаемого электрического проводника (фиг. 1a (iv)). Затем формируются интерфейсы для внешней электроники путем прикрепления гибких металлических проводов к контактным площадкам методом точечной экструзии электропроводящей пасты (фиг. 1a (v)). На заключительном этапе наносится текучий силикон, например, полидиметилсилоксан (PDMS; SYLGARD 184; DowCorning), чтобы сформировать конформное непроницаемое соединение со структурой (фиг. 1a (vi)). Благодаря низкому поверхностному натяжению PDMS проникает в промежутки между частицами в платиновом концентрате, образуя композитный материал in situ.
Заявляемый способ отличается от аналогов, где проводник и эластомер сначала смешиваются в пасту, а затем печатаются. Преимущество такого подхода заключается в том, что проводящие частицы в концентрате образуют перколяционную сеть до инфузии PDMS. Массовая доля платины в композите составляет около 80%. В результате полимеризации силикона получается композитный материал с удельным сопротивлением (9,8±1,5)×10-5 Ом⋅м (n=4), который выдерживает повторяющиеся циклы деформации растяжения.
Такой подход к гибридной печати приводит к минимальным отходам, поскольку проводящий концентрат наносится с высокой точностью только там, где требуется проводимость. Это облегчает использование относительно дорогих металлов, таких как платина, там где требования к биосовместимости ограничивают диапазон доступных материалов. Наряду с платиной, возможно использовать с худшими результатами более дешевые проводящие материалы (серебряные нанопроволоки, углеродные нанотрубки и др).
В интегрированных арреях NeuroPrint электрический контакт с тканями облегчается в местах, где частицы платины достигают поверхности. Разработанный процесс формирования композитных материалов in situ позволяет печатать электродные арреи произвольной планарной топологии с мезомасштабной плотностью интеграции.
Преимуществами заявляемой технологии NeuroPrint является использование набора силиконов и композитов, которые гарантируют, что общее стресс-деформационное поведение арреев остается сопоставимым с поведением мягких тканей, таких как твердая мозговая оболочка, периферические нервы или мышцы. При этом арреи NeuroPrint демонстрируют стабильное поведение при растяжении в физиологическом диапазоне упругой деформации, сохраняют электрическую функциональность при воздействии физиологически значимых растяжений и после длительных циклов деформации.
Благодаря своей простой конструкции электроды NeuroPrint устраняют необходимость в обработке чистых помещений и разработке специальных моделей и инструментов для изготовления, которые обычно используются для производства нейрональных сенсоров. Типичное время производства от проектной спецификации до готового прототипа может составлять всего 24 часа, что позволяет производить индивидуальные имплантаты по запросу.
Монолитная внутренняя структура в сочетании с механической эластичностью обеспечивает устойчивость к механической деформации и эффективную передачу электрического сигнала от нейрональных структур при хронической имплантации. Электромеханические свойства имплантатов сделали возможным их биоинтеграцию в долгосрочных экспериментах in vivo, что указывает на их потенциальное применение в различных областях трансляционной биомедицины, включая нейропротезирование и нейрокомпьютерные интерфейсы.
Промышленная применимость заявляемого изобретения иллюстрируется следующими примерами и графическими материалами.
На фиг. 1 показана схема печати и характеристики планарных электродных арреев.
a, Схема (слева) и оптические микрофотографии (справа) каждого этапа в процессе гибридной печати. (i) Определены положения активных центров электродов. Зигзагообразная линия в середине определяет решетчатый паттерн - конструктивную особенность, которая способствует диффузии промежуточных жидкостей через имплант. (ii) Активация плазмой применяется для улучшения смачиваемости поверхности. (iii) Напечатаны бортики для ограничения распространения платиновой суспензии. (iv) Жидкая суспензия микрочастиц платины наносится с помощью струйной печати. Для монтирования коннектора печатаются методом экструзии направляющие для проводов (силикон; SE 1700) и токопроводящая паста (ЕРО-TEK H27D, часть A). (v) Провода для подключения к электронике вставляются в направляющие вручную. (vi) Печатается заключительное непроницаемое соединение из PDMS с низкой вязкостью (SYLGARD 184). (vii) После термической полимеризации готовый электродный массив отделяется от печатной основы и переворачивается. Масштабная метка 1 мм.
