Нейроэлектронный многоканальный интерфейс

Изобретение относится к области медицины и может быть использовано при протезировании органов зрения и слуха, реабилитации парализованных, лечении серьезных психических заболеваний, для стимулирования первичных областей мозга, ответственных за производство гормонов, управляющих развитием организма. Техническим результатом является расширение области использования путем передачи информации в глубинные структуры мозга без влияния на области нейронов, через которые проходят элементы соединения. В нейроэлектронном многоканальном интерфейсе для передачи информации используются импульсы света, которые передаются к нейронам по многоканальному волоконно-оптическому световоду. С помощью активной наноструктуры, размещенной на конце каждого оптического волокна, импульсы света преобразуются в поляризационные импульсы или импульсы давления непосредственно в наконечнике световода у конкретного нейрона. Эти импульсы обеспечивают возбуждение нейронов. Устройство имеет наконечник обтекаемой формы из растворимого или рассасывающегося вещества, например модифицированного коллагена, содержащего лекарственные препараты. 3 з.п. ф-лы, 6 ил.

 

Изобретения относятся к соединению устройств ввода-вывода или устройств центрального процессора или передаче информации или других сигналов между этими устройствами.

Изобретения также относятся к измерениям для диагностических целей, а именно к входным цепям, специально предназначенным для этой цели, а также к средствам нейропротезирования.

Известно использование заостренных проводников или электродов, размещенных в стеклянных микропипетках для записи сигналов нервных клеток. Для этих же целей используют стеклянные капилляры, заполненные электролитом диаметром в несколько микрон. Они обычно используются как внутриклеточные электроды, для измерения потенциала в пределах одной клетки. Обычно такие электроды делаются вручную.

Известны многоканальные реализации таких устройств. Обычно они содержат от 8 до 32 микропроводов диаметром в 50 микрон из вольфрама или нержавеющей стали, изолированных полиимидом или тефлоном. Провода обычно размещены в массиве 2 на 8 проводов. Провода имплантируются в мозг, а разъем крепится к черепу акриловым клеем. Для сравнения средний диаметр одного нейрона примерно равен 60 микронам, а размер синаптических контактов составляет 0.1-0.5 микрона. Следовательно, микропровод диаметром 50 микрон практически полностью разрушает нейрон, если проникает в него. Нейроимпульсы, снятые такими устройствами, в большинстве случаев носят интегральный характер и должны относиться к локальной области нейронов.

Обычно микропровода обеспечивают жизнеспособность интефейса и возможность записи в течение одного-двух месяцев.

Известны многоканальные устройства, содержащие электроды, размещенные в стеклянных микропипетках, заполненных жидкими проводящими веществами, способствующими росту нейронов. Такие устройства оказались жизнеспособными до 16 месяцев.

Известны многоканальные нервные интерфейсы, предназначенные для имплантации на поверхность мозга или периферийных нервов. Они ограничены возможностью записи сигналов из массивов нейронов, расположенных на поверхности мозга, не глубже 5 мм. Для высокоразвитых млекопитающих они позволяют осуществлять записи из неокортекса, периферийных нервов или других поверхностных структур. Однако это тоже устройства изготавливаемые вручную. Для массовых применений с развитием технологий изготовления микросхем стали появляться многоканальные устройства для соединения с нервными клетками, изготовленные на кремниевых подложках, которые называют нейрочипами.

Одно из таких устройств описано в патенте США по заявке №20060276866 «Microelectrode array for chronic deep-brain microstimulation for recording» («Массив микроэлектродов для глубокой мозговой микро стимуляции и записи»). Изобретение относится к микроэлектродам, имеющим кремниевую подложку и многочисленные проводящие электроды для глубокого мозгового электрического стимулирования или записи нервных сигналов. Подложка имеет верхний конец с многочисленными проводящими частями для соединения. Изобретение включает тонкопленочную основную полимерную подложку, которая может быть достаточно гибкой, чтобы следовать за 3-мерными контурами биологической системы. Многочисленные каналы и места электродов могут точно быть установлены на одном устройстве для местной доставки лекарств или записи или стимулирования нейронов. Устройство содержит массив электрических контактов и встроенный кабель для разъема. Такие устройства изготавливают методами массового производства микросхем, и они могут быть достаточно дешевы. Однако проблема с вживляемостью и сроком службы ограничивает их широкое применение, несмотря на использование губчатой платины, проводящих полимеров и высокостойких полимерных покрытий.

В патенте США по заявке №20060241753 описывается многоканальное устройство для соединения с нейронами сетчатки глаза для протезирования зрения, использующее 98 каналов. Однако качество такого протезирования недостаточно. Зрительный нерв здорового глаза содержит приблизительно один миллион индивидуальных волокон. По каждому волокну могут передаваться сигналы с частотой до 200 герц. Это эквивалентно информационному потоку в 200 Мегабит в секунду. Создавать подобный канал на основе электрических электродов нецелесообразно. Кроме проблем с изготовлением и изоляцией сверхтонких электрических проводников и их селективным подключением здесь возникают еще более трудные проблемы с вживляемостью целого миллиона электродов, которые при передаче электрических импульсов будут работать как микроэлектролизеры, разлагая физиологические среды мозга на водной основе и разлагаясь сами. Это неизбежно приведет к возникновению аллергических реакций и отторжению системы. Если обеспечение приживаемости и длительной работоспособности в сложной физиологической среде мозга для сотен металлических электродов - почти не решаемая задача, то для миллионов таких электродов это технологический тупик.

Известен гибкий полимерный микроэлектрод с жидкостным передающим каналом и способ его получения по заявке США №20060282014 «Flexible polymer microelectrode with fluid delivery capability and methods for making same». Это изобретение включает микроэлектроды, по крайней мере, с одним слоем микроэлектродов между, по крайней мере, двумя слоями многослойной полимерной подложки, причем, по крайней мере, один электродный слой содержит каналы для поступления жидкости в нервную систему.

Состояние работ в области создания многоканальных соединений в развитых странах описано в источниках информации [1-39].

В принципе, проблема создания проводящего двустороннего интерфейса между нейроном и полупроводником может быть решена с использованием принципа электрической поляризации диэлектриков [40-43]. «Если соединить нейрон и полупроводник таким образом, что непроводящая липидная мембрана будет находиться в прямом контакте с изолирующим слоем диоксида кремния, расположенным на поверхности р-n перехода, то можно получить желаемый двусторонний интерфейс. Благодаря активности нервной клетки на слой диэлектриков действует слабое электрическое поле, которое их поляризует. Прямая поляризация определяет перенос зарядов транзистора, расположенного под слоем диоксида кремния, в направлении исток-сток. С этого и начинается взаимодействие чипа и нейрона. Обратная связь достигается тем же эффектом поляризации: электрическое поле, генерируемое транзистором, поляризует мембрану нейрона, что заставляет открываться и закрываться ионные каналы, управляемые чувствительными к электрическому полю белками.

В 1999 году исследователи из Института им. Макса Планка попытались создать подобный чип, расположив на поверхности матрицы транзисторов отдельный нейрон крысы. Нервная клетка диаметром около 20 микрон и с толщиной липидной двухслойной мембраны в 5 нанометров была помещена на матрицу транзисторов, покрытых слоем диоксида кремния. Поверхность диоксида кремния оказалась чрезвычайно биосовместимой с живой клеткой. Весь чип находился в растворе электролита. Нейрон культивировался на поверхности чипа in vitro в течение трех дней.

Описанный выше нейроинтерфейс может является основой любых гибридных нейроэлектронных цепей. Для успешного построения гибридных цепей, работающих с несколькими нейронами, необходимо создать чип, который будет управлять передачей информации между ними. Для этого ученые создали гибридное электронное устройство, связывающее два нейрона между собой и позволяющее им обмениваться информацией. Размер полученного ими нейрочипа достаточно велик - около 300 микрон. Диаметр одного нейрона - 60 микрон».

