可植入皮质内微电极：回顾现在，展望未来

植入式皮质内微电极可以记录神经元快速变化的动作电位。在体神经活动记录方法通常具有较高的时间或空间分辨率，但通常不能兼顾。在更长时间内记录更多的神经元活动的需求日益增加。然而，要实现长期、稳定、高质量的记录，实现全面、准确的大脑活动分析，仍有许多挑战需要克服。本文基于对一种理想的可植入皮质内微电极器件的需求，分别讨论了可植入电极的特性，按重要性排序：

(1)高质量记录神经信号的能力，这是对可植入电极的基本要求；

(2)长时间记录时保持稳定的能力，这是慢性种植的必要条件；

(3)高通量高密度记录能力，这是解码大脑信号的关键；

(4)多模态记录/刺激和多区域应用的能力，这是在更大范围应用的扩展要求。

从这四个方面给出了植入式微电极面临的挑战和目前可能的解决方案，分析和总结了微电极技术的发展现状。

基本要求：高质量的记录功能

可植入微电极最基本的功能是获取神经元的电生理信号。高质量的记录信号对于准确评估神经元活动至关重要。信号质量反映在几个指标上，包括信噪比、个体单元记录能力和长期记录能力。其中，个体单元记录能力和长时间记录能力都与信噪比有关。

生物和非生物因素都影响信噪比。仅考虑器件本身，信噪比主要与电极位点的材料、尺寸和形态有关。这些因素通过影响电极与脑组织之间的界面阻抗来影响信噪比。最常见的问题之一是电极-组织界面阻抗随着电极尺寸的增加而迅速减小。然而，直接扩大电极在两个方面受到限制。首先，为了提高记录的选择性并获得可靠分离的单单元信号，电极不能太大。根据细胞外记录的原理，当电极尺寸增加到特定的极限时，接收到的信号幅度趋于平均，导致只记录反映神经群体活动的局部场势(LFP)信号。其次，由于植入式设备体积要求小，电极不能太大：较小的设备造成较小的损伤。为了在有限尺寸内获得更大的暴露表面积，通常对电极界面进行修饰。常用的界面改性材料包括金属，如金和铂；金属氮化物，如氮化钛；碳材料，如碳纳米管、碳纳米纤维和石墨烯；金属氧化物，如氧化铱；导电聚合物，如聚(3,4-乙烯二氧噻吩)和聚吡咯，如表1所示。

采用金属、金属氮化物和碳复合材料，通过构建微/纳米结构来增加电极的表面积，从而提高电极的电化学性能。金属材料，如金纳米粒子，铂金黑，或铂金灰，通常通过电镀添加到电极。这种金属涂层可以增加有效表面积，同时保持电极的几何尺寸，从而降低阻抗，增加电荷存储容量。氮化钛具有良好的导电性、力学性能和稳定性，通常用于体外MEAs以提高其耐久性。碳基纳米材料表现出良好的导电性和大的表面积，但单独使用时，它们不能牢固地与电极结合，电化学性能的改善有限，经常与金属或导电聚合物一起形成界面改性层，可以提高改性层与电极之间的附着力。

固有活性的金属氧化物和导电聚合物更有利于改善界面性能。通过对表面结构的调整和优化，可以进一步降低电极阻抗。氧化铱常与铱结合在电极上形成Ir/IrOx层。IrOx具有良好的电化学活性，因为Ir3+和Ir4+可以可逆转换，使电极具有高电荷存储容量和低阻抗。导电性高分子材料与适当的掺杂剂结合后表现出优异的导电性。此外，由于在离子-电子转换过程中物质的价态发生了变化，它们表现出了优异的电化学活性。它们可以通过物理方法(自旋涂层)和化学方法(化学或电化学聚合)应用到电极上，以大幅降低阻抗。研究人员正在研究导电聚合物，以实现高性能的体内记录。

