DE60220947T2

DE60220947T2 - Vorrichtung zur stimulierung einer tierischen zelle und zur aufzeichnung ihres physiologischen signals sowie herstellung davon und verwendungsverfahren dafür

Info

Publication number: DE60220947T2
Application number: DE60220947T
Authority: DE
Inventors: Wanli Tsinghua Uni XING; Zhe New York YU; Guangxin Tsinghua Uni XIANG; Liangbin Tsinghua Uni PAN; Jing Tsinghua Uni Cheng
Original assignee: Tsinghua University; CapitalBio Corp
Current assignee: Tsinghua University; CapitalBio Corp
Priority date: 2001-12-17
Filing date: 2002-11-29
Publication date: 2008-02-28
Anticipated expiration: 2022-11-30
Also published as: EP1464952A1; EP1464952B1; US20050106708A1; JP2005514019A; CN1427255A; AU2002354331A1; ATE365913T1; CN100344960C; WO2003056321A1; DE60220947D1; US7632674B2; EP1464952A4

Description

BEREICH DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Stimulierung, insbesondere zur elektrischen Stimulierung, einer tierischen Zelle und zum Aufnehmen ihres physiologischen Signals, sowie Verfahren zur Herstellung und Verwendung einer solchen Vorrichtung.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die Fähigkeit, neuronales Wachstum und neuronale Differenzierung zu kontrollieren, wird für die Untersuchung der dem Nervensystem zugrundeliegenden Mechanismen, die Behandlung neuronaler Erkrankungen und die wirksame Wiederherstellung von Schäden an Nervengeweben nützlich sein. Sie war deshalb lange Zeit der Brennpunkt wissenschaftlicher Forschung.
Nach jahrelangen Untersuchungen wurde erkannt, dass die elektrische Stimulierung das Auswachsen von Neuriten in vitro verstärken und die Nervenzellregeneration in vivo verstärken kann. Die Arbeit anderer Forscher wies darauf hin, dass das Auswachsen von Neuriten auf der Oberfläche von piezoelektrischem Material verstärkt wurde (Aebischer et al., Piezoelectric guidance channels enhance regeneration in the mouse sciatic nerve after axotomy, Brain Research, 1987, 436(1), 165-168). Diese Wirkung wurde der Gegenwart von oberflächengebundenen Ladungen zugeschrieben, die aus winzigen mechanischen Belastungen auf das Material entstehen. Der genaue Mechanismus der Beobachtung ist noch nicht klar. Eine Theorie ist, dass bestimmte Proteine oder andere Moleküle, die für die Ausdehnung von Neuriten kritisch sind, im elektrischen Feld neu verteilt werden. Alternativ könnten diese Proteine Konformationsänderungen unterworfen worden sein, die für die Neuritenausdehnung günstig sind.
Leitende Polymere stellen eine neue Klasse von Materialien dar, deren elektrische und optische Eigenschaften über einen weiten Bereich, und oft auf reversible Weise, kontrollierbar variiert werden können. Leitende Polymere sind stabil, können über einen verlängerten Zeitraum in physiologischen Zellkulturmedien oder Körperflüssigkeit verwendet werden, und haben eine gute Kompatibilität mit Neuronen. (C.E. Schmidt, V.R. Shastri, J.P. Vacanti, R. Langer, Stimulation of neurite outgrowth using an electrically conducting polymer, Proc. Natl. Acad. Sci. USA, 1997, 94, 8948-8953). Ebenfalls wurde kürzlich gezeigt, dass die elektrische Stimulierung von Neuronen unter Verwendung von leitenden Polymeren als leitenden Medien das Auswachsen von Neuriten verstärkt. (A. Kotwal, C.E. Schmidt, Electrical stimulation alters Protein adsorption and nerve cell interactions with electrically conducting biomaterials, Biomaterials, 2001, 22, 1055-1064; C.E. Schmidt, V. R. Shastri, J.P. Vacanti, R. Langer, Stimulation of neurite outgrowth using an electrically conducting polymer, Proc. Natl. Acad. Sci. USA, 1997, 94, 8948-8953). Die Forscher implantierten leitende Polymere ebenfalls als Stützgerüst in vivo und verwendeten eine elektrische Stimulierung, um getrennte Nervengewebe unter Lenkung des Stützgerüsts zu verbinden (V. R. Shastri, C.E. Schmidt, R.S. Langer, J.P. Vacanti, US-Patent Nr. 6,095,148 , 1. August 2000). Die