We present a protocol to culture primary murine spiral ganglion neuron explants on multi electrode arrays to study neuronal response profiles and optimize stimulation parameters. Such studies aim to improve the neuron-electrode interface of cochlear implants to benefit hearing in patients as well as the energy consumption of the device.
Spiral ganglion neurons (SGNs) participate in the physiological process of hearing by relaying signals from sensory hair cells to the cochlear nucleus in the brain stem. Loss of hair cells is a major cause of sensory hearing loss. Prosthetic devices such as cochlear implants function by bypassing lost hair cells and directly stimulating SGNs electrically, allowing for restoration of hearing in deaf patients. The performance of these devices depends on the functionality of SGNs, the implantation procedure and on the distance between the electrodes and the auditory neurons.
We hypothesized, that reducing the distance between the SGNs and the electrode array of the implant would allow for improved stimulation and frequency resolution, with the best results in a gapless position. Currently we lack in vitro culture systems to study, modify and optimize the interaction between auditory neurons and electrode arrays and characterize their electrophysiological response. To address these issues, we developed an in vitro bioassay using SGN cultures on a planar multi electrode array (MEA). With this method we were able to perform extracellular recording of the basal and electrically induced activity of a population of spiral ganglion neurons. We were also able to optimize stimulation protocols and analyze the response to electrical stimuli as a function of the electrode distance. This platform could also be used to optimize electrode features such as surface coatings.
In accordance with the World Health Organization, 360 million people worldwide suffer from hearing loss with profound consequences on professional and private life. Hearing aids can restore sensory function in moderate forms of hearing loss; however, for the most severe cases, the most effective treatment option is a prosthetic device called a cochlear implant (CI). CIs contain a linear electrode array of up to 24 electrodes, which is surgically inserted into the scala tympani of the cochlea. The electrodes directly stimulate the spiral ganglion neurons, forming the auditory nerve 1.
With more than 300,000 devices implanted worldwide, CIs are very successful medical implants and rank among the most cost-effective procedure ever reported. Despite its success the cochlear implant still has limitations such as reduced frequency resolution compared to physiological hearing. This can lead to deficits in effective communication in groups or noisy environments, and the ability to decipher very complex sounds such as music. This reduced frequency resolution is likely due to the gap between the CI electrodes and the spiral ganglion neurons, leading to stimulation of large groups of neurons. This gap is in the range of hundreds of micrometers 2,3. Elimination of this gap would facilitate the stimulation of smaller groups of neurons per electrode, thereby increasing frequency resolution and overall performance of the device 4.
To study the influence of the gap between the electrode and the neuron and the effect of various optimized stimulation protocols, we have developed an in vitro bioassay based on a non-invasive electrophysiological characterization of SGNs on multi electrode arrays (MEAs) 5. Additionally, MEAs can be easily modified to vary electrode shape, size, material and surface roughness, to optimize the neuron-electrode interface. The following is a step-by-step protocol to reproducibly obtain recordings from murine spiral ganglion neuron cultures and assess the dependency on the above-mentioned parameters.
Протокол, описанный здесь, показывает, как культура SGN эксплантов на СМЭ и оценить активность SGN внеклеточными неинвазивных записей. Эта платформа и протокол мы недавно разработали 5 позволяют для идентификации новых протоколов стимуляции и электродных материалов что приводит к уменьшению потребности в энергии для активации SGN, с потенциальный интерес для дальнейшей реализации кохлеарных имплантатов и других нейро-протезирования. Некоторые меры предосторожности, в представленном порядке имеют основополагающее значение для выполнения точных и воспроизводимых экспериментов.
Тщательное рассечение спирального ганглия и дальнейшей обработки первичной ткани требует особой осторожности. Эти эксперименты были проведены с использованием мышей C57 / НД6 от 5 до 7 дней. Аналогичные результаты были получены с использованием крыс линии Вистар в той же возрастной группы, (данные не показаны). Мы считаем, что это лучший возраст для тонкой рассечение как кохлеарный кости еще мягкие антельное для легкого удаления пинцетом и спирального ганглия и органа Корти могут быть легко отделены без разрывания дендритных процессов или SGN Somas. В более раннем возрасте ткань слишком мягкая и шансы сорвать SGN СОСМ вместе с органом Корти выше, в то время как на более поздних стадиях, упрочнение костной капсулы улитке увеличивает риск повреждения тканей во время рассечения. Правильная изоляция SG, а также осторожность резка эксплантов имеет решающее значение. Они должны быть в диапазоне 200-500 мкм, чтобы максимизировать прикрепление к поверхности СМЭ и иметь достаточное количество SG РРОС в эксплантатах, из которого невриты будет Regrow. Для увеличения нейротрофический поддержки в первые дни культуры, свежий BDNF добавляется ежедневно, и орган Корти находится в совместной культуре.