Интересное решение нейроинтерфейса будущего предложено в [44, 45]. «Мы уже создаем устройства размером с кровяную клетку, проникающие в поток крови. Они могут произвольно передвигаться по системе кровообращения, а пока они будут проходить по различным элементам нервной системы, общаться с ними можно будет точно так же, как сегодня мы общаемся с абонентами посредством системы мобильной связи.... Возвращаясь к виртуальной реальности, давайте рассмотрим сценарий, включающий в себя прямую связь между человеческим мозгом и имплантатами, созданными на основе нанороботов. Существует ряд различных технологий, действие которых уже демонстрировалось: они применялись для обеспечения связи в обоих направлениях между влажным аналоговым миром нейронов и цифровым миром электроники. Одно такое устройство, которое называется нейротранзистором, обеспечивает двустороннюю связь. При возбуждении нейрона нейронный транзистор засекает этот электромагнитный импульс, и при этом осуществляется коммуникация между нейроном и электроникой. При помощи этой системы можно также возбудить нейрон или блокировать его возбуждение.

Теперь зададимся вопросом: как мы собираемся проделать эту операцию и ничего не повредить? Ответ: нужно послать сканеры внутрь мозга. Наши капилляры устроены так, что они проходят через каждое межнейронное соединение, каждый нейрон и каждый элемент нейрона. Мы можем отправить туда миллиарды сканирующих роботов, объединенных в одну беспроводную локальную сеть, чтобы они смогли отсканировать мозг изнутри и начертить карту с высоким разрешением, отражающую все, что происходит внутри.

Для полного погружения в виртуальную реальность мы направим в мозг миллиарды этих нанороботов с тем, чтобы они разместились у каждого нервного волокна, исходящего от всех наших органов чувств. Если вы захотите остаться в подлинной реальности, они будут просто сидеть на своих местах и ничего не делать. Если вы захотите перейти в виртуальную реальность, они начнут подавлять сигналы, поступающие от ваших настоящих органов чувств, и станут заменять их сигналами, которые вы бы получали, находясь в виртуальной среде.

При такой схеме мы будем получать виртуальную реальность изнутри, и она сможет воспроизводить все наши ощущения. Это будет коллективная среда, в которую можно будет войти и одному человеку, и многим людям. Посещение какого-нибудь web-сайта будет означать попадание в среду виртуальной реальности, охватывающую все наши чувства, причем не только поступающие от пяти основных чувств, но и эмоции, сексуальное удовлетворение, юмор. На самом деле неврологические корреляты всех этих ощущений и эмоций, которые я обсуждаю в книге "Эпоха одухотворенных машин" ("The Age of the Spiritual Machines"), уже существуют.

Используя имплантанты на основе нанороботов, мы сможем усиливать или ослаблять наши эмоциональные реакции на различные переживания. Эта возможность лежит на поверхности. Кроме того, вы сможете иметь несколько тел для разных переживаний. Как сегодня люди передают свои изображения при помощи web-камер, установленных у них в квартирах, так можно будет направлять на себя весь поток ощущений и даже эмоций из Интернета, так что вы сможете, как в фильме "Быть Джоном Малковичем", переживать жизнь других людей.

Нечто подобное описано в патенте США по заявке №20060293578 «Brian machine interface device» (Устройство для соединения мозга и машины). По этому патенту распределенный и работающий в режиме реального времени нейроинтерфейс содержит считыватель и массив устройств записи. Считыватель излучает и получает радиочастотные сигналы. Массив записывающих устройств включает беспроводную секцию и сенсорную секцию. Беспроводная секции включает преобразователь, антенну и модулятор. Преобразователь преобразует радиочастотный сигнал. Сенсорная секция принимает стабильные силовые сигналы. Сенсорная секция приспособлена для обнаружения нервной деятельности и выдает выходные сигналы, содержащие информацию, указывающую на такую нервную деятельность модулятору беспроводной секции, посредством чего модулятор передает информацию на выходные сигналы считывателя.

Недостатком описанных устройств является чрезвычайная сложность осуществления, недоступная современному уровню развития техники.

Известен патент США по заявке №20060282014 «Flexible polymer microelectrode with fluid delivery capability and methods for making same», по которому микроэлектрод содержит кремниевую подложку, массив микроэлектродов и слои полимерных подложек.

Недостатком такого решения является небольшая область применения, ограниченная возможностью соединения с группами нейронов, расположенных только на поверхности нейроструктур.

Согласно концепции Р.Пенроуза и С.Гамерова [46] нейроны являются не первичными переключателями нервных сигналов, а сложными вычислительными устройствами, математический процесс в которых осуществляется с помощью массивов молекул протеина тубулин, составляющих стенки микротрубочек цитоскелета нейрона.

При электронной микроскопии в отростках нейронов обнаружены два рода продольно ориентированных нейрофибрилл: трубчатые (диаметр 20-25 нм), так называемые нейротубулы, построенные из белка тубулина и, как полагают, обеспечивающие транспорт веществ по аксону, и нитевидные (диаметр 10 нм), так называемые нейрофиламенты, построенные из белка, близкого к мышечному белку актину; нейрофиламенты особенно многочисленны в подвижных концевых участках растущих аксонов.

Традиционно микротрубочки рассматриваются как чисто структурные элементы. Недавно найденные свидетельства [46] показали, что, кроме того, имеет место механическая передача сигнала и коммуникативные функции:

- Микротрубочки нейрона "спазматически" перемещаются по 15 микрон (2000 тубулинов) в секунду. Vernon and Woolley (1995) Experimental Cell Research 220(2)482-494;

- Микротрубочки нейрона вибрируют (100-650 Гц) со смещением 1 нм. Yagi, Kamimura, Kaniya (1994) Cell motility and the cytoskeleton 29:177-185;

- Микротрубочки нейрона оптически "мерцают" при метаболической активности. Hunt and Stebbings (1994), Cell motility and the cytoskeleton 17:69-78;

- Через микротрубочки нейрона проходят сигналы в клеточное ядро; имеется механизм МТ-регуляции экспрессии генов. Maniotis, Chen and Ingber (1996) Proc. Natl. Acad. Sci. USA 94:849-854;

- Измеренный диполь тубулина и проводимости микротрубочек подтверждает, что микротрубочки являются ферроэлектриками при физиологической температуре (Tuszynski; Unger 1998).

Настоящие модели предполагают, что тубулины в микротрубочках испытывают когерентное возбуждение, переключаясь между двумя или более конформационными состояниями за несколько наносекунд. Дипольные связи между соседними тубулинами в решетке микротрубочки образуют динамические паттерны, или "автомат", которые эволюционируют, взаимодействуют между собой и ведут к образованию новых паттернов. Исследования показывают, что микротрубочковый автомат может проводить вычисления, поддерживающие классическую обработку информации, ее передачу и обучение внутри нейронов».

«Идея микротрубочного автомата предлагает огромное увеличение вычислительных возможностей мозга. Общепринятые подходы фокусируют внимание на синаптических переключениях на нейронном уровне, которые дают около 10¹⁸ операций в секунду в человеческом мозге (˜10¹¹ нейронов в мозге, ˜10⁴ синапсов/нейрон, переключающихся с частотой ˜10³ с^-1). Микротрубочный автомат может дать около 10²⁷ операций в секунду (˜10¹¹ нейронов с ˜10⁷ тубулинов/нейрон, переключающихся с частотой ˜10⁹ с^-1). Тот факт, что все биологические клетки содержат приблизительно 10⁷ молекул тубулинов, может быть причиной адаптивного поведения одноклеточных организмов, которые не имеют нейронной системы или синапсов. Нейроны являются не переключателями, а сложными компьютерами».

