謝凡，奚野，徐慶達(dá)，劉景全

微米/納米加工技術(shù)國(guó)家級(jí)重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，上海交通大學(xué)微納電子學(xué)系，上海 200240

1 引言

神經(jīng)系統(tǒng)疾病作為人體所有部位中最難治療的，嚴(yán)重降低了患者的生活質(zhì)量。腦機(jī)接口在大腦與外部設(shè)備之間建立直接通信1,2，有助于了解其產(chǎn)生、傳輸和處理信息的機(jī)制，以針對(duì)目前無(wú)法治愈的大腦疾病開(kāi)發(fā)新的療法。在腦機(jī)接口的應(yīng)用中，通過(guò)癱瘓病人運(yùn)動(dòng)皮層的神經(jīng)信號(hào)可以驅(qū)動(dòng)外部設(shè)備，如控制電腦和機(jī)械臂3,4。另一方面，連接大腦的醫(yī)療設(shè)備可以通過(guò)電極發(fā)射電脈沖刺激目標(biāo)區(qū)域，抑制和調(diào)節(jié)活動(dòng)異常的神經(jīng)信號(hào)，從而通過(guò)神經(jīng)調(diào)控來(lái)治療疾病。如深部腦刺激(Deep Brain Stimulation，DBS)已用于治療帕金森5、癲癇6等病癥。

神經(jīng)電極作為腦機(jī)接口的核心部分，關(guān)系到大腦與外部設(shè)備間的信號(hào)傳遞，按侵入方式不同神經(jīng)電極可分為植入式、非植入式兩種。相比之下，植入式電極距離神經(jīng)元更近，具有信號(hào)質(zhì)量好、時(shí)空分辨率高等優(yōu)點(diǎn)，可以記錄局域神經(jīng)功能微區(qū)甚至單個(gè)神經(jīng)元的放電活動(dòng)。

在過(guò)去的幾十年里，借助硅、玻璃、金屬加工技術(shù)，植入式電極被制造成記錄點(diǎn)呈二維(2D)或三維(3D)分布的陣列結(jié)構(gòu)，以選擇性地與目標(biāo)腦區(qū)中的大量神經(jīng)元相互作用。由于單個(gè)金屬絲微電極的簡(jiǎn)單有效性，Nicolelis等7,8早期曾嘗試將多個(gè)金屬絲微電極手工組裝成2D陣列。隨著表面微加工技術(shù)的發(fā)展，基于光刻等方法創(chuàng)建了新一代的硅基平面電極陣列9，其中一些2D多通道電極陣列被組裝成3D陣列10,11。在這些平面電極陣列發(fā)展的同時(shí)，猶他大學(xué)的研究人員提出了一種體硅材料加工的陣列架構(gòu)12,13，如圖1所示，稱為猶他電極陣列(Utah Electrode Array，UEA)，主要針對(duì)平面電極植入后由于支撐基板和連接引線導(dǎo)致的實(shí)驗(yàn)動(dòng)物顱骨無(wú)法閉合的問(wèn)題，使得長(zhǎng)期慢性植入成為可能。同時(shí)，由于電極通道數(shù)目多，時(shí)空分辨率高，記錄到的信號(hào)質(zhì)量好等優(yōu)勢(shì)，UEA已逐漸發(fā)展成為一類重要的腦機(jī)接口器件。本文主要介紹了UEA的結(jié)構(gòu)、制造工藝流程和功能特點(diǎn)，重點(diǎn)論述其在高密度陣列、無(wú)線傳輸、光電極陣列等方面的研究進(jìn)展，同時(shí)分析了可用于提高電極可靠性的表面修飾方法，并舉例說(shuō)明了UEA的臨床應(yīng)用，最后對(duì)未來(lái)的發(fā)展趨勢(shì)進(jìn)行了展望。

圖1 猶他電極陣列14Fig.1 Utah electrode array 14.

2 猶他電極陣列

1989年，猶他大學(xué)的Normann研究組12提出了利用體硅材料加工微針電極的方法，制備了由100個(gè)1.5 mm長(zhǎng)的硅微針和4.2 mm × 4.2 mm × 0.12 mm厚的基板組成的電極陣列，以研究機(jī)構(gòu)的名字命名為猶他電極陣列。針體通過(guò)機(jī)械切割結(jié)合化學(xué)腐蝕的方法加工得到，每根微針尖端暴露出電極記錄點(diǎn)并鍍覆金屬。改進(jìn)后具體的工藝流程13,15如圖2所示：選擇厚度1.8 mm，電阻率0.01-0.05 Ω·cm的p型＜100＞晶向的硅片，首先用劃片機(jī)在硅片一面切割出深度500 μm，間距為400 μm的縱橫交錯(cuò)的溝槽(圖2b)，在溝槽中填充玻璃粉，高溫?zé)Y(jié)后打磨拋光(圖2c)。然后翻轉(zhuǎn)硅片，用劃片機(jī)將玻璃溝槽包圍的區(qū)域隔離出來(lái)，這些柱狀陣列均勻分布在剩余的厚度約為0.2 mm的基板上(圖2d)。接著通過(guò)兩步氫氟酸和硝酸的濕法刻蝕工藝，減小硅柱的直徑并銳化尖端(圖2e)。最后在硅針尖端鍍覆氧化銥以增強(qiáng)電荷轉(zhuǎn)移能力，針體其余部分用聚對(duì)二甲苯(Parylene)絕緣(圖2f-h)。