b. микрофотографии со сканирующего электронного микроскопа участка контакта (вид сверху) при малом (i) и высоком (ii) увеличении. (iii) Поперечный срез аррея иллюстрирует заключенное межсоединениеи контактный участок. Основное изображение показывает, какие части устройства показаны на микрофотографиях.
c. сравнение поведения эксплантатов различных мягких тканей при растяжении и деформации с арреем NeuroPrint. Данные для биологических тканей были взяты из Noortetal. 20, Kwanetal. 21 и Calvoetal. 22.
d. реакция на растяжение и деформацию типичного аррея NeuroPrint, подвергшегося циклической одноосной деформации. Пять последовательных циклов деформации были выполнены для каждой из пиковых степеней растяжения 10% (красный), 20% (синий) и 50% (черный). Для с и d длина испытываемой части аррея составляла 10 мм, а скорость удлинения составляла 0,1 мм/с.
На фиг. 2 показана нейромодуляция локомоторных сетей с использованием технологии NeuroPrint.
а. Варианты использования на модели децеребрированной кошки, включая стимуляцию спинного мозга (SCS, spinal cord stimulation), регистрацию поперечнополосатых мышц конечностей и гладких мышц детрузора, записи электроспиннограммы, стимуляцию периферических нервов. b. локализация стимуляции спинного мозга и корешков (S1-S3; 5 Гц; 0,2 мс). с. Локомоторная активность, вызванная у децеребрированной кошки. Наблюдается реципрокная активация мышц сгибателей и разгибателей и скоординированные движения задних конечностей. Mtp, плюснефаланговый сустав; HL, задняя конечность; L, слева; R, справа. d-f. Электрическая стимуляция в рострока-удальных и медиолатеральных участках вызвала различные паттерны активации мышц задних конечностей во время цикла шага (n=4 кошки, среднее значение ± ошибка среднего). Средние ректифицированные сигналы от активности мышц сгибателей левого бедра и подвздошно-поясничной мышцы во время фазы опоры и переноса (заштрихованные области представляют 1 s.e.) (d), средняя амплитуда и площадь (площадь под кривой) по отношению к ипсилатеральной стимуляции (е) показывают, что электроды слева (ипсилатеральные по отношению к мышце) вызывали более сильные локомоторные импульсы во время фазы переноса, а более ростральная локализация стимуляции (f) (над сегментами спинного мозга и корешками S1-S3) увеличивало активность мышцы. Значимость е-f определялась парным двусторонним t-критерием.
На фиг. 3 показана активация и мониторинг нервно-мышечной системы с помощью технологии NeuroPrint. а-е, Смешанная стимуляция седалищного нерва (1 Гц; 0,2 мс), регистрация ESG и ЭМГ в медиальной икроножной мышце обеспечили многоуровневый доступ к сенсомоторной системе (n=5 кошек; среднее ± s.e.).
a. волнообразные сигналы, генерируемые последовательным набором быстропроводящих проприоцептивных, сенсорных и моторных волокон седалищного нерва.
b. амплитуда контралатеральных коротколатентных вызванных потенциалов ESG по отношению к ипсилатеральным потенциалам, вызванным стимуляцией седалищного нерва.
c. латентность вызванных потенциалов в ESG зависит от ростро-каудального положения записывающего электрода.
d. латентности, наблюдаемые в различных точках регистрации, показывают прямые (Ia ESG и ЭМГ моторных волокон) и моносинаптические (Ia EMG) ответы на стимуляцию седалищного нерва.
e. Активация седалищного нерва обнаруживает классическое подавление Н-волны М-волной.
f. активность детрузора, регистрируемая электродами NeuroPrint во время уродинамического тестирования (повышенную активность детрузора можно наблюдать после вливания физиологического раствора в мочевой пузырь кошки).
g. ЭСМ и регистрация ЭМГ двух мышц спины (ростральной и каудальной) демонстрируют способность мягких электродов получать доступ к плавательной сети в модели рыб DanioRerio.