Традиционно считается, что передача нервных сигналов между нейронами осуществляется либо с помощью нейромедиаторов, либо непосредственно электрическим путем [47-49]. Однако до появления современных теорий существовала биогидравлическая модель нервных систем [50]. Она была выдвинута известным греческим мыслителем Аристотелем (384-322 до н.э.) и поддерживалась великим французским ученым Декартом (1596-1650. Ряд специфических факторов в работе нервных систем и мозга свидетельствует в пользу биогидравлической модели. «Скорость перемещения называемого потенциала действия нервного импульса больше соответствует скорости распространения волны давления в вязкой жидкости и совсем не соответствует скорости распространения электричества. В коротких нервных клетках электрический потенциал действия не регистрируется. Только эластичные гидравлические каналы, какими являются каналы нервных клеток, нуждаются в упрочнении их оболочек миелином, так как оно способствует повышению скорости распространения потенциала действия, то есть волны давления. Разрушение миелиновых оболочек, как форма болезни, приводит к нестабильности, в движениях человека; скорость перемещения импульсов по нейронам прямо зависит от диаметра аксона, и даже такой общеизвестный факт, как вздрагивание ноги при ударе молоточком по колену, говорит в пользу гидравлических процессов [50]».

Концепция Р.Пенроуза и С.Гамерова позволяет предположить, что для создания нейроэлектронных интерфейсов с достаточно сложными и умными наноструктурами, которыми являются нейроны, не обязательно использовать чисто электрические или электрохимические средства. Есть достаточно много оснований считать, что передача информации между нейронами может осуществляться и на основе волнового взаимодействия. Нейроны могут «слышать» звуковые волны и реагировать на инфра- или ультразвуковые колебания жидкости в окружающей их жидкостной среде. Учитывая общеизвестный факт, что белок миелин, из которого построены элементы цитоскелета нейрона, и ряд других веществ, входящих в состав цитоскелета нейрона, обладают слабыми пьезоэлектрическими свойствами, становится понятным, что любые колебания жидкости возле нейрона приводят к деформации элементов цитоскелета и возникновению в них электрических полей. Причем напряженность электрического полей при пьезоэффекте зависит от скорости нарастания деформации. Именно этим фактором можно легко объяснить известное всем явление высокой интенсивности болевых ощущений при быстром ударном механическом воздействии на любое нервное скопление, в том числе и на мозг. При медленном нагружении пьезоэффект слаб, и боли не возникает. Следовательно, вибрации и звуковые колебания в жидкости могут быть использованы для создания нейроэлектронных интерфейсов.

Прототипом заявляемого изобретения является нейроэлектронный интерфейс, действующий на основе принципа электрической поляризации липидной мембраны нейрона через слой диэлектрика, описанный в [40-43], а точнее его разновидность, действующая через слой электролита. В этом интерфейсе нейрон и полупроводник соединены таким образом, что непроводящая липидная мембрана нейрона контактирует через слой электролита (физиологической межклеточной жидкости) с изолирующим слоем диоксида кремния, расположенным на поверхности р-n перехода чувствительного транзистора. Электрическое поле, генерируемое транзистором, поляризует мембрану нейрона, что заставляет открываться и закрываться ионные каналы, управляемые чувствительными к электрическому полю белками. При наличии слоя электролита между мембраной нейрона и слоем диоксида кремния, протекание тока через мембрану нейрона приводит к появлению переносного внеклеточного потенциала в слое электролита, который поляризует слой оксида, позволяя нейрону взаимодействовать с р-n переходом. И наоборот, этот же потенциал приводит к поляризации мембраны клетки, когда напряжение подается на транзистор. Исследователям из Института им. Макса Планка удалось экспериментально подтвердить факт, что внутриклеточный потенциал и соответствующий ему ток, походящий через клеточную мембрану, вызывает ответное изменение внеклеточного потенциала, который повторяется транзистором.

В этих источниках описана работа искусственных синапсов, работающих по такому же поляризационному принципу, которые успешно взаимодействовали с реальными живыми нейронами.

Однако тот факт, что нейроны взаимодействуют с поляризованными объектами, ограничивает возможность передачи информации с помощью изолированных электрических проводников вглубь мозга. Так как сам по себе такой проводник уже будет являться поляризатором, то все области нейронов, через которые проходит этот проводник, будут обязательно возбуждены при передаче электрического импульса через него. Это приведет к нежелательным эффектам при передаче информации в мозг. Таким образом, изолированный электрический проводник является слишком грубым средством для передачи информации и не может быть использован для передачи информации в глубинные структуры мозга без достаточно толстой изоляции.

Технический результат заявляемого изобретение позволяет создать биокибернетическое соединение, пригодное для передачи информации в глубинные структуры мозга и не возбуждающие при этом области нейронов, через которые проходят элементы соединения.

Для решения этой проблемы была использована идея использования волоконно-оптических световодов, как средств, не создающих электронных помех, при передаче информации. С одной стороны известна технология по патенту РФ №2270493 с помощью которой можно соединять тысячи, десятки тысяч и даже сотни тысяч оптоволоконных каналов связи, что очень важно для нейроэлектронных интерфейсов, с другой стороны появились технологии создания тонкопленочных (1-2 мкм) устройств для эффективного преобразования светового импульса в электрический. Поэтому проще всего передать световой импульс в глубинную структуру мозга по световоду, а в области нужного нейрона преобразовать световой импульс в электрический и использовать поляризационный способ взаимодействия с нейроном.

Рассмотрим основные технологии, положенные в основу заявляемого решения.

Известна технология интеллектуальных многоконтактных соединений (ИМКС), по патенту РФ №2270493. Согласно патенту для осуществления многоконтактного соединения объединяют в специальные матрицы передатчики (выводы) прибора-источника информации, приемники (вводы) прибора-потребителя информации и концы пучка проводников сигнала. При формировании матриц не соблюдают строгий порядок пространственного расположения их элементов и формируют их хаотически или «как получится». Матрицы передатчиков и приемников соединяют с соответствующими матрицами пучка проводников, не обязательно точно соблюдая их одинаковое взаимное расположение и добиваясь лишь совпадения областей расположения элементов матриц. Такая конструкция соединений не требует высокой точности изготовления и монтажа, что существенно снижает их стоимость и расширяет возможности массового применения. После соединения и при повреждении соединения производят распознавание и запоминание образовавшихся каналов связи. Затем с помощью коммутаторов каналов подключают каждый распознанный и идентифицированный канал связи к вводам и выводам соединяемых приборов в соответствии с заданной таблицей или программой соединений. При повреждении соединения осуществляется самодиагностика и регенерация соединения. Применение ИМКС в нейроэлектронных интерфейсах позволяет решить целый ряд важнейших проблем. Технология ИМКС позволяет соединять одним разъемом десятки и даже сотни тысяч выводов. Так оптический кабель размером 5×5 мм, содержащий оптические волокна диаметром 17 микрон, позволяет создать интерфейс, содержащий до 20 тыс. каналов связи (Всего в кабеле содержится 90 тыс.волокон). Этого достаточно чтобы создавать высокоэффективные протезы достаточно сложных нервов - зрительного, слухового, нервов управляющих конечностями и т.п.

Рассмотрим состояние технологий преобразования световых импульсов в электрические.