每個(gè)電極通過(guò)圍繞在基部的玻璃溝槽與相鄰的電極絕緣并保證結(jié)構(gòu)的連接。電極的引出采用壓焊的方式將直徑25 μm的絕緣金線鍵合到基板背部焊盤(pán)上，然后將所有100根引線封裝成單束形式，其方向與基板背表面共面，引線的另一端與可固定在顱骨上的電極帽相連。由于UEA有較輕的質(zhì)量、較薄的基板和柔性引線，植入后電極可以浮在大腦皮層表面，允許實(shí)驗(yàn)對(duì)象顱骨閉合，有效地增加了電極在體內(nèi)的工作壽命。目前，UEA已經(jīng)通過(guò)美國(guó)食品藥品監(jiān)督管理局(FDA)批準(zhǔn)，是唯一可以用于人類大腦皮層內(nèi)信號(hào)記錄的植入式神經(jīng)電極。

因?yàn)閭鹘y(tǒng)UEA的電極長(zhǎng)度相同，所以在植入時(shí)將記錄點(diǎn)限制在平行于皮質(zhì)表面的單個(gè)平面，植入的UEA通常不會(huì)接觸到該平面上方和下方一定深度的神經(jīng)元。因此，這類UEA植入周?chē)窠?jīng)系統(tǒng)時(shí)采集效果不夠理想。為了有選擇性的與多層神經(jīng)元建立連接，Branner等16,17制造出如圖3a所示的猶他斜電極陣列(Utah Slanted Electrode Array，USEA)，電極長(zhǎng)度在整個(gè)陣列中由0.5到1.5 mm線性變化，保證了記錄點(diǎn)與不同層神經(jīng)元的接觸。進(jìn)一步，Bhandari等18利用可變深度切割的方法制造出一種回旋形電極陣列(如圖3b)，電極尖端構(gòu)成復(fù)雜的曲面形狀，可以更好的與植入組織的幾何形狀相配合。這兩種電極的其他工藝過(guò)程實(shí)際與UEA相同，對(duì)于400 μm間隔的電極陣列來(lái)說(shuō)，神經(jīng)纖維距離電極尖端記錄點(diǎn)不超過(guò)200 μm，由于植入的微電極可記錄的信號(hào)范圍約為150 μm19，這兩種電極陣列提供了100個(gè)具有空間選擇性的神經(jīng)通路，可用于中樞神經(jīng)和周?chē)窠?jīng)系統(tǒng)的臨床應(yīng)用。

圖2 猶他電極陣列制造工藝流程圖Fig.2 The process flow of Utah electrode array.

3 研究進(jìn)展

經(jīng)過(guò)多年不斷的發(fā)展，UEA已然成為用于多通道、高密度地采集大量神經(jīng)元信號(hào)的首選，基于UEA也發(fā)展出包括硅基、玻璃基、金屬基等不同材料的有代表性的電極陣列。但將這些復(fù)雜的三維幾何結(jié)構(gòu)植入皮質(zhì)中通常會(huì)刺穿毛細(xì)血管，導(dǎo)致組織損傷和電極周?chē)z質(zhì)細(xì)胞的局部積聚，影響電極的正常工作20-22。為延長(zhǎng)電極的工作壽命，需要研制涂層材料修飾電極表面，以降低界面阻抗、減小生物組織排異反應(yīng)、提高電極的抗腐蝕能力。

圖3 (a)猶他斜電極陣列14；(b)回旋形電極陣列18Fig.3 (a)Utah slanted electrode array 14; (b)a convoluted shaped electrode array 18.

