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外周神经接口越来越多地用于生物电子医学干预，以治疗慢性神经病理性疼痛、运动障碍、代谢性疾病和假肢闭环控制。与非侵入性疗法相比，植入式神经接口可直接接触目标神经纤维，从而精确、有选择地调节和记录神经活动。与神经穿刺电极相比，环绕神经的神经袖带损伤神经的风险较低，因此引起了广泛关注。然而，目前的袖带电极使用的是柔性2D平面结构或基于硅橡胶的厚3D分筒电极，具有预定义的刚性结构。这些装置的植入需要复杂的手术过程，以确保正确固定在神经周围，其中包括频繁使用锋利的手术工具以及使用缝合线或粘合剂进行固定。再加上装置与神经之间的机械和几何形状不匹配，不可避免地会导致不可逆转的神经损伤，尤其是对于小神经或解剖位置复杂的神经。此外，现有的管状植入物缺乏对不同直径神经的适应性，而且通常较短（长度仅几毫米），在神经长度方向上提供的接口有限。虽然，与外周神经连接的电极阵列可用于诊断和治疗神经系统疾病；然而，这些电极阵列需要进行复杂的置放手术，极易造成神经损伤。
来自英国剑桥大学的George G. Malliaras团队利用软机器人致动器和柔性电子器件的最新进展，开发出了高度保形的神经袖带，它将电化学驱动的导电聚合物软致动器与低阻抗微电极结合在一起。这些袖套在小至几百毫伏的外加电压驱动下，可以主动抓取或包裹脆弱的神经。本研究利用体内大鼠模型对这项技术进行了验证，结果表明，这种袖套无需使用手术缝合线或胶水，就能与大鼠坐骨神经形成并保持自闭合和可靠的生物电子界面。这种软电化学致动器与神经技术的无缝整合为实现术中微创神经活动监测和高质量生物电子接口提供了一条途径。相关工作以题为“Electrochemically actuated microelectrodes for minimally invasive peripheral nerve interfaces”的文章发表在2024年04月26日的国际顶级期刊《Nature Materials》。
1. 创新型研究内容
本研究发现导电聚合物可以有效解决这些局限性，这主要是由于它们在安全的低电压刺激下可控的体积膨胀或收缩。这种行为是通过离子源（如水性电解质）中发生的可逆电化学过程实现的，这使得导电聚合物在生物和医学领域的应用具有特别的吸引力。许多其他材料或系统在发生故障时需要大量的液体保护，而导电聚合物则不同，它在盐水环境中具有固有的安全性和设计灵活性。一个显著的例子是双层结构的构建，在这种结构中，导电聚合物与被动材料相结合，在电信号的作用下产生弯曲运动。此类组件已被证明能完成抓取小物体、充当可密封的微孔盖或控制导管等任务。然而，它们与先进生物电子植入物的整合仍有待探索，在复杂体内环境中的实际应用也尚未得到验证。本研究开发了软机器人、薄膜生物电子外周神经袖带，它集成了数十个分布式高分辨率微电极和基于导电聚合物的双层致动器，可通过可编程的电子输入进行控制。
【致动器的设计和制造】
本研究首先设计和制造了关键的致动元件。选择掺杂十二烷基苯磺酸盐（PPy(DBS)）的聚吡咯作为致动材料，因为它在电化学刺激下会发生巨大的体积变化。如图 1a 所示，当施加轻微的负电压时，聚合物的体积会膨胀，因为溶解的阳离子（如 Na+）会被拉入聚合物基体。反之，正电压会促使阳离子排回电解质，从而导致聚合物收缩。利用这种可逆的电化学过程，由 PPy（DBS）包覆金（Au）形成的双层构型表现出可控的弯曲行为（图 1b）。在 0.1 M NaDBS/0.1 M 吡咯溶液中以 2 mA cm-2 的恒定电流在金涂层对二甲苯 C (PaC) 薄膜上电化学沉积 PPy(DBS)。在薄膜沉积过程中，带负电荷的大阴离子 DBS- 被加入聚合物基体中，以保持整体电荷中性。总体而言，薄膜厚度随着沉积电荷量的增加而线性增加，每 C cm-2 大约增加 6.7 µm（图 1c）。随着薄膜厚度的增加，薄膜会变得越来越不均匀，出现压实现象，密度也会增加。这可能会导致轻微偏差，表现为厚度低于线性拟合预测的厚度。
图1 电化学致动器的工作原理、制造和特性分析
【致动器评估】
