研發(fā)閉環(huán)經(jīng)顱超聲神經(jīng)刺激——變形皮質(zhì)粘附傳感器
經(jīng)顱聚焦超聲因其空間分辨率和深度穿透性，已顯示出對藥物難治性癲癇具有良好前景的非侵入性治療效果。然而，目前采用固定神經(jīng)刺激方案的手動(dòng)策略，由于缺乏對超聲波不敏感的閉環(huán)神經(jīng)刺激裝置，無法提供針對特定患者的精準(zhǔn)治療。本文，我們報(bào)道了一種用于閉環(huán)經(jīng)顱超聲神經(jīng)刺激的可變形皮質(zhì)粘附傳感器。該傳感器由兒茶酚共軛海藻酸鹽水凝膠粘合劑、可拉伸的16通道電極陣列和粘塑性自修復(fù)聚合物基底組成，并與脈沖控制的經(jīng)顱聚焦超聲裝置耦合。它可以對彎曲的皮質(zhì)表面進(jìn)行適形且牢固的固定，并且我們證明它能夠在清醒的癲癇嚙齒動(dòng)物中進(jìn)行經(jīng)顱聚焦超聲神經(jīng)刺激期間穩(wěn)定地記錄神經(jīng)信號(hào)。傳感性能允許實(shí)時(shí)檢測具有意外和不規(guī)則高頻振蕩的癲癇前信號(hào)，并且我們展示了在清醒嚙齒動(dòng)物的超聲刺激下由完整的皮質(zhì)活動(dòng)監(jiān)督的閉環(huán)癲癇控制。
由于對難治性癲癇治療機(jī)制的理解不完全，導(dǎo)致傳統(tǒng)藥物療效低下。為了解決這個(gè)問題，人們一直致力于開發(fā)針對藥物抵抗性癲癇發(fā)作的組織部位特異性神經(jīng)刺激工具，包括深部腦刺激和迷走神經(jīng)刺激。 然而，此類方法存在與侵入性電刺激不穩(wěn)定性相關(guān)的問題。經(jīng)顱聚焦超聲 (tFUS) 因其無炎癥和長期穩(wěn)定的刺激以及高空間分辨率而顯示出對藥物抵抗性癲癇發(fā)作的有效抑制作用。然而，迄今為止報(bào)道的臨床前和臨床試驗(yàn)使用固定的 tFUS 協(xié)議，在確定患者特定神經(jīng)刺激參數(shù)方面進(jìn)展有限。此外，盡管先前的轉(zhuǎn)化研究證明了采用固定方案的 tFUS 刺激對動(dòng)物模型中的癲癇發(fā)作具有抑制作用，但這些研究僅在麻醉或癲癇行為癥狀相對輕微的清醒動(dòng)物中進(jìn)行了驗(yàn)證，而沒有考慮神經(jīng)活動(dòng)的狀態(tài)。我們需要一個(gè)閉環(huán)系統(tǒng)，能夠根據(jù)癲癇發(fā)作的嚴(yán)重程度， 通過刺激工具上準(zhǔn)確的神經(jīng)生理反饋來識(shí)別，從而設(shè)置最佳治療方案。在這方面，具有適形接觸、 牢固固定和在生物-非生物界面機(jī)械適應(yīng)性的軟腦裝置對于早期檢測致癇組織產(chǎn)生的高頻振蕩（HFOs）（80-500 Hz）以及向閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激系統(tǒng)提供持久的神經(jīng)生理反饋至關(guān)重要。尤其是微皮層電圖（ECoG）設(shè)備在電神經(jīng)信號(hào)傳導(dǎo)方面具有高保真度和高時(shí)空分辨率，由于其高頻容量和大面積覆蓋，使其非常適合此類用途。然而，典型的基板和/或封裝材料（例如厚聚酰亞胺（PI）和熱生長二氧化硅（SiO 2 ））本質(zhì)上具有較高的剛度和較差的形狀適應(yīng)性 ， 導(dǎo)致皮質(zhì)表面的卷積結(jié)構(gòu)接觸不均勻。具有可溶解基板的超薄網(wǎng)狀設(shè)備可以在提高信號(hào)質(zhì)量的同時(shí)提供腦部適形性，但由于腦脊液和組織的微運(yùn)動(dòng)，它們對微型目標(biāo)組織點(diǎn)的感測位置精度可能受到限制。現(xiàn)有的接口裝置與腦組織的結(jié)合強(qiáng)度較低 ， 也容易受到超聲波的影響，因?yàn)閭鬟f聲壓的神經(jīng)調(diào)節(jié)超聲會(huì)產(chǎn)生與振動(dòng)相關(guān)的機(jī)械噪聲。這給腦集成電極裝置的神經(jīng)信號(hào)反饋帶來了挑戰(zhàn)，并且由于源自超聲誘導(dǎo)的振蕩的電偽影干預(yù)，無法實(shí)現(xiàn)最佳的閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激。因此，需要即使在曲面上也具有強(qiáng)大的組織粘附性和順應(yīng)性的軟腦接口材料， 以實(shí)現(xiàn)與超聲刺激耦合的對偽影不敏感的神經(jīng)裝置。在本文中，作者報(bào)告了一種用于閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激的可變形皮質(zhì)粘合劑 (SMCA) 傳感器（圖 1a ）。SMCA 傳感器由作為粘彈性水凝膠粘合劑的兒茶酚共軛海藻酸鹽 (Alg-CA)（補(bǔ)充圖 1a ）、 可拉伸的?。▇3 μm）16 通道微電極陣列和作為粘塑性自修復(fù)聚合物 (SHP) 基底的異佛爾酮雙脲官能化聚二甲基硅氧烷 (PDMS-IU)（補(bǔ)充圖 1b ）組成。我們表明，它能夠通過主動(dòng)形狀適應(yīng)和堅(jiān)韌的粘合性與嚙齒動(dòng)物大腦保形且牢固地固定（圖 1a 中的插圖）。 SMCA 傳感器的皮質(zhì)接口步驟（圖 1b 和補(bǔ)充說明 1 ）如下。首先，通過接觸處 Alg-CA 水凝膠的瞬時(shí)凝膠化實(shí)現(xiàn)牢固的組織粘附，這包括通過用膨脹的水凝膠填充界面微孔區(qū)域進(jìn)行保形接觸、組織-設(shè)備界面的腦模擬剛度匹配以及共價(jià)或非共價(jià)化學(xué)鍵的形成（補(bǔ)充圖 1c 和補(bǔ)充說明 1 ）。其次，貼片的形狀變形過程和完全的粘合劑凝膠化導(dǎo)致在皺紋皮質(zhì)上的保形接觸，這是SHP 基質(zhì)的粘塑性行為和膨脹的 Alg-CA 水凝膠的粘彈性的協(xié)同效應(yīng)。最后，無應(yīng)力生物電子接口涉及由于 SHP 基質(zhì)的動(dòng)態(tài)應(yīng)力松弛而有效耗散皮質(zhì)上變形引起的壓縮應(yīng)力能量。
圖 1：用于超穩(wěn)定腦接口的 SMCA 傳感器可實(shí)現(xiàn)閉環(huán) tFUS 神經(jīng)治療。將微型 tFUS 換能器用于帶有顱內(nèi) SMCA 傳感器的清醒嚙齒動(dòng)物模型（圖 1c ）。為了實(shí)現(xiàn)用于閉環(huán)腦接口的便攜式頭置系統(tǒng)，使用三維打印支架將 tFUS 設(shè)備與植入式 SMCA 傳感器的適配器耦合（圖 1c 中的插圖）。通過這種方法，我們在麻醉動(dòng)物和清醒癲癇動(dòng)物的 tFUS 神經(jīng)刺激下展示了無偽影的 ECoG。（圖 1d ）。穩(wěn)定的神經(jīng)信號(hào)傳導(dǎo)性能使我們的平臺(tái)能夠作為慢性癲癇發(fā)作預(yù)測器并通過檢測高質(zhì)量的癲癇 HFO 來自動(dòng)觸發(fā)神經(jīng)刺激。我們還使用這些功能創(chuàng)建基于 tFUS 和 SMCA-ECoG 的閉環(huán)癲癇發(fā)作控制策略：由癲癇發(fā)作前的 HFO 檢測觸發(fā)的 tFUS 啟動(dòng)；在預(yù)定時(shí)間間隔內(nèi)以初始劑量進(jìn)行持續(xù)神經(jīng)刺激；根據(jù)實(shí)時(shí)反饋對 tFUS 方案的修改，如果反饋表明抑制效果不足，則進(jìn)行修改；如果確定癲癇發(fā)作已被抑制，則終止 tFUS（圖 1e ）。我們在清醒嚙齒動(dòng)物中說明了我們的方法，突出了 SMCA 傳感器穩(wěn)定的閉環(huán)反饋性能。