必备要求：稳定、长期的记录能力

作为一种体内应用的设备，可植入电极应在长时间内稳定工作，最好是在用户的整个生命周期内稳定工作。这种稳定性可以分为两部分。

首先是电极本身在细胞外液环境中应该是稳定的。绝缘和导电材料的坚固组合是必要的。开裂、分层、剥落和退化都可能导致设备故障。在微电极的尖端通常可以观察到绝缘层的开裂和分层，在那里绝缘层被剥离以暴露记录位置。分层也存在于平面电极的不同层之间。粘接涂层材料，如Ti、Cr和硅烷，常用于增强导电材料与绝缘之间的粘附性。表面处理方法，如热退火和功能化表面处理，通常用于提高附着力和减少分层。用于记录部位和粘附层的金属暴露在组织中时，它可能在溶液中被腐蚀。这可以通过选择耐腐蚀的金属材料，如Pt和Ir，并采用金属合金化处理来避免。导电聚合物的电沉积是另一种控制腐蚀的方法。然而，导电聚合物通常很脆，容易分层。通过适当的掺杂剂或表面预改性可以有效地提高粘结性。适当的材料选择和加工方法对于保持细胞外液环境的长期稳定性至关重要。其次，该设备应该与组织具有生物相容性。生物相容性要求制造过程中使用的所有材料都是无毒的。电极通常由化学稳定、无生物毒性和导电性好的金属制成，如铂、铱、金、钨和不锈钢。硅、二氧化硅和聚合物常被用作电极封装材料。

生物相容性还要求植入电极引起的组织免疫反应最小。组织免疫反应分为两个阶段。早期是由于装置插入引起的机械损伤引起的急性免疫反应。急性反应除其他因素外，与可植入电极装置的尺寸、插入速度、尖端形状和表面粗糙度有关。组织反应的第二阶段是由于长时间暴露于该设备而引起的慢性免疫反应。慢性反应主要由栓系模式、脑微运动和机械错配引起。

尽管急性反应的影响会随着时间的推移而消退，但将初始插入损伤最小化将有助于减少随后的慢性反应。研究人员提出了多种减少组织反应影响的解决方案，例如将电极放置在带有生长因子的管中，在植入后诱导神经元生长到管中，从而缩短记录电极与神经元之间的距离。液晶弹性体材料制成的电极能够将其记录位点延伸到胶质瘢痕区外，电极直接穿透硬脑膜可以减少硬脑膜切除造成的损伤。目前，最常用的方法是增加电极的柔软性和顺应性。

图1. 具有超小接触面积的柔性电极。a.特征尺寸小于10 μm的3D纳米电子网络。b. 纳米制造的超柔性电极，横截面积小于10µm2。c. 神经流苏电极，神经突尺度横截面面积为3 × 1.5 μm2。d. 截面积可达1 × 0.9 μm2的仿生类神经元电子。

为了增加电极的柔软性，可以在硬电极的表面涂上较软的生物相容性涂层。在电极的涂层上添加抗炎药物、生物活性分子，甚至细胞，可以缓解炎症反应，促进神经元向电极生长。柔软、薄的涂层也降低了电极的整体弯曲刚度；然而，这种下降是有限的。采用杨氏模量较低的高分子材料作为电极基底，可以提高电极的柔软度和柔韧性。这种电极被适当地归类为柔性电极。许多电极是基于柔性高分子材料开发的，如聚二甲苯、聚酰亚胺、聚二甲基硅氧烷、SU-8、和石墨烯。特别是，一些超小柔性电极(如图1所示)进一步提高了依从性，如神经流苏电极、注射器电极和纳米制造电极。这些超小的电极在植入的几个月内几乎不会产生慢性免疫反应。