Verwendung von Mikroelektroden oder Mikroelektroden-Arrays zum Aufnehmen elektrophysiologischer Signale von Neuronen- und Nervennetzwerken sind seit den 1970er Jahren untersucht worden, und in den letzten Jahren wurde ein enormer Fortschritt gemacht. Ein Weg ist die Insertion multipler Mikroelektroden in ein lebendes Subjekt, um die extrazellulären Signale zu messen. Die Elektroden können in Form von Stacheln sein, wobei die multiplen Elektroden eine Gruppierung von Stacheln sind (E. Fernandez, J.M. Fernandez, J. Ammermuller, R.A. Normann, Population coding in spike trains of simultaneously recorded retinal ganglion cells, Brain Research, 2000, 887, 222-229; D.J. Warren, E. Fernandez, R.A. Normann, High resolution two-dimensional spatial mapping of cat striate cortex using a 100-microelectrode array, Neuroscience, 2001, 105(1), 19-31; P.J. Rousche, R.S. Petersen, S. Battiston, S. Giannotta, M.E. Diamond, Examination of the spatial and temporal distribution of sensory cortical activity using a 100-electrode array, Journal of Neuroscience Methods, 1999, 90, 57-66), oder sie können in einem Kegel angeordnet sein, wobei jede Elektrode eine Planare Elektrode auf der unteren Oberfläche des Kegels ist (G. Ensell, D.J. Ranks, P.R. Richards, W. Balachandran, D.J. Ewins, Silicon-based microelectrodes for neurophysiology, micromachined form silicon-on-insulator wafers, Medical & Biological Engineering & Computing, 2000, 38, 175-179); ein anderes Verfahren ist die Verwendung eines zweidimensionalen Microelektroden-Arrays zur simultanen Messung einer Vielzahl von gemessenen Zellen, die in vitro gezüchtet wurden (Y. Jimbo, A. Kawana, P. Parodi, V. Torre, The dynamics of a neuronal culture of dissociated cortical neurons of neonatal rats, Biological Cybernetics, 2000, 83, 1-20; T. Tateno, Y. Jimbo, Activity-dependent enhancement in the reliability of correlated spike timings in cultured cortical neurons, Biological Cybernetics, 1999, 80, 45-55; M.P. Maher, J. Pine, J. Wright, Y.C. Tai, The neurochip: a new multielectrode device for stimulating and recording from cultured neuron, Journal of Neuroscience Methods, 1999, 87, 45-56); das dritte Verfahren ist die Herstellung von Stacheln, die das Mikroelektroden-Array des zweiten Verfahrens, zusammen mit embryonischen Neuronen enthalten, die Insertion der Stacheln in ein lebendes Subjekt und die Beobachtung der Integration und Kommunikation von Signalen zwischen den Zellen auf dem Mikroelektroden-Array und den Zellen in dem Subjekt. (J. Pine, M. Maher, S. Potter, Y.C. Tai, S, Tatic-Lucic, J. Wright, A cultured neuron probe, Proceedings of IEEE-EMBS Annual Meeting, Amsterdam, the Netherlands, 1996, Nov., Blatt #421). Der Vorteil der Messung von Signalen in vitro ist, dass man die Positionierung der Zelle und den Zustand der Zellkultur kontrollieren kann, wodurch verschiedene Funktionen der Neuronen klar und auf praktische Weise untersucht werden. Die Richtung des Auswachsens der Neuriten ist jedoch in der Regel zufällig und schwer zu kontrollieren, was die Einrichtung eines Nerven-Netzwerks zum Zweck der Aufnahme der Kommunikation elektrophysiologischer Signale schwierig macht. Es macht es ebenfalls schwierig, dass implantierte Neuronen in das Nervensystem des Subjekts integriert werden und mit dem Nervensystem kommunizieren. Einige Forscher haben Neuronen auf mechanische Weise dazu gezwungen, nur in definierten Kanälen zu wachsen. Diese Art der mechanischen Restriktion beeinträchtigt jedoch das normale Auswachsen der Neuriten. Andere Forscher haben Muster verwendet, die aus Materialien wie Metalloxid geformt waren, um die Lenkung dieser Materialien auf Neuriten zu untersuchen (Yashihiko Jimbo, P.C. Robinson, Akio Kawana, Simultaneous Measurement of Intracellular Calcium and Electrical Activity from Patterned Neural Networks in Culture, IEEE transaction an biomedical engineering, 1993, 40(8), 804-810).
