Электрокортикальные изображения (ЭКо Г) на основе гибких материалов являются отличным вариантом.,Особенно полидиметилсилоксановые (ПДМС) материалы. Этот материал обладает лучшей конформно-контактной имплантируемостью.,А его физические свойства близки к биологической ткани.,Меньше негативных последствий для организации. Однако,Внедрение электродов микронного размера в PDMS является непростой задачей. Предыдущие исследования предлагали использовать ПДМС, обработанный пара-ксилолом, для решения этой проблемы.,и добился успеха в острых экспериментах in vivo.。В этом исследовании была изготовлена ​​и впервые оценена с точки зрения стабильности и надежности электродная матрица ECoG на основе ПДМС, обработанного пара-ксилолом, посредством исследования ускоренного старения в течение периода до 8 месяцев.Результаты экспериментов показывают,Эта электродная решетка может регистрировать соматосенсорные вызванные потенциалы.,Хроническая запись продолжительностью до 3 месяцев возможна и у приматов, кроме человека. По результатам исследования в заключении,Электроды на основе ПДМС имеют большой потенциал для использования в различных биоинтегрированных электронных устройствах.,и иметь долговременную надежность.

Интерфейсы «мозг-компьютер» (ИМТ) позволяют мозгу напрямую взаимодействовать с внешними устройствами, обеспечивая двусторонние или односторонние каналы. Одним из распространенных методов является использование электродов для обнаружения электрофизиологических сигналов. Электроды размещаются рядом с нейронами для обнаружения изменений окружающего потенциала. Более инвазивные электроды делают сигнал более информативным, но также усиливают такие реакции, как воспаление и образование рубцовой ткани. Электрокортикография (ЭКо Г) — это метод обнаружения электрофизиологических сигналов с поверхности коры, который имеет более высокое пространственное и временное разрешение и менее инвазивный, чем электроэнцефалография (ЭЭГ). ECoG перспективна для мониторинга активности мозга.

Для стабильного использования массивы электродов ECoG должны иметь механические свойства, аналогичные биологическим тканям организма. Использование очень жестких материалов основы электродов может привести к образованию рубцовой ткани вокруг электродов.,Тем самым снижая рекордную производительность. поэтому,Полидиметилсилоксан (ПДМС) считается идеальным выбором базового материала.,Потому что он гибкий, растягивающийся, оптически прозрачный и биосовместимый.,И его модуль Юнга значительно ниже, чем у других обычно используемых материалов.。Хотя нанесение металлического слоя на ПДМС может вызвать трещины, эту проблему можно решить, введя ПДМС, обработанный пара-ксилолом. Благодаря использованию ПДМС, осажденного пара-ксилолом, и ПДМС, наполненного пара-ксилолом, на подложках из ПДМС можно производить мягкие, эластичные электроды без трещин, сохраняя при этом их гибкость и растяжимость.

Поскольку все больше и больше людей начинают обращать внимание на имплантируемые устройства, использующие в качестве материалов мягкие, гибкие и растягивающиеся ПДМС, долгосрочная доступность биоэлектронных устройств на основе ПДМС в среде in vivo становится очень важной. Некоторые исследовательские группы начали концентрироваться на использовании ПДМС в качестве основного материала для электродов ЭКо Г. В отличие от других электродов ECoG на основе ПДМС, электроды, приготовленные на основе ПДМС, обработанного пара-ксилолом, могут использовать практически все процессы микроэлектромеханических систем (МЭМС), такие как напыление и литография. Такие электроды можно наносить на мягкие и гибкие подложки, как на отдельные кремниевые пластины. В предыдущих исследованиях сообщалось об использовании электродов на основе ПДМС для записи ЭКГ, включая записи острых состояний и записи в период от 6 недель до 3 месяцев. Однако в этих исследованиях не проводился количественный анализ изменений с течением времени характеристик устройств, связанных с качеством сигнала. Таким образом, до сих пор нет подтверждения относительно долгосрочной стабильности и надежности биоэлектронных устройств на основе ПДМС, обработанного п-ксилолом, особенно во влажной и ионной среде.

Рисунок 1. Обработка и испытание электродов ECOG.

