Méthode d’amélioration de la biocompatibilité

Bien que les implants deviennent de plus en plus petits, le problème de biocompatibilité se pose toujours. Il existe des dispositifs de toutes tailles. Les macro-électrodes pour la stimulation profonde

sont largement utilisées pour traiter des maladies comme Parkinson (Lozano et al., 2002). Bien que ces macro-électrodes soient sujettes à certaines réactions du tissu nerveux, leurs stabilités long terme restent satisfaisantes pour leurs tailles et pour des stimulations répétées (Butson et al., 2006; Henderson et al., 2002; Moss, 2004).

En revanche, les microélectrodes utilisées pour enregistrer le cortex font face à des disfonctionnements sur le long terme. Le rapport signal sur bruit diminue, l’impédance des électrodes augmente et le nombre de neurones enregistrés diminue (figure 37) (Barrese et al., 2013).

Figure 37: Nombre d'électrode enregistré après implantation d'une Utah Array en fonction du temps (Barrese et al., 2013) Les implants utilisés pour réaliser des études BMI sont principalement fabriqués dans des matériaux rigides (Collinger et al., 2013; Hochberg et al., 2006). Or le principal défaut de ces implants est leur mauvaise stabilité d’enregistrement à long terme. La rigidité (autour de 200 GPa) de ces implants contraste avec la souplesse du tissu cérébral (autour de 1-10 KPa). Ce décalage entraine des contraintes mécaniques à l’interface tissu/implant (Prodanov and Delbeke, 2016; Sridharan et al., 2013) et entretient l’inflammation chronique par méchano-transduction (Moshayedi et al., 2014). De plus, le cerveau bouge et bat au rythme du cœur. Chez le rat, le cerveau peut bouger de 10 à 30 µm pendant chaque respiration et entre 10 à 60 µm à chaque mouvement de tête (Gilletti and Muthuswamy, 2006). Ces mouvements répétés qui empêchent le tissu de s’attacher durablement sur une électrode donnée ne permettent pas des enregistrements stables et précis nécessaires pour des applications BMI (Cham et al., 2005).

En effet, le tissu autour l’électrode influence de façon significatif l’impédance électrochimique de l’électrode (Hébert et al., 2016; Palanker et al., 2004; Shah et al., 2007). Une cicatrice gliale peut constituer une barrière ionique entre l’électrode et les neurones (Frampton et al., 2007, 2010; Williams, 2008). La distance entre l’électrode et les neurones cibles établie par la cicatrice gliale impose l’augmentation du courant ou de la tension de stimulation pour initier un potentiel d’action. (Grill, 2008; Palanker et al., 2004; Shah et al., 2007). Lors de l’enregistrement d’un neurone, une fois une barrière établie entre le neurone et l’électrode, les chances d’obtenir un enregistrement fiable reste assez faible.

Comme nous l’avons vu dans la partie précédente, cette dégradation des performances est le fruit d’une réponse immunitaire du tissu nerveux. Deux grands facteurs ont un impact important sur la

réponse immunitaire du tissu nerveux : les aspects mécaniques et la taille de l’implant d’une part et le comportement de l’environnement biochimique autour de l’implant d’autre part.

Pour essayer de répondre à ces problèmes de stabilité en limitant la réponse immunitaire, des architectures ouvertes peuvent être utilisées (figure 38 a) (Seymour et al., 2011). Avec une structure ouverte de 25 µm de large, l’encapsulation et la perte neuronale sont réduites d’un tiers (Seymour and Kipke, 2007). Une corrélation existe entre l’espace entre chaque électrode et la gliose générée (McConnell et al., 2007). Contrairement à une structure pleine, l’insertion d’une architecture en treillis dans le tissu cérébrale est accompagnée par moins d’activation des macrophages, moins de fuite dans la barrière hémato-encéphalique et moins de perte de cellules neuronales (Skousen et al., 2011). Des implants perforés en parylène C ont démontré une diminution de l’inhibition des signaux chimiques entre cellules (Hara et al., 2013). De plus, les implants intra-corticaux rigides provoquent une réponse inflammatoire moindre lorsqu’ils sont petits, cylindriques, pointus et étroit (Bjornsson et al., 2006; Hara et al., 2013; Karumbaiah et al., 2013; Thelin et al., 2011).

Outre ces solutions sur l’aspect géométrique apportées aux implants rigides, des matériaux flexibles sont utilisés afin de diminuer l’inflammation.

Les implants flexibles dont les propriétés mécaniques sont proches des propriétés mécaniques du tissu nerveux se font de plus en plus nombreux (Lacour et al., 2010). En effet, la flexibilité diminue les risques de rejet et d’encapsulation de l’implant (Winslow et al., 2010). Les matériaux flexibles utilisés sont le parylène C (Castagnola et al., 2015b), le polyimide (Rousche et al., 2001), la SU-8 (Altuna et al., 2012) ou un combiné (Márton et al., 2014a).