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Der Zweck der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung einer wirksamen, praktischen und genauen Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und zum Aufnehmen ihres physiologischen Signals. Um einen solchen Zweck zu erreichen, stellt die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und zum Aufnehmen ihres physiologischen Signals bereit, wobei eine solche Vorrichtung ein Substrat umfasst, das ein schlechtleitendes Material umfasst, worin mindestens auf einer Oberfläche des Substrats mindestens eine Einheit leitender Polymerschicht und mindestens eine gutleitende Mikroelektrode bereitgestellt ist.
Um zu verhindern, dass sich das leitende Polymer in der Folge von ausgedehntem Aussetzen von Kulturmedium oder Körperflüssigkeit von dem Substrat ablöst, kann eine Zwischenschicht zwischen dem Substrat und der leitenden Polymerschicht bereitgestellt werden. Eine solche Zwischenschicht kann aus Gold oder Platin gemacht sein. Eine Funktion der Zwischenschicht ist es, als Träger für die elektrische Polymerisation zu dienen. Eine andere Funktion ist es, zu gewährleisten, dass das leitende Polymer stark anhaftet.
Das Substrat kann eine zweidimensionale planare Struktur sein; oder es kann eine oder mehrere Vertiefungen zum Positionieren von Zellen enthalten.
Das Material, das zur Herstellung des Substrats verwendet wurde, kann starr oder flexibel sein, und kann ausgewählt sein aus Silikon, Glas, Polymer oder Metalloxiden.
Das leitende Polymer dient zur Lenkung des Auswachsens der Neuriten. Entsprechend können die leitenden Polymere ein gitterartiges Muster mit unterbrochenen Verbindungen bilden, mit Nervenzellen an den Verbindungen. Die Neuriten werden somit entlang dem leitenden Polymer-Muster wachsen und miteinander kommunizieren. Da die Durchmesser von Neuriten in der Regel 1-2 μm (Microns) sind, ist die Breite jedes Streifens an leitenden Polymeren in der Regel kleiner als 5 μm (Microns). Ist der Streifen zu schmal oder zu breit, wird die Fähigkeit der leitenden Polymere, die Neuriten richtig zu lenken, beeinträchtigt. Das Muster der leitenden Polymere sollte auf eine Weise ausgewählt werden, die die Bildung von Nerven-Netzwerken entlang der Neuriten erleichtert.
Das hierin beschriebene leitende Polymer kann mehrere Einheiten umfassen. Diese Einheiten können untereinander verbunden sein und teilen ein einziges Paar stimulierender Elektroden miteinander. Alternativ können die Einheiten nicht miteinander verbunden sein, wobei jede Einheit ihr eigenes Paar an stimulierenden Elektroden hat. Sind die Einheiten nicht miteinander verbunden, können die stimulierenden Parameter (wie Stromintensität, Dauer, Amplitude und Frequenz) für jede leitende Polymereinheit entweder gleich oder verschieden sein.
Die Dicke der hierin beschriebenen leitenden Polymerschicht kann einheitlich oder nicht einheitlich sein. Die Dicke der leitenden Polymerschicht kann zwischen mehreren Nanometern und mehreren Millimetern liegen. Wenn die Zellen in vitro unter einem Invers-Mikroskop beobachtet werden sollen, liegt die Dicke der leitenden Polymerschicht bevorzugt unterhalb von 500 Nanometern. Dies stellt eine hohe Lichtdurchlässigkeit bereit und gewährleistet, dass die Polymere richtig am Substrat anhaften.
Das Material, aus dem das leitende Polymer hergestellt werden kann, umfasst Polyanilin, Polypyrrol, Polythiophen oder deren Derivate, Copolymere, oder Gemische davon. Die Leitfähigkeit des leitenden Polymers kann gemäß den räumlichen und zeitlichen Erfordernissen angeglichen werden. Wenn Mikroelektroden verwendet werden, um elektrophysiologische Signale aufzunehmen, kann die leitende Polymerschicht entweder so angeglichen werden, dass sie nicht leitend ist oder leitend bleiben, solange die Messung der elektrophysikalischen Signale nicht beeinträchtigt wird.