Современные технологии производства фотоэлектрических преобразователей (солнечных элементов) позволяют создавать высокоэффективные тонкопленочные преобразователи толщиной порядка 1 мкм. Такие преобразователи могут быть сделаны из сплавов на основе аморфного кремния (a-Si:H), арсенида галлия и поликристаллических полупроводников [51-60]. Аморфный кремний выступил в качестве более дешевой альтернативы моно кристаллическому. Оптическое поглощение аморфного кремния в 20 раз выше, чем кристаллического. Поэтому для существенного поглощения видимого света достаточно пленки a-Si:H толщиной 0,5-1,0 мкм вместо дорогостоящих кремниевых 300-мкм подложек. Наиболее простые конструкции СЭ из a-Si:H были созданы на основе структуры металл - полупроводник (диод Шотки). Несмотря на видимую простоту, их реализация достаточно проблематична - металлический электрод должен быть прозрачным и равномерным по толщине, а все состояние на границе металл/a-Si:Н - стабильными во времени. Чаще всего солнечные элементы на основе a-Si:H формируют на ленте из нержавеющей стали или на стеклянных подложках, покрытых проводящим слоем. При использовании стеклянных подложек на них наносят прозрачную для света проводящую оксидную пленку (ТСО) из SnO₂, In₂O₃, или SnO₂+In₂O₃ (INO), что позволяет освещать элемент через стекло. Поскольку у нелегированного слоя электронная проводимость выражена слабо, барьер Шотки создается за счет осаждения металлических пленок с высокой работой выхода (Pt, Rh, Pd), которая обуславливает образование области положительного объемного заряда (обедненного слоя) в a-Si:H. Поликристаллические тонкие пленки также весьма перспективны для преобразования импульса света в электрический импульс. Чрезвычайно высока способность к поглощению солнечного излучения у диселенида меди и индия (CulnSe₂) - 99% света поглощается в первом микроне этого материала (ширина запрещенной зоны - 1,0 эВ) [51, 52, 55]. Наиболее распространенным материалом для изготовления окна солнечной батареи на основе CulnSe₂ является CdS. Один из основных способов получения CulnSe₂ - электрохимическое осаждение из растворов CuSO₄, In₂(SO₄)₃ и SeO₂ в деионизованной воде при соотношении компонентов Cu:In:Se как 1:5:3 и рН»1,2-2,0. Еще один перспективный материал для фотовольтаики - теллурид кадмия (CdTe). У него почти идеальная ширина запрещенной зоны (1,44 эВ) и очень высокая способность к поглощению излучения. Пленки CdTe достаточно дешевы в изготовлении. Кроме того, технологически несложно получать разнообразные сплавы CdTe с Zn, Hg и другими элементами для создания слоев с заданными свойствами.

Предлагаемым изобретением решается задача создания средств соединения с группами нейронов, находящихся не только на поверхности нейроструктур, но и в глубине массива нейронов.

Технический результат, получаемый от изобретений, заключается в создании нового нейроэлектронного многоканального интерфейса как средства соединения вычислительных структур с группами нейронов, позволяющий осуществлять ввод информации в любые части нервной системы биологических организмов, включая различные области и структуры головного или спинного мозга, органы чувств, нервные узлы, скопления нервных клеток и т.п., содержащие нейроны, объединенные синаптическими и аксональными связями в какую либо нейроструктуру.

Основная идея заявляемого нейроэлектронного интерфейса заключается в следующем.

Если в известных нейроэлектронных интерфейсах электрический импульс непосредственно подается к нейрону по изолированному электрическому проводнику, то в предлагаемом интерфейсе используется импульс света, который подается по волоконно-оптическому световоду и преобразуется в электрический импульс или импульс вибрации непосредственно в наконечнике световода у конкретного нейрона. Эти импульсы и обеспечивают возбуждение нейрона. Соединение множества оптических волокон с вычислительным устройством осуществляется с помощью технологии интеллектуальных многоконтактных соединений (ИМКС). При этом микроэлектроды со стороны ввода сигналов объединены, например, путем заливки полимером, в пакет оптических волоконных световодов. На торце пакета путем его шлифовки создана плоская оптическая матрица оптоволоконного разъема, который соединяется с многоканальной матрицей оптических излучателей ИМКС.

Основные отличия заявляемого нейроэлектронного многоканального интерфейса заключаются в следующем.

1.1. Микроэлектроды представляют собой пакет оптических волоконных световодов со стороны ввода сигналов, объединенных в плоскую оптическую матрицу, соединенную оптоволоконным разъемом с многоканальной матрицей оптических излучателей.

1.2. Со стороны, обращенной к нейронной структуре, каждый световод имеет прямой торцевой, сферический или полусферический наконечник, на котором сформирована активная наноструктура.

Первым элементом активной наноструктуры является фотоэлектрический преобразователь, который преобразует свет в электрический импульс.

Активная наноструктура содержит первый внутренний полупрозрачный проводящий слой, например, из проводящего оксида, например SnO₂, In₂O₃, на который нанесен один или несколько слоев фотоэлектрического вещества, например медь-индий-диселенид галлия, или аморфного кремния, или арсенида галлия, на который нанесен второй проводящий слой, например, металла, а весь наконечник световода с активной структурой покрыт внешним слоем диэлектрика, например диоксида кремния.

Вторым элементом активной наноструктуры является средство возбуждения нейрона путем электрической поляризации его мембраны или путем волнового воздействия.

Важным отличием активной наноструктуры является то, что первый и второй проводящие слои соединены между собой через одну или несколько областей резистивного вещества, например сильнолегированного кремния, или проводящего оксида, или металла с проводимостью, превышающей проводимость фотоэлектрического вещества не менее, чем на 10 процентов.

Другими отличиями являются варианты соединения проводящих слоев с резистивным материалом. Это соединение может быть осуществлено следующим образом:

1.2.1. Либо в виде каналов, соединяющих проводящие слои и заполненных резистивным веществом;

1.2.2. Либо в виде концентрических областей во втором внешнем проводящем слое, окружающих канал в слое фотоэлектрического вещества, заполненный проводником и соединенный с первым проводящим слоем;

1.2.3. Либо в виде локальных областей фотоэлектрического вещества меньшей на 10 и более процентов толщины, чем основная толщина фотоэлектрического слоя;

1.2.4. Либо соединение проводящих слоев резистивным материалом осуществлено по периметру границ проводящих слоев или по боковой поверхности световода.

Элемент 1.2.2. активной наноструктуры построен на основе известного принципа, описанного в [40-43]. Однако конструктивное решение этого устройства в заявляемом интерфейсе существенно отличается от известного, сделанного в виде двух контактных площадок в структуре транзистора.

2. Еще одним отличием нейроэлектронного интерфейса является то, что в одном из вариантов исполнения между проводящими слоями расположена область, заполненная пьезоэлектрическим веществом, например диоксидом кремния или титанатом бария, так, чтобы внутренняя плоскость области, заполненной пьезоэлектрическим веществом и обращенная к световоду, была покрыта первым внутренним проводящим слоем, а внешняя плоскость, обращенная к слою диэлектрика, была покрыта вторым проводящим слоем.

Этот вариант реализует вибрационный принцип связи с нейронами, когда возбуждение нейрона происходит за счет действия на него волнами инфра, ультра или звуковой частоты. За счет деформации мембраны нейрона колебаниями жидкости возникает эффект косвенной поляризационной связи, за счет поляризации деформирующихся белков, обладающих пьезоэлектрическими свойствами, например структур цитоскелета, построенных из миелина, или за счет отклика тубулинов на вибрацию. Кроме того, в [46] сообщается: «недавно найденные свидетельства [46] показали, что имеет место механическая передача сигнала и коммуникативные функции:

- Микротрубочки нейрона "спазматически" перемещаются по 15 микрон (2000 тубулинов) в секунду. Vernon and Woolley (1995) Experimental Cell Research 220(2)482-494

- Микротрубочки нейрона вибрируют (100-650 Гц) со смещением 1 нм. Yagi, Kamimura, Kaniya (1994) Cell motility and the cytoskeleton 29:177-185»

Отклик нейронов на механическое воздействие и в частности на вибрацию хорошо согласуется с опытными данными [50]. Это свойство нейронов положено в основу пьезоэлектрического нейроэлектронного интерфейса.

3. Еще одним отличием заявляемого нейроэлектронного интерфейса является то, что пакет световодов помещен во внешнюю полую или сплошную оболочку, сделанную в том числе и из растворимого или рассасывающегося вещества, например модифицированного коллагена, содержащего лекарственные препараты, например аминокислоты, нейропептиды, нуклеозиды и витамины различного назначения и т.п, причем оболочка со стороны, обращенной к нейронной структуре, выполнена в форме наконечника обтекаемой или заостренной формы.