3.1 基于UEA的電極陣列

3.1.1 硅基電極陣列

硅基電極陣列采用成熟的微機(jī)電系統(tǒng)(MEMS)加工工藝，有其他類型電極無(wú)法達(dá)到的加工精度和一致性。此外，利用硅材料制作電極可實(shí)現(xiàn)電極與硅基放大及信號(hào)處理電路的單片集成23，簡(jiǎn)化系統(tǒng)的復(fù)雜度，提高神經(jīng)元信號(hào)的信噪比。UEA是最具代表性的硅基電極之一。

盡管UEA在神經(jīng)科學(xué)研究以及腦機(jī)接口應(yīng)用等方面取得了許多突破，但UEA一個(gè)硅針僅包含一個(gè)記錄點(diǎn)的結(jié)構(gòu)特點(diǎn)限制了其通道數(shù)目的進(jìn)一步提升。通道數(shù)目的增加意味著電極整體尺寸的擴(kuò)大，這樣會(huì)導(dǎo)致植入困難，并對(duì)腦組織造成嚴(yán)重的損傷24。針對(duì)這一問(wèn)題，Shandhi等25設(shè)計(jì)了一種猶他多點(diǎn)電極陣列(Utah Multisite Electrode Array，UMEA)(如圖4a)，在UEA單個(gè)電極周?chē)O(shè)計(jì)多個(gè)記錄點(diǎn)。該方法將傳統(tǒng)UEA單個(gè)電極的基板區(qū)域一分為九，并通過(guò)玻璃相互絕緣。電極尖端連接中心區(qū)域，電極側(cè)面沉積八個(gè)記錄點(diǎn)和金屬導(dǎo)線，分別連接到其余八個(gè)區(qū)域，由此制造出與傳統(tǒng)UEA體積相同的高通道密度神經(jīng)電極陣列。UMEA每個(gè)電極有9個(gè)通道，通道密度為56.25 mm-2，是傳統(tǒng)UEA (6.25 mm-2)的9倍。為了更好的與神經(jīng)元特別是小直徑神經(jīng)建立連接通路，希望電極直徑更小，排列更緊密。Wark等26設(shè)計(jì)了如圖4b所示高密度猶他斜電極陣列(High-Density Utah Slanted Electrode Array，HD-USEA)，它的電極間距為200 μm，通道密度為25 mm-2。隨后，將這種高密度電極陣列植入大鼠坐骨神經(jīng)，發(fā)現(xiàn)周?chē)窠?jīng)功能存在短暫性損傷，但在植入兩周后恢復(fù)到正常水平27。Fujishiro等28研究表明，減小電極直徑可以最大限度的減小組織損傷，所以小直徑、高密度的電極陣列更有利于神經(jīng)科學(xué)的應(yīng)用。

圖4 (a)猶他多點(diǎn)電極陣列示意圖25；(b)高密度猶他斜電極陣列26；(c)無(wú)線神經(jīng)接口的集成示意圖29Fig.4 (a)Schematic of Utah multisite electrode array 25; (b)the high-density Utah slanted electrode array 26;(c)schematic of the integration concept of an wireless neural interface 29.

另一方面，UEA使用成束細(xì)線連線和頭戴式連接器進(jìn)行信號(hào)記錄存在一些問(wèn)題：(1)經(jīng)皮連接器可能導(dǎo)致感染和手術(shù)并發(fā)癥；(2)引線束縛力引起的電極移動(dòng)改變了記錄特性并進(jìn)一步激發(fā)免疫系統(tǒng)反應(yīng)；(3)長(zhǎng)引線增加了信號(hào)在電極和電子電路之間傳輸時(shí)受到干擾的幾率；(4)由于存在機(jī)械應(yīng)力和暴露于體內(nèi)環(huán)境，引線失效的可能性很高；(5)電極加上引線整體繁雜，患者的行動(dòng)受到限制。因此無(wú)線神經(jīng)接口的引入將解決許多由有線連接帶來(lái)的問(wèn)題29-31，為實(shí)現(xiàn)長(zhǎng)期植入的目標(biāo)，必須擺脫線連接，實(shí)現(xiàn)信號(hào)的無(wú)線傳輸。Kim等29基于傳統(tǒng)UEA集成了無(wú)線神經(jīng)接口，該系統(tǒng)由100個(gè)通道的UEA，定制的信號(hào)處理和遙測(cè)電路，感應(yīng)線圈和SMD電容器組成(如圖4c)。但實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)此無(wú)線神經(jīng)接口傳輸距離有限，無(wú)法進(jìn)行體內(nèi)測(cè)試。Yin等30研制的新型無(wú)線傳感器，可以與UEA的頭戴式連接器相配合，并已成功用于監(jiān)測(cè)靈長(zhǎng)類動(dòng)物在自然運(yùn)動(dòng)和睡眠-覺(jué)醒轉(zhuǎn)換過(guò)程中大腦皮層的神經(jīng)元活動(dòng)。未來(lái)將此無(wú)線傳感器微型化后直接集成在UEA的背板上，有望實(shí)現(xiàn)皮質(zhì)內(nèi)神經(jīng)信號(hào)的無(wú)線傳輸。