На фиг. 4 показана биоинтеграция электродных матриц NeuroPrint.
a. Схема поперечного среза спинного мозга с имплантатом NeuroPrint, помещенным в субдуральное пространство, нейронная сеть и глиальные клетки в непосредственной близости от платинового электрода PDMS.
b-f. - Иммуногистохимическая оценка нейровоспаления через 8 недель после имплантации, где
b. поперечные срезы ткани спинного мозга, расположенной под имплантатами.
c. профили репрезентативных срезов спинного мозга после имитации операции и имплантации NeuroPrint.
d. Нормализованная оптическая плотность микроглии на срезах спинного мозга, меченных наночастицами золота, конъюгированными с антителом Iba-1.
e. репрезентативный фрагмент среза, содержащий окрашенную микроглию (слева) и график общего количества подсчитанных вручную глиальных клеток на срез (справа).
f. относительная площадь (слева) и оптическая плотность (справа) пикселей, принадлежащих глиальным клеткам.
g-i. - количественная оценка двигательных нарушений через 8 недель после имплантации, где
g. Схематичное изображение ходьбы по горизонтальной лесенке для оценки управления моторикой задних конечностей.
h. средний процент промахов от общего количества шагов, усредненный для всех животных и испытаний (n=8 испытаний на одну крысу; n=4 крысы на группу; среднее значение ± s.e.).
i. максимальная скорость ленты тредбана, при которой крысы могли стабильно бежать (n=8 попыток на одну крысу; n=4 крысы на группу; среднее значение ± s.e.).
j-k, вид крысы на тредбане сбоку. Красная точка указывает положение плюсны, которое использовалось для анализа высоты подъема стопы (k).
l-n - постуральное равновесие и координация во время ходьбы через 8 недель после имплантации у имплантированных и ложно оперированных крыс, где
l. вид крысы на тредбане сзади. Красные и синие точки указывают смещения таза (m) и латеральные положения стопы (n) соответственно.
о. Отпечатки лап во время ходьбы, показывающий положение задних и передних конечностей снизу, для измерения тонких аспектов локомоторного контроля по ровной поверхности.
p-q. длительность цикла шага (р) и длина шага (q) у имплантированных и ложно оперированных животных
На фиг. 5 показана функциональная стабильность электродных матриц NeuroPrint.
а-h. Оценка функциональной стабильности имплантата через 6-8 недель после имплантации, где
a. Модуль импеданса электродов, измеренный при 1 кГц (n=14 всего электродов на четырех крысах), записанный in vitro, сразу после хирургической имплантации (при интраоперационном тестировании), а затем еженедельно (среднее значение ± s.e.).
b. Динамика порогового значения тока (нормированного) для вызванных потенциалов в медиальном разгибателе икроножной мышцы (n=4 крысы; средние значения ± s.e.).
c. Типичная форма вызванного потенциала при регистрации ЭМГ в медиальном разгибателе икроножной мышцы, в ответ на стимуляцию спинного мозга на 1, 4 и 7 неделе.
d. Спектральная плотность мощности ESG во время стояния и ходьбы (n=4 крысы; среднее ± s.e.). HFB, высокочастотный диапазон; LFB, низкочастотный диапазон.
e. Пороги активации мышц при стимуляции (1 Гц; 0,3 мс) различных участков спинного мозга. Показано соотношение ипсилатеральной к контралатеральной и каудальной (S1) к ростральной (L3) стимуляции (n=4 крысы; среднее значение ± s.e.).