Защитная оболочка необходима для того, чтобы можно было придать пакету световодов необходимую механическую прочность и гибкость, которая нужна для его введения в заданную область мозга и для защиты от повреждений наконечников световодов с активной наноструктурой при введении интерфейса в организм. При этом оболочка может быть жесткой или эластичной, иметь обтекаемую или заостренную форму в зависимости от условий операции. После ввода пакета световодов в мозг, оболочка может быть удалена полностью или частично. Для этого оболочка может быть сделана из растворимого или рассасывающегося вещества, например модифицированного коллагена.

Для ускорения процесса приживаемости нейроэлектронного интерфейса вещество рассасываемой оболочки может содержать лекарственные препараты, в частности аденозинтрифосфорную кислоту, антиаллергены, витамины и т.п. Это нужно для того, чтобы снять отек, уменьшить травматические последствия и избежать отторжения интерфейса.

В процессе рассасывания оболочки световоды могут постепенно отходить от зоны ввода, образуя более широкую область контактов с нейронами.

4. Другими отличиями нейроэлектронного интерфейса является то, что:

4.1. Пакет оптических волоконных световодов имеет один или несколько каналов, в том числе для управляющего катетера, для видеоустройств или иных вспомогательных приспособлений.

Каналы в интерфейсе необходимы для сложных операций, когда пакет световодов вводят в организм через биологические каналы, например через сосуды, или методом прокола. В канал световода вставляют направляющий катетер, который ведет световод в нужном направлении. После установки интерфейса катетер удаляется из канала. Под иными вспомогательными приспособлениями подразумеваются, например, катетеры для удаления физиологической жидкости, скапливающейся в зоне операции в послеоперационном периоде, световодные осветители, радиологические метки, необходимые для ведения пакета световодов в процессе операции, катетеры для подачи специальных растворов или наоборот, удаления крови или вспомогательных лекарственных препаратов и т.п.

4.2. Пакет оптических волоконных световодов выполнен без каналов. Это наиболее простой вариант конструкции, применяемый для достаточно простых и массовых отлаженных операций, когда ввод оптоволоконных шин в мозг производится путем простого прокалывания мозга, например, насекомого, через предварительно сделанные отверстия в панцире, либо через биологические отверстия.

4.3. Пакет оптических волоконных световодов армирован упрочняющими конструктивными элементами. Под этим отличием имеется в виду введение, например, толстых несминаемых оболочек, если пакет световодов проходит через сустав или шейные позвонки.

4.4. Пакет оптических волоконных световодов имеет ответвления на разных расстояниях от оптоволоконного разъема. Этот вариант исполнения предназначен для сложных соединений с разными областями нейронов, например, с симметричными зрительными областями, либо наоборот, для связи с разными группами нейронов, находящимися на разных расстояниях от точки входа. Это удобно для создания нескольких соединений через один прокол, например, в черепе.

Предлагаемое изобретение поясняется фигурами 1-5.

На фигурах 1-6 позициями обозначены:

1 - волоконно-оптический световод;

2 - оболочка волоконно-оптического световода;

3 - наконечник волоконно-оптического световода;

4 - активная наноструктура;

5 - сферический наконечник;

6 - полусферический наконечник;

7 - прямой торцевой наконечник;

8 - материал световода, стекло, оптический пластик;

9 - первый внутренний полупрозрачный проводящий слой, например, из проводящего оксида, например SnO₂, In₂О₃;

10 - один или несколько слоев фотоэлектрического вещества, например, медь-индий-диселенид галлия CuInSe₂ или аморфного кремния или арсенида галлия;

11 - второй внешний проводящий слой, например, металла;

12 - канал в слое фотоэлектрического вещества, соединяющий проводящие слои и заполненный резистивным веществом;

13 - канал в слое фотоэлектрического вещества, заполненный проводником и соединенный с первым проводящим слоем;

14 - внешний слой диэлектрика, например диоксида кремния;

15 - электролит, межнейронная жидкость;

16 - концентрическая область резистивного вещества во втором внешнем проводящем слое, окружающая канал в слое фотоэлектрического вещества, заполненный проводником и соединенный с первым проводящим слоем;

17 - область, заполненная пьезоэлектрическим веществом, например диоксидом кремния или титанатом бария;

18 - соединение проводящих слоев резистивным материалом, осуществленное по периметру границ проводящих слоев или по боковой поверхности световода;

19 - излучающая ячейка, например фотодиод, плоской оптической матрицы ИМКС;

20 - многоканальная матрица оптических излучателей ИМКС;

21 - многоканальный оптоволоконный разъем в виде плоской оптической матрицы световодов, снабженных механическим устройством для соединения с многоканальной матрицей оптических излучателей ИМКС;

22 - пакет оптических волоконных световодов;

23 - фотоэлектрический преобразователь, который преобразует свет в электрический импульс;

24 - средство возбуждения нейрона путем электрической поляризации его мембраны или путем волнового воздействия;

25 - область резистивного материала;

26 - нейрон;

27 - внешняя сплошная оболочка пакета световодов;

28 - наконечник обтекаемой или заостренной формы;

29 - канал пакета оптических волоконных световодов для видеоустройств или иных вспомогательных приспособлений;

30 - управляющий катетер;

31 - растворимое или рассасывающееся вещество, например модифицированный коллаген, содержащий лекарственные препараты, например аминокислоты, нейропептиды, нуклеозиды и витамины различного назначения и т.п.;

32 - нейронная структура;

33 - синапс.

На фигурах 1а, 1b и 1с показаны варианты световодов с различными наконечниками.

На фигурах 2а, 2b и 2с показаны варианты активных наноструктур, размещенных на наконечниках световодов.

На фигуре 3 показан вариант активной наноструктуры с пьезоэлектрическим интерфейсом.

На фигуре 4а, 4b и 4с показана принципиальная электрическая схема нейроэлектронного интерфейса на основе поляризационного принципа возбуждения нейрона.

На фигурах 5а, 5b и 5с показаны варианты наконечников пакетов световодов.

На фигуре 6 показана нейроструктура, соединенная с биокибернетическим многоканальным интерфейсом после растворения оболочки пакета световодов.

Элементы нейроэлектронного интерфейса работают следующим образом.

На фигуре 1а показан сферический наконечник, на фигуре 1b показан полусферический наконечник, на фигуре 1с показан торцевой наконечник. Формирование наконечников на концах световодов позволяет управлять их свойствами. Так, сферический и полусферический наконечники удобно использовать для соединения с большим количеством нейронов, так как при этом имеются большие возможности (больше площади) для создания на их поверхности синаптических контактов. Торцевые наконечники более узко направлены, их можно делать достаточно тонкими, чтобы управлять отдельно выбранными нейронами. Так при размерах малых нейронов порядка 20 микрон, современные технологии позволяют создать торцевые наконечники на световодах диаметром до 10 микрон и даже меньше.

На фигурах 2а, 2b и 2с показаны варианты активных наноструктур 4, размещенных на наконечниках световодов.

На фигуре 2а показана активная наноструктура, в которой проводящие слои 9 и 11 соединены каналами 12, заполненными резистивным веществом.

В исходном положении потенциалы внутреннего 9 и внешнего 11 проводящих слоев равны и достаточно малы.

Световой импульс от излучающей ячейки 19, например, фотодиода, плоской оптической матрицы ИМКС 20, проходит через световод 2 и, попадая на слой фотоэлектрического вещества 10 активной наноструктуры 4 наконечника световода, преобразуется в электрический импульс, который заряжает слои 9 и 11 до определенного потенциала. Этот потенциал (так называемый переносный внеклеточный потенциал), через слой диэлектрика 14 и слой электролита 15 действует на мембрану нейрона 26, поляризуя ее, что заставляет открываться и закрываться ионные каналы, управляемые чувствительными к электрическому полю белками (так же, как в [40-43]). После окончания действия светового импульса структура 2а разряжается через канал 12, заполненный резистивным веществом, после чего система приходит в исходное положение.