Die hierin beschriebenen Mikroelektroden können mehr als eine Mikroelektrode umfassen, die in Mikroelektroden-Arrays angeordnet werden können. Das Material, aus dem die Mikroelektroden gemacht sind, kann Gold, Platin, oder Indium-Zinnoxid (ITO) sein.
Die hierin beschriebene leitende Polymerschicht und die hierin beschriebenen Mikroelektroden können miteinander verbunden sein oder sie können nicht miteinander verbunden sein. Wenn sie nicht verbunden sind, können die leitende Polymerschicht und die Mikroelektroden etwa 1 bis etwa 50 μm (Mikrons) voneinander entfernt sein. Der Abstand zwischen dem leitenden Polymer und der Mikroelektrode kann in jeder Einheit entweder gleich oder verschieden sein.
Um ein Entweichen von gezüchteten Zellen zu verhindern, kann der Bereich oberhalb des Substrats, der nicht durch leitende Polymere bedeckt ist, und der nicht der Bereich für das Zellwachstum oder die Mikroelektroden-Messung ist, mit Isoliermaterialien beschichtet werden. Das Isoliermaterial kann aus nicht-leitenden Materialien (wie Polyimid, oder anderen Materialien mit guter Biokompatibilität) hergestellt werden, die nicht zelltoxisch sind. Die Dicke der Isolierschicht beträgt üblicherweise 5 bis 100 μm (Mikrons).
Ein anderer Zweck der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines einfachen Verfahrens zur Herstellung der Vorrichtung zum Stimulieren von tierischen Zellen und zum Aufnehmen der vorstehend beschriebenen physiologischen Signale.
In einer Ausführungsform umfasst das Verfahren zur Herstellung einer Vorrichtung zum Stimulieren von tierischen Zellen und Aufnehmen der physiologischen Signale die Schritte: (a) Ablegen gutleitender Mikroelektroden und deren Verbindungsdrähte auf einem Substrat durch Verdampfung oder Sprühen; (b) Aufbringen von mindestens einer Einheit leitender Polymerschicht mit einem gewünschten Muster auf dem Substrat mittels PVD, CVD, elektrischer Polymerisation oder makromolekularer Selbstassemblierung; und (c) Aufbringen einiger metallischer Drähte unterhalb der leitenden Polymerschicht, um die leitenden Polymere mit den stimulierenden Elektroden zu verbinden.
Ein anderer Zweck der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines Verfahrens zur Verwendung einer Vorrichtung zum Stimulieren von tierischen Zellen und Aufnehmen physiologischer Signale.
In einer Ausführungsform umfasst das Verfahren zur Herstellung einer Vorrichtung zum Stimulieren von tierischen Zellen und Aufnehmen der physiologischen Signale die Schritte: (a) Durchleiten von elektrischem Strom durch leitende Polymere, entweder fortlaufend oder intermittierend, wobei die elektrische Stimulierung entweder Gleichstrom oder Wechselstrom sein kann, wobei die elektrische Stromintensität im pA- bis mA-Bereich sein kann, und wobei die Stimulierungsfrequenz für die Wechselstromstimulierung 1-10⁶ Hz sein kann; und (b) Aufnehmen von physiologischen Signalen, die von Zellen erzeugt werden, die durch die Mikroelektroden durch Messen des elektrischen Stroms, des elektrischen Potenzials, oder elektrischer Impedanzsignale getestet werden.
Die hierin beschriebene Vorrichtung zum Stimulieren tierischer Zellen und Aufnehmen physiologischer Signale können zweidimensionale Quadrate, Kreise oder irgendwelche andere unregelmäßige Formen sein. In anderen Ausführungsformen ist die Vorrichtung ein dreidimensionaler, hohler Zylinder, eine Kugel, ein Würfel, ein Quader, ein Kegel, oder irgendeine andere unregelmäßige Form.
Die vorliegende Erfindung wird durch die folgende Beschreibung der Figuren und Beispiele weiter veranschaulicht.
BESCHREIBUNG DER FIGUREN
1 stellt ein Strukturdiagramm einer Unterregion einer Vorrichtung der vorliegenden Erfindung bereit.
2 stellt einen Überblick über eine Vorrichtung der vorliegenden Erfindung bereit.