В этом исследовании мы впервые систематически исследовали долгосрочную стабильность и надежность электродов ECoG на основе PDMS. Изменения механических и электрохимических свойств контролировались в течение 8 месяцев с использованием условий ускоренного старения. Кроме того, импеданс электродов in vivo связан с производительностью записи in vivo. Импеданс in vivo изучали в течение 12 недель. Соматосенсорные вызванные потенциалы (СВП) успешно регистрировались в ответ на механическую стимуляцию различных сил.

Изготовление электродной матрицы ECoG на основе PDMS

Этапы подготовки электродной матрицы ECoG на основе ПДМС, обработанного п-диметилом, показаны на рисунке 1а.

Этапы процесса:первый,Использование полиакриловой кислоты (ПАА) в качестве жертвенного слоя.,во избежание механического удлинения при окончательном отделении устройства。Воля5 w/v% Раствор ПАК на 4-дюймовой кремниевой пластине в 2000 г. Открутить при температуре 95°C и нагреть на плите при температуре 95°C в течение 2 минут. мин для испарения воды, содержащейся в растворе. Смешайте мономер ПДМС и отвердитель в соотношении 1:10 и дегазируйте в эксикаторе до полного исчезновения пузырьков в смеси. Поместите смесь на 600 и 1250. об/мин, результирующая толщина ПДМС составила 80 и 150 мкм соответственно. Затем сушите в духовке при температуре 85°C в течение 1 часа. ПДМС наносил на ксилол слой бензола толщиной 1 мкм, а слой бензола толщиной 400 нм наносился методом химического осаждения из паровой фазы. Для создания ПДМС, наполненного параметильными группами, при 50 Реактивное ионное травление (РИЭ) при Вт в течение 10 мин, удалите параметиловый слой толщиной 400 нм с верхней поверхности ПДМС. Детали процесса изготовления показаны на рисунке 1а.

Наконец, край устройства разрезали вручную скальпелем, пластину замачивали на ночь в деионизированной воде и устройство снимали с пластины. Изготовленный массив крепится к специальной гибкой печатной плате (FPCB) с помощью клея анизотропной проводящей пленки (ACF), которую позже можно подключить к штыревому разъему, как показано на рисунке 1b. Поэтому электродная матрица ЭКо Г на основе ПДМС была нанесена на поверхность мозга для записи СВП (рис. 1в).

Связанные эксперименты: испытание на ускоренное старение, испытание на растяжение.

Электродная решетка ECoG на основе ПДМС, обработанного п-диметилом

Мы разработали мягкие конформные электродные матрицы ЭКо Г на основе двух подложек ПДМС, обработанных параметилом. Субстраты для ПДМС, осажденного п-ксилолом, и ПДМС, наполненного п-ксилолом, были приготовлены из ПДМС различной толщины 80 и 150 мкм, называемых образцами A-D: ПДМС толщиной 80 мкм для осаждения п-ксилола, ПДМС толщиной 150 мкм для п-ксилола. Нанесение -ксилола, ПДМС толщиной 80 мкм, наполненного п-ксилолом, и ПДМС толщиной 150 мкм, наполненного пара-ксилолом. Площадь расположения 16-канальных электродов ЭКо Г составляет 2,5×3 мм2, диаметр каждого электрода — 150 мкм, расстояние между центрами электродов — 600 мкм.

Долговременные механические свойства в условиях ускоренного старения

Рисунок 2. Испытание на растяжение

проходить Испытание на растяжение,Изучена механика электродной решетки ЭКо Г предлагаемой производительности (Рисунок 2а). Рисунок 2б-д – кривые деформации образца до и после ускоренного старения. До старения (0-я неделя),Тонкие подложки с толщиной ПДМС 80 мкм (образцы A и C) имеют более высокие пределы текучести, чем более толстые подложки с толщиной PDMS 150 мкм (образцы B и D).。поэтому,Толстые образцы ПДМС демонстрируют более низкий модуль Юнга (Рисунок 2f). в эластичной зоне,Напряжение ПДМС, осажденного пара-ксилолом (образцы A и B), было немного выше, чем напряжение ПДМС, наполненного пара-ксилолом (образцы C и D), это связано с присутствием пара-ксилола поверх ПДМС образцов ПДМС, осажденных пара-ксилолом; . слой. также,Параксилол ПДМС, наполненный параксилолом, имеет несколько более высокую растяжимость.,Его деформация при разрушении выше. Эти результаты показывают,Заполнен пара-ксилолом.PDMSначальная механикапроизводительностьближе к биологической ткани。Наши электроды на основе ПДМС толщиной 80 мкм, обработанного пара-ксилолом, имеют модуль Юнга 18,1-28,7 МПа, что намного ниже, чем электроды на основе полиимида или пара-ксилола (модуль Юнга составляет несколько ГПа). Таким образом, наше устройство обеспечивает конформный контакт с поверхностью мозга.Хотя коммерческие продукты на основе медицинского силиконаECoGМодуль Юнга устройства（~ 8.28 MPa ) ниже нашего аппарата, но за счет большой толщины (~ 1 мм), неспособный установить конформный контакт с поверхностью мозга, что приводит к ригидности.