3.1.2 玻璃基電極陣列

玻璃材料主要用于制作光電極陣列，大腦神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的調(diào)控依賴于不同的刺激手段，盡管電刺激技術(shù)代表了神經(jīng)科學(xué)領(lǐng)域的重大突破，但它仍然存在一些臨床限制，比如無(wú)法作用于神經(jīng)回路中的特定細(xì)胞類型。光遺傳學(xué)是實(shí)現(xiàn)細(xì)胞特異性調(diào)節(jié)的一項(xiàng)新技術(shù)，具有毫秒級(jí)的時(shí)間精度。光遺傳學(xué)技術(shù)首先通過(guò)基因工程方法將光敏通道蛋白選擇性表達(dá)在特定類型的神經(jīng)元上，然后利用光照刺激或者抑制神經(jīng)元的活性，未表達(dá)光敏通道蛋白的神經(jīng)元對(duì)光刺激沒(méi)有響應(yīng)，從而實(shí)現(xiàn)細(xì)胞特異性調(diào)節(jié)。此外，光敏通道蛋白還可以順著轉(zhuǎn)染的神經(jīng)元胞體向突觸生長(zhǎng)，甚至跨越突觸至下一級(jí)神經(jīng)元的胞體，因此光遺傳學(xué)技術(shù)又具有細(xì)胞空間特異性，這有利于對(duì)神經(jīng)回路中各腦區(qū)特定細(xì)胞群進(jìn)行精準(zhǔn)調(diào)控32-35。

在UEA的基礎(chǔ)上，Abaya等36以玻璃為基底，加工了如圖5a所示的猶他光電極陣列(Utah Optrode Array，UOA)。首先用斜角刀片預(yù)切割出UOA尖端的錐角，后分多步切割出陣列結(jié)構(gòu)并進(jìn)行濕法刻蝕。由于電極的粗糙表面會(huì)在光傳輸過(guò)程中造成散射損失，為降低其表面粗糙度，需要將電極在高溫下進(jìn)行熱處理。UOA的電極間距、長(zhǎng)度、寬度和尖端角度可以改變，以分別滿足對(duì)空間分辨率、通道深度、光束大小和發(fā)散度的要求。隨后37，研究人員將UOA插入組織中測(cè)試發(fā)現(xiàn)，UOA可以有效地減輕組織介質(zhì)造成的光衰減，并產(chǎn)生適合神經(jīng)刺激的發(fā)射光譜。為了減少相鄰光極之間的光串?dāng)_，Scharf等38在UOA的背板上連接了一個(gè)光傳導(dǎo)器，限制光的傳播路徑(如圖5b，c)的同時(shí)加強(qiáng)了背板的機(jī)械穩(wěn)定性。該裝置由UOA、光傳導(dǎo)器、微LED陣列三部分堆疊而成，可對(duì)皮層深處進(jìn)行光遺傳學(xué)刺激。

3.1.3 金屬基電極陣列

通過(guò)先進(jìn)的硅微加工技術(shù)，研究人員已經(jīng)實(shí)現(xiàn)了UEA的晶片級(jí)制造方法15，但硅基工藝不可避免地要采用光刻和各向同性/異性蝕刻，工藝過(guò)程復(fù)雜，目前單個(gè)器件的成本仍然很高。而且脆性硅針容易斷裂，植入后可能引發(fā)安全問(wèn)題。另一方面，即使UEA采用低阻硅，其導(dǎo)電性也遠(yuǎn)不如金屬。

此前，多采用手工組裝的方法獲得金屬電極陣列，為使其排布標(biāo)準(zhǔn)化，F(xiàn)ofonoff等39通過(guò)火花放電及線切割的方法，在塊狀金屬鈦上加工出100個(gè)微針組成的電極陣列(如圖6a)。Goncalves等40將鋁塊進(jìn)行切割和濕法刻蝕，也加工出6 × 6的鋁基電極陣列(如圖6b)。Li等41通過(guò)將多個(gè)金屬微針組裝在定制的柔性PCB板上，制造了一種與UEA有相似的密度和特征尺寸的金屬微針電極陣列(結(jié)構(gòu)示意圖如圖6c)，其穩(wěn)定的低接觸阻抗特性滿足神經(jīng)元刺激和記錄的要求。由于電極結(jié)構(gòu)的靈活性，微針的數(shù)量、高度、直徑，陣列的布局，連接線的長(zhǎng)度可以個(gè)性化定制。此外，柔性PCB基板相比金屬基板產(chǎn)生更小的組織損傷，且能夠與信號(hào)處理系統(tǒng)集成。

圖5 (a)猶他光電極陣列36；(b)光傳導(dǎo)器限制光在一個(gè)電極中傳播38；(c)光電極在熒光素溶液中的傳播38Fig.5 (a)Utah optrode array 36; (b)the interposer restricts the spread of light to one optrode 38;(c)the emission profile of the optrodes in fluorescein solution 38.