对于柔顺电极，已经开发了许多插入方法，大致可分为两种方法：用临时材料加固和用辅助工具插入。在体内可降解的临时增强材料可与电极结合，以提高电极的屈曲强度。这些增强材料包括明胶、麦芽糖、右旋糖酐、聚乙醇酸、聚乙醇酸、丝素以及其他一些具有类似性质的聚合物，它们通过浸渍或成型的方式与电极临时结合，或包裹、填充或嵌入，如图2所示。采用微机电系统(MEMS)工艺制作的模具可以使这些材料具有更适合植入的形状和尺寸，具有更好的一致性，但需要额外的处理。但这类增强材料的杨氏模量一般都很低。此外，增强电极通常需要在有限的时间内植入，因为增强材料是暂时的，在体内生理条件下会迅速溶解。

图2. 临时加固材料加固电极示意图。a.浸渍涂层法制备的临时增强电极。b. 成型方法制备的临时增强电极。c.由内置微流体通道制备的临时增强电极。d. 电极位置与增强材料之间的关系。

柔顺电极可在硬质辅助工具(如硅探针或钨微探针)的帮助下插入，在插入电极后，辅助工具可作为梭子收回。通过静电吸附、水溶性粘合剂粘合和注射器缠绕，可以将柔顺电极附着在辅助工具上(如图3所示)。相互匹配的机械结构，如针孔结构和拉拔方法，也可用于组合。一些特别设计的结构显著降低了插入所需的强度，从而直接穿透硬脑膜植入柔性电极。与使用增强材料的插入法相比，这些辅助工具通常由刚性材料制成；因此，复合植入物的占地面积比增强电极小，但仍然比顺应电极本身大。此外，辅助工具可能会干扰电极的位置，甚至在工具退出时将电极移除。此外，辅助工具向后移动可能会对组织造成二次损伤。

图3. 柔顺电极与辅助工具的组合方式。a. 电极通过静电吸附与辅助工具结合。b. 针孔结构；c. 水溶性胶粘剂粘结；d. 注射器包装。

为了最大限度地利用柔顺电极，理想的植入方法不需要辅助工具或材料，以最大限度地减少植入造成的损害。在此基础上，还开发了一些其他的植入技术。生物酶被用来软化大脑，从而减少插入所需的力量。自适应材料常被用作电极底物，在植入前具有穿透脑组织的强度，植入后可在生理条件下软化以接近脑组织的杨氏模量。一些非接触驱动植入方法(如图4所示)，如磁驱动和微流体驱动，可以最大限度地减少柔顺电极的植入损伤。这些方法在驱动力等方面可能存在一些不足，但经过优化后具有一定的潜力。

图4. 非接触驱动注入方法。a. 磁力驱动；b. 微流体压力控制电极刚度；c. 微流控驱动。

关键要求：高通量和高密度记录能力

为了确定大脑的某些功能，有必要同时监测大脑多个区域的大量神经元。多电极记录提供了深入了解多个神经元之间的相互作用，有助于理解神经活动的基本原理和揭示神经系统的复杂功能。此外，空间分辨率的提高允许从多个空间位置的大量神经元中更准确地识别单个神经元。因此，高通量和高密度电极在大规模神经记录中至关重要。对于传统的金属、硅和新兴的柔顺电极来说，提高记录吞吐量和密度是必要的。更高的电极通量可以同时记录多个大脑区域。柔性电极的植入不受小腿间距的限制，由于其灵活性，甚至可以覆盖动物的整个大脑。随着制造技术的发展，传统的金属丝和硅电极在记录吞吐量方面取得了重大突破(如图5所示)。在一项研究中，一束微丝电极形成了一个65536通道的记录系统。神经像素电极在一个四柄探针上集成了5120个记录点。基于聚合物材料的柔性电极由于与MEMS工艺的兼容性，也超过了1000个通道。

图5. 超过1000通道的高通量电极。a. 65536通道金属丝电极阵列；b. 神经像素：一个5160通道密歇根探针；c. 神经链接：带有定制芯片的3072通道柔性电极阵列；d. 堆叠1024通道柔性电极阵列。