Электрическая схема световодов с наноструктурой этого типа показана на фиг.4а. На фиг.4b показана форма исходного импульса, на фиг.4с показана форма импульса переносного внеклеточного потенциала, действующего на мембрану нейрона 26.

На фигуре 2b показана активная наноструктура, в которой проводящие слои 9 и 11 соединены с резистивным материалом, расположенным в виде концентрических областей 16 во втором внешнем проводящем слое, окружающих канал 13, расположенный в слое фотоэлектрического вещества, заполненный проводником и соединенный с первым проводящим слоем.

Эта структура работает точно так же, как и структура 2а, однако внеклеточный переносный потенциал формируется вдоль периметра концентрических областей 16, что позволяет локализовать области воздействия на нейрон и достичь в этих местах большей интенсивности переносного потенциала. Направление движения тока переносного потенциала показано стрелками в правой части схемы.

На фигуре 2с показана активная наноструктура, в которой между проводящими слоями 9 и 11 расположена область 17, заполненная пьезоэлектрическим веществом, например диоксидом кремния или титанатом бария, так, чтобы внутренняя плоскость области, заполненная пьезоэлектрическим веществом и обращенная к световоду, была покрыта первым внутренним проводящим слоем 9, а внешняя плоскость, обращенная к слою диэлектрика, была покрыта вторым проводящим слоем 11.

Активная наноструктура типа 2с работает следующим образом. Световой импульс, от излучающей ячейки 19, например фотодиода, плоской оптической матрицы ИМКС 20, проходит через световод 2 и, попадая на слой фотоэлектрического вещества 10, активной наноструктуры 4 наконечника световода преобразуется в электрический импульс, который заряжает слои 9 и 11 до определенного потенциала. Этот потенциал, действуя на область с пьезоэлектрическим веществом, заставляет его деформироваться. После окончания действия светового импульса структура 2с разряжается через каналы 12, заполненные резистивным веществом, после чего структура 2с приходит в исходное положение, при этом область с пьезоэлектрическим веществом 17 переходит в исходное состояние. Импульс деформации области с пьезоэлектрическим веществом 17 порождает импульс давления в жидком электролите 15, который, достигая мембраны нейрона, воздействует на микротрубочки нейрона, которые обычно вибрируют с частотой 100-650 Гц. Взаимодействие импульсов давления от структуры 2с, подаваемых с частотами, близкими к частоте собственных колебаний микротрубочек, должно оказывать существенное влияние на процессы возбуждения нейронов и может использоваться для управления нейронами, подавления или активизации их деятельности. Резонанс собственных колебаний микротрубочек с волновым воздействием активной наноструктуры 2с может оказывать очень глубокое воздействие на наноструктуры тубулинов. Результат этого воздействия может быть значительно сильнее и глубже, чем поляризационное воздействие и может отличаться от него коренным образом. По всей вероятности наноструктура 2с может стать хорошим средством для избирательного стирания памяти, временного отключения тех или иных структур, или, наоборот, для длительной активизации избранных групп нейронов.

На фигуре 3 показана активная наноструктура, в которой соединение проводящих слоев 9 и 11 резистивным материалом 18 осуществлено по периметру границ проводящих слоев или по боковой поверхности световода.

Активная наноструктура на фиг.3 работает точно так же, как и структура 2а, однако разряд структуры происходит через область резистивного вещества 18 и внеклеточный переносный потенциал формируется вдоль периметра круговой области резистивного вещества 18, что позволяет локализовать области воздействия на нейрон и достичь в этом месте большей интенсивности переносного потенциала. Направление движения тока переносного потенциала показано стрелками. Такая конструкция активной наноструктуры очень технологична и позволяет изготавливать микроэлектроды самых малых размеров.

С целью упрощения технологии изготовления активных наноструктур в них вообще могут отсутствовать каналы или области, заполненные резистивным веществом. Вместо этого в слое фотоэлектрического вещества 10 могут создаваться локальные области с меньшей толщиной, чем основная толщина фотоэлектрического слоя. Разряд активной наноструктуры после действия импульса света будет происходить за счет диффузии электронов через эти области.

На фигуре 5а показан нейроэлектронный многоканальный интерфейс в сборе с катетером. В верхней части интерфейса расположен оптоволоконный разъем 21 с многоканальной матрицей оптических излучателей ИМКС 20. Внутри интерфейса имеется канал 29, через который проходит катетер 30. Наконечник интерфейса залит растворимым или рассасывающимся веществом, например модифицированным коллагеном, содержащим лекарственные препараты. Причем оболочка со стороны, обращенной к нейронной структуре, выполнена в форме наконечника обтекаемой формы.

На фигуре 5b показан нейроэлектронный многоканальный интерфейс, выполненный без каналов.

На фигуре 5c показан нейроэлектронный многоканальный интерфейс после рассасывания материала наконечника.

На фигуре 6 показана нейронная структура 32, состоящая из нейронов 26, соединившихся с помощью синапсов 33 с наконечниками 3 волоконно-оптических световодов.

Нейроэлектронный многоканальный интерфейс работает следующим образом. В нужную нейронную структуру 32, например, мозга, через отверстие в черепе с помощью катетера 30, расположенного в канале 29, вводится пакет оптических волоконных световодов 22. После рассасывания наконечника интерфейса 28 освобождаются наконечники 3 волоконно-оптических световодов 1, которые распределяются в нейронной структуре 32. В процессе приживания интерфейса через многоканальный оптоволоконный разъем 21 в световоды 1 с помощью многоканальной матрицы оптических излучателей 20 подают световые импульсы, активизируя наконечники световодов 3. Эти наконечники активизируют нейроны 26, по сигналам внешней вычислительной структуры, внося необходимые коррективы в работу нейронной структуры 32 или передавая ей нужную информацию. Таким образом, осуществляется связь между вычислительной структурой и нейронной структурой 32.

Известно, что нейроны способны к установлению новых синаптических контактов в течение всей своей жизни. Если такие контакты продуктивны, и стимулируются лекарственными средствами, то они возникают достаточно быстро.

При нейропротезировании, например, зрительного нерва, с использованием предлагаемого изобретения, нужно стремиться организовать процесс лечения так, чтобы нейроны зрительных областей мозга в процессе определенной тренировки стали устанавливать прямые синаптические контакты с наконечниками 3, как показано на фиг.6. При этом синапсы 33 нейронов 26 должны приблизиться к наконечникам 3 и войти в контакт с ними, считывая вводимую информацию. При этом порядок ввода информации с видеокамеры в каналы нейроинтерфейса не имеет значения. Главное, чтобы этот поток информации был дискретизирован и однозначно связан с передаваемой видеоинформацией. Нейроны в процессе тренировки сами перестроятся в структуры, правильно распознающие изображение. Методика тренировки и активизации процесса образования синаптических контактов должна базироваться на активном использовании обратной связи с протезируемым.

Предлагаемый нейроэлектронный интерфейс позволяет решить целый ряд важнейших проблем, связанных с возможностью протезирования органов зрения и слуха, реабилитации парализованных, лечения серьезных психических заболеваний, связанных с необходимостью тонкого стимулирования по заданной программе или, наоборот, тонкого частичного угнетения в определенные периоды времени определенных, достаточно больших групп нейронов, например при эпилепсии и шизофрении.

Перспективно применение предлагаемого изобретения для стимулирования глубоких областей мозга, ответственных за производство гормонов, управляющих развитием организма. Это важно, например, при церебральном параличе.

Синхронно стимулируя определенные области гипофиза и других областей мозга, можно добиться увеличения синтеза «гормонов молодости», восстановления многих утраченных или ослабленных физиологических функций организма, а это путь к лечению многих болезней старости, продлению жизни и развитию творческих и физических способностей организма.

Создание эффективных нейроэлектронных интерфейсов позволит иметь мощнейшие средства для управления сложными и простыми живыми существами, для усиления возможностей и способностей людей и животных.

