植入式柔性神经刺激微电极研究进展

曹张玉，石云波，徐 胜

(中北大学 电子测试技术重点实验室，山西 太原030051)

0 引 言

柔性神经刺激微电极主要是用于与神经组织相接触来治疗各种疾病，为了微电极能够满足急性或慢性应用的不同要求，需要结合生物医学、电学、机械工程学以及化学等学科来优化解决各种问题。同时，由于神经电极植入于生物体内，必须考虑电极材料的生物相容性和生物稳定性。目前，神经微电极通常采用柔性聚合物作为衬底材料［1，2］，常见的神经电极有筛状电极、卡夫电极、螺旋电极、剑状电极以及针形电极阵列。本文主要从柔性神经刺激微电极的类型、结构及其优缺点进行概述，提出柔性刺激微电极面临的挑战，并对其发展趋势进行展望。

1 柔性神经微电极的类型与优缺点

1.1 筛状电极

筛状电极是一种神经束内电极，如图1 所示［3］。它通常是通过平面微加工技术在硅片或聚合物材料上加工微孔阵列制作而成，其中微孔直径通常为40 ～65 μm，每个微孔周围再溅射一层金属形成导电微电极。在使用当中，需要先将待处理的神经切断，把电极安装到神经之间，神经置于神经生长导管中，然后神经将沿着导管再生，穿过筛型电极后继续生长直至与远端神经愈合。筛状电极主要用于神经纤维内信号检测［4］和周围神经的再生研究［5～7］。

图1 筛状电极示意图Fig 1 Diagram of sieve electrode

早在30 多年前就已经对神经再生做过研究，第一次出现是在1969 年，并在1974 年利用环氧电极对两栖动物做过调查［8］。在20 世纪90 年代的几年中，基于聚酰亚胺的筛状电极也被多人提到过［3，9］。1994 年，Kovacs G T 等人［10］利用神经纤维的再生功能，将筛状电极植于大鼠的腓神经和蛙的听神经断面中。Kovacs G T 观察了不同直径孔隙对神经再生的影响，组织学切片显示:8，16 μm 孔隙的筛状电极仅有少量有髓神经纤维穿过，多数为无髓纤维。而32，64，96 μm 孔隙的筛状电极由再生的轴突重新组合形成了微束。电生理结果显示，筛状电极可以记录到单个细胞的动作电位，并在再生的神经中，Gonzalez C 等人验证了筛状电极可以作为记录和刺激自主神经系统的可用的神经接口。

筛状电极的优点在于它在对神经进行检测时，神经穿过电极生长，所以，电极的位置固定，临床实验中不会产生相对于神经纤维的位移。但主要缺点是在对神经进行再生研究时，需要切断健康神经来进行研究，有时研究的神经可能无法再生而退化。另外，受电极孔径和数目的影响，只有一部分神经细胞能穿过电极生长，一定程度上阻碍了神经细胞的再生。

1.2 卡夫电极

卡夫电极是一组绝缘管套型的柔性电极，在它的内表面包括两个以上的刺激位点，可以连接绝缘导线，如图2 所示［11］。卡夫电极是使用精密加工在硅胶上集成铂电极位点和不锈钢导线制作而成。在使用当中，将神经束起来，利用内壁的电极刺激神经细胞，从而可以记录到小信号的神经束内电信号。它主要是应用于外围神经、复合动作电位的记录，运动神经纤维的刺激以及肌肉的激活［12，13］。

图2 带有18 个刺激位点的卡夫电极Fig 2 Cuff electrodes with 18 stimulation sites

传统卡夫电极的制作方法有以下几种:将导线键合到硅胶管的内壁上［14］;将导线缠绕在神经的周围并通过牙印模化合物在原位置上塑造出导线的模型［15］;在柔性的聚合物衬底上喷镀一层金属薄膜，并使用光刻工艺在薄膜上光刻出样品的图形［16］。这些方法制作出的电极只适用于较粗的神经，而且很难做到微型化和高通量。随着MEMS 工艺的发展，已经成功地设计出了多种微型化的卡夫电极，并且自从Rodriguez Francisco J 等人成功地将卡夫电极植于老鼠的坐骨神经6 个月，经过组织学和电生理学方面的调查研究，没有出现神经损伤［17］。到目前为止，卡夫电极已经成功地用于多重整体的神经刺激研究，并在刺激［18，19］和传导阻滞［20］期间，卡夫电极能使神经纤维重复性复原。