Старение проводили на наполненных ксилолом и нанесенных полидиметилсилоксановых (ПДМС) материалах. Результаты показывают,Модуль Юнга увеличивается для всех образцов.,Уменьшается деформация перелома. ПДМС, наполненный параксилолом, демонстрирует большее увеличение модуля Юнга с возрастом.,Возможно, это связано с его высоким водопоглощением. В сравнении,ПДМС, нанесенный пара-ксилолом, поглощает меньше воды. Модуль Юнга более толстых материалов ПДМС изменяется при старении в большей степени, чем у тонких образцов. Деформация разрушения всех образцов со временем уменьшалась.,Главным образом потому, что ПДМС поглощает воду и снижается его растяжимость. По сравнению с ПДМС, наполненным пара-ксилолом,ПДМС, нанесенный пара-ксилолом, показал меньшие изменения деформации разрушения.,Более стабильный. изгибная жесткость,Более толстый ПДМС имеет более высокую жесткость на изгиб.,и увеличиваться со временем。В целом, ПДМС, наполненный п-ксилолом, ближе к модулю Юнга ткани головного мозга, в то время как деформация разрушения ПДМС, осажденного п-ксилолом, меняется медленнее.。

Долгосрочные электрохимические характеристики в условиях ускоренного старения

На рисунках 3а и б показаны первоначальные результаты ЭИС (до старения) электродов на основе ПДМС, осажденного п-ксилолом (образец А) и ПДМС, наполненного п-ксилолом (образец С), соответственно. Образец А в 1 Импеданс на частоте к Гц составляет 222,4. ± 72.3 к Ом, образец C — 27,8. ± 11。2 kΩ。Значительное снижение импеданса образца C связано с увеличением площади поверхности при заполнении ПДМС пара-ксилолом.наполненный параксилоломPDMSКоэффициент поверхности нанесенного пара-ксилолаPDMSшероховатая поверхность,нравиться Рисунок Как показано в 3h и i. Расширение площади поверхности, где ионы могут взаимодействовать с электродом, приводит к увеличению емкости и, следовательно, к уменьшению импеданса. Для изучения долговременных электрохимических свойств электродов мы провели ЭИСтест в условиях ускоренного старения в течение 150 дней. После выдержки в течение 150 дней Образец А и Образец С Импеданс на к Гц составляет 212,37 соответственно. ± 13.9 к Ом — 55,7 ± 8.5 к Ом (рис. 3в и г).

Рисунок 3. Электрохимические и имплантационные эксперименты.

Амплитуда импеданса до и после старения не изменилась, тогда как амплитуда импеданса образца C после старения увеличилась вдвое. 3д, фазы образцов А и С всегда остаются в районе -80◦ (Рисунок 3f）。PDMSПоглощение воды подложкой приводит к тому, что образецcСопротивление значительно увеличивается。Мы предполагаем, что образецAсерединаPDMSСлой параксилола на。Несмотря на заполнение параксилоломPDMSИмпеданс увеличивается,Но даже после старения,Импеданс электрода на основе ПДМС, наполненного пара-ксилолом, также был в 4 раза ниже, чем у электрода на основе ПДМС, осажденного пара-ксилолом.