3 stellt eine vergrößerte Ansicht der Mikroelektroden-Arrays bereit.
4 stellt eine Querschnittsansicht einer einzelnen Kultureinheit bereit, die zur Untersuchung von Nerven-Netzwerken in vitro verwendet wurde.
5 stellt ein dreidimensionales Diagramm einer Vorrichtung der vorliegenden Erfindung bereit, die zur Implantation in ein lebendes Subjekt verwendet wurde.
BEISPIELE
Beispiel 1. Herstellung der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung
Auf einer Oberfläche eines 350 μm (Mikrons) dicken quadratischen Glassubstrats verwende das Routine-Photoätzverfahren zur Herstellung einer 300 nm dicken Goldschicht, mit Mess-Mikroelektroden, Stimulierungselektroden und Verbindungsdrähten mit einem gewünschten Muster.
Lege Elektrizität an die Stimulierungselektroden. Verwende elektrochemische Polymerisationsverfahren, um eine 100 nm dicke Schicht eines leitenden Polyanilin-Polymers oben auf der Goldschicht zu bilden, die mit den Stimulierungselektroden verbunden ist, wodurch das gewünschte Muster gebildet wird.
Verwende das Spin-Coating-Verfahren zur Herstellung einer Isolierschicht auf der Oberfläche. Verwende das Photoätz-Verfahren zur Erzeugung der gewünschten Struktur.
Unter Verwendung des vorstehenden Verfahrens kann eine Vorrichtung zum Stimulieren von tierischen Zellen und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale hergestellt werden.
In diesem Beispiel kann das Substrat aus einem großen Bereich an Materialien ausgewählt werden, solange es ein schlechtleitendes Material ist. Die Dicke und Form des Substrats können gemäß den Erfordernissen des Versuchs ausgewählt werden. Um den Raum effizient zu nutzen, kann mehr als eine Oberfläche des Substrats wie vorstehend beschrieben verwendet werden. Die Elektrodenschicht kann aus Platin, ITO, oder anderen Arten von elektrisch gutleitenden Materialien hergestellt werden. Die Dicke der Elektrodenschicht liegt bevorzugt zwischen 30 nm und 400 nm. Das Material, aus dem die leitenden Polymere hergestellt sind, kann aus vielen verschiedenen Materialien ausgewählt werden, und hängt von den Erfordernissen des Versuchs ab. Das Material kann zum Beispiel Polyanilin, Polypyrrol, Polythiophen, oder deren Derivate, Copolymere oder Gemische davon sein. Andere Verfahren zur Beschichtung oder zum Photoätzen können ebenfalls verwendet werden, um Elektroden und leitende Polymerschichten zu erzeugen und die gewünschten Muster zu bilden.
Beispiel 2. Struktur der vorliegenden Erfindung
Wie in den 1, 2 und 3 gezeigt, umfasst die Vorrichtung zum Stimulieren tierischer Zellen und zum Aufnehmen ihrer physiologischen Signale das 400 μm (Mikrons) dicke, quadratische Silikonsubstrat 4; die 100 μm (Mikrons) dicke, leitende Polypyrrol-Polymerschicht 3 oben auf dem Substrat 4, die leitende Polymerschicht, die mit zwei Elektroden verbunden ist (nicht in dieser Figur angegeben); die sechzehn 40 nm dicken Platin-Mikroelektroden 2 oben auf dem Substrat 4, wobei jede Mikroelektrode eine Ausgangselektrode hat (nicht in dieser Figur angegeben). Es gibt eine Lücke von 25 μm (Mikrons) zwischen dem leitenden Polymer 3 und der Mikroelektrode 2. Die Bereiche auf dem Substrat 4, die nicht durch die leitenden Polymere 3 bedeckt sind, und die keine Bereich für das Zellwachstum, oder Mirkoelektroden-Messung sind, sind durch eine Polyimid- Isolierschicht 1 bedeckt. Die Isolierschicht hat eine Dicke von 10 μm (Mikrons) und bildet einen 3-7 μm (Mikrons) dicken Tunnel, der die Zellen am Entweichen hindert.