本研究探究了具有简单矩形形状的 PPy(DBS)/Au/PaC 致动器的致动性能。使用一个运动学模型来评估基于恒定曲率近似的弯曲运动（图 2a）。具体来说，利用带材的两个端点以及中间的一个随机点来拟合弯曲，从而生成包括弯曲角度 (α)、弯曲半径 (R) 和曲率 (κ)在内的评估参数。在-1.1 至 0.6 V 之间交替施加方波电压，使用摄像头记录装置的运动，并通过计算机视觉进行分析。这些装置对刺激立即做出反应，其运动表现出极佳的可逆性和可重复性（图 2a）。随后，在 PBS 中对致动器进行了测试，以揭示它们在生理相关环境中的性能。还分析了导电聚合物致动器在 NaDBS（表征导电聚合物致动器的标准电解质）中的表现，以供参考。这些装置表现出卓越的弯曲性能，甚至能够在两种解决方案中卷曲成螺旋状。将每个螺旋视为 360°的弯曲角，对运动学特征进行了量化。当器件向 PPy（DBS）一侧弯曲时，弯曲角度、半径和曲率均为正值，反之则为负值。如图 2b 所示，在负电压作用下，薄膜变得扁平，弯曲角度和曲率几乎为零。随后，在施加正电压时，薄膜迅速变成螺旋状。它们在 NaDBS 和 PBS 中的平均曲率为 1.6 mm-1，平均弯曲角度分别高达 682°和 597°。通过施加 0.05 至 5.00 Hz 范围内多种频率的方波电压，进一步探索了器件的响应时间。计算了还原和氧化过程中转移的电荷量、弯曲曲率和角度（图 2c-e）。总体而言，频率越高，参与反应的阳离子数量越少，因此弯曲幅度会逐渐减小。这一现象归因于阳离子在聚合物基体中移动所需的时间。厚度不同的 PPy(DBS) 器件的性能呈现出一致的趋势。
一般来说，弯曲幅度随着转移电荷量的增加而增大，并且与 PPy（DBS）的厚度密切相关（图 2f）。与基底相比，PPy(DBS) 层相对较薄，因此弯曲幅度随着 PPy(DBS) 厚度的增加而增大。这种趋势归因于较厚薄膜在电荷诱导溶胀方面的效率更高，而电荷诱导溶胀可能源于聚合物链的渗透溶胀、构象变化和库仑斥力。随着厚度的不断增加，双层膜的硬度也显著增加，从而限制了弯曲运动。增强的弯曲力和增加的刚度之间的相互作用揭示了 6.7 微米的最佳厚度，该厚度与 2 微米 PaC 基底耦合时可达到最大弯曲幅度。此外，通过 500 次重复刺激循环测试，本研究证实了致动器的稳定性和可靠性（图 2g）。
图2 电化学机械评估
【神经袖带电极的设计】
本研究的软机器人外周神经袖带由微图案致动元件组成，可按需进行形状变形，周围是分布式电生理学电极。图 3a展示了两幅插图：一幅描绘了轻柔地握住神经的过程，而另一幅则展示了围绕神经的螺旋缠绕。后一种方法能够适应不同直径的神经，避免了传统袖带因电极-神经束排列不整齐而经常出现的通信问题。致动器本质上是电子元件，与微电极阵列采用相同的光刻制造工艺。这种无缝集成为设计致动器的形状和分布留出了空间，以满足定制的形状变化需求。例如，致动器元件的垂直排列最大限度地减少了向垂直方向的弯曲，只允许沿着电极的排列方向进行大的弯曲，可实现的弯曲半径小至 170 微米（图 3b）。值得注意的是，通过设计致动器元件的非对称分布实现了螺旋包裹神经袖带。如图 3c所示，倾斜 Au/PPY(DBS)元件的集成使原始形状迅速转变为螺旋结构，在 2.1 秒内形成四圈。然后，利用这种不对称结构构建了螺旋可驱动神经袖带。图 3d 是袖带的剖视示意图。装置的整体结构如图 3e 所示，放大的光学显微照片提供了致动器和微电极阵列的细节。定制接口部分包括致动器和微电极，宽度为 2.1 毫米，长度为 10.7 毫米。特别值得一提的是，所有功能元件都共用一套柔性电触点和连接线，无需使用传统致动机构中常见的复杂而坚固的控制元件。这种简化减少了机械不匹配的风险，有利于微型化进程。在静态拉伸测试中（图 3f），薄层结构显示出 1.24 GPa 的模量，与 PaC 的模量（1.13 GPa）非常接近，表明薄金属层对模量的影响微乎其微。尽管基于 PaC 的设备比神经组织更坚硬，但其超薄的外形却赋予了其显著的灵活性。本研究使用从Föppl–von Kármán板理论中推导出的模型估算了它们的弯曲刚度。得出的弯曲刚度为 21 Pa mm3，相当于厚度为 11.4 μm 的单层 PPy（DBS）或厚度为 40.0 μm 的单层聚二甲基硅氧烷。