目前还没有标准来定义记录电极的高通量或高密度。Adam等人全面研究了通道容量限制、可记录范围和神经元密度。得出的结论是，假设每个电极最终可以分类出100个神经元单元，那么至少需要75万个电极以80 μm的间距在空间上排列以记录大鼠大脑中的所有神经元。如果可以在人脑中植入电极，研究人员可能只对特定大脑区域的某些部分更感兴趣。因此，在电极周围的局部区域定义“高通量”和“高密度”可能更适合实际应用。一般接受的电极记录范围为100 μm。基于此假设，距离植入电极100 μm以内的周围空间可定义为可记录区域，其中高密度可定义为电极位点之间的间距不超过100 μm，高通量可定义为能够记录该区域内的所有神经元(如图6所示)。根据上述定义，如果所有电极位点在三维空间中间隔相等，每个电极应能记录其100 μm范围内的所有神经元。尽管在实际中很难对这么多神经元进行排序，但可以进一步减小电极位点之间的间距，以减轻排序任务。采用多种制造技术开发了三维电极阵列，其电极位点理论上可以覆盖整个植入区域的所有神经元。此外，电极间距随着电极尺寸的减小而减小，但受到体积取代比的限制。这将进一步增加电极分布密度，从而将对电极分选能力的要求降低到可实现的水平。

图6. 高通量高密度三维电极阵列示意图。所有电极置于以100 μm间距排列在三维空间内。为了便于计算电极周围需要记录的神经元，使用边长为100 μm的立方体代替球体。

高通量电极首先面临的挑战是尺寸的增加。MEMS或CMOS工艺是首选，以保持高通量电极的尺寸在可接受的范围内。电极互连和电极位置的占地面积都要小。电子束光刻技术的使用已将互连线宽度降低到100纳米甚至更小。尽管电极尺寸的减小受到阻抗和热噪声的限制，电极的接触面积可以通过改变电极的排列(多柄电极)或使用多层布线工艺。一般情况下，随着吞吐量的增加，可以保持单个柄的宽度，以避免增加电极周围的组织损伤，如图7b所示。此外，高通量电极带来了扇出限制。电极上的每个记录点必须逐个连接到放大器芯片或连接到放大器系统的接口上。为了匹配标准商用类型的芯片或接口，微电极的衬垫不能随意排列，衬垫的大小也受焊接工艺的限制，导致从前端位置到后端衬垫会增大(如图7a，b所示)。通常情况下，衬垫与电极接触面积比是10数量级，甚至更大。如果使用印刷电路板(PCB)连接电极垫和接口(如图7c所示)，将会有第二次面积扩大。随着电极通道数量的增加，电极前端和封装后端之间的尺寸不平衡将显著增加。当通道数量超过1000时，这种差异非常显著。因此，必须提升高通量电极的扇出密度。

图7. 导致高密度扇出挑战的因素示意图。a. 当电极连接到外部电路时，面积会扩大两次。b. 第一次区域扩大。随着通道数量的增加，前端柄的宽度保持不变，但后端垫的面积逐渐扩大。c. 第二次面积增大是由于使用PCB连接微电极垫和接口造成的。

密歇根探针集成了放大电路和记录电极。它们基于CMOS工艺，实现了高通量电极的高密度扇出，从根本上解决了电极和外部电路互连之间的尺寸增大问题。神经像素电极将硅基微电极的记录吞吐量提高到近10000个通道。然而，目前的柔性电极制造方法与CMOS工艺不兼容。对于柔性电极，常见的封装方法是将数千个通道分割成包含数十或数百个通道的线程。每个线程都被限制在可接受的占用范围内，在平面上用商业接口/芯片封装，然后在另一个空间维度中堆叠，但这种方法只是平衡了所有维度上不断增加的封装，并不能改变后端封装迅速扩大的事实。当记录的吞吐量进一步增加时，堆叠方案将变得不可持续。堆叠方案的低扇出密度的本质是电极与外部电路之间的有效互连面积在整个后端封装中所占的面积太小。首先，大多数PCB设计用于匹配市售芯片/接口，导致其衬垫的排列受到限制。实际的互连面积只占整个板的小部分，大部分被电线等电子元器件所占据(如图8所示)。其次，在堆叠过程中，由于板的厚度不均匀，需要散热，导致各个模块之间不能紧密连接，导致封装主要被空气所占据。因此，通过专用集成电路设计放大芯片是一种更为可行的扇形柔性高通量电极的方法。