Wie in 2 gezeigt, gibt es oben auf dem Substrat eine kleine Zellkulturkammer 5 zur Aufbewahrung von Zellkulturmedium. Die Kammer ist aus biokompatiblen Materialien wie Polyimid hergestellt. Die Höhe der Kulturkammer 5 ist üblicherweise größer als 100 mm, und der Bereich der Kammer hängt von der Zahl und Verteilung der Mikroelektroden im Mikroelektroden-Array ab.
In diesem Beispiel gibt es eine Zwischenschicht zwischen dem Substrat und der leitenden Polymerschicht (nicht in der Figur gezeigt), um die Ablösung der leitenden Polymerschicht von dem Substrat als Folge des fortgesetzten Ausgesetztseins zum Kulturmedium oder zur Körperflüssigkeit zu verhindern.
Im vorliegenden Beispiel werden die Größe und Form der Vorrichtung, sowie die Auswahl der Oberfläche oder der Oberflächen des Substrats zum Ablegen leitender Polymerschichten oder Mikroelektroden von den Erfordernissen des Versuchs bestimmt. Wie in 5 gezeigt, sind die beiden lateralen Seiten des Substrats 4 beide mit der leitenden Polymerschicht 3 und den Mikroelektroden 2 bedeckt, um die Verwendung der Vorrichtung in vivo zu erleichtern. Neuronen können auf beide Seiten des Substrats platziert werden, um dadurch die Zelldichte zu erhöhen und die Wirksamkeit zu verstärken. Wie in 5 gezeigt, enthält die Vorrichtung zur Implantation in vivo eine obere Schicht 6. Diese Schicht ist zur Verhinderung von Zellschäden während der Implantation und zur Verhinderung des Entweichens von Zellen im lebenden Subjekt von Nutzen. Das Material, aus dem Schicht 6 hergestellt ist, ist vorzugsweise biokompatibel, stabil und nichtleitend (wie Polyimid).
Beispiel 3. Verwendung der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung zur Untersuchung von Nervennetzwerken in vitro
Platziere Neuron 7 auf der Vorrichtung wie in 4 gezeigt. Führe elektrischen Strom intermittierend durch das leitende Polymer. Die elektrische Stimulierung kann Gleichstrom oder Wechselstrom sein, und die Stimulierungsfrequenz kann 1-10⁶ Hz betragen. Die physiologischen Signale der untersuchten Zelle werden durch Mikroelektrode 2 gemessen.
Nach der intermittierenden elektrischen Stimulierung (konstante Spannung bei 100 mV) und Züchtung der Zellen über mehrere Tage wird das Wachstum der stimulierten Zellen, wie durch Parameter wie die Größe des Zellkörpers, die Länge der Neuriten, gemessen wird, gemessen und mit jenen der nicht stimulierten Zellen verglichen. Zusätzlich werden die Zellen durch elektrische oder chemische Signale stimuliert, und die Reaktion der Zellen auf die verschiedenen Stimulierungen wird durch die Mikroelektroden, durch Messen der Veränderungen des elektrischen Potenzials auf der Zellmembran, überwacht.
Beispiel 4. Verwendung der Vorrichtung zur Untersuchung von Nervennetzwerken in vivo
Implantiere die Vorrichtung, wie in 5 gezeigt, in ein lebendes Subjekt. Das neuronale Netzwerk der Vorrichtung wird verwendet, um beschädigte Nervenfasern in dem Subjekt miteinander zu verbinden. Die Vorrichtung wird ebenfalls verwendet, um die Reaktion von Neuronen auf externe Stimuli (einschließlich elektrischer und medizinischer Stimuli) in lokalen Nervengeweben zu messen. Des Weiteren kann die Vorrichtung verwendet werden, um lokale Nervengewebe elektrisch zu stimulieren, wodurch die Reparatur und Regeneration von beschädigten Nerven stimuliert wird.
Industrielle Verwendbarkeit
Die vorliegende Erfindung wendet leitende Polymer- und Mikroelektroden-Herstellungsverfahren in den Neurowissenschaften an und verwendet elektrische Stimulierung durch leitende Polymere, um die Geschwindigkeit und Richtung des Auswachsens von Neuriten wirksam zu kontrollieren. Dies erlaubt ein wirksames Aufnehmen von elektrophysiologischen Signalen von Nerven-Netzwerken in vitro, und macht es möglich, die Signaltransduktion und ihr unterliegende Mechanismen des Nervensystems weiter zu untersuchen. Die vorliegende Erfindung stellt ebenfalls eine implantierbare Vorrichtung zu Verfügung, die die Implantation von Nervenzellen in vivo, die Integration von implantierten Nervenzellen mit dem Haupt-Nervensystem und die Reparatur beschädigter Nervengewebe erlaubt. Die Vorrichtung hat deshalb einen wichtigen medizinischen Anwendungswert. Es wird ebenfalls erwartet, dass die Vorrichtung bei der Behandlung von Urin-Inkontinenz, Verletzung der Netzhaut oder anderen neuronalen Erkrankungen nützlich sein wird.