盡管已經(jīng)設(shè)計(jì)制造出諸多微針電極陣列，但這些電極材料的硬度遠(yuǎn)大于神經(jīng)組織，植入后會(huì)造成組織損傷，引起免疫反應(yīng)，所以迫切需要解決的是生物相容性問(wèn)題。

圖6 (a)火花放電加工的鈦微電極陣列39；(b)6 × 6鋁基電極陣列40；(c)金屬微針電極陣列的示意圖和截面圖41Fig.6 (a)Electrical discharge machined titanium microelectrode array 39; (b)aluminum-based 6 × 6 multi-needle microelectrode 40; (c)schematic and cross section view of the metal-based micro-needle electrode array 41.

3.2 電極表面修飾

神經(jīng)電極-組織界面的研究被公認(rèn)是神經(jīng)技術(shù)發(fā)展的重要組成部分，目前電極可靠性和壽命差的主要原因包括材料失效，生物組織排異反應(yīng)以及兩者之間的相互作用21,42-46。對(duì)電極表面進(jìn)行修飾可以提高電極性能，同時(shí)改善植入電極與神經(jīng)組織界面之間的生物相容性問(wèn)題。改進(jìn)電極陣列的方法如表1所示。

3.2.1 降低電極阻抗

一般來(lái)說(shuō)，為記錄特定神經(jīng)元的信號(hào)，要求記錄點(diǎn)有較高的空間分辨率和選擇性，然而電極記錄點(diǎn)的選擇性越高，其幾何尺寸越小，導(dǎo)致阻抗越高、信噪比越低47。對(duì)于尺寸相同的電極點(diǎn)，阻抗越低，記錄到的信號(hào)質(zhì)量越好，對(duì)電極表面進(jìn)行修飾可大幅降低界面阻抗48,49，提高記錄到的神經(jīng)元信號(hào)質(zhì)量。鉑和氧化銥可作為離子和電子電流轉(zhuǎn)移的介質(zhì)且耐腐蝕，是UEA最常用的電極記錄點(diǎn)材料，已經(jīng)證明兩者均可顯著改善電極性能48,50,51。但Negi等50研究表明氧化銥有更好的電化學(xué)特性，其電荷存儲(chǔ)能力比鉑高一個(gè)數(shù)量級(jí)，且阻抗(1 kHz)比鉑低90% (如圖7a所示)。氧化銥可以通過(guò)電化學(xué)活化，反應(yīng)濺射，電化學(xué)沉積三種方法制備，其中濺射法沉積得到的氧化銥薄膜(SIROF)更致密(7 g·cm-3)，機(jī)械穩(wěn)定性更好52。通過(guò)對(duì)濺射過(guò)程中的各項(xiàng)參數(shù)進(jìn)行研究，Cogan等51發(fā)現(xiàn)氧含量對(duì)氧化銥薄膜的微觀結(jié)構(gòu)和電學(xué)性能有重要影響，優(yōu)化工藝參數(shù)后制備的薄膜在體外測(cè)試中性能明顯高于鉑。

圖7 (a)SIROF和鉑涂層修飾后的UEA阻抗分析50；(b)PEDOT/石墨烯涂層的掃描電鏡圖片57；(c)鎢電極上附著的CNTs 60；(d)不銹鋼電極上沉積CNTs/Ppy復(fù)合材料60；(e)PEDOT/CNT表面生長(zhǎng)的神經(jīng)突起的掃描電鏡圖片63；(f)非晶碳化硅薄膜封裝后的UEA 81Fig.7 (a)Impedance analysis of the SIROF- and Pt-coated electrodes of the UEA 50; (b)SEM image of the PEDOT:PSS redued graphene oxide 57; (c)CNTs attached to a tungsten electrode 60; (d)a stainless steel electrode polymerized with CNTs/polypyrrole composite 60; (e)SEM of neurites grown on the PEDOT/CNT surface 63;(f)successful fabrication of a-SiC/SIROF UEA 81.