La forme des implants souples a aussi un rôle important dans la stabilité au long terme. Des implants de formes sinusoïdales (figure 38 b) ont démontré des enregistrements stables (678 jours en in Vivo) chez le rat (Sohal et al., 2014). La forme sinusoïdale joue le rôle de ressort ce qui permet à l’implant d’absorber le mouvement et afin que les électrodes restent en places. D’autres implants en forme de filet ont aussi démontré une certaine longévité (8 mois) et surtout la même forme de spike sur les mêmes électrodes, ce qui signifie une grande stabilité de l’attachement des neurones aux mêmes électrodes. La structure en filet permet aux neurones de se développer au sein même de l’implant et ainsi assurer de bon enregistrement sur le long terme.

Figure 38 : a : Implant à l'architecture ouverte afin de favoriser la repousse neuronale (Seymour and Kipke, 2007) b : Implant de forme sinusoïde (Sohal et al., 2014)

La géométrie à l’échelle micrométrique a un effet important sur le développement des axones. (Fozdar et al., 2010). Mais les axones se développent mieux sur des structures sub-micrométriques que micrométriques et de préférences sur des motifs en forme de trous. Une stratégie afin

d’améliorer la biocompatibilité est donc de nano-structurer aussi bien l’électrode métallique que l’isolant qui est en contact direct avec le tissu afin d’assurer sa bonne intégration dans le tissu et une bonne biocompatibilité (Fabbro et al., 2012; Kozai et al., 2014b; Moxon et al., 2004; Piret and Prinz, 2016).

L’adhésion biomoléculaire peut grandement être modifiée sur une surface avec une grande courbure comparée à une surface lisse (Bhushan and Jung, 2011; Cedervall et al., 2007; Hammarin et al., 2014; Roach et al., 2006). Un grand nombre de biomolécules neurotrophiques pourrait assurer une bonne adhésion des cellules sur des structures microscopiques et nanoscopiques (Piret et al., 2013). Ces topographies de surface pourraient aussi initier une diminution de la réaction des astrocytes (Ereifej et al., 2013a, 2013b; Gottipati et al., 2012; Piret et al., 2015b). Une membrane cellulaire est composée de lipides et de protéines qui définissent sa courbure qui peuvent changer suivant la fonction de la cellule à un instant donné (Domart et al., 2012; Parthasarathy et al., 2006). La fonction de la cellule peut dépendre de son environnement proche qui peut être détecté via l’interaction cellule-cellule (Burdick et al., 2001). Une cellule proche de l’implant pourrait interpréter très spécifiquement une certaine courbure de ce dernier. Le comportement cellulaire des cellules gliales différent en fonction de la topographie. D’autres études suggèrent que les nanotubes de carbone ou des mousses de graphène pourraient aussi modifier la réponse cellulaire (Bussy et al., 2015; Song et al., 2014). Les dispositifs recouverts avec des nanostructures comme les nanotubes de carbone (Gabriel et al., 2009; Lovat et al., 2005; Pancrazio, 2008; Vitale et al., 2015) ont montré de bonnes performances d’enregistrement.

D’autres méthodes ont été utilisées afin d’améliorer la biocompatibilité des implants. Un nombre important de revêtements ont été étudiés afin de limiter la réponse immunitaire (Grill et al., 2009; Leung et al., 2008) comme des protéines et peptides d’adhésion, des facteurs de croissance (Azemi et al., 2011; He et al., 2007; Jain et al., 2006), des matrices extracellulaires (Shen et al., 2015), du sucre, des produits anti-inflammatoire (He et al., 2007), des molécules, des polymères ou des bio-gels bioactifs (Asplund et al., 2009; Richardson et al., 2009) et hydrogels (Crompton et al., 2007; Frampton et al., 2007; Kim et al., 2010).

Chapitre 2 :

Conception, fabrication et caractérisation

d’un implant haute densité

Dans cette partie, le design, la fabrication de l’implant ainsi que les outils de caractérisation sont présentés. Ce travail a été principalement encadré par Gaëlle Ofrranc-Piret dans le cadre du projet ERC Brain MicroSnooper. Dans cette thèse, il est question de concevoir un implant constitué de fils très fins et de haute densité en électrodes. Ces deux contraintes vont jouer un grand rôle dans le design de l’implant. L’implant doit aussi être flexible et biocompatible ce qui va influencer les choix fais lors de la fabrication de l’implant. Des microscopes classiques ou à faisceau d’électron permettent l’observation des implants. Afin de pouvoir caractériser les implants, des systèmes commerciaux MCS sont utilisés afin de mesurer le bruit ainsi que les signaux enregistrés par les électrodes. Les impédances des électrodes sont mesurées via deux systèmes de mesures. Les voltametries cycliques sont réalisées sous pointe et permettent d’analyser le comportement des électrodes lorsqu‘elles sont balayées par un potentiel.

2 Conception, fabrication et caractérisation d’un implant