долговременный внутренний импеданс

Массивы электродов ECoG на основе PDMS толщиной 80 мкм (образцы A и C) были имплантированы в мозг крысы, и импеданс in vivo на частоте 1 к Гц контролировался с течением времени (рис. 3j). Импеданс измеряли у крыс и сравнивали с исходным импедансом на неделе 0. Импеданс in vivo образцов А и С со временем увеличивался (рис. 3к). Образец C (ПДМС, наполненный п-ксилолом) имеет относительно высокое увеличение и большую дисперсию, что указывает на то, что образец C может быть более подвержен влиянию биологической среды. Кроме того, образец А (ПДМС с отложением диметила) также использовался для измерения импеданса in vivo в мозге приматов, отличных от человека, на срок до 12 недель (рис. 3k). Импеданс незначительно увеличивался до 5-й недели, аналогично результатам, полученным на мозге крыс, однако впоследствии наблюдалось значительное увеличение импеданса; Хотя импеданс в организме увеличивается до более чем 500 к Ом, это позволяет записывать сигналы СВП.

Регистрация соматосенсорных вызванных потенциалов.

Рис. 4. Запись СВП с помощью электродной решетки ЭКо Г при механической стимуляции лап крыс.

Электроды ЭКо Г на основе Образца А и Образца С использовали для регистрации ответов СВП лапок крыс на механическую стимуляцию (картина. S8). СЭП, полученные из левой соматосенсорной коры путем выкапывания волос на правой лапе (Рисунок 4а), предоставляет информацию о приложенной количественной силе, четко определяя пики сигналов P1, N2 и P2 (Рисунок 4б). Массивы ЭКо Г на основе образцов А и С регистрировали сходные СВП, вызванные механической стимуляцией. Кроме того, мы демонстрируем, что путем стимуляции передней конечности (FL) или задней конечности (HL) можно идентифицировать определенную область коры (Рисунок) посредством манипуляций с мозгом на основе вызванных СВП. 4c）。со среднимSEPsперекрывающиеся мозгикартина,в соответствии сFLилиHLРазличные области стимуляции показывают сигналы высокой амплитуды.。Эти реакционные области аналогичны известным иFLилиHLСоответствующие области коры совпадают с。Чтобы оценить эффективность записи электродов на основе ПДМС, обработанного метилом, индуцированные SEP были дополнительно проанализированы с точки зрения частотно-временного анализа, амплитуды, уровня шума и отношения сигнал/шум.

СЭП были обнаружены при различных уровнях силы задней лапы от 0,048 до 300 г. Амплитуда вызванных СВП постепенно увеличивалась до силы 180 г, а затем значительно возрастала при силе 300 г (рис. 4д). Следовательно, отношение сигнал/шум также увеличивается с увеличением амплитуды сигнала (рис. 4е). Когда сила превышает 8 г, вероятность ответа, указывающая, вызван ли ответ СВП механической стимуляцией, составляет почти 100% (рис. 4ж). Таким образом, нет существенной разницы в характеристиках записи образцов A и C, но при энергичной стимуляции массой 300 г образец C показал более высокую амплитуду сигнала и соотношение сигнал/шум, что указывает на то, что производительность записи in vivo была немного улучшена. (Рис. 4e и f). СВП, вызванные механической стимуляцией лапы силой 300 г, показали, что амплитуды P1N1 и P2N1, измеренные образцом C, были на 48,5% и 37,3% больше, чем амплитуды, измеренные образцом A, что привело к более высокому соотношению сигнал/шум. .

Рисунок 5. Электродная решетка ЭКо Г, регистрирующая СВП при механической стимуляции кожи обезьяны.

Чтобы оценить долгосрочную применимость разработанного массива ЭКо Г, мы регистрировали СЭП макаки в течение 12 недель. СВП регистрировались из области руки S1 при наложении волос на кончик пятого пальца (D5) и центральной области ладони при усилиях 1, 10 и 180 г (рис. 5а и б) Массив ЭКГ был оптимизирован для области руки, а количество записывающих электродов было увеличено до 32 с целью покрытия области руки S1. В эксперименте использовался полипараксилен (ПДМС) толщиной 80 мкм, нанесенный на подложку электрода, диаметр активного центра электрода составлял 200 микрон, а межцентровое расстояние между электродами составляло 1,25 мм. В ходе эксперимента выяснилось, что при приложении к ладони разных сил (1 г и 180 г) наблюдались СВП разной амплитуды. Записывая СВП из разных каналов, можно четко обнаружить два участка ответа на стимуляцию кончика пальца D5. Кроме того, путем записи СВП из разных каналов также были обнаружены два разных места для стимуляции кончиков пальцев D5 и ладони. СВП успешно регистрировались в течение 12-недельного периода, при этом амплитуда СВП менялась со временем, но все же записывала активность мозга в течение длительных периодов времени. Формы сигналов СВП при различной интенсивности стимуляции схожи, а низкочастотная электростимуляция может вызывать тактильные ощущения. Сигнал СВП при высокоинтенсивной стимуляции имеет большую мощность в диапазоне высоких энергий. В целом этот эксперимент показывает, что активность мозга и сенсорные изменения можно эффективно регистрировать с помощью массивов электродов.