与其它电极相比，卡夫电极对于植入活体有以下几个优点:卡夫电极更容易植入和移除;卡夫电极的直径容易改变，这就能确保电极与神经之间的接口更加紧密。但卡夫电极在植入时所需的刺激电流较高，长时间应用可导致神经损伤;电极与神经之间太紧可能会压迫神经，影响神经供血［21］;记录神经干复合动作电位时，肌肉选择性差;对肌肉长时间的刺激，肌肉易发生疲劳。

1.3 螺旋电极

螺旋电极是用于迷走神经刺激的电极，它包括一个绝缘的螺旋衬底，具有一层内表面、可以被配置成环绕在神经周围的形状，其中电导体沉积在绝缘衬底的内表面，如图3所示［22］。在使用当中，将螺旋型的电极触点固定于迷走神经干，通过间断的电刺激来治疗一些神经紊乱类的疾病，如难治性的癫痫病、抑郁症和慢性心脏病等［23，24］。

图3 螺旋电极阵列Fig 3 Helical electrode array

作为一种长期植入的电极，在商业方面，只有美国Cyberonics 公司产品获得了FDA 批准可以使用螺旋结构的电极用于VNS 治疗系统。到目前为止，已经有大约80 000 个病人使用螺旋电极来治疗他们的疾病，并且被治愈的病人也多达10 000 例。

与传统的卡夫电极相比，螺旋电极有以下几个优点:螺旋电极在神经附近能够进行自我环绕，无需缝合，减小了植入手术困难和植入后对神经的压迫损伤;电极紧密地围绕在神经周围，它的尺寸可随神经而变化，优化了神经与电极相抵抗时发生相对移动而引起的磨损［25］;电极触点可根据实际应用设计固定的位置，或通过电选通多触点来实现位置选择。但螺旋电极的使用寿命有限，届时需要手术更换螺旋电极，因此，它在移除的时候会引起神经损伤［26］。

1.4 剑状电极

剑状电极是一个硅基的电极微探针，具有一个扁平的尖端，在电极的臂上分布着许多电极位点，如图4 所示［27］。其制备工艺主要是通过DRIE 工艺，以聚酰亚胺为基底的剑状电极，然后再浸镀一层蔗糖液使电极硬化［28］，这样就可以深入生物体内部与神经进行接触，比如:它可以插入到神经束内进行检测或是在大脑皮层之间检测神经信号。在使用当中，需要把受验动物与电极固定在测定架上，调整好角度和深度，使电极竖直插入目标神经进行神经的刺激与信号的采集。

德国弗朗霍夫生物医学研究所(Fraunhofer－Institute for Biomedical Engineering，Sankt Ingber)Stiegljtz T 和Schuetter M 与Muester 眼科医院的Heiduschka P 和Shuettler M 制作了基于聚酰亚胺的双面剑状电极，植入老鼠的视神经中，成功地对脑神经信号进行采集［29］。Lee Yutao 等人［30］也采用两个探针臂的剑状电极植入成年小龙虾的腹部和脑神经，证明了电极的双面和侧面都可以连续可靠地检测神经元信号。同时从组织学分析上也可以看到电极和周围的组织形成了很好的接口，可以用在大脑皮层假体和脑—机接口系统中。

图4 剑状电极示意图Fig 4 Diagram of shaft electrode

剑状电极形状为剑状，可以直接插入到神经内部，进行神经内和脑皮层内信号的记录和刺激;正面、反面和侧面可以同时记录神经，并进行多点刺激。但剑状电极需要插入神经组织内部进行刺激，这样会对神经细胞产生损害;插入神经组织需要有专门的立体测定仪，成本很高，尺寸误差大，操作不方便。

1.5 针形电极阵列

针型电极一般是以硅基为材料，结合MEMS 加工工艺制作而成。比较典型的针形阵列微电极主要有Utah 阵列(图5)［31］和Michigan 阵列(图6)［32］。针型微电极具有高密度、有序排列以及能实现三维阵列结构等特点，往往在几个平方毫米的面积内排列数百个电极，每个电极上也分布许多电极位点，它可以植入大脑皮层或神经束内，直接与神经轴突接触，从而很好地发挥记录和刺激功能。目前针形阵列电极主要用于大脑皮层神经组织的研究等。

图5 Utah 型电极阵列示意图Fig 5 Diagram of Utah electrode array

Utah 型针形微电极是由Utah 大学Jones K E 等人提出的，它是由100 根以硅基为材料的针状电极组成的三维电极阵列，然后又在硅针尖端上沉积了一层铂金。Rousche P J 等人将Utah 型针形电极植入猫的感觉皮层，植入三个月后未见组织包覆现象发生。这是验证了它可以对皮层内的神经进行记录和刺激［33，34］。Michigan 型针形阵列微电极是由Michigan 大学的Anderson D J 等人在二维单排电极制备完成后，利用深度反应离子刻蚀(DIRE)制作硅材料夹具，并用恰当的方式完成三维组装。Hoogerwerf A C 等人［35］将4×4 的Michigan 型电极植入几内亚猪的大脑皮层中，同样经三个月的生物实验后，在电极周围也没有较大的组织反应发生。所以，Utah 型和Michigan 型的微电极都能够满足神经生理学家所提出的长期神经刺激的要求。