Скорость рассечения также имеет важное значение. Все шаги должны быть выполнены быстро и с использованием льда холодных растворов для того, чтобы свести к минимуму ухудшение ткани.время между эвтаназией и размещения эксплантов на МЭС должна быть между 10-15 мин и имеет решающее значение для успешных культур. Есть все инструменты готовы, чтобы избежать задержек в культуре обшивкой.
Все шаги, в том числе тонкой рассечение, поддержание культуры и подготовки среды и оборудования выполняются в стерильных условиях. При нанесении покрытия на MEA с решением ECM важно, чтобы растопить его на льду и использовать ледяное наконечники пипеток и прохладительных среду в качестве гелей ЕСМ смеси при более высоких температурах. При размещении эксплантов на МЭС, сначала добавьте среду в электродных областей, затем поместите эксплантов. Если среда добавляется на второй стадии, эксплантов имеет тенденцию отслаиваться из СМЭ из-за напряжения сдвига. Поскольку небольшие объемы среды, применяются к культуре в первые 5 дней, испарение культуральной среды должна быть сведена к минимуму. Поэтому настоятельно рекомендуется создать увлажненной камере, используя небольшие чашки Петри, содержащие PBS в тесном Proximности к МЭС.
Эксперименты, описанные здесь, были выполнены с использованием коммерчески доступных электродов МЭС с конкретными размерами электродов, облицовочных материалов и внутри- расстояние между электродами (как описано в пункте 2, примечание). Условия культивирования были оптимизированы здесь для того, чтобы максимально увеличить нейронную охват конкретной конструкции электрода сетки. Вполне возможно, что другие конфигурации электродов, распорных геометрии и поверхностей могут требовать различных покрытий или плотности клеток. Эти шаги могут потребовать первоначального поиска неисправностей для достижения культур с высокой плотностью.
Что касается Электрофизиологические записи, перед началом записи культура передается из культуральной среды при 37 ° С в внеклеточный раствор при комнатной температуре. Для того чтобы избежать нестабильных записей, подождите примерно 10 мин, чтобы позволить культуру стабилизироваться. При стимуляции культуры, особую осторожность следует использовать при выборе стимулаа большие амплитуды (> 3 В) и длительности может привести к повреждению культуры. Для справки относительно стимуляции формы и длительности импульса см 5 ссылку.
Для сбора и обработки данных домашнего аппаратного обеспечения (записи камеры, подключения к усилителям и усилители) , были использованы и были выбраны конкретные программы анализа (см Таблица материалов, пункт 7). Тем не менее, другие коммерческие MEA расстановок и другие программные пакеты подходят также и для этих операций. Ранее мы оценивали ответы наших культур в 3 -х различных временных точках и показал повышенную активность со временем продленной культуре 5. Здесь мы предлагаем 18 дней в пробирке для записей. MEA системы, позволяющие для непрерывной записи в стерильных увлажненных камерах, могли бы способствовать выявлению оптимальных временных точек для каждого типа культуры.
Основным недостатком этого биопроб является высокая изменчивость тон число электродов в культуре, которые показывают ответы на стимуляцию. Эта скорость реакции на стимуляцию, главным образом, зависит от четырех факторов: плотность нейритов в культуре, контакты между невритов и электродами, диаметра невритов или невриты пучков, а импеданс электродов. Что касается плотности аксонов, только невриты, которые растут в течение, по меньшей мере, два электрода могут быть использованы для проведения экспериментов стимуляции. Контакт между невритов и электродов зависит от окружающих тканей, которые могут с одной стороны, изолирования невриты от электрода, и тем самым ухудшить контакт, или, с другой стороны, изолирования невриты и электрод из окружающей ванны и таким образом улучшить контакт. Плотность ткани, а также размер аксонов, определяются эксплантов, используемой и условий культивирования. Диссоциированные нейрональной культуре также были успешно испытаны, но плотности нейронов в этих культурах значительно ниже, что приводит к уменьшению количества RECOВИДЕОЗАПИСЬ электроды. Поэтому клеточная культура должна быть адаптирована к конкретному научному вопросу предстоит решить.