圖 2：SMCA 的腦接口功能。我們還研究了 SMCA 貼片的無應(yīng)力形狀自適應(yīng)特性（有關(guān) SMCA 形狀變形行為驅(qū)動(dòng)源的推理，請參見補(bǔ)充說明 5 ）。根據(jù)有限元分析（FEA），SMCA 薄膜可以很好地填充彎曲物體（例如腦皺紋）的空隙空間，并減輕變形引起的應(yīng)力（補(bǔ)充圖 4b 和 5 ），而 PDMS 不僅無法與曲率共形接觸，而且無法在界面平面處松弛應(yīng)力（圖 2f ，F(xiàn)EA 分析方法的詳細(xì)信息在補(bǔ)充說明 6 中描述）。與計(jì)算模型相對應(yīng)，在使用牛腦組織的離體試驗(yàn)中也觀察到了 SMCA 薄膜的自發(fā)形狀變形特性（圖 2g 和補(bǔ)充視頻 1 ）。雖然 Alg-CA/PDMS 雙層膜沒有變形成腦皺紋（圖 2g ，頂部照片），但 SMCA 薄膜無需任何外部施加的驅(qū)動(dòng)力（例如，電磁場、壓力、熱能）即可自主變形為皮質(zhì)的凹曲，從而完全貼合表面輪廓（圖 2g ，底部照片）（有關(guān)結(jié)果的詳細(xì)討論，請參閱補(bǔ)充說明 7 ）。 確認(rèn)了與大腦接觸的熒光染料標(biāo)記雙層膜貼片（Alg-CA 為綠色標(biāo)簽，PDMS 和 SHP 為紅色標(biāo)簽）的橫截面照片（頂部）和三維（3D）共聚焦顯微鏡（底部）圖像（圖 2h 和補(bǔ)充圖 7 ），這驗(yàn)證了 SMCA 貼片的接觸能力，它不會(huì)在界面處產(chǎn)生空間空隙（圖。 2h ，右圖），而皮質(zhì)表面和 Alg-CA/PDMS 雙層之間存在較大的氣隙（圖 2h ，左圖）。組織附著的 SMCA 貼片中腫脹的 Alg-CA 的保濕性即使在離體條件下也能穩(wěn)定維持 7 天而沒有大量水分流失，這強(qiáng)烈表明 SMCA 傳感器可以通過 Alg-CA 界面層與皮質(zhì)長期整合在體內(nèi)充滿腦脊液的顱內(nèi)空間條件下（補(bǔ)充圖 8 ）。這些結(jié)果全面證明了我們的材料策略將具有軟流動(dòng)性和瞬時(shí)凝膠化的 Alg-CA 聚合物與具有熱塑性變形和有效應(yīng)變能量耗散的 PDMS-IU SHP 相結(jié)合，適用于生物相容性和腦接觸界面。
圖 3：通過直接轉(zhuǎn)印工藝制作的可拉伸 ECoG 陣列。在體內(nèi)演示使用 SMCA 傳感器之前，先在離體牛皮質(zhì)上研究了其在腦內(nèi)的粘附情況（圖 3h-j ）。SMCA 傳感器被共形地安裝在不平整的皺紋皮質(zhì)表面，并自發(fā)變形為不同深度的各種山谷（圖 3h ）。可以清楚地證實(shí)，與裸露的 SHP 薄膜相比，超薄可拉伸電極陣列與網(wǎng)狀蛇形互連圖案的集成不會(huì)降低 SMCA 傳感器貼片的熱塑性或應(yīng)力松弛性能，從而導(dǎo)致皮質(zhì)接口裝置的超共形性（補(bǔ)充圖 12 ）。當(dāng)剪切應(yīng)力施加到 SMCA 傳感器時(shí)，這種組織粘附性能得以穩(wěn)定保持（圖 3i 和補(bǔ)充視頻 2 ）；此外，即使在水沖洗條件下，也證明了其強(qiáng)大的粘附性能（圖 3j 、補(bǔ)充圖 13 為擴(kuò)展序列圖像，補(bǔ)充視頻 3 展示了沖洗條件下粘附測試的完整序列）?？紤]到成功的體外演示，我們的 SMCA 傳感器非常適合實(shí)現(xiàn)終極腦機(jī)接口。
圖 4：在麻醉嚙齒動(dòng)物模型中，與不同的腦接口材料相比，SMCA 傳感器在 tFUS 刺激下的急性體內(nèi)神經(jīng)記錄性能。顯然，使用 SHP、Alg/SHP 和 SMCA 的 ECoG 設(shè)備與 PDMS 以外的皮質(zhì)表面均可保形地適應(yīng)，這使我們推斷這種保形性源自 SHP 基底的形狀變形特性（圖 4b-e ）。與 SHP 基底上支撐的電極打印設(shè)備相比，基于 PDMS 的 ECoG 設(shè)備與皮質(zhì)之間的界面主要形成不透明的氣隙，因?yàn)橛捎谌狈π螤钸m應(yīng)性，即使在輕輕觸摸后設(shè)備的支撐貼片也不符合皮質(zhì)表面，這表明與傳統(tǒng)彈性體基底耦合而沒有自身組織保形性的軟 ECoG 設(shè)備無法形成均勻的接觸界面，即使小動(dòng)物的大腦與非人類靈長類動(dòng)物或人類相比，其腦溝和腦回的皮質(zhì)結(jié)構(gòu)不是很彎曲（圖 4b ）。非共形生物電子界面導(dǎo)致神經(jīng)信號(hào)衰減，可能是由于 60 Hz 的線路噪聲（圖 4f 和補(bǔ)充圖 16 ）。此外，這種不穩(wěn)定的組織界面導(dǎo)致 tFUS 超聲處理下原始神經(jīng)信號(hào)發(fā)生很大失真（下面的放大圖，圖 4f ）。另一方面，使用形狀變形 SHP 基板（包括 SMCA 傳感器）的軟 ECoG 設(shè)備平臺(tái)由于輕柔觸摸加速形狀變形，在短時(shí)間內(nèi)（1 分鐘內(nèi)）均勻地貼合皮質(zhì)的表面形貌，沒有任何空隙（圖 4c-e ）。打印在 SHP 基板上的 ECoG 設(shè)備表現(xiàn)出更好的基線信號(hào)質(zhì)量（圖 4c、g 和補(bǔ)充圖 16 ）。 具有流體材料特性和模量匹配能力的 Alg 水凝膠進(jìn)一步增強(qiáng)了腦適形性（圖 4d ）和基線穩(wěn)定性（圖 4h 和補(bǔ)充圖 16 ）。盡管相對于基線有令人滿意的改善，但 tFUS 引起的噪聲在神經(jīng)調(diào)節(jié)期間仍然有很大的干擾，這表明僅靠組織適形性無法完全防止機(jī)械偽影（圖 4g、h ，下圖放大圖）。在這方面，我們觀察到在適形固定在皮層的 SMCA 傳感器中，此類偽影得到了有效減少（圖 4e、i ）。除了由于與離子導(dǎo)電軟水凝膠極其共形的界面而實(shí)現(xiàn)的穩(wěn)定基線神經(jīng)記錄（圖 4i 和補(bǔ)充圖 12 和 16 ）之外，SMCA 傳感器在 tFUS 超聲處理下的連續(xù)神經(jīng)生理學(xué)能力還可以實(shí)現(xiàn)以來自靠近超聲視覺皮層的通道的特定 ERP 模式的方式監(jiān)測完整的 tFUS 調(diào)節(jié)神經(jīng)反應(yīng)（圖 4i ，放大圖）。多通道 ECoG 流的時(shí)間軌跡圖進(jìn)一步驗(yàn)證了在 Alg/SHP 設(shè)備和使用皮質(zhì)接口水凝膠層作為整體的 SMCA 傳感器中的電極之間沒有串?dāng)_問題 35 。為了進(jìn)一步定量支持 SMCA 傳感器在 tFUS 神經(jīng)刺激下前所未有的神經(jīng)生理穩(wěn)定性，我們分析了從上述四個(gè) ECoG 設(shè)備記錄的體內(nèi)神經(jīng)信號(hào)中 1 kHz PRF 超聲誘導(dǎo)偽影的 PSD（圖 4j ）。 考慮到神經(jīng)振蕩 41 的頻率范圍，如果在 tFUS 刺激期間 1 kHz 頻率的功率增加，則它被視為 tFUS 引起的偽影，而不是神經(jīng)信號(hào)。關(guān)于每個(gè) ECoG 平臺(tái)功率水平趨勢的代表性和統(tǒng)計(jì)結(jié)果清楚地支持了我們的假設(shè)（圖 4j 和補(bǔ)充圖 17 ）。沒有組織粘附功能的對照組顯然容易受到 tFUS 神經(jīng)刺激的影響（圖 4f-h 和補(bǔ)充圖 17a-c ）。相反，我們的 SMCA 傳感器有效地將 1 kHz PRF 相關(guān)的機(jī)械偽影干預(yù)降至最低（補(bǔ)充圖 17d ），這不足以僅通過保形性而沒有強(qiáng)大的表面固定特性來實(shí)現(xiàn)（補(bǔ)充圖 17b，c ）（關(guān)于記錄的神經(jīng)信號(hào)中可視化的 tFUS 引起的偽影的詳細(xì)討論出現(xiàn)在補(bǔ)充說明 9 中）。綜上所述，結(jié)果強(qiáng)調(diào)了SMCA 傳感器平臺(tái)固有的強(qiáng)粘附性和形狀變形特性的共存對于實(shí)現(xiàn)與超聲調(diào)制相結(jié)合的皮質(zhì)活動(dòng)高保真監(jiān)測起著最重要的作用，從而增加了實(shí)現(xiàn)閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激的可能性（有關(guān)包括 SMCA 傳感器在內(nèi)的軟 ECoG 設(shè)備平臺(tái)的可能運(yùn)行機(jī)制以及材料功能和神經(jīng)信號(hào)傳導(dǎo)性能之間的相關(guān)性的討論，請參見補(bǔ)充圖 18 和補(bǔ)充說明 10 ）。