图6 Michigan 型电极阵列示意图Fig 6 Diagram of Michigan electrode array

针形阵列微电极的优势是包含大量的记录或刺激位点，能够选择性地激活或关闭单个电极，对神经网络活动进行区域性研究。其缺点是:脑组织比硅针软，在大脑微移动时容易对神经胶质的造成损伤;硅基材料的电极高刚性不足，不能用于长时间的慢性实验。

2 结束语

通过对上述几种微电极进行比较发现微电极还面临很多问题的挑战。如柔性微电极的植入会对神经组织造成损伤、电极位点数量不足及电极刺激的安全性等;目前，电极还不能长期的植入到人体当中，在更换电极时也会对神经引起损坏。所以，为了使柔性微电极能够长期有效地应用于临床上，在其微型、柔性、生物相容性及生物稳定性上还需要进行深入研究。

［1］ Pellinen D S，Moon T，Vetter R，et al.Multifunctional flexible parylene－based intracortical microelectrodes［C］∥The 27th Annual International Conference on Engineering in Medicine and Biology Society，Shanghai:IEEE，2005:5272－5275.

［2］ Cheung K C，Renaud P，Tanila H，et al.Flexible polyimide microelectrode array for in－vivo recordings and current source density analysis［J］.Biosensors and Bioelectronics，2007，22(8):1783－1790.

［3］ Stieglitz T，Beutel H，Meyer J U.A flexible，light－weight multichannel sieve electrode with integrated cables for interfacing regenerating peripheral nerves［J］.Sensors and Actuators A，1997，60:240－243.

［4］ Valderrama E，Garrido P，Cabruja E，et al.Microfabrication and characterisation of microelectrode arrays for in－vivo nerve signal recording［C］∥The 8th International Conference on Solid－State Sensors and Actuators，Stockholm，Sweden:Eurosensors IX，1995:63－66.

［5］ Wallman L，Zhang Y，Laurell T，et al.The geometric design of micromachined silicon sieve electrodes influences functional nerve regeneration［J］.Biomaterials，2001，22(10):1187－1193.

［6］ Akin T，Najafi K.A micromachined silicon sieve electrode for nerve regeneration applications［C］∥The 6th International Conference on Solid－State Sensors and Actuators，San Francisco，CA，1991:128－131.

［7］ Akin T，Najafi K，Smoke R H，et al.A micromachined silicon sieve electrode for nerve regeneration applications［J］.IEEE Transactions on Biomedical Engineering，1994，41(4):305－313.

［8］ Mannard A，Stein R B，Charles D.Regeneration electrode units:Implant for recording from single peripheral nerve fibers in freely moving animals［J］.Science，1974，183:547－549.

［9］ Gonza'lez C，Rodri'guez M.A flexible perforated microelectrode array probe for action potential recording in nerve and muscle tissues［J］.Journal of Neuroscience Methods，1997，72(2):189－195.

［10］Kovacs G T，Storment C W.and Halks M M.et al.Silicon－substrate microelectrode arrays for parallel recording of neural activity in peripheral and cranial nerves［J］.IEEE Transactions on Biomedical Engineering，1994，41(6):567－77.

［11］Hoffmann Klaus P，Koch Klaus P，Thomas Doerge.New technologies in manufacturing of different implantable microelectrodes as an interface to the peripheral nervous system［C］∥The First IEEE/RAS－EMBS International Conference on Biomedical Robotics and Biomechatronics，Pisa:IEEE，2006:414－419.

［12］Rodriguez Francisco J，Ceballos Dolores，Chuttler Martin，et al.Polyimide cuff electrodes for peripheral nerve stimulation［J］.Journal of Neuroscience Methods，2000，98(2):105－118.

［13］Foldes Emily L，Ackermann D Michael，Bhadra Niloy，et al.Design，fabrication and evaluation of a conforming circumpolar peripheral nerve cuff electrode for acute experimental use［J］.Journal of Neuroscience Methods，2011，196(1):31－37.

［14］Loeb G E，WaImsIey B，Duysens J.Obtaining proptioceptive information from natural limbs:Implantable transducers vs somatosensory neuron recordings［R］.Boca Raton，FL:Physical Sensors for Biomedical Applications.Proc of Workshop on Solid State Physical Sensors for Biomedical Application，CRC Press，1980.