这种低刚度有效地解决了植入物与组织之间的机械不匹配问题，促进了更亲密、更稳定的界面，大大降低了组织损伤引起的异物反应。使用简化的装置验证了袖带在体外自我包裹神经的能力，该装置包括将一根绝缘导线作为坐骨神经模型浸没在 PBS 溶液中，并置于琼脂糖凝胶上。导线和凝胶之间保持很小的间隙，允许装置穿过。如图 3g所示，逐步施加-0.4 至 0.4 V 的电压时，装置缓慢缠绕假体并逐渐收紧，直至形成牢固的抓握，并在施加-0.4 V 电压时松开。装置的缠绕半径由 PaC 层和 PPy（DBS）层的厚度控制（图 3h）。
图3 集成软推杆的神经袖带电极
【神经袖带的活体验证】
本研究选择了 2 微米厚的 PaC 和 4 微米厚的 PPy(DBS)组合作为最终设计，并在大鼠坐骨神经上进行了体内验证，其中集成了 28 个聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)聚苯乙烯磺酸盐（PEDOT:PSS）/金微电极，用于记录神经活动（图 4a）。为了在体内验证前评估 PPy(DBS) 的细胞活力，使用播种在 PPy(DBS) 上的 SH-SY5Y 细胞和作为对照的玻璃载玻片进行了活/死细胞检测。所有 PPy（DBS）样品都表现出显著的细胞活力，细胞活力值约为 99%，与玻璃载玻片上的对照组相似（图 4b）。此外，在电生理学微电极中加入 PEDOT:PSS 后，阻抗很低（在 PBS 中 1 kHz 时为 4.1 ± 0.4 kΩ），即使经过 1,000 次大的弯曲循环，阻抗的增加也可以忽略不计（图 4c）。
在完成配置设计和表征后，将袖带电极放置在麻醉大鼠的坐骨神经上进行体内验证。使用 PEDOT:PSS 涂层不锈钢丝作为参比电极，并在该电极和致动器之间施加电压以启动形状转换。装置在植入前呈现默认的卷曲形状。最初通过施加-0.5 V电压打开装置，这样就能手动将其放置在神经附近。随后，移除施加的电压，该装置逐渐以螺旋方式自缠绕神经。这种可逆的致动过程允许反复回收和调整，直到达到理想的3D适形界面（图 4d）。本研究用这种方法进行了四到五次调整。然后，通过记录按压爪子时诱发的神经活动，评估了在没有固定胶水或缝合装置的情况下实现的界面质量。图 4e 和 f 分别显示了静止时和按压爪子时的代表性记录轨迹。记录的信号经过带通滤波（0.6-3.0 kHz）和陷波滤波，以降低电源噪声。植入装置能够记录与按压爪子的感觉刺激相关的尖峰脉冲，其记录的基线噪声低，尖峰振幅高且稳定（图 4f、g）。在图 4f 的测试过程中，外科医生手动按住爪子。由于外科医生的手有轻微的移动，因此在按压爪子之前会观察到轻微的尖峰。记录完成后，对致动器施加-0.5 V电压，轻轻松开接口，以便轻松取出装置。要想在不松动的情况下直接移除这种封闭结构，需要施加较大的力来克服装置与神经之间的摩擦力和毛细管力。反过来，这种力会明显压迫组织，导致神经损伤，而施加轻微负电压使结构松动则是一种生物兼容技术，可消除此类损伤。这些结果凸显了软致动器集成神经袖带在促进更灵活、更精确的植入和取出，以及实现与脆弱神经的适形界面方面的潜力。
图4 用于微创手术的软推杆辅助周围神经袖带的植入和体内验证
2. 总结与展望
将软电化学致动器集成到薄膜生物电子学中，可为微创神经连接手术提供一种新型的柔性。利用传统的微细加工技术，本研究制备了将精确图案化的致动器元件和微电极阵列集成在单一结构中的薄膜设备。这种电力驱动的软机器人电极无需额外的笨重和刚性致动器以及其他方法中常用的复杂控制系统。凭借溶解阳离子在外加电压作用下的可逆传输，实现了形状转换。为确保在生物医学领域的安全使用，本研究已将致动所需的电压大幅降至极低值。虽然这可能会导致较低的致动力，但微米厚的薄膜结构却能产生理想的较大致动应变。本研究通过设计致动元件的分布，展示了不同的形状变换模式。此外，打破结构对称性还可以实现复杂的螺旋形状。本研究强调，必须精心设计每一层的厚度，以优化特定应用设置的性能。
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