圖 5：tFUS 誘導(dǎo)的體內(nèi)實(shí)時(shí)癲癇發(fā)作控制與 HFO 檢測觸發(fā)的前尖峰波刺激。接下來，研究了 SMCA 傳感器與定制 tFUS 刺激相結(jié)合的神經(jīng)記錄性能，并研究了在清醒動(dòng)物中采用治療方案來監(jiān)測和治療癲癇發(fā)作。為了更好地在自由活動(dòng)的動(dòng)物中使用便攜式雙向神經(jīng)接口平臺(tái)，設(shè)計(jì)了一種定制的頭置系統(tǒng)，該系統(tǒng)結(jié)合了 tFUS 換能器和植入式 SMCA 傳感器（補(bǔ)充圖 22 和補(bǔ)充說明 12 ）。在該系統(tǒng)中，將由癲癇發(fā)作前的 HFO 檢測確定的反應(yīng)性 tFUS 刺激設(shè)置為在發(fā)作前針對海馬區(qū)域的右側(cè) CA3 區(qū)。通過這種方法，我們的定制系統(tǒng)精確預(yù)測了隨后的癲癇發(fā)作棘波并適當(dāng)?shù)貓?zhí)行了主動(dòng)治療措施（圖 5b ）。我們采用 40 Hz PRF 的 tFUS 方案作為治療試驗(yàn) 42， 應(yīng)用于清醒的癲癇動(dòng)物（有關(guān) tFUS 方案的基本原理和刺激脈沖工程的詳細(xì)信息，請參見補(bǔ)充圖 23 和補(bǔ)充說明 13 ）。因此，無論是否進(jìn)行連續(xù) tFUS 神經(jīng)刺激干預(yù)，清醒癲癇大鼠的 SMCA 傳感器神經(jīng)記錄性能都能穩(wěn)定維持（圖 5c、d ）（有關(guān)系統(tǒng)設(shè)置和體內(nèi)實(shí)驗(yàn)程序的詳細(xì)信息，請參閱補(bǔ)充圖 24 和 25 ）。在所有通道的代表性時(shí)間軌跡中，從同一癲癇動(dòng)物記錄的原始信號(hào)，我們觀察到，在 tFUS 刺激的癲癇發(fā)作（稱為 tFUS）期間，從癲癇發(fā)作前的 HFO 檢測時(shí)刻開始的 3 分鐘刺激，癲癇棘波的幅度和持續(xù)時(shí)間顯著減少，刺激方案為 40 Hz PRF 和 5% 占空比（圖 5d ，上圖），與 tFUS 情況之前同一時(shí)間段的假性癲癇發(fā)作（稱為假性癲癇）期間的發(fā)作波相比（在檢測到 HFO 后 3 分鐘內(nèi)沒有神經(jīng)刺激進(jìn)行記錄）（圖 5c ，上圖）。與癲癇發(fā)作時(shí)期記錄的電生理活動(dòng)相對應(yīng)，靠近 tFUS 神經(jīng)刺激點(diǎn)（第 9 章）的 SMCA 傳感器陣列中通道電極的歸一化功率譜圖支持了 tFUS 神經(jīng)刺激的在線癲癇抑制效果（圖 5c、d ，下圖）。值得注意的是，在腦活動(dòng)的任何頻帶（包括對應(yīng)于癲癇抑制方案 PRF 的 40 Hz）中均未出現(xiàn) tFUS 偽影干擾，這再次凸顯了我們 SMCA 傳感器平臺(tái)抗超聲偽影的神經(jīng)信號(hào)傳導(dǎo)性能，使我們能夠評估神經(jīng)刺激方案的有效性。 在此前提下，從不受偽影影響的功率譜圖來看，治療結(jié)果表明，異常神經(jīng)活動(dòng)的趨勢得到了 tFUS 神經(jīng)刺激控制方案的有效抑制，而不是像假手術(shù)病例中那樣隨著時(shí)間的推移而自然鎮(zhèn)靜（圖 5c ，下圖）（有關(guān)單通道 tFUS 調(diào)節(jié)癲癇發(fā)作活動(dòng)的控制研究以及主要癲癇發(fā)作期神經(jīng)記錄的時(shí)空模式，請參見擴(kuò)展數(shù)據(jù)圖 2 ，詳情見補(bǔ)充說明 14 和 15 ）。此外，對多個(gè)動(dòng)物受試者累積研究了 40 Hz PRF 刺激對癲癇發(fā)作的控制效果，以評估 tFUS 神經(jīng)刺激方案的平均功效并確定其對個(gè)體體內(nèi)模型的預(yù)后差異。根據(jù)從所有假手術(shù)和 tFUS 病例對的平均大腦活動(dòng)主頻帶分類的一系列二維 z 分?jǐn)?shù)地形圖表明，在將由 HFO 檢測觸發(fā)的 tFUS 神經(jīng)刺激應(yīng)用于右側(cè) CA3 區(qū)域后（圖 5f ），與假手術(shù)病例相比（圖 5e ），從 delta（1-4 Hz）到 beta（13-30 Hz）振蕩的振蕩功率和持續(xù)時(shí)間在兩個(gè)半球區(qū)域中均受到很大抑制。每個(gè)平均振蕩功率密度值還表明，與同一時(shí)間間隔內(nèi)的假手術(shù)病例相比，在 tFUS 刺激期間從 delta 到 beta 頻帶的振蕩能量受到很大抑制（圖 5g-j ）。這些結(jié)果一致表明，40 Hz PRF 協(xié)議降低了發(fā)作振蕩的幅度和癲癇樣多動(dòng)的持續(xù)時(shí)間，成功驗(yàn)證了其在線治療效果。
圖 6：帶有 SMCA 傳感器監(jiān)測反饋的 tFUS 劑量調(diào)節(jié)的閉環(huán)癲癇控制系統(tǒng)。總的來說，基于通過 SMCA 傳感器進(jìn)行的精確 HFO 檢測，在我們的閉環(huán)系統(tǒng)中，采用默認(rèn)協(xié)議（空間峰值時(shí)間平均強(qiáng)度 (I spta ) 為 0.05 W cm ?2 和空間峰值脈沖平均強(qiáng)度 (I sppa ) 為 1 W cm ?2 ），tFUS 神經(jīng)刺激可以有效控制誘發(fā)的癲癇振蕩（擴(kuò)展數(shù)據(jù)圖 3 和補(bǔ)充說明 17 ）。對于默認(rèn)設(shè)置無法解決的更多不良情況，我們還演示了兩種類型的閉環(huán)?！癆”模式和“B”模式閉環(huán)的代表性示例說明了通過 I spta 或 I sppa 調(diào)制的三級(jí) tFUS 協(xié)議控制癲癇（圖 6c、e ）。在從位于后頂葉皮質(zhì)的通道記錄的放大輪廓的詳細(xì)神經(jīng)活動(dòng)軌跡中，可以在三級(jí)閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激下，在從癲癇發(fā)作前（或發(fā)作間期）（階段 I）振蕩到癲癇發(fā)作期再到基線恢復(fù)范圍的各個(gè)神經(jīng)波形上索引閉環(huán)序列的五個(gè)不同階段（圖 6d、f ）。在這兩種情況下，誘發(fā)的癲癇發(fā)作模型都是頑固型，在默認(rèn)設(shè)置（階段 II）下的初始神經(jīng)刺激試驗(yàn)（劑量 1）無法緩解，導(dǎo)致劑量增加。雖然隨后的 I spta 和 I sppa 調(diào)節(jié)（劑量 2）肯定有效，但仍然觀察到相當(dāng)大的發(fā)作波幅度和持續(xù)時(shí)間（階段 III）。 另一個(gè)劑量增量（劑量 3）最終導(dǎo)致殘留癲癇樣放電（IV 期）完全緩解（有關(guān)閉環(huán) I spta 或 I sppa 劑量調(diào)節(jié) tFUS 癲癇發(fā)作抑制的詳細(xì)描述，請參閱補(bǔ)充說明 18 和 19 ）。相應(yīng)的功率譜圖也支持劑量調(diào)節(jié)閉環(huán)系統(tǒng)可有效抑制不同類型的隨機(jī)癲癇發(fā)作。閉環(huán)系統(tǒng)中使用的 tFUS 方案的最大強(qiáng)度滿足 tFUS 刺激生物物理安全的最新指南 43 ，誘導(dǎo)組織溫度升高低于 2°C，被認(rèn)為是安全的并且不太可能導(dǎo)致組織損傷問題（補(bǔ)充圖 27 ）。