［15］Julien C，Rossignol S.Electroneurographic recordings with polymer cuff electrodes in paralyzed cats［J］.Journal Neuroscience Methods，1982，5:267－272.

［16］Puije Van der，Shelley P D，Loeb G E.A self－spiralling thin－film nerve cuff electrode［C］∥Proc of 19th Canadian Medical and Biological Engineering Conference，1993:186－187.

［17］Rodriguez Francisco J，Ceballos Dolores，Schuttler Martin，et al.Polyimide cuff electrodes for peripheral nerve stimulation［J］.Journal of Neuroscience Methods，2000，98(2):105－118.

［18］Bhadra N，Bhadra N，Kilgore K L，et al.High frequency electrical conduction block of the pudendal nerve［J］.Journal of Neural Engineering，2006，3:180－187.

［19］Miles J D，Kilgore K L，Bhadra N，et al.Effects of ramped amplitude waveforms on the onset response of high－frequency mammalian nerve block［J］.Journal of Neural Engineering，2007，4(4):390－398.

［20］Bhadra N，Kilgore K L.High－frequency electrical conduction block of mammalian peripheral motor nerve［J］.Muscle Nerve，2005，32(6):782－90.

［21］Ortler M，Unterhofer C，Dobesberger J，et al.Complete removal of vagus nerve stimulator generator and electrodes［J］.Journal of Neurosurgery Pediatrics，2010，5(2):191－194.

［22］Anthony W Cowley.Helical electrode for nerve stimulation:US，S8478428B2［P］.2013—07—02.

［23］Anholt T A，Ayal S，Goldberg J A.Recruitment and blocking properties of the CardioFit stimulation lead［J］.Journal of Neural Engineering，2011，8(3):1－6.

［24］Li Luming，Hao H W，Ma B Z，et al.Development of implantable neuro－stimulator used for brain and nerve stimulation［C］∥7th Asian－Pacific Conference on Medical and Biological Engineering，2008:430－433.

［25］Merrill C A，Jonsson M A，Minthon L，et al.Vagus nerve stimulation in patients with Alzheimer's disease:Additional follow－up results of a pilot study through 1 year［J］.Clin Psych，2006，67:1171－1178.

［26］Giulioni M，Martinoni M，Naldi I，et al.Successful removal and reimplant of vagal nerve stimulator device after 10 years［J］.Annals of Indian Academy of Neurology，2012，15(2):128－129.

［27］Stieglitz T，Gross M.Flexible bioMEMS with electrode arrangements on front and back side as key component in neural prostheses and biohybrid systems［J］.Fraunhofer－Institute Biomedical Engineering，2002，1(3):358－361.

［28］Hassler Christina，Guy Julien，Nietzschmann Max，et al.Chronic intracortical implantation of saccharose－coated flexible shaft electrodes into the cortex of rats［C］∥Annual International Conference of the IEEE，Freiburg，Germany，2011:644－647.

［29］Stieglitz T，Heiduschka P，Shuettler M，et al.Reducing insenion sites of penetrating multipolar shaft electrodes by double side electrode arrangement［C］∥Annual EMBS Intemational Conference，Istanbul，Turkey，2001:3426－3429.

［30］Lee Yu－Tao，Chang Yen－Chung，Fang Weileun，et al.Multi－electrode styles with novel sidewall electrode on glass microprobe implemented by Si－via structure［C］∥Annual EMBS Intemational Conference，Cancun，Mexico，2011:1043－1046.

［31］Jones K E，Campebell P K，Normann R A.A glass/silicon composite intracortical electrode array［J］.Annal Biomedical Engineering，1992，20(4):423－437.

［32］Anderson D J，Najafi K，Tanghe S J，et al.Batch－fabricated thinfilm electrodes for stimulation of the central auditory system［J］.IEEE Transactions on Rehabilitation Engineering，1989，36(7):693－704.

［33］Rousche P J，Normann R A.Chronic recording capability of the Utah intracortical electrode array in cat sensory cortex［J］.IEEE Neuroscience Methods，1998，82(1):1－15.

［34］Rousche P J，Normann R A.Chronic intracortical microstimulation(ICMS)of cat sensory cortex using the Utah intracortical electrode array［J］.IEEE Transactions on Rehabilitation Engineering，1990，7(1):56－68.

［35］Hoogerwerf A C，Wise K D.A three－dimensional microelectrode array for chronic neural recording［J］.IEEE Transactions on Biomedical Engineering，1994，41(12):1136－1146.