Le polydiméthylsiloxane comme alternative plus biocompatible au verre en optogénétique

Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 16090 (2023) Citer cet article

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L'optogénétique est très utile pour stimuler ou inhiber des populations neuronales définies et est souvent utilisée avec des enregistrements électrophysiologiques. En raison de la faible pénétration de la lumière dans les tissus, des guides d’ondes biocompatibles sont nécessaires. Les guides d'ondes en verre sont relativement rigides et sont connus pour provoquer une réaction gliale susceptible d'influencer l'activité des neurones restants. Nous avons développé des guides micro-ondes très flexibles pour l'optogénétique qui peuvent être utilisés en combinaison avec des enregistrements électrophysiologiques de longue durée. Nous avons conçu et évalué des monofibres de polydiméthylsiloxane (PDMS), qui utilisent le tissu comme gaine, d'un diamètre de 71 ± 10 µm et de 126 ± 5 µm. Nous avons montré que les fibres micro PDMS transmettaient entre 9 et 33 mW/mm2 d’énergie lumineuse, suffisamment pour activer la canalrhodopsine. Cela a été confirmé dans des enregistrements extracellulaires aigus in vivo dans lesquels la stimulation optogénétique via les fibres PDMS générait des potentiels d'action dans l'hippocampe du rat avec une latence d'apparition courte. Les fibres PDMS présentaient beaucoup moins d’activation de microglies et d’astrocytaires dans la zone la plus proche de l’implant par rapport au verre. Il n’y avait pas de différence évidente dans le nombre de neurones adjacents entre les guides d’ondes de taille adaptée. Le guide d'ondes Micro PDMS démontre une fonctionnalité in vivo et une biocompatibilité améliorée par rapport au verre. Cela permet de délivrer de la lumière avec moins de dommages aux tissus.

Le décodage des signaux de sous-populations neuronales spécifiques avec une résolution temporelle et spatiale élevée chez les animaux en mouvement libre est essentiel pour comprendre le traitement de l'information cérébrale qui sous-tend le comportement moteur complexe, la cognition, la perception de la douleur, l'humeur, etc. Les outils optogénétiques offrent la possibilité de manipuler l'activité. dans des populations neuronales spécifiques lors d'enregistrements électrophysiologiques et d'évaluations comportementales1,2,3,4,5,6,7. Pour les cibles profondes, il existe un besoin de guides d’ondes biocompatibles qui laissent une empreinte minimale sur les tissus et la signalisation neuronale. La flexibilité, la densité (poids spécifique) et l'attachement attaché sont tous identifiés comme des facteurs importants pour la biocompatibilité et chaque facteur individuel est en corrélation avec l'étendue de la formation de cicatrices gliales8,9,10,11,12,13. Les guides d'ondes actuels en verre sont relativement rigides et peuvent donc produire des réactions tissulaires importantes, notamment l'activation des microglies et des astrocytes, l'encapsulation des implants et une altération de l'activité neuronale14,15,16,17,18,19,20,21. Les guides d'ondes disponibles dans le commerce sont constitués de deux couches de verre et présentent une rigidité élevée et une densité nettement supérieure à celle du cerveau. Un matériau alternatif pourrait être le polydiméthylsiloxane (PDMS), en raison de son faible poids spécifique (1,03 g/cm3, fiche technique du produit Sylgard 184, Dow Chemical Company. Poids spécifique du tissu cérébral ; 0,990–0,994 g/cm3)22 qui est très proche de celui des tissus cérébraux (minimisant ainsi le moment d'inertie relatif entre les tissus et l'implant11), une flexibilité élevée, un indice réfractaire réglable et une manipulation facile23,24,25,26,27,28,29 (pour les critiques30,31) et a été fabriqué en fibres minces pour guider la lumière, mais n'a pas été testé dans le cerveau in vivo en ce qui concerne la biocompatibilité des fibres PDMS de 126 ± 5 µm et la transmission de la lumière en taille 71 ± 10 µm, sous forme de monofibres (sans gaine)29,32,33, 34, (PDMS29 de 200 µm ; polycarbonate32 de 100 à 130 µm ; polycarbonate33 de 50 à 80 µm ; PDMS34 de 250 µm).

L'objectif était de clarifier le potentiel des guides d'ondes minces mono PDMS pour la manipulation optogénétique à long terme de l'activité neuronale, avec un accent particulier sur les aspects de transmission de la lumière et de biocompatibilité qui sont cruciaux pour une utilisation à long terme. Dans la présente étude, nous avons utilisé le Sylgard 184, un PDMS commercial facilement accessible, souvent utilisé pour les cultures cellulaires et dans les implants précliniques, sans effets toxiques connus35,36. En raison de sa nature à 2 composants, les propriétés physiques (module de Young, indice de réfraction, etc.) peuvent être adaptées aux besoins individuels. Nous avons également développé une méthode de tirage pour fabriquer de fines fibres PDMS.

500 µm from the light delivering tip37,38. Data from individual animals and median are summarised in Fig. 2e,f. The maximum light output from the PDMS fiber, when assuming 100% internal reflexion in the PDMS, was calculated as the output of the Plexon fiber stubs in relation to the transection area ratio of the PDMS fiber (Ø 71 ± 10 µm) and the Plexon fiber stub (Ø 200 µm) (Fig. 2e,f). The loss of light along the PDMS fiber was calculated as ratio of light input compared to the light output at the fiber tip relative to the fiber surface area. 31 ± 10% of the input light (78 ± 7.5 mW/mm2) was emitted from the PDMS fiber tip (Fig. 2h). The light emitted along the fiber was calculated to 0.27 ± 0.03 mW/mm2, assuming a uniform emission along the fiber (Fig. 2i)./p> 5–6 ms39. The activation time of ChR2(H134R) in vivo might be increased slightly by low transfection or longer distance between the stimulated neuron and optical fiber. A longer distance in the tissues will cause increased light absorption and scattering which together will cause less light energy to reach the ChR2(H134R) channels and therefore a slower depolarisation to the threshold38,40. Also our use of low light intensity to minimize local field potential deflection, will cause a slower depolarization, causing a longer latency. Our data clearly show that micro PDMS fibers are capable to synchronize the firing of presumed CA3 neurons in the frequency range of 4–20 Hz (Fig. 3e–g). By increasing the stimulation frequency of the LED we found an increase in the latency of the evoked action potentials which may be related to the relative slow off-kinetics of the ChR2(H134R) opsin variant (25–30 ms) causing a longer repolarization time thereby increasing the relative refractory period at high frequencies40. However, we cannot exclude that intrinsic properties of CA3 neurons are not involved41. A similar phenomena has been observe previously in optogenetic experiments42./p> 360°)53./p>