我們使用的最強(qiáng)烈的聲波也被證實(shí)沒有不良的血腦屏障（BBB）開放問題（有關(guān) BBB 開放驗(yàn)證測試的詳細(xì)信息，請參閱補(bǔ)充圖 28 和補(bǔ)充說明 20 ）。除了單通道驅(qū)動(dòng)的神經(jīng)信號(hào)軌跡外，SMCA 傳感器陣列還獲得了 tFUS 調(diào)控的癲癇抑制全序列中三種神經(jīng)動(dòng)力學(xué)時(shí)空振幅地形圖數(shù)據(jù)（擴(kuò)展數(shù)據(jù)圖 4 和圖 5 、補(bǔ)充說明 21 和視頻 6 ）。值得注意的是，SMCA 傳感器中多電極陣列記錄的癲癇發(fā)作尖峰清楚地表明神經(jīng)信號(hào)中沒有電干擾，這得到了來自信號(hào)源附近通道的時(shí)間延遲發(fā)作峰值的支持（補(bǔ)充圖 26 ）。 閉環(huán) tFUS 癲癇抑制的案例研究包括一個(gè)癲癇模型，該模型具有重復(fù)的徑向動(dòng)力學(xué)，由位于后頂葉皮層的通道觸發(fā)，該通道可能被視為癲癇源（第 13 章）并擴(kuò)散到整個(gè)右半球區(qū)域（圖 4 、擴(kuò)展數(shù)據(jù)圖 5 和補(bǔ)充視頻 7 ）。在三級(jí)閉環(huán) tFUS 時(shí)期，彩色圖中電癲癇發(fā)作活動(dòng)的二維地形圖也顯示出其最強(qiáng)烈水平（代表峰 *1 至 *3，II 期）幾乎不受劑量 1 方案的影響，癲癇發(fā)作強(qiáng)度和振蕩頻率呈逐漸衰減趨勢，但劑量 2 方案保持了其特征性的傳播模式，劑量 3 方案抑制了殘余發(fā)作波（代表峰 *8，IV 期）（有關(guān)閉環(huán) I spta 調(diào)節(jié)癲癇發(fā)作抑制發(fā)作期間時(shí)空電圖神經(jīng)動(dòng)力學(xué)的連續(xù)地形剪輯，請參見補(bǔ)充視頻 6 ）。關(guān)于有效抑制各種癲癇樣放電和來自個(gè)體動(dòng)物的每個(gè)癲癇發(fā)作案例中涉及的不同發(fā)作動(dòng)力學(xué)的此類信息性發(fā)現(xiàn)被清晰地可視化。
由于對難治性癲癇治療機(jī)制的理解不完全，導(dǎo)致傳統(tǒng)藥物療效低下。為了解決這個(gè)問題，人們一直致力于開發(fā)針對藥物抵抗性癲癇發(fā)作的組織部位特異性神經(jīng)刺激工具，包括深部腦刺激和迷走神經(jīng)刺激。 然而，此類方法存在與侵入性電刺激不穩(wěn)定性相關(guān)的問題。經(jīng)顱聚焦超聲 (tFUS) 因其無炎癥和長期穩(wěn)定的刺激以及高空間分辨率而顯示出對藥物抵抗性癲癇發(fā)作的有效抑制作用。然而，迄今為止報(bào)道的臨床前和臨床試驗(yàn)使用固定的 tFUS 協(xié)議，在確定患者特定神經(jīng)刺激參數(shù)方面進(jìn)展有限。此外，盡管先前的轉(zhuǎn)化研究證明了采用固定方案的 tFUS 刺激對動(dòng)物模型中的癲癇發(fā)作具有抑制作用，但這些研究僅在麻醉或癲癇行為癥狀相對輕微的清醒動(dòng)物中進(jìn)行了驗(yàn)證，而沒有考慮神經(jīng)活動(dòng)的狀態(tài)。我們需要一個(gè)閉環(huán)系統(tǒng)，能夠根據(jù)癲癇發(fā)作的嚴(yán)重程度， 通過刺激工具上準(zhǔn)確的神經(jīng)生理反饋來識(shí)別，從而設(shè)置最佳治療方案。在這方面，具有適形接觸、 牢固固定和在生物-非生物界面機(jī)械適應(yīng)性的軟腦裝置對于早期檢測致癇組織產(chǎn)生的高頻振蕩（HFOs）（80-500 Hz）以及向閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激系統(tǒng)提供持久的神經(jīng)生理反饋至關(guān)重要。尤其是微皮層電圖（ECoG）設(shè)備在電神經(jīng)信號(hào)傳導(dǎo)方面具有高保真度和高時(shí)空分辨率，由于其高頻容量和大面積覆蓋，使其非常適合此類用途。然而，典型的基板和/或封裝材料（例如厚聚酰亞胺（PI）和熱生長二氧化硅（SiO 2 ））本質(zhì)上具有較高的剛度和較差的形狀適應(yīng)性 ， 導(dǎo)致皮質(zhì)表面的卷積結(jié)構(gòu)接觸不均勻。具有可溶解基板的超薄網(wǎng)狀設(shè)備可以在提高信號(hào)質(zhì)量的同時(shí)提供腦部適形性，但由于腦脊液和組織的微運(yùn)動(dòng)，它們對微型目標(biāo)組織點(diǎn)的感測位置精度可能受到限制。現(xiàn)有的接口裝置與腦組織的結(jié)合強(qiáng)度較低 ， 也容易受到超聲波的影響，因?yàn)閭鬟f聲壓的神經(jīng)調(diào)節(jié)超聲會(huì)產(chǎn)生與振動(dòng)相關(guān)的機(jī)械噪聲。這給腦集成電極裝置的神經(jīng)信號(hào)反饋帶來了挑戰(zhàn)，并且由于源自超聲誘導(dǎo)的振蕩的電偽影干預(yù)，無法實(shí)現(xiàn)最佳的閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激。因此，需要即使在曲面上也具有強(qiáng)大的組織粘附性和順應(yīng)性的軟腦接口材料， 以實(shí)現(xiàn)與超聲刺激耦合的對偽影不敏感的神經(jīng)裝置。在本文中，作者報(bào)告了一種用于閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激的可變形皮質(zhì)粘合劑 (SMCA) 傳感器（圖 1a ）。SMCA 傳感器由作為粘彈性水凝膠粘合劑的兒茶酚共軛海藻酸鹽 (Alg-CA)（補(bǔ)充圖 1a ）、 可拉伸的?。▇3 μm）16 通道微電極陣列和作為粘塑性自修復(fù)聚合物 (SHP) 基底的異佛爾酮雙脲官能化聚二甲基硅氧烷 (PDMS-IU)（補(bǔ)充圖 1b ）組成。我們表明，它能夠通過主動(dòng)形狀適應(yīng)和堅(jiān)韌的粘合性與嚙齒動(dòng)物大腦保形且牢固地固定（圖 1a 中的插圖）。 SMCA 傳感器的皮質(zhì)接口步驟（圖 1b 和補(bǔ)充說明 1 ）如下。首先，通過接觸處 Alg-CA 水凝膠的瞬時(shí)凝膠化實(shí)現(xiàn)牢固的組織粘附，這包括通過用膨脹的水凝膠填充界面微孔區(qū)域進(jìn)行保形接觸、組織-設(shè)備界面的腦模擬剛度匹配以及共價(jià)或非共價(jià)化學(xué)鍵的形成（補(bǔ)充圖 1c 和補(bǔ)充說明 1 ）。其次，貼片的形狀變形過程和完全的粘合劑凝膠化導(dǎo)致在皺紋皮質(zhì)上的保形接觸，這是SHP 基質(zhì)的粘塑性行為和膨脹的 Alg-CA 水凝膠的粘彈性的協(xié)同效應(yīng)。最后，無應(yīng)力生物電子接口涉及由于 SHP 基質(zhì)的動(dòng)態(tài)應(yīng)力松弛而有效耗散皮質(zhì)上變形引起的壓縮應(yīng)力能量。圖 1：用于超穩(wěn)定腦接口的 SMCA 傳感器可實(shí)現(xiàn)閉環(huán) tFUS 神經(jīng)治療。將微型 tFUS 換能器用于帶有顱內(nèi) SMCA 傳感器的清醒嚙齒動(dòng)物模型（圖 1c ）。為了實(shí)現(xiàn)用于閉環(huán)腦接口的便攜式頭置系統(tǒng)，使用三維打印支架將 tFUS 設(shè)備與植入式 SMCA 傳感器的適配器耦合（圖 1c 中的插圖）。通過這種方法，我們在麻醉動(dòng)物和清醒癲癇動(dòng)物的 tFUS 神經(jīng)刺激下展示了無偽影的 ECoG。（圖 1d ）。穩(wěn)定的神經(jīng)信號(hào)傳導(dǎo)性能使我們的平臺(tái)能夠作為慢性癲癇發(fā)作預(yù)測器并通過檢測高質(zhì)量的癲癇 HFO 來自動(dòng)觸發(fā)神經(jīng)刺激。我們還使用這些功能創(chuàng)建基于 tFUS 和 SMCA-ECoG 的閉環(huán)癲癇發(fā)作控制策略：由癲癇發(fā)作前的 HFO 檢測觸發(fā)的 tFUS 啟動(dòng)；在預(yù)定時(shí)間間隔內(nèi)以初始劑量進(jìn)行持續(xù)神經(jīng)刺激；根據(jù)實(shí)時(shí)反饋對 tFUS 方案的修改，如果反饋表明抑制效果不足，則進(jìn)行修改；如果確定癲癇發(fā)作已被抑制，則終止 tFUS（圖 1e ）。我們在清醒嚙齒動(dòng)物中說明了我們的方法，突出了 SMCA 傳感器穩(wěn)定的閉環(huán)反饋性能。自發(fā)變形皮質(zhì)粘連