И, наконец, полное сопротивление электродов в основном определяется размером и поверхностью электродов. Материалы, создающие большую поверхность , такие как черная платина, как показано на рисунке 3, уменьшая сопротивление электродов может также улучшить сцепление между электродами и невритов 7-9.
Поэтому стратегии для улучшения показателя успешности стимуляции включают оптимизацию условий культивирования, увеличение числа общих электродов или плотности электродов и модуляции поверхности электрода 10.
До сих пор, электрофизиологические характеристики SG нейронов были выполнены с использованием методов локальной фиксации. Это позволяет внутриклеточных записи потенциалов действия и детального анализа внутриклеточных ионных токов отодиночные нейроны. Здесь мы представим биопробы в пробирке , который может быть использован для изучения профилей активности нейронов спирального ганглия путем анализа спонтанной активности или ответы на внеклеточный стимуляцию многих нейронов одновременно. Кроме того, взаимодействие между электродом и нейронов спирального ганглия могут быть изучены и оптимизированы путем применения модифицированных или новых материалов. И, наконец, даже если это не показано здесь, эта платформа может быть использована в сочетании с внешним электродом, установленный на микроманипулятор , как недавно было показано нашей группой 5, с целью изучения взаимосвязи между расстоянием от раздражающего электрода и культуры деятельности. Все эти новые аспекты позволяют Подражание ключевых особенностей кохлеарных электродов имплантата может привести к разработке новых протезах.
Наша модель является очень полезным инструментом в пробирке для исследования стратегий для повышения эффективности стимуляции слуховых нейронов и дальнейшего орtimize технологии CI. После того, как эта техника освоена, можно представить себе скрининг для модификации ряда переменных: а) различные нейронные популяции, б) различные электродные материалы / размер / импедансов с) выполнять хронические эксперименты для проверки материала токсичности или электрода стимуляции индуцированной токсичности, которая могли бы пролить свет на более безопасные и эффективные протоколы стимуляции массивов электродов в естественных условиях.
The authors have nothing to disclose.
Авторы благодарят Рут Rubli в Физиологии Отдел Университета Берна, Швейцария за ценную техническую помощь при проведении экспериментов. Эта работа была частично поддержана программой ЕС-FP7-NMP (соглашения о предоставлении гранта нет 281056; проект NANOCI – www.nanoci.org.).
culture medium | |||
Neurobasal medium | Invitrogen | 21103-049 | 24 ml (for 25 ml) |
HEPES | Invitrogen | 15630-080 | 250 μl (for 25 ml) |
Glutamax | Invitrogen | 35050-061 | 250 μl (for 25 ml) |
B27 | Invitrogen | 17504-044 | 500 μl (for 25 ml) |
FBS | GIBCO | 10099-141 | 10% (for 25 ml) |
BDNF | R&D Systems | 248-BD-025/CF | final 5 ng/ml (for 25 ml) |
Name | Company | Catalog Number | Comments |
extracellular solution (pH 7.4) | |||
NaCl | 145mM | ||
KCl | 4mM | ||
MgCl2 | 1mM | ||
CaCl2 | 2mM | ||
HEPES | 5mM | ||
Na-pyruvate | 2mM | ||
Glucose | 5mM | ||
Name | Company | Catalog Number | Comments |
blocking solution | |||
PBS | Invitrogen | 10010023 | |
BSA | Sigma | A4503-50G | 2% |
Triton X-100 | Sigma | X100 | 0.01% |
Name | Company | Catalog Number | Comments |
Immunostaining solutions | |||
TuJ | R&D Systems | MAB1195 | dil 1:200 |
DAPI | Sigma | D9542 | |
Paraformaldehyde | Sigma | 158127 | 4% |
Fluoreshild | Sigma | F6057 | |
Name | Company | Catalog Number | Comments |
plastic/tools | |||
petri dish 35 mm | Huberlab | 7.627 102 | |
petri dish 94 mm | Huberlab | 7.633 180 | |
Dumont #5 tweezer | WPI | 14098 | |
Dumont #55 tweezer | WPI | 14099 | |
Name | Company | Catalog Number | Comments |
Materials | |||
Enzymatic solution: Terg-a-Zyme | Sigma | Z273287-11KG | |
Extracellular Matrix (ECM) mix: Matrigel TM | Corning | 356230 | |
MEA electrodes | Qwane Biosciences | (Lausanne, Switzerland) | |
Name | Company | Catalog Number | Comments |
Software | |||
Labview | National Instruments | Switzerland | |
IgorPro | WaveMetrics | Lake Oswega, USA |