Die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung ist nicht nur für die Untersuchung verschiedener Arten von Zellen, die von verschiedenen tierischen Nervensystemen abstammen, nützlich, sondern sie ist auch für die Untersuchung von Zellen, die von nicht-neuronalen Zellen abstammen, nützlich.

Claims

Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale, wobei die Vorrichtung ein schlecht leitendes Substrat (4) umfasst, wobei auf zumindest einer Oberfläche des Substrats mindestens eine Einheit leitender Polymerschicht (3) und mindestens eine gut leitende Mikroelektrode (2) bereitgestellt ist.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach Anspruch 1, des weiteren umfassend eine Zwischenschicht zwischen dem Substrat und der leitenden Polymerschicht.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach Anspruch 2, wobei die Zwischenschicht Gold oder Platin ist.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei das Substrat eine zweidimensionale planare Struktur ist.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das Substrat mindestens eine Vertiefung zum Positionieren der Zellen umfasst.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach den Ansprüchen 1, 2, 3, 4 oder 5, wobei die leitendende Polymerschicht ein gitterartiges Muster mit unterbrochenen Verbindungen hat.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach den Ansprüchen 1, 2, 3, 4 oder 5, wobei die leitende Polymerschicht mehrere Einheiten umfasst, die miteinander verbunden sind und ein einziges Paar stimulierender Elektroden miteinander teilen.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach den Ansprüchen 1, 2, 3, 4 oder 5, wobei die leitende Polymerschicht mehrere Einheiten umfasst, die nicht miteinander verbunden sind, wobei jede Einheit ein Paar stimulierender Elektroden umfasst.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei die leitende Polymerschicht aus Polyanilin, Polypyrrol, Polythiophen oder deren Derivaten, Copolymeren, oder Gemischen davon hergestellt ist.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei die Vorrichtung mehr als eine Mikroelektrode umfasst, und wobei die Mikroelektroden in einem Mikroelektroden-Array angeordnet sind.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei das Material zum Herstellen der Mikroelektrode Gold, Platin oder ITO ist.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei das leitende Polymer mit der Mikroelektrode verbunden ist.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei das leitende Polymer und die Mikroelektrode 1 bis 50 μm (Mikrons) voneinander entfernt sind.
Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei die Fläche oberhalb des Substrats, die nicht von leitenden Polymeren bedeckt ist und nicht die Fläche für Zellwachstum oder Mikroelektrodenmessung ist, mit einer Isoliermaterialschicht (1) bedeckt ist.
Verfahren zur Herstellung einer Vorrichtung zum Stimulieren einer tierischen Zelle und Aufnehmen ihrer physiologischen Signale, umfassend: (a) Ablegen gutleitender Mikroelektroden und deren Verbindungsdrähte auf einem schlechtleitenden Substrat durch Verdampfung oder Sprühen; (b) Ablegen von mindestens einer Einheit leitender Polymerschicht mit einem gewünschten Muster auf dem Substrat mittels PVD, CVD, elektrischer Polymerisation oder makromolekularer Selbstassemblierung; und (c) Ablegen einiger metallischer Drähte unterhalb der leitenden Polymerschicht, um die leitenden Polymere mit den stimulierenden Elektroden zu verbinden.
Verfahren nach Anspruch 15, des weiteren umfassend den Schritt des Ablegens einer Isolierschicht auf der Vorrichtung unter Verwendung von Photoätzen, wodurch eine gewünschte Struktur gebildet wird.
Verfahren nach Anspruch 15, des weiteren umfassend den Schritt des Ablegens einer Isolierschicht mit gewünschtem Muster mittels Photoätzen, wobei dieser Schritt vor dem Schritt des Ablegens der leitendenden Polymerschicht stattfindet.