為了驗(yàn)證由粘彈性 Alg-CA 水凝膠（補(bǔ)充圖 2 和補(bǔ)充說明 2 ）和粘塑性 PDMS-IU SHP（材料選擇的理由在補(bǔ)充說明 3 中描述）組成的 SMCA 的腦接口功能，作為耐聲壓的軟貼片平臺(tái)，通過對照測試全面研究了其組織粘附性能和形狀適應(yīng)行為。與涂在 SHP 上的未改性 Alg 的粘附強(qiáng)度（例如，~12 kPa）（圖 2a ，紅色條）相比，Alg-CA 表現(xiàn)出對拉伸和剪切應(yīng)力的強(qiáng)組織粘附性（例如，拉伸試驗(yàn)為 17.4 kPa，搭接剪切試驗(yàn)為 23.9 kPa）（藍(lán)色條），源于兒茶酚基團(tuán)的存在。特別是，Alg-CA 的高剪切粘附性對于實(shí)現(xiàn)植入裝置在大腦皮層上不分層至關(guān)重要，即使在超聲引起的機(jī)械振動(dòng)下也是如此。此外，為了驗(yàn)證楊氏模量為幾百 kPa 的粘塑性 SHP 對于穩(wěn)定腦接口的重要性，比較了涂覆在其他剛性或彈性基底材料（即 PI 或聚二甲基硅氧烷 (PDMS)）上的 Alg-CA 的粘附強(qiáng)度（圖 2b ）。正如預(yù)期的那樣，Alg-CA 在硅氧烷基可拉伸材料（例如 PDMS 或 SHP）上的剪切粘附強(qiáng)度明顯高于在傳統(tǒng)柔性基底（即具有 GPa 級(jí)機(jī)械模量的剛性 PI 板）上的剪切粘附強(qiáng)度（圖 2b ）。 應(yīng)當(dāng)注意，這些結(jié)果是在實(shí)驗(yàn)環(huán)境下確定的，其中每個(gè)基底固定在剛性背襯膜（例如，聚對苯二甲酸乙二醇酯（PET））上，以驗(yàn)證涂在聚合物基底上的組織界面水凝膠本身的粘合強(qiáng)度，這可能無法反映導(dǎo)致整個(gè)軟裝置貼片變形的體內(nèi)機(jī)械動(dòng)態(tài)環(huán)境。因此，我們在沒有背襯膜的情況下進(jìn)行了額外的粘附測試，以研究基底材料對組織粘附功能的影響（圖 2c ）。在對涂在 SHP 上的 Alg-CA（例如，SMCA 膜）的末端施加剪切應(yīng)力時(shí)，粘塑性基底（補(bǔ)充圖 4a ）被有效拉伸至其初始長度的 860％，驗(yàn)證了 SMCA 貼片通過結(jié)合高斷裂韌性和強(qiáng)粘附性實(shí)現(xiàn)的最大化組織粘附性能（圖 2c ，藍(lán)色和補(bǔ)充圖 3 ，底部照片）。相比之下，其他薄膜，例如 SHP 上的 Alg（圖 2c ，紅色，以及補(bǔ)充圖 3 ，頂部照片）或 PDMS 上的 Alg-CA（綠色，以及補(bǔ)充圖 3 ，中間照片），具有相對較低的韌性值和拉伸性（例如，Alg/SHP 為 78%，Alg-CA/PDMS 為 109%）。此外，SMCA 薄膜隨時(shí)間表現(xiàn)出顯著的應(yīng)力松弛行為，表明其典型的粘塑性（圖 2d ，藍(lán)色，補(bǔ)充圖 4 和 5 以及補(bǔ)充說明 4 ）。然而，Alg-CA/PDMS 薄膜在施加應(yīng)變后具有恒定的應(yīng)力（綠色，補(bǔ)充圖 4 和 5 以及補(bǔ)充說明 4 ）。在定性測試中，SMCA 薄膜高達(dá) 600% 的優(yōu)異拉伸性也使其在濕腦組織上具有很強(qiáng)的粘附性能（圖 2e ，下圖），而 Alg-CA/PDMS 薄膜表現(xiàn)出機(jī)械故障（中間照片），Alg/SHP 薄膜很容易從腦組織上脫落（上圖）。SMCA 最大化腦粘附性的所有結(jié)果一致證明了基于可逆氫鍵的高韌性粘塑性基質(zhì)和動(dòng)態(tài)應(yīng)力耗散與通過組織特異性化學(xué)鍵牢固附著的粘彈性粘合劑之間的協(xié)同效應(yīng)。圖 2：SMCA 的腦接口功能。我們還研究了 SMCA 貼片的無應(yīng)力形狀自適應(yīng)特性（有關(guān) SMCA 形狀變形行為驅(qū)動(dòng)源的推理，請參見補(bǔ)充說明 5 ）。根據(jù)有限元分析（FEA），SMCA 薄膜可以很好地填充彎曲物體（例如腦皺紋）的空隙空間，并減輕變形引起的應(yīng)力（補(bǔ)充圖 4b 和 5 ），而 PDMS 不僅無法與曲率共形接觸，而且無法在界面平面處松弛應(yīng)力（圖 2f ，F(xiàn)EA 分析方法的詳細(xì)信息在補(bǔ)充說明 6 中描述）。與計(jì)算模型相對應(yīng)，在使用牛腦組織的離體試驗(yàn)中也觀察到了 SMCA 薄膜的自發(fā)形狀變形特性（圖 2g 和補(bǔ)充視頻 1 ）。雖然 Alg-CA/PDMS 雙層膜沒有變形成腦皺紋（圖 2g ，頂部照片），但 SMCA 薄膜無需任何外部施加的驅(qū)動(dòng)力（例如，電磁場、壓力、熱能）即可自主變形為皮質(zhì)的凹曲，從而完全貼合表面輪廓（圖 2g ，底部照片）（有關(guān)結(jié)果的詳細(xì)討論，請參閱補(bǔ)充說明 7 ）。 確認(rèn)了與大腦接觸的熒光染料標(biāo)記雙層膜貼片（Alg-CA 為綠色標(biāo)簽，PDMS 和 SHP 為紅色標(biāo)簽）的橫截面照片（頂部）和三維（3D）共聚焦顯微鏡（底部）圖像（圖 2h 和補(bǔ)充圖 7 ），這驗(yàn)證了 SMCA 貼片的接觸能力，它不會(huì)在界面處產(chǎn)生空間空隙（圖。 2h ，右圖），而皮質(zhì)表面和 Alg-CA/PDMS 雙層之間存在較大的氣隙（圖 2h ，左圖）。組織附著的 SMCA 貼片中腫脹的 Alg-CA 的保濕性即使在離體條件下也能穩(wěn)定維持 7 天而沒有大量水分流失，這強(qiáng)烈表明 SMCA 傳感器可以通過 Alg-CA 界面層與皮質(zhì)長期整合在體內(nèi)充滿腦脊液的顱內(nèi)空間條件下（補(bǔ)充圖 8 ）。這些結(jié)果全面證明了我們的材料策略將具有軟流動(dòng)性和瞬時(shí)凝膠化的 Alg-CA 聚合物與具有熱塑性變形和有效應(yīng)變能量耗散的 PDMS-IU SHP 相結(jié)合，適用于生物相容性和腦接觸界面。SMCA 傳感器直接轉(zhuǎn)印工藝