此外，一些涂層材料已被證明可用于改善電極性能，有望用于UEA的表面修飾。研究表明，導(dǎo)電聚合物具有良好的生物相容性和較大的比表面積，可以有效降低電極阻抗，提高電荷存儲(chǔ)能力，因此被認(rèn)為是極具潛力的慢性刺激和記錄材料。常用的如PEDOT53-57，Du等55研制的一種PEDOT離子液體涂層可以使電極阻抗降低為原來(lái)的1/35 (1 kHz)，電極的電荷存儲(chǔ)能力約是裸電極的20倍。此外，他們?cè)赑EDOT離子液體涂層上成功進(jìn)行細(xì)胞培養(yǎng)，發(fā)現(xiàn)星形膠質(zhì)細(xì)胞的污染有效減少。Wang等57提出用電化學(xué)方法在微電極上共沉積PEDOT和石墨烯(微觀結(jié)構(gòu)如圖7b)，測(cè)試結(jié)果表明電荷存儲(chǔ)能力增加了10倍，阻抗降低了兩個(gè)數(shù)量級(jí)(1 kHz)。在體內(nèi)植入實(shí)驗(yàn)中，PEDOT和石墨烯修飾后的電極可記錄到更高質(zhì)量的神經(jīng)元信號(hào)。同時(shí)，也有很多方法采用納米材料如金屬納米材料49,58，納米結(jié)構(gòu)導(dǎo)電聚合物59，碳納米管等60,61來(lái)改善電極性能。納米材料的電學(xué)性能與細(xì)胞界面的電荷傳輸要求相匹配，可提高電極的靈敏度和選擇性，提高響應(yīng)時(shí)間，有利于電極的長(zhǎng)期植入。在Kojabad等58的研究中，通過(guò)金納米顆粒增強(qiáng)的聚吡咯納米管對(duì)電極表面進(jìn)行修飾，與裸電極相比，電化學(xué)阻抗降低了90%。如圖7c，d所示，Keefer等60在鎢電極和不銹鋼電極上電化學(xué)沉積碳納米管(Carbon nanotubes，CNTs)，CNTs涂層既降低了電極阻抗，又增加了電荷存儲(chǔ)能力，將兩種電極分別植入大鼠運(yùn)動(dòng)皮層和猴子視覺(jué)皮層，相比裸電極均表現(xiàn)出更好的刺激和記錄能力。CNTs具有優(yōu)異的電學(xué)性質(zhì)和化學(xué)穩(wěn)定性，較高的機(jī)械強(qiáng)度和較大的比表面積，因此是電極記錄點(diǎn)材料的最佳選擇之一62。進(jìn)一步，Luo等63將CNT摻雜的PEDOT沉積在鉑電極上，與裸鉑電極相比，PEDOT/CNT涂層微電極具有更低的阻抗和更好的穩(wěn)定性。體外實(shí)驗(yàn)也表明，PEDOT/CNT涂層有良好的生物相容性，支持神經(jīng)元的生長(zhǎng)(如圖7e)。

3.2.2 改善生物相容性

如前所述，由于植入式電極與神經(jīng)組織彈性模量的嚴(yán)重失配，微電極陣列難免會(huì)對(duì)植入部位周?chē)纳窠?jīng)組織造成損傷。此外，呼吸和腦運(yùn)動(dòng)引起的電極-組織界面的微位移，以及將植入裝置連接到表面連接器所用的引線產(chǎn)生的束縛力，也會(huì)引起額外的損傷。這些組織損傷會(huì)引起免疫反應(yīng)，導(dǎo)致電極周?chē)z質(zhì)細(xì)胞積聚45，最終會(huì)將電極包裹起來(lái)21,46。由于電極尖端和周?chē)窠?jīng)元之間不斷產(chǎn)生屏障，記錄到的信號(hào)質(zhì)量會(huì)逐漸惡化，同時(shí)有記錄能力的電極數(shù)量也逐漸減少。

電極植入時(shí)，大腦組織和細(xì)胞最先接觸的是電極表面，因此，電極表面特性會(huì)對(duì)免疫反應(yīng)的進(jìn)程產(chǎn)生顯著影響。生物活性涂層可以調(diào)節(jié)電極周?chē)募?xì)胞活性，改善電極的生物相容性。細(xì)胞外基質(zhì)(Extracellular matrix，ECM)對(duì)細(xì)胞和組織的正常功能至關(guān)重要64，基于ECM的涂層可以促進(jìn)神經(jīng)元在電極表面的附著和生長(zhǎng)。此外，ECM也被證明具有止血和免疫調(diào)節(jié)的特性65。Ceyssens等66評(píng)估了ECM蛋白涂層在電極-組織界面的有效性，實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)ECM蛋白涂覆的電極在植入后3個(gè)月對(duì)周?chē)X組織無(wú)明顯的損害。L1是一種神經(jīng)細(xì)胞特異性粘附分子67，在Else等68的一項(xiàng)研究中，測(cè)試了L1涂層減輕小膠質(zhì)細(xì)胞粘附電極表面的有效性。結(jié)果表明，與未涂覆的電極相比，涂覆L1細(xì)胞粘附分子的電極附著在表面的小膠質(zhì)細(xì)胞的數(shù)量減少了83%。Kolarcik等69的研究也證明可用L1細(xì)胞粘附分子增強(qiáng)電極的生物相容性。電極的生物相容性也可以通過(guò)合成聚合物材料來(lái)改善，Capeletti等70制備了二氧化硅溶膠-凝膠薄膜，發(fā)現(xiàn)其能夠抑制星形膠質(zhì)細(xì)胞的生長(zhǎng)，同時(shí)促進(jìn)神經(jīng)元的附著和生長(zhǎng)，可用于電極的表面修飾。但是，不管是天然衍生的還是合成的聚合物，都要謹(jǐn)慎使用，因?yàn)樗鼈兛赡軙?huì)出現(xiàn)免疫原性或者毒性。