f. имплантаты NeuroPrint, расположенные над сенсомоторной корой головного мозга и в икроножных мышцах задних конечностей.
g. слева: электрокортикографические записи соматосенсорных потенциалов, вызванных контралатеральной (сверху) и ипсилатеральной (снизу) стимуляцией икроножной мышцы. Латентность и амплитуда сигналов представлены на средней и правой панелях соответственно (n=5 крыс; среднее ± s.e.).
h, слева: электромиографические записи в медиальной икроножной мышце (ипсилатеральной и контралатеральной) потенциалов, вызванных стимуляцией моторной коры. В центре: латентность сигналов, зарегистрированных в ипсилатеральной и контралатеральной медиальной икроножной мышце. Справа: доля импульсов стимуляции, которые вызвали реакцию (стабильность) в икроножных мышцах medialis (n=5 крыс; среднее значение ± s.e.). a.u., условные единицы.
ПРИМЕР 1, Получение имлантов осуществляют по схеме, приведенной на фиг. 1. Для их изготовления применили мультикомпонентную печать с использованием эластичных и биосовместимых материалов. Изолирующий матрикс сначала структурируется путем экструзии нетекучего силиконового эластомера, такого, например, как SE 1700; DowCorning. Это определяет общую геометрию электродной решетки, а также положения участков контактных площадок (фиг. 1a (i), (ii)) и путей межсоединений (фиг. 1а (iii)). После полимеризации и плазменной активации поверхности аррей готов к нанесению электрических каналов посредством струйной печати. При печати используют чернила, в которых микрочастицы платины (диаметром 0,2-1,8 мкм) суспензированы в триэтиленгликоле монометилового эфира (TGME), при последующем испарении которого образуется плотный платиновый концентрат в форме желаемого электрического проводника (фиг. 1a (iv)). Затем формируют интерфейсы для внешней электроники путем прикрепления гибких металлических проводов к контактным площадкам методом точечной экструзии электропроводящей пасты (фиг. 1a (v)). На заключительном этапе наносится текучий силикон, например, полидиметилсилоксан (PDMS; SYLGARD 184; DowCorning), чтобы сформировать конформное непроницаемое соединение со структурой. Благодаря низкому поверхностному натяжению PDMS проникает в промежутки между частицами в платиновом концентрате, образуя композитный материал in situ.
На основе данной технологии получения была создана библиотека конструкций, включающая активацию спинальной локомоторной системы у животных с моторным дефицитом, регистрацию электромиографической активности поперечно-полосатой и гладкой мускулатуры для изучения сенсомоторного и висцерального контроля. Все изготовленные конструкции электродных арреев имеют толщину около 200 мкм.
Пример 2. Эффективность электроды NeuroPrint показана на примере электростимуляции спинного мозга (ЭСМ) у кошек. На фиг. 2 показано, что непрерывная ЭСМ (5 Гц; 0,2 мс) крестцового отдела спинного мозга (S1-S3) вызывала локомоцию у децеребрированных кошек (n=4 кошки) с реципрокной активацией мышц-сгибателей и разгибателей, правильным положением ступни и хорошо скоординированными движениями задних конечностей в цикл шага (фиг. 2а-с). При сравнении с обычным проволочными внутримышечными электродами NeuroPrint демонстрирует аналогичное качество электромиографических (ЭМГ) сигналов во время локомоторной активности (фиг. 2с). Более того, ЭСМ различных рострокаудальных и медиолатеральных областей запускает локальные нейрональные сети, ответственные за специфическую активацию лево-правого и рострально-каудального паттернов ЭМГ (фиг. 2d-f), что важно для пространственно-временной терапевтической нейромодуляции после повреждения спинного мозга.