除了源自粘塑性 SHP 的熱塑性的自發(fā)形狀變形性能之外，這種機(jī)械功能還可用于集成 SMCA 傳感器，該傳感器結(jié)合了新一類的印刷可拉伸電極裝置（圖 3a 和補(bǔ)充圖 9 ，參見方法中用于 SMCA 傳感器的超薄可拉伸多電極裝置的詳細(xì)制造過程）。可拉伸電子器件的非常規(guī)平臺(tái)有望以這樣的方式實(shí)現(xiàn)：即使沒有表面粘性，超薄和波浪結(jié)構(gòu)（~3μm）也可以直接轉(zhuǎn)移印刷到 SHP 基板上，方法是將設(shè)備的底部嵌入到 SHP 層的淺表面中，并將設(shè)備的錨定框架固定在溫和的壓力誘導(dǎo)形狀變形的基板中，該基板的熱塑性行為因更高的熱能而加速（圖 3b 和補(bǔ)充圖 6 ）。為了充分支持我們的假設(shè)，我們準(zhǔn)備了不同溫度（25、40 和 60°C）的轉(zhuǎn)印工藝。正如預(yù)期，SEM 圖像顯示熱塑性 SHP 在高溫下變形逐漸增強(qiáng)，這明顯驗(yàn)證了通過錨定和嵌入工藝實(shí)現(xiàn)的超薄電極直接轉(zhuǎn)印打印方法的可靠性（圖 3c ），而這在熱固性聚合物中是無法實(shí)現(xiàn)的。采用該方法，晶圓級(jí)批量生產(chǎn)的 SHP 打印多電極陣列（補(bǔ)充圖 9 ）在 0% 和 50% 應(yīng)變下均能確保較高的面積均勻性（圖 3d ）。 我們的直接轉(zhuǎn)印工藝還能使可拉伸電極的電阻（線性拉伸測試中高達(dá) 70% 的應(yīng)變，重復(fù)拉伸測試中 100 次循環(huán)中高達(dá) 35% 的應(yīng)變）和電化學(xué)阻抗（高達(dá) 50% 的應(yīng)變）值高度均勻（圖 3e-g ）。然后，我們通過輕松涂覆和脫水 Alg-CA 分散水溶液在電極陣列正面形成 Alg-CA 薄膜，完成了 SMCA 傳感器（補(bǔ)充圖 10 ）。水凝膠溶液很容易形成粘性干膜，只需將其整片涂覆在電極陣列正面，無需擔(dān)心相鄰?fù)ǖ乐g的電串?dāng)_，因?yàn)槿ベ|(zhì)子化的多糖水凝膠仍然具有高電阻。此外，使用離子導(dǎo)電粘合水凝膠作為生物界面層導(dǎo)致電容效應(yīng)（補(bǔ)充圖 11b ）導(dǎo)致電化學(xué)阻抗降低（補(bǔ)充圖 11a ），表明 Alg-CA 層本身可用作低阻抗涂層，而無需額外的微圖案化或納米結(jié)構(gòu)膜（例如，聚（3,4-乙撐二氧噻吩）-聚苯乙烯磺酸鹽（PEDOT：PSS），氧化銥（IrO x ）和氮化鈦（TiN））。因此，除了在組織-設(shè)備接觸處提供界面模量匹配（補(bǔ)充圖 2 ）和粘合功能（圖 2a-c ）之外，Alg-CA 水凝膠有望改善 SMCA 傳感器平臺(tái)的神經(jīng)信號(hào)傳導(dǎo)性能。圖 3：通過直接轉(zhuǎn)印工藝制作的可拉伸 ECoG 陣列。在體內(nèi)演示使用 SMCA 傳感器之前，先在離體牛皮質(zhì)上研究了其在腦內(nèi)的粘附情況（圖 3h-j ）。SMCA 傳感器被共形地安裝在不平整的皺紋皮質(zhì)表面，并自發(fā)變形為不同深度的各種山谷（圖 3h ）。可以清楚地證實(shí)，與裸露的 SHP 薄膜相比，超薄可拉伸電極陣列與網(wǎng)狀蛇形互連圖案的集成不會(huì)降低 SMCA 傳感器貼片的熱塑性或應(yīng)力松弛性能，從而導(dǎo)致皮質(zhì)接口裝置的超共形性（補(bǔ)充圖 12 ）。當(dāng)剪切應(yīng)力施加到 SMCA 傳感器時(shí)，這種組織粘附性能得以穩(wěn)定保持（圖 3i 和補(bǔ)充視頻 2 ）；此外，即使在水沖洗條件下，也證明了其強(qiáng)大的粘附性能（圖 3j 、補(bǔ)充圖 13 為擴(kuò)展序列圖像，補(bǔ)充視頻 3 展示了沖洗條件下粘附測試的完整序列）?？紤]到成功的體外演示，我們的 SMCA 傳感器非常適合實(shí)現(xiàn)終極腦機(jī)接口。tFUS 抗偽影神經(jīng)記錄
SMCA 傳感器專為自發(fā)適應(yīng)皮質(zhì)的 3D 曲線幾何和表面形態(tài)而設(shè)計(jì)，其形狀變形和組織粘附功能有望有助于在 tFUS 神經(jīng)刺激期間確保清晰的腦電活動(dòng)，而不會(huì)產(chǎn)生超聲引起的偽影，這是其他軟神經(jīng)裝置平臺(tái)無法實(shí)現(xiàn)的（圖 4a ）。為了證明我們的假設(shè)，我們準(zhǔn)備了一個(gè)急性體內(nèi)實(shí)驗(yàn)環(huán)境，研究了 SMCA 傳感器在 tFUS 超聲處理下的神經(jīng)信號(hào)穩(wěn)定性（實(shí)驗(yàn)裝置的細(xì)節(jié)在補(bǔ)充說明 8 中描述）。我們通過基線活動(dòng)的信號(hào)質(zhì)量和 tFUS 誘發(fā)的事件相關(guān)電位（ERP）展示了軟 ECoG 設(shè)備與超聲刺激相結(jié)合的定量神經(jīng)生理學(xué)性能。通過平均噪聲源的功率譜密度 (PSD) 來評估每個(gè)參數(shù)，噪聲源分別是 60 Hz 線路噪聲和 tFUS 定義的脈沖重復(fù)頻率 (PRF)，從多個(gè)動(dòng)物的神經(jīng)信號(hào)中提?。ㄓ嘘P(guān)急性體內(nèi)實(shí)驗(yàn)的詳細(xì)信息，請參閱方法 、補(bǔ)充圖 14 和表 1 ）。之前已報(bào)道過一種典型的 tFUS 方案，其 PRF 為 1 kHz，占空比為 50%，可用于引發(fā)神經(jīng)元反應(yīng) 40 ，這不僅因?yàn)樗鼙ＷC神經(jīng)激活作用，而且它的識(shí)別頻率與大腦活動(dòng)的主要范圍（大鼠為 0.1 至 600 Hz） 41 不同，在功率譜分析中，這很容易被視為 tFUS 引起的偽影（參見補(bǔ)充圖。 15 有關(guān)急性體內(nèi)超聲設(shè)置和神經(jīng)刺激方案的詳細(xì)信息）。圖 4：在麻醉嚙齒動(dòng)物模型中，與不同的腦接口材料相比，SMCA 傳感器在 tFUS 刺激下的急性體內(nèi)神經(jīng)記錄性能。顯然，使用 SHP、Alg/SHP 和 SMCA 的 ECoG 設(shè)備與 PDMS 以外的皮質(zhì)表面均可保形地適應(yīng)，這使我們推斷這種保形性源自 SHP 基底的形狀變形特性（圖 4b-e ）。與 SHP 基底上支撐的電極打印設(shè)備相比，基于 PDMS 的 ECoG 設(shè)備與皮質(zhì)之間的界面主要形成不透明的氣隙，因?yàn)橛捎谌狈π螤钸m應(yīng)性，即使在輕輕觸摸后設(shè)備的支撐貼片也不符合皮質(zhì)表面，這表明與傳統(tǒng)彈性體基底耦合而沒有自身組織保形性的軟 ECoG 設(shè)備無法形成均勻的接觸界面，即使小動(dòng)物的大腦與非人類靈長類動(dòng)物或人類相比，其腦溝和腦回的皮質(zhì)結(jié)構(gòu)不是很彎曲（圖 4b ）。非共形生物電子界面導(dǎo)致神經(jīng)信號(hào)衰減，可能是由于 60 Hz 的線路噪聲（圖 4f 和補(bǔ)充圖 16 ）。此外，這種不穩(wěn)定的組織界面導(dǎo)致 tFUS 超聲處理下原始神經(jīng)信號(hào)發(fā)生很大失真（下面的放大圖，圖 4f ）。另一方面，使用形狀變形 SHP 基板（包括 SMCA 傳感器）的軟 ECoG 設(shè)備平臺(tái)由于輕柔觸摸加速形狀變形，在短時(shí)間內(nèi)（1 分鐘內(nèi)）均勻地貼合皮質(zhì)的表面形貌，沒有任何空隙（圖 4c-e ）。打印在 SHP 基板上的 ECoG 設(shè)備表現(xiàn)出更好的基線信號(hào)質(zhì)量（圖 4c、g 和補(bǔ)充圖 16 ）。 具有流體材料特性和模量匹配能力的 Alg 水凝膠進(jìn)一步增強(qiáng)了腦適形性（圖 4d ）和基線穩(wěn)定性（圖 4h 和補(bǔ)充圖 16 ）。盡管相對于基線有令人滿意的改善，但 tFUS 引起的噪聲在神經(jīng)調(diào)節(jié)期間仍然有很大的干擾，這表明僅靠組織適形性無法完全防止機(jī)械偽影（圖 4g、h ，下圖放大圖）。在這方面，我們觀察到在適形固定在皮層的 SMCA 傳感器中，此類偽影得到了有效減少（圖 4e、i ）。除了由于與離子導(dǎo)電軟水凝膠極其共形的界面而實(shí)現(xiàn)的穩(wěn)定基線神經(jīng)記錄（圖 4i 和補(bǔ)充圖 12 和 16 ）之外，SMCA 傳感器在 tFUS 超聲處理下的連續(xù)神經(jīng)生理學(xué)能力還可以實(shí)現(xiàn)以來自靠近超聲視覺皮層的通道的特定 ERP 模式的方式監(jiān)測完整的 tFUS 調(diào)節(jié)神經(jīng)反應(yīng)（圖 4i ，放大圖）。