3.2.3 表面封裝

對(duì)電極做封裝處理可以保護(hù)電極免受生理環(huán)境的侵害，封裝失敗會(huì)導(dǎo)致短路、元件腐蝕、免疫反應(yīng)加劇等問(wèn)題。目前，薄膜封裝的方法在植入式電極中得到廣泛的發(fā)展和應(yīng)用，很多材料被研究用于神經(jīng)電極的表面封裝，包括聚酰亞胺71，Parylene72,73，硅膠74，非晶碳化硅75,76，氮化硅76，類金剛石77等。Parylene-C在惡劣的物理和化學(xué)環(huán)境下有很強(qiáng)的抵抗力，被廣泛用于生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域。此外，沉積得到的Parylene-C具有極好的保形性，因此可以完美的包覆在高深寬比結(jié)構(gòu)表面78,79。Parylene-C已獲FDA批準(zhǔn)用于植入，是UEA常用的封裝涂層，以阻止微針陣列的非電極區(qū)域與神經(jīng)組織的接觸15。為進(jìn)一步改善封裝效果，Xie等80在沉積Parylene-C涂層之前先通過(guò)原子層沉積的方法沉積52 nm的Al2O3粘合層，提高了電極的絕緣性能，顯著延長(zhǎng)了電極在體內(nèi)的工作壽命。在Joshi-Imre等81的研究中，采用非晶碳化硅薄膜封裝UEA (如圖7f)，電極植入大鼠運(yùn)動(dòng)皮層30周后仍然能用于神經(jīng)元信號(hào)記錄。實(shí)驗(yàn)證明了非晶碳化硅有良好的機(jī)械和電化學(xué)穩(wěn)定性，可以作為Parylene-C等聚合物涂層的替代物。

通過(guò)上述涂層材料，電極性能可以得到改善，但部分材料是否適用于UEA的結(jié)構(gòu)和表面需要實(shí)驗(yàn)進(jìn)一步驗(yàn)證。未來(lái)的研究重點(diǎn)一是UEA表面修飾后的活體長(zhǎng)期植入實(shí)驗(yàn)，二是通過(guò)材料和制造技術(shù)的共同進(jìn)步來(lái)改進(jìn)涂層材料的結(jié)構(gòu)和組成，以實(shí)現(xiàn)電極所需的穩(wěn)定性和耐久性。除此之外，考慮使用生物學(xué)方法如藥物治療來(lái)主動(dòng)調(diào)節(jié)宿主組織反應(yīng)45，以減小電極植入帶來(lái)的損傷。

4 UEA的臨床應(yīng)用

假肢技術(shù)和腦機(jī)接口的進(jìn)步有助于增強(qiáng)癱瘓患者和截肢者的活動(dòng)性和獨(dú)立性82,83，盡管面臨許多挑戰(zhàn)，但已經(jīng)在臨床應(yīng)用上取得了可喜的進(jìn)展。

研究表明，四肢癱瘓的患者運(yùn)動(dòng)想象的能力通常是完整的，通過(guò)植入式微電極陣列繞過(guò)受損的神經(jīng)通路，可以記錄反映個(gè)體運(yùn)動(dòng)意圖的大腦活動(dòng)。這些信號(hào)可用于提取和解讀有意識(shí)的腦源命令，用于外部設(shè)備地控制3,4,84-89。因此，具有運(yùn)動(dòng)功能障礙的患者可以使用來(lái)自其大腦運(yùn)動(dòng)區(qū)域的信號(hào)控制屏幕上的光標(biāo)，有效地與計(jì)算機(jī)進(jìn)行交互，或者控制機(jī)械臂。如圖8a所示3，志愿者用“意念”控制光標(biāo)向顯示器中的橙色方塊移動(dòng)。隨后的測(cè)試中，該男子甚至可以在交談過(guò)程中利用光標(biāo)打開(kāi)電子郵件。匹斯堡大學(xué)的Collinger等85在癱瘓患者的大腦皮層中植入兩個(gè)UEA，通過(guò)訓(xùn)練教會(huì)其用大腦控制機(jī)械臂運(yùn)動(dòng)，進(jìn)行伸出、抓取并操控物體等一系列復(fù)雜的手部動(dòng)作。如圖8b所示，癱瘓患者通過(guò)腦機(jī)接口設(shè)備吃到巧克力。2020年1月90，浙江大學(xué)求是高等研究院腦機(jī)接口團(tuán)隊(duì)與浙大二院合作完成中國(guó)第一例植入式腦機(jī)接口臨床轉(zhuǎn)化研究。患者利用大腦皮層信號(hào)可以精準(zhǔn)控制機(jī)械臂實(shí)現(xiàn)三維空間的運(yùn)動(dòng)(如圖8c)，并且首次證明高齡患者利用植入式腦機(jī)接口進(jìn)行復(fù)雜而有效的運(yùn)動(dòng)控制是安全可行的。