Литература

1. Wise, K.D., Angell, J.B., and Starr, A. An integrated-circuit approach to extracellular microelectrodes. IEEE Trans Biomed Eng 17, 238-47 (1970).

2. Obeid, I., Nicolelis, M.A., and Wolf, P.D. A multichannel telemetry system for single unit neural recordings. J Neurosci Methods 133, 33-8 (2004).

3. Hijazi, N., Krisch, I., and Hosticka, B.J. Wireless power and data transmission system for a micro implantable intraocular vision aid. Biomed Tech (Beri) 47 Suppi 1 Pt 1, 174-5 (2002).

4. Wise, K.D., Anderson, D.J., Hetke, J.F., Kipke, D.R., and Najafi, K. Wireless implantable microsystems: High-density electronic interfaces to the nervous system. Proceedings of the Ieee 92, 76-97 (2004). Notes: Review.

5. Obeid, I., Nicolelis, M.A., and Wolf, P.D. A low power multichannel analog front end for portable neural signal recordings. J Neurosci Methods 133, 27-32 (2004).

6. Harrison, R.R. and Caameron, C.A Low-Power Low-Noise CMOS Amplifier for Neural Recording Applications. IEEE Journal of Solid-State Circuits 38, 958-965 (2003).

7. Obeid, I., Morizio, J.C., Moxon, K.A., Nicolelis, M.A., and Wolf, P.D. Two multichannel integrated circuits for neural recording and signal processing. IEEE Trans Biomed Eng 50, 255-8 (2003).

8. Obeid, I. and Wolf, P.D. Evaluation of spike-detection algorithms for a brain-machine interface application. IEEE Trans Biomed Eng 51, 905-11 (2004).

9. Harrison, Reid R.A Low-Power Integrated Circuit for Adaptive Detection of Action Potentials in Noisy Signals. In Proc. 2003 Intl. Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. 2003.

10. Watkins, Paul T., Santhanam, Gopal, Shenoy, Krishna V., and Harrison, Reid R. Validation of Adaptive Threshold Spike Detector for Neural Recording. Proceedings of te 26th Annual International conference of the IEEE EMBS.

11. Porada, I., Bondar, I., Spatz, W.B., and Kruger, J. Rabbit and monkey visual cortex: more than a year of recording with up to 64 microelectrodes. Journal of Neuroscience Methods 95, 13-28 (1931). Notes: Article.

12. Williams, J.C., Rennaker, R.L., and Kipke, D.R. Long-term neural recording characteristics of wire microelectrode arrays implanted in cerebral cortex. Brain Res Brain Res Protoc 4, 303-13 (1999). [0105]

13. Rennaker, R.L., Ruyle, A.M., Street, S.E., and Sloan, A.M. An economical multi-channel cortical electrode array for extended periods of recording during behavior. J Neurosci Methods 142, 97-105 (2005).

14. Loeb, G.E., Peck, R.A., and Martyniuk, J. Toward the ultimate metal microelectrode. J Neurosci Methods 63, 175-83 (1995).

15. deCharms, R.C., Blake, D.T., and Merzenich, M.M. A multielectrode implant device for the cerebral cortex. J Neurosci Methods 93, 27-35 (1999).

16. Schmidt, E.M., Bak, M.J., and Mclntosh, J.S. Long-term chronic recording from cortical neurons. Exp Neurol 52, 496-506 (1976).

17. Taylor, D.M., Tillery, S.I., and Schwartz, A.B. Information conveyed through brain-control: cursor versus robot. IEEE Trans Neural Syst Rehabil Eng 11, 195-9 (2003).

18. Taylor, D.M., Tillery, S.I., and Schwartz, A.B. Direct cortical control of 3D neuroprosthetic devices. Science 296, 1829-32 (2002).

19. Georgopoulos, A.P., Schwartz, A.B., and Kettner, R.E. Neuronal population coding of movement direction. Science 233, 1416-9 (1986).

20. Schwartz, A.B., Moran, D.W., and Reina, G.A. Differential representation of perception and action in the frontal cortex. Science 303, 380-3 (2004).

21. Kennedy, P.R., Kirby, M.T., Moore, M.M., King, B., and Mallory, A. Computer control using human intracortical local field potentials. IEEE Trans Neural Syst Rehabil Eng 12, 339-44 (2004).

22. Kennedy, P.R., Bakay, R.A., Moore, M.M., Adams, K., and Goldwaithe, J. Direct control of a computer from the human central nervous system. IEEE Trans Rehabil Eng 8, 198-202 (2000).

23. Kennedy, P.R., Mirra, S.S., and Bakay, R.A. The cone electrode: ultrastructural studies following long-term recording in rat and monkey cortex. Neurosci Lett 142, 89-94 (1992).

24. Kennedy, P.R. and Bakay, R.A. Restoration of neural output from a paralyzed patient by a direct brain connection. Neuroreport 9, 1707-11 (1998).

25. Hoogerwerf, A.C. and Wise, K.D. A three-dimensional microelectrode array for chronic neural recording. IEEE Trans Biomed Eng 41, 1136-46 (1994). [0118] 26. Bai, Q., Wise, K.D., and Anderson, D.J. A high-yield microassembly structure for three-dimensional microelectrode arrays. IEEE Trans Biomed Eng 47, 281-9 (2000).

21. Wise, K.D. and Najafi, K. Microfabrication techniques for integrated sensors and microsystems. Science 254, 1335-42 (1991).

28. Hetke, J.F., Lund, J.L., Najafi, K., Wise, K.D., and Anderson, D.J. Silicon ribbon cables for chronically implantable microelectrode arrays. IEEE Trans Biomed Eng 41, 314-21 (1994).

29. BeMent, S.L., Wise, K.D., Anderson, D.J., Najafi, K., and Drake, K.L. Solid-state electrodes for multichannel multiplexed intracortical neuronal recording. IEEE Trans Biomed Eng 33, 230-41 (1986).

30. Vetter, R.J., Williams, J.C., Hetke, J.F., Nunamaker, E.A., and Kipke, D.R. Chronic neural recording using silicon-substrate microelectrode arrays implanted in cerebral cortex. IEEE Trans Biomed Eng 51, 896-904 (2004).

31. Kipke, D.R., Vetter, R.J., Williams, J.C., and Hetke, J.F. Silicon-substrate intracortical microelectrode arrays for long-term recording of neuronal spike activity in cerebral cortex. IEEE Trans Neural Syst Rehabil Eng 11, 151-5 (2003).

32. Campbell, P.K., Jones, K.E., and Normann, R.A. A 100 electrode intracortical array: structural variability. Biomed Sci Instrum 26, 161-5 (1990).

33. Jones, K.E., Campbell, P.K., and Normann, R.A. A glass/silicon composite intracortical electrode array. Ann Biomed Eng 20, 423-37 (1992).

34. Campbell, P.K., Jones, K.E., Huber, R.J., Horch, K.W., and Normann, R.A. A Silicon-Based, 3-Dimensional Neural Interface-Manufacturing Processes for an Intracortical Electrode Array. leee Transactions on Biomedical Engineering 38, 758-768 (1991). Notes: Article.

35. Normann, R.A., Maynard, E.M., Rousche, P.J., and Warren, D.J. A neural interface for a cortical vision prosthesis. Vision Res 39, 2577-87 (1999).

36. Rousche, P.J. and Normann, R.A. Chronic recording capability of the Utah Intracortical Electrode Array in cat sensory cortex. J Neurosci Methods 82, 1-15 (1998).

37. Rousche, P.J. and Normann, R.A. Chronic intracortical microstimulation (ICMS) of cat sensory cortex using the Utah Intracortical Electrode Array. IEEE Trans Rehabil Eng 7, 56-68 (1999). [0130]

38. Donoghue, J.P. Connecting cortex to machines: recent advances in. brain interfaces. Nature Neuroscience 5, 1085-1088 (2002). Notes: Review Suppl. S.