Следующим этапом тестирования возможностей NeuroPrint было оборачивание стимулирующих электродов NeuroPrint вокруг участка седалищного нерва кошки (проходящего в проксимальной части бедра) что позволило провести одновременную регистрацию электроспиннограммы (ESG) и активности ЭМГ (n=4 кошки). Активация сенсорных и моторных волокон в седалищном нерве вызывала волнообразные сигналы в спинном мозге и икроножной мышце с различной латентностью (фиг. 3а, d), форма и амплитуда которых зависела от интенсивности стимуляции. Мы также обнаружили, что вызванные ESG потенциалы модулируются стороной стимуляции седалищного нерва, а также расстоянием между участками регистрации и стимуляции (фиг. 3b, с). Мы также наблюдали классическую динамику подавления рефлекторной Н-волны М-волной при увеличении амплитуды стимуляции седалищного нерва (фиг. 3е). Таким образом, был проведен многоуровневый мониторинг вызванных потенциалов с помощью рассредоточенных электродов NeuroPrint в разных отделах спинного мозга.
ПРИМЕР 3. Долгосрочная биосовместимость и функциональная стабильность интерфейсов NeuroPrint на модели крыс.
Спинальные электродные арреи были имплантированы в интратекальное пространство, где повторяющиеся механические нагрузки обычно предъявляют высокие требования к их устойчивости. Дизайн был дополнен решетчатым паттерном в качестве специальной особенности для улучшения его интеграции в окружающую ткань, благодаря чему стабильное положение сохранялось в течение нескольких недель тестирования. Функциональную стабильность с помощью поведенческого тестирования и гистологические срезы крыс с имплантатами (implant, n=4) и ложно оперированных (sham, n=4) крыс оценивали через 8 недель после операции (фиг. 5b-i). Ложно оперированным животным были выполнены те же хирургические процедуры (ламинэктомия, ортоз позвоночника, фиксация коннектора на черепе) без имплантатов позвоночника.
В целом, не было значительных различий между двумя группами по гистологическим (фиг. 5с-f) и поведенческим данным (фиг. 4g-q). В качестве индикатора нейровоспаления анализировали экспрессию микроглиального маркера Iba1 в срезах спинного мозга (фиг. 4d). Никаких существенных различий между двумя группами получено не было (фиг. 4b-е). В дополнение к общей способности перемещаться по лестнице (фиг. 4g, h) и бегать по ленте тредбана с низкой и высокой скоростью (фиг 4i), отслеживали мелкие аспекты сенсомоторной активности, включая координация передних/задних конечностей (фиг. 4i, j), длительность цикла шага (рис. 4р), ширину шага, длину шага фиг. 4q), высоту подъема стопы (фиг. 54j, k) и их вариабельность. Изменения позы (фиг. 5l-n) крыс во время ходьбы и оценка медиолатеральное смещение центра масс тела (фиг. 5l, m) и латерального положения стопы (фиг. 5n) были аналогичными в группе Sham и группе с имплантантами. Эти результаты подтверждают отсутствие грубого и мелкого двигательного дефицита или нарушений баланса в результате имплантации и указывают на хороший уровень биоинтеграции через 8 недель.
Функциональность электродов оценивалась еженедельно путем тестирования их импеданса (фиг. 5а) и пороговых значений тока для рекрутирования мышц (фиг. 5b, с). Из 16 электродов, имплантированных четырем крысам, 14 сохраняли начальные импедансы и способность индуцировать вызванные мышечные потенциалы. В первые 2 недели наблюдали тенденцию к увеличению импеданса и пороговых значений тока, что может быть связано с образованием соединительной ткани (фиг. 6а, b). Была проведена оценка функционального состояния нейрональных путей, расположенных в непосредственной близости от имплантатов (фиг. 4а и 5d-h). На хронической стадии (8 недель) спинальные интерфейсы NeuroPrint (n=4) использовались для регистрации ESG в различных поведенческих задачах у крыс (фиг. 5d), где была показана сайт-специфичная нейромодуляционная активность сенсомоторных сетей (фиг. 4е). В совокупности это указывает на высокий уровень их биоинтеграции и стабильное положение относительно целевых спинномозговых путей.