圖8 (a)控制光標(biāo)向橙色方塊移動(dòng)3；(b)運(yùn)動(dòng)皮層記錄的神經(jīng)活動(dòng)用于控制機(jī)械臂86；(c)中國(guó)第一例UEA臨床轉(zhuǎn)化研究90Fig.8 (a)Directing the neural cursor towards the orange square 3; (b)using neural activity recorded from motor cortex to control a robotic arm 86; (c)the first clinical translational study of UEA in China 90.

新一代假肢技術(shù)的發(fā)展趨勢(shì)是對(duì)機(jī)械臂手指/手臂實(shí)現(xiàn)更靈活地控制，擁有真實(shí)手臂的人之所以能夠?qū)κ种?手臂進(jìn)行高度靈活地控制，部分原因是其手指、肌肉、皮膚等部位可以產(chǎn)生軀體感覺(jué)和觸覺(jué)反饋。研發(fā)輕便、高效、手指/手臂關(guān)節(jié)包含傳感器的多自由度上肢假肢是研究人員的共同目標(biāo)。在匹斯堡大學(xué)的另一項(xiàng)研究中91，癱瘓患者在植入電極后控制機(jī)械手臂與奧巴馬握手，由于機(jī)械手上裝有傳感器，每個(gè)傳感器連接不同的電極，當(dāng)機(jī)械手受到壓力，對(duì)應(yīng)的傳感器就通過(guò)電極將刺激信號(hào)傳入感覺(jué)皮層，讓患者感受到被握住。未來(lái)希望截肢者將他們的假肢視為“他們的手指/手臂”，而不是他們被截肢的部位附著的硬件。獲取神經(jīng)控制信號(hào)更直接的一種方法是將USEA植入截肢部位上方切斷的周?chē)窠?jīng)92-95，植入電極的尖端將分布在整個(gè)神經(jīng)束中，一些電極鄰接傳出的運(yùn)動(dòng)纖維，另一些電極鄰接傳入的感覺(jué)纖維。記錄到的運(yùn)動(dòng)信號(hào)可用于直接控制假肢中的執(zhí)行器，同時(shí)由于在假肢上安裝了各種傳感器，其接收到信號(hào)后通過(guò)USEA來(lái)刺激之前用于向大腦傳遞感覺(jué)輸入的感覺(jué)纖維，因此患者能夠獲得近乎“自然”的感覺(jué)反饋93-95。

5 總結(jié)

UEA作為神經(jīng)科學(xué)研究的重要工具，有助于我們對(duì)人類大腦的認(rèn)識(shí)。隨著新型電極陣列的發(fā)展和電極表面修飾技術(shù)的進(jìn)步，已經(jīng)取得諸多成果，但仍然存在以下問(wèn)題：(1)電極密度很難進(jìn)一步提高，在細(xì)胞密集腦區(qū)的采樣效果不好；(2)電極的基板和電極軸都是平整結(jié)構(gòu)，只能夠植入一些平整腦區(qū)，在有腦溝或者小型實(shí)驗(yàn)動(dòng)物上不方便使用96；(3)集成無(wú)線神經(jīng)接口難度較大，且集成后的電子元件發(fā)熱問(wèn)題會(huì)影響使用；(4)缺乏針對(duì)UEA表面修飾后的活體長(zhǎng)期植入實(shí)驗(yàn)；(5)剛性材料與生物組織的模量嚴(yán)重失配，電極在植入和使用過(guò)程中產(chǎn)生組織損傷。

目前，大多數(shù)電極陣列植入體內(nèi)最多有幾個(gè)月或幾年的壽命42,97，因此，解決電極的生物相容性問(wèn)題是實(shí)現(xiàn)長(zhǎng)期記錄的關(guān)鍵。如前所述，可以對(duì)電極表面進(jìn)行修飾，設(shè)計(jì)新的陣列結(jié)構(gòu)，同時(shí)希望使用植入損傷更小的柔性材料98。此外，還需要改進(jìn)動(dòng)作電位提取程序，優(yōu)化用于解碼信號(hào)的計(jì)算算法；研制無(wú)線連接向電極傳遞信號(hào)和能量，消除可能由經(jīng)皮引線造成的感染；以及開(kāi)展多功能UEA，如集成藥物遞送通道、光源、溫度傳感器等。顯然，在這些植入式電極陣列被用于標(biāo)準(zhǔn)的臨床應(yīng)用之前，還有許多工作要做。

致謝：感謝上海交通大學(xué)AEMD中心的支持。