39. Ласков B.H., Чебкасов С.А. Новая методика вживления микроэлектродов в мозг мелких животных для исследований в свободном поведении. Научно-исследовательский институт нейрокибернетики им. А.Б.Когана РГУ, 2005.

40. Статья в CNET: http://news.corn.com/Better+living--and+smarter+rats--through+chemistry/2010-7337_3-5445669.html.

41. Max Planck Institute of Biochemistry in Martinsried, Department of Membrane and Neurophysics: http://www.biochem.mpg.de/mnphys/.

42. Max Planck Institute of Biochemistry in Martinsried, Department of Membrane and Neurophysics: обзор "Neuroelectronic Interfacing" http://www.biochem.mpg.de/mnphys/publications.

43. Свидиненко Ю. Мозг On Line: кое-что o нейрочипах 2005.05.27 http://www.nanonewsnet.ru/.

44. Курцвейль Р. Слияние человека с машиной. ДВИЖЕМСЯ ЛИ МЫ К "МАТРИЦЕ".

45. Прими красную таблетку: Наука, философия и религия в "Матрице". / Под ред. Глена Йеффета. [Пер. с англ. Т.Давыдова]. - М.: Ультра. Культура.

46. Пенроуз Р., Гамеров С. Слайд-лекция "Что такое мышление?" http://www2.usu.ru/seminar608/Slideshow/intro.htm

47. Нейрохимия / Под ред. И.П.Ашмарина, П.В.Стукалова. М.: НИИ биомедхимии РАМН, 1996. 469 с.

48. Раевский К.С., Георгиев В.П. Медиаторные аминокислоты: Нейрофармакологические и нейрохимические аспекты. М.: Медицина, 1986. 239 с.

49. Сергеев П.В., Шимановский Н.Л., Петров В.И. Рецепторы Физиологически активных веществ. 2-е изд. М.; Волгоград, 1999. 639 с.

50. Антонов В.М. ОБУЧАЕМЫЕ СИСТЕМЫ УПРАВЛЕНИЯ http://www.314159.ru/neuro/.

51. Свидиненко Ю. Nanosolar грозится захватить мировой рынок по производству солнечных элементов http://www.nanonewsnet.ru/index.php?module=Pagesetter&func=viewpub&tid=6&pid=126.

52. Nanotechweb.org: Nanosolar to build world's largest solar cell factory.

53. Мейтин М. Пусть всегда будет солнце. Фотовольтаика: материалы, технологии, перспективы. Журнал Электроника: Наука, Технологии, Бизнес №6, 2000 г.

54. Kroon M.A., van Swaaij R.A.C.M.M., Zeman М., Metselaar J.W. Study of the Design of the a-Si:H Transverse Junction Solar Cell. - Proc. of the 2nd World Conference and Exhibition in Photovoltaic Solar Energy Conversion.

55. Nakazawa Т., Kuranouchi S., Haeiwa Т. CuInSe2 Thin Films Prepared by One Step Electrodeposition. - Proc. of the 2nd World Conference and Exhibition on Photovoltaic Solar Energy Conversion.

56. Sommeling P.M., Spath M., Roosmalen J.A.M. / Meyer T.B., Meyer A.F., Kohle 0. Dye-Sensitized Nanocrystalline TiО2 Solar Cells on Flexible Substrates. - Proc. of the 2nd World Conference and Exhibition on Photovoltaic Solar Energy Conversion.

57. Rudiono, Shuichi Okazaki, Manabu Takeuchi. Effects of NО2 on Photovoltaic. Performance of Phtalocyanine Thin Film Solar Cells. - Thin Solid Films, 334(1998), p.187-191.

58. Light S., Khaselev О., Ramakrishna P.A., Faiman D., Katz E.A., Shames A., Goren S. Fullerene Photoelectrochemical Solar Cells. - Solar Energy Materials and Solar Cells, 51(1998), p.9-19.

59. Yang J., Banerjee A., Lord K., Guha S. Correlation of Component Cells with High Efficiency Amorphous Silicon Alloy Triple-Junction Solar Cells and Modules. - Proc. of the 2nd World Conference and Exhibition on Photovoltaic Solar Energy Conversion.

60. Guha S., Yang J., Banerjee A., Glat felter T. Amorphous Silicon Alloy Solar Cells for Space Application. - Proc. of the 2nd World Conference and Exhibition on Photovoltaic Solar Energy Conversion.

61. Kroll W.J., Thompson A.G., Armour E., Stal R.A., Brennan Т., Hou H. MOCVD Technology for Advanced Space Solar Cell Production. - Proc. of the 2nd World Conference and Exhibition on Photovoltaic Solar Energy Conversion.

62. Rannels J.F. Trends in PV Technology Development - Future Implications. - Proc. of the 2nd World Conference and Exhibition on Photovoltaic Solar Energy Conversion, p. LXXXVII.

1. Нейроэлектронный многоканальный интерфейс, содержащий множество микроэлектродов, соединенных с многоконтактным разъемом, отличающийся тем, что микроэлектроды представляют собой пакет оптических волоконных световодов, со стороны ввода сигналов объединенных в плоскую оптическую матрицу оптоволоконного разъема, соединенную с многоканальной матрицей оптических излучателей, а со стороны, обращенной к нейронной структуре, каждый световод имеет прямой торцевой, сферический или полусферический наконечник, на котором сформирована активная наноструктура, содержащая первый внутренний полупрозрачный проводящий слой, например, из проводящего оксида, например SnO₂, In₂O₃, на который нанесен один или несколько слоев фотоэлектрического вещества, например, медь-индий-диселенид галлия CuInSe₂ или аморфного кремния или арсенида галлия, на который нанесен второй проводящий слой, например, металла, а весь наконечник световода с активной наноструктурой покрыт внешним слоем диэлектрика, например, диоксида кремния, при этом первый и второй проводящие слои соединены между собой через одну или несколько областей резистивного вещества, например, сильнолегированного кремния или проводящего оксида или металла, с проводимостью превышающей проводимость фотоэлектрического вещества не менее чем на 10%, кроме того, соединение проводящих слоев резистивным материалом осуществлено либо в виде каналов, соединяющих проводящие слои и заполненных резистивным веществом, либо в виде концентрических областей во втором внешнем проводящем слое, окружающих канал, расположенный в слое фотоэлектрического вещества, заполненный проводником и соединенный с первым проводящим слоем, либо в виде локальных областей фотоэлектрического вещества меньшей на 10 и более процентов толщины, чем основная толщина фотоэлектрического слоя, либо соединение проводящих слоев резистивным материалом осуществлено по периметру границ проводящих слоев или по боковой поверхности световода.

2. Нейроэлектронный многоканальный интерфейс по п.1, отличающийся тем, что между проводящими слоями расположена область, заполненная пьезоэлектрическим веществом, например, диоксидом кремния или титанатом бария, так чтобы внутренняя плоскость области, заполненной пьезоэлектрическим веществом и обращенная к световоду, была покрыта первым внутренним проводящим слоем, а внешняя плоскость, обращенная к слою диэлектрика, была покрыта вторым проводящим слоем.

3. Нейроэлектронный многоканальный интерфейс по п.1, отличающийся тем, что пакет оптических волоконных световодов помещен во внешнюю полую или сплошную оболочку, жесткую или эластичную, сделанную, в том числе, и из растворимого или рассасывающегося вещества, например, модифицированного коллагена, содержащего лекарственные препараты, например, аминокислоты, нейропептиды и витамины различного назначения, причем оболочка со стороны, обращенной к нейронной структуре, выполнена в форме наконечника обтекаемой или заостренной формы.

4. Нейроэлектронный многоканальный интерфейс по п.1, отличающийся тем, что пакет оптических волоконных световодов имеет один или несколько каналов, в том числе для управляющего катетера, для видеоустройств или иных вспомогательных приспособлений, либо выполнен без каналов, либо армирован упрочняющими конструктивными элементами, либо имеет ответвления на разных расстояниях от оптоволоконного разъема.