Основные диапазоны частот, вызывающие PSD, трудно сравнивать из-за различий в методах стимуляции, свойствах активных мест (таких как материалы покрытия и активные области) и областях записи. Однако максимальное значение PSD является одним из факторов сравнения качества записи.

Максимальная мощность PSD, зарегистрированная нашим электродом, составляла от 20 до 30 д Б, что сопоставимо с 20–40 д Б, о которых сообщалось ранее для кохлеарных электродов. В наших экспериментах значения PSD ниже 20 Гц, повышенные при тактильной стимуляции с помощью ворсинок, усиливались тактильной стимуляцией. Несмотря на различный характер регистрируемых реакций мозга, качество записи разработанного электрода в низкочастотном диапазоне было аналогично опубликованным ранее результатам, показывающим увеличение PSD во время эпилептических припадков. На высоких частотах выше 100 Гц сигналы, обнаруженные нашими электродами, демонстрируют более высокую мощность, чем ранее сообщавшиеся сигналы ЭКГ. Таким образом, качество записи в частотной области разработанного нами устройства сравнимо с качеством ранее зарегистрированных и коммерческих электродов.

В предыдущих исследованиях долгосрочные записи ЭКо Г в основном выполнялись с использованием коммерческих электродов ЭКо Г, которые изготовлены на основе медицинского силикона и имеют размеры электродов в миллиметровом диапазоне. Наше устройство на основе PDMS демонстрирует более высокое соотношение сигнал/шум по сравнению с коммерческими и ранее разработанными электродами на основе кремния. Обычно ЭКо Г анализирует диапазоны частот до 200 Гц. При данной полосе пропускания PSD наших записанных сигналов ECoG аналогична той, о которой сообщалось в предыдущих результатах ECoG. С другой стороны, лишь несколько исследований с использованием электродов uECoG сообщили о долгосрочных документированных результатах. По сравнению с электродами uECoG наш электрод на основе ПДМС, обработанного п-диметилом, показал более высокое соотношение сигнал/шум. Наши электроды на основе PDMS имеют микронный размер, но в то же время демонстрируют долгосрочную производительность записи ЭКо Г, сравнимую с ранее описанными вариантами на основе кремния.

в заключение

Мы исследовали долгосрочные механические и электрохимические свойства электродных матриц ECoG на основе PDMS.,И подтвердил его рекорд производительности in vivo. исходный,По сравнению с электродами из ПДМС, нанесенными п-ксилолом,Электроды из ПДМС, наполненные пара-ксилолом, демонстрируют лучшие электромеханические свойства, поскольку они имеют более низкий модуль Юнга, меньшую жесткость при изгибе, более высокие свойства на растяжение и более низкий импеданс.Однако,По сравнению с ПДМС, наполненным пара-ксилолом,Электроды на ПДМС, нанесенном ксилолом, обладают лучшей механической и электрической стабильностью. В ПДМС, осажденном пара-ксилолом,Тонкий параксилол эффективно подавляет поглощение влаги ПДМС.,Снижает воздействие влажной среды. Однако,Электроды на основе ПДМС, наполненного пара-ксилолом, также пригодны для длительного использования.,Потому что импеданс оставался низким на протяжении всего экспериментального периода до 5 месяцев. Эксперименты in vivo показывают,Предлагаемый массив ECoG на основе PDMS может записывать SEP в течение нескольких месяцев в течение длительного периода времени.

Ссылки:

Soft, conformal PDMS-based ECoG electrode array for long-term in vivo applications