多通道 ECoG 流的時(shí)間軌跡圖進(jìn)一步驗(yàn)證了在 Alg/SHP 設(shè)備和使用皮質(zhì)接口水凝膠層作為整體的 SMCA 傳感器中的電極之間沒有串?dāng)_問題 35 。為了進(jìn)一步定量支持 SMCA 傳感器在 tFUS 神經(jīng)刺激下前所未有的神經(jīng)生理穩(wěn)定性，我們分析了從上述四個(gè) ECoG 設(shè)備記錄的體內(nèi)神經(jīng)信號(hào)中 1 kHz PRF 超聲誘導(dǎo)偽影的 PSD（圖 4j ）。 考慮到神經(jīng)振蕩 41 的頻率范圍，如果在 tFUS 刺激期間 1 kHz 頻率的功率增加，則它被視為 tFUS 引起的偽影，而不是神經(jīng)信號(hào)。關(guān)于每個(gè) ECoG 平臺(tái)功率水平趨勢的代表性和統(tǒng)計(jì)結(jié)果清楚地支持了我們的假設(shè)（圖 4j 和補(bǔ)充圖 17 ）。沒有組織粘附功能的對照組顯然容易受到 tFUS 神經(jīng)刺激的影響（圖 4f-h 和補(bǔ)充圖 17a-c ）。相反，我們的 SMCA 傳感器有效地將 1 kHz PRF 相關(guān)的機(jī)械偽影干預(yù)降至最低（補(bǔ)充圖 17d ），這不足以僅通過保形性而沒有強(qiáng)大的表面固定特性來實(shí)現(xiàn)（補(bǔ)充圖 17b，c ）（關(guān)于記錄的神經(jīng)信號(hào)中可視化的 tFUS 引起的偽影的詳細(xì)討論出現(xiàn)在補(bǔ)充說明 9 中）。綜上所述，結(jié)果強(qiáng)調(diào)了SMCA 傳感器平臺(tái)固有的強(qiáng)粘附性和形狀變形特性的共存對于實(shí)現(xiàn)與超聲調(diào)制相結(jié)合的皮質(zhì)活動(dòng)高保真監(jiān)測起著最重要的作用，從而增加了實(shí)現(xiàn)閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激的可能性（有關(guān)包括 SMCA 傳感器在內(nèi)的軟 ECoG 設(shè)備平臺(tái)的可能運(yùn)行機(jī)制以及材料功能和神經(jīng)信號(hào)傳導(dǎo)性能之間的相關(guān)性的討論，請參見補(bǔ)充圖 18 和補(bǔ)充說明 10 ）。tFUS 控制癲癇發(fā)作前癲癇
考慮到 SMCA 傳感器具有抗 tFUS 偽影的神經(jīng)信號(hào)監(jiān)測性能，我們的材料合成和器件制造策略即使在長期顱內(nèi)植入后，也有望保持與正常和癲癇誘發(fā)腦組織的聲學(xué)透明接口。值得注意的是，準(zhǔn)確檢測癲癇發(fā)作前的 HFO 作為后續(xù)發(fā)作期的生物標(biāo)志物，可以瞬間觸發(fā)有效的神經(jīng)刺激，從而早期抑制癲癇發(fā)作。為此，我們研究了 SMCA 傳感器在清醒大鼠（該大鼠患有海人酸誘發(fā)癲癇）模型中的 HFO 記錄能力（圖 5a-d ）。通過 80 至 500 Hz 范圍內(nèi)的快速和短脈沖振蕩（圖 5a ，頂部和中間）和相應(yīng)的功率譜（圖 5a ，底部）確認(rèn)了原始皮質(zhì)活動(dòng)中包含的典型 HFO 信號(hào)，其信號(hào)質(zhì)量不會(huì)因長期植入而降低（有關(guān)詳情，請參閱補(bǔ)充圖 19 和 20 以及補(bǔ)充說明 11 ）。植入的 SMCA 傳感器不僅能夠進(jìn)行長期多通道 ECoG 記錄，還能驗(yàn)證其慢性生物相容性（擴(kuò)展數(shù)據(jù)圖 1 和補(bǔ)充圖 21 ）。對膠質(zhì)纖維酸性蛋白進(jìn)行染色以顯示其在星形膠質(zhì)細(xì)胞中的表達(dá)，以及代表小膠質(zhì)細(xì)胞中離子化鈣結(jié)合銜接分子 1 蛋白表達(dá)的 IBA-1，揭示了與假手術(shù)組相比，SMCA 傳感器在短期（4 周）和長期（24 周）內(nèi)均具有持續(xù)的生物安全性。圖 5：tFUS 誘導(dǎo)的體內(nèi)實(shí)時(shí)癲癇發(fā)作控制與 HFO 檢測觸發(fā)的前尖峰波刺激。接下來，研究了 SMCA 傳感器與定制 tFUS 刺激相結(jié)合的神經(jīng)記錄性能，并研究了在清醒動(dòng)物中采用治療方案來監(jiān)測和治療癲癇發(fā)作。為了更好地在自由活動(dòng)的動(dòng)物中使用便攜式雙向神經(jīng)接口平臺(tái)，設(shè)計(jì)了一種定制的頭置系統(tǒng)，該系統(tǒng)結(jié)合了 tFUS 換能器和植入式 SMCA 傳感器（補(bǔ)充圖 22 和補(bǔ)充說明 12 ）。在該系統(tǒng)中，將由癲癇發(fā)作前的 HFO 檢測確定的反應(yīng)性 tFUS 刺激設(shè)置為在發(fā)作前針對海馬區(qū)域的右側(cè) CA3 區(qū)。通過這種方法，我們的定制系統(tǒng)精確預(yù)測了隨后的癲癇發(fā)作棘波并適當(dāng)?shù)貓?zhí)行了主動(dòng)治療措施（圖 5b ）。我們采用 40 Hz PRF 的 tFUS 方案作為治療試驗(yàn) 42， 應(yīng)用于清醒的癲癇動(dòng)物（有關(guān) tFUS 方案的基本原理和刺激脈沖工程的詳細(xì)信息，請參見補(bǔ)充圖 23 和補(bǔ)充說明 13 ）。因此，無論是否進(jìn)行連續(xù) tFUS 神經(jīng)刺激干預(yù)，清醒癲癇大鼠的 SMCA 傳感器神經(jīng)記錄性能都能穩(wěn)定維持（圖 5c、d ）（有關(guān)系統(tǒng)設(shè)置和體內(nèi)實(shí)驗(yàn)程序的詳細(xì)信息，請參閱補(bǔ)充圖 24 和 25 ）。在所有通道的代表性時(shí)間軌跡中，從同一癲癇動(dòng)物記錄的原始信號(hào)，我們觀察到，在 tFUS 刺激的癲癇發(fā)作（稱為 tFUS）期間，從癲癇發(fā)作前的 HFO 檢測時(shí)刻開始的 3 分鐘刺激，癲癇棘波的幅度和持續(xù)時(shí)間顯著減少，刺激方案為 40 Hz PRF 和 5% 占空比（圖 5d ，上圖），與 tFUS 情況之前同一時(shí)間段的假性癲癇發(fā)作（稱為假性癲癇）期間的發(fā)作波相比（在檢測到 HFO 后 3 分鐘內(nèi)沒有神經(jīng)刺激進(jìn)行記錄）（圖 5c ，上圖）。與癲癇發(fā)作時(shí)期記錄的電生理活動(dòng)相對應(yīng)，靠近 tFUS 神經(jīng)刺激點(diǎn)（第 9 章）的 SMCA 傳感器陣列中通道電極的歸一化功率譜圖支持了 tFUS 神經(jīng)刺激的在線癲癇抑制效果（圖 5c、d ，下圖）。值得注意的是，在腦活動(dòng)的任何頻帶（包括對應(yīng)于癲癇抑制方案 PRF 的 40 Hz）中均未出現(xiàn) tFUS 偽影干擾，這再次凸顯了我們 SMCA 傳感器平臺(tái)抗超聲偽影的神經(jīng)信號(hào)傳導(dǎo)性能，使我們能夠評估神經(jīng)刺激方案的有效性。 在此前提下，從不受偽影影響的功率譜圖來看，治療結(jié)果表明，異常神經(jīng)活動(dòng)的趨勢得到了 tFUS 神經(jīng)刺激控制方案的有效抑制，而不是像假手術(shù)病例中那樣隨著時(shí)間的推移而自然鎮(zhèn)靜（圖 5c ，下圖）（有關(guān)單通道 tFUS 調(diào)節(jié)癲癇發(fā)作活動(dòng)的控制研究以及主要癲癇發(fā)作期神經(jīng)記錄的時(shí)空模式，請參見擴(kuò)展數(shù)據(jù)圖 2 ，詳情見補(bǔ)充說明 14 和 15 ）。此外，對多個(gè)動(dòng)物受試者累積研究了 40 Hz PRF 刺激對癲癇發(fā)作的控制效果，以評估 tFUS 神經(jīng)刺激方案的平均功效并確定其對個(gè)體體內(nèi)模型的預(yù)后差異。根據(jù)從所有假手術(shù)和 tFUS 病例對的平均大腦活動(dòng)主頻帶分類的一系列二維 z 分?jǐn)?shù)地形圖表明，在將由 HFO 檢測觸發(fā)的 tFUS 神經(jīng)刺激應(yīng)用于右側(cè) CA3 區(qū)域后（圖 5f ），與假手術(shù)病例相比（圖 5e ），從 delta（1-4 Hz）到 beta（13-30 Hz）振蕩的振蕩功率和持續(xù)時(shí)間在兩個(gè)半球區(qū)域中均受到很大抑制。每個(gè)平均振蕩功率密度值還表明，與同一時(shí)間間隔內(nèi)的假手術(shù)病例相比，在 tFUS 刺激期間從 delta 到 beta 頻帶的振蕩能量受到很大抑制（圖 5g-j ）。這些結(jié)果一致表明，40 Hz PRF 協(xié)議降低了發(fā)作振蕩的幅度和癲癇樣多動(dòng)的持續(xù)時(shí)間，成功驗(yàn)證了其在線治療效果。閉環(huán)劑量調(diào)節(jié)癲癇控制