图8. 柔性电极堆叠方案示意图。基于商用芯片的堆叠电极模块暂时缓解了平面内封装尺寸的膨胀，但整体体积并没有减少。电极和芯片之间的有效互连面积占整个后端封装的很小百分比，导致低扇出密度。

扩展需求：多模态记录/刺激和多区域应用

由于大脑中的神经活动非常复杂，很难获得关于大脑活动的完整信息。电生理记录只是获取电活动最常用的技术之一。

事实上，人们已经开发出许多类型的传感器来记录其他大脑活动信号，例如用于检测多巴胺或其他重要神经递质的化学传感器，用于监测电极周围脑组织生理状态的温度计，以及用于捕捉钙荧光信号的光学传感器。也有一些技术可能比电子记录方法更有用。例如，钙成像能够以良好的空间分辨率同时记录数千个神经元，可以可视化神经元在空间中的位置。

双光子成像和内窥镜技术进一步使三维空间和更深的大脑区域的观察成为可能。然而，钙成像面临许多挑战，如有限的时间分辨率，浅表可观察到的大脑区域，以及较大的植入损伤。理想的可植入微电极不仅需要记录来自大脑的信号，还需要刺激神经元以实现闭环反馈和控制。

光遗传技术由于其特异性和可逆性，近年来已成为一种引人注目的神经调节工具。基于微型LED光源的进步使得将超小刺激装置植入大脑并以不同的模式分布成为可能，这使得光学调制具有更好的空间分辨率。然而，目前体内植入光源在防水包装、散热、光电串扰和电源等方面仍面临挑战。

除了性能要求外，微电极要最终植入人脑，还需要一个实用的系统设计。无线传输、无线电源和散热设计已用于一些可植入的微电极。这些技术将使未来的植入式电极适应各种环境，并使它们更方便于用户。

结论

目前可植入皮质内微电极还远未达到长期应用于人体的目标，但在每个阶段，可植入电极在科学研究中都有自己的应用。传统的植入式电极，如微丝电极、密歇根探针和犹他阵列，已广泛应用于急性记录。具有更好生物相容性的电极，如基于碳纳米材料的微丝电极、柔性密歇根探针和使用柔性系绳的犹他阵列，可用于长期记录。其中，Utah阵列可以在浅皮层进行多通道记录，但吞吐量有限。高通量刚性电极，如微丝电极束和神经链接，适用于局部大脑区域的过采样记录；然而，这些电极长期应用的情况并不多见。多模态记录电极可以以多种方式获取神经元活动信号，如同时进行光、电记录，也可以获取多种生理信号，如电生理信号和化学信号。集记录和刺激功能于一体的多功能电极，可用于通过闭环神经调制和记录来验证神经电路连接。尽管这些植入式电极的应用目前只能满足有限的需求，但它们最终将成为人类长期应用的基础。

本文提出了对可植入皮质内电极的要求的新观点。为了更好地掌握可植入微电极的发展，本文分别讨论了高质量的记录功能、稳定长期的记录能力、高通量和高密度记录能力与高通量和高密度记录能力四个方面。随着技术的发展，植入式微电极技术在各项性能要求上都取得了进步，有些甚至已接近理想性能；然而，在完全整合所有领先技术方面仍然存在重大挑战。

来源：

https://www.nature.com/articles/s41378-022-00451-6

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