雖然最佳選擇的 tFUS 方案可以作為有效抑制癲癇發(fā)作引起的不規(guī)則發(fā)作癥狀的關(guān)鍵因素，但由于難治性癲癇是一種以發(fā)作振蕩離散模式為特征的不可預(yù)見的疾病，具有固定方案的 tFUS 神經(jīng)刺激仍然僅限于個(gè)性化電療。考慮到這一關(guān)鍵挑戰(zhàn)，應(yīng)將閉環(huán)功能集成到雙向感知刺激系統(tǒng)中。在這方面，我們系統(tǒng)地設(shè)計(jì)了一個(gè)閉環(huán)框架，該框架能夠自適應(yīng)反饋控制與許多個(gè)案中的各種癲癇發(fā)作狀態(tài)相對應(yīng)的 tFUS 神經(jīng)刺激方案（圖 6a、b ）（閉環(huán)癲癇控制系統(tǒng)的設(shè)計(jì)和操作流程的細(xì)節(jié)在補(bǔ)充說明 16 中描述）。所提出的系統(tǒng)具有自主劑量調(diào)節(jié)功能，其獨(dú)特之處在于使用治療超聲的完整神經(jīng)反應(yīng)作為反饋參數(shù)，這是通過無偽影 SMCA 傳感器實(shí)現(xiàn)的。圖 6：帶有 SMCA 傳感器監(jiān)測反饋的 tFUS 劑量調(diào)節(jié)的閉環(huán)癲癇控制系統(tǒng)。總的來說，基于通過 SMCA 傳感器進(jìn)行的精確 HFO 檢測，在我們的閉環(huán)系統(tǒng)中，采用默認(rèn)協(xié)議（空間峰值時(shí)間平均強(qiáng)度 (I spta ) 為 0.05 W cm ?2 和空間峰值脈沖平均強(qiáng)度 (I sppa ) 為 1 W cm ?2 ），tFUS 神經(jīng)刺激可以有效控制誘發(fā)的癲癇振蕩（擴(kuò)展數(shù)據(jù)圖 3 和補(bǔ)充說明 17 ）。對于默認(rèn)設(shè)置無法解決的更多不良情況，我們還演示了兩種類型的閉環(huán)?！癆”模式和“B”模式閉環(huán)的代表性示例說明了通過 I spta 或 I sppa 調(diào)制的三級(jí) tFUS 協(xié)議控制癲癇（圖 6c、e ）。在從位于后頂葉皮質(zhì)的通道記錄的放大輪廓的詳細(xì)神經(jīng)活動(dòng)軌跡中，可以在三級(jí)閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激下，在從癲癇發(fā)作前（或發(fā)作間期）（階段 I）振蕩到癲癇發(fā)作期再到基線恢復(fù)范圍的各個(gè)神經(jīng)波形上索引閉環(huán)序列的五個(gè)不同階段（圖 6d、f ）。在這兩種情況下，誘發(fā)的癲癇發(fā)作模型都是頑固型，在默認(rèn)設(shè)置（階段 II）下的初始神經(jīng)刺激試驗(yàn)（劑量 1）無法緩解，導(dǎo)致劑量增加。雖然隨后的 I spta 和 I sppa 調(diào)節(jié)（劑量 2）肯定有效，但仍然觀察到相當(dāng)大的發(fā)作波幅度和持續(xù)時(shí)間（階段 III）。 另一個(gè)劑量增量（劑量 3）最終導(dǎo)致殘留癲癇樣放電（IV 期）完全緩解（有關(guān)閉環(huán) I spta 或 I sppa 劑量調(diào)節(jié) tFUS 癲癇發(fā)作抑制的詳細(xì)描述，請參閱補(bǔ)充說明 18 和 19 ）。相應(yīng)的功率譜圖也支持劑量調(diào)節(jié)閉環(huán)系統(tǒng)可有效抑制不同類型的隨機(jī)癲癇發(fā)作。閉環(huán)系統(tǒng)中使用的 tFUS 方案的最大強(qiáng)度滿足 tFUS 刺激生物物理安全的最新指南 43 ，誘導(dǎo)組織溫度升高低于 2°C，被認(rèn)為是安全的并且不太可能導(dǎo)致組織損傷問題（補(bǔ)充圖 27 ）。我們使用的最強(qiáng)烈的聲波也被證實(shí)沒有不良的血腦屏障（BBB）開放問題（有關(guān) BBB 開放驗(yàn)證測試的詳細(xì)信息，請參閱補(bǔ)充圖 28 和補(bǔ)充說明 20 ）。除了單通道驅(qū)動(dòng)的神經(jīng)信號(hào)軌跡外，SMCA 傳感器陣列還獲得了 tFUS 調(diào)控的癲癇抑制全序列中三種神經(jīng)動(dòng)力學(xué)時(shí)空振幅地形圖數(shù)據(jù)（擴(kuò)展數(shù)據(jù)圖 4 和圖 5 、補(bǔ)充說明 21 和視頻 6 ）。值得注意的是，SMCA 傳感器中多電極陣列記錄的癲癇發(fā)作尖峰清楚地表明神經(jīng)信號(hào)中沒有電干擾，這得到了來自信號(hào)源附近通道的時(shí)間延遲發(fā)作峰值的支持（補(bǔ)充圖 26 ）。 閉環(huán) tFUS 癲癇抑制的案例研究包括一個(gè)癲癇模型，該模型具有重復(fù)的徑向動(dòng)力學(xué)，由位于后頂葉皮層的通道觸發(fā)，該通道可能被視為癲癇源（第 13 章）并擴(kuò)散到整個(gè)右半球區(qū)域（圖 4 、擴(kuò)展數(shù)據(jù)圖 5 和補(bǔ)充視頻 7 ）。在三級(jí)閉環(huán) tFUS 時(shí)期，彩色圖中電癲癇發(fā)作活動(dòng)的二維地形圖也顯示出其最強(qiáng)烈水平（代表峰 *1 至 *3，II 期）幾乎不受劑量 1 方案的影響，癲癇發(fā)作強(qiáng)度和振蕩頻率呈逐漸衰減趨勢，但劑量 2 方案保持了其特征性的傳播模式，劑量 3 方案抑制了殘余發(fā)作波（代表峰 *8，IV 期）（有關(guān)閉環(huán) I spta 調(diào)節(jié)癲癇發(fā)作抑制發(fā)作期間時(shí)空電圖神經(jīng)動(dòng)力學(xué)的連續(xù)地形剪輯，請參見補(bǔ)充視頻 6 ）。關(guān)于有效抑制各種癲癇樣放電和來自個(gè)體動(dòng)物的每個(gè)癲癇發(fā)作案例中涉及的不同發(fā)作動(dòng)力學(xué)的此類信息性發(fā)現(xiàn)被清晰地可視化。結(jié)論
我們報(bào)道了一種用于閉環(huán) tFUS 神經(jīng)刺激的 SMCA 傳感器。該 SMCA 裝置采用層狀結(jié)構(gòu)，由離子導(dǎo)電且具有黏性的 Alg-CA 聚合物和粘塑性 SHP 組成。它能夠在彎曲的皮質(zhì)表面上呈現(xiàn)保形且穩(wěn)固的固定，即使在清醒嚙齒動(dòng)物自由活動(dòng)的 tFUS 神經(jīng)刺激下也能提供穩(wěn)定的 ECoG 信號(hào)監(jiān)測。尤其值得一提的是，我們的閉環(huán)癲癇治療系統(tǒng)通過 tFUS 劑量調(diào)節(jié)神經(jīng)刺激有效抑制了不規(guī)則發(fā)作波。此外，SMCA 傳感器陣列獲得的時(shí)空映射圖揭示了即使在聲波存在的情況下，tFUS 神經(jīng)刺激也能對與異常神經(jīng)活動(dòng)相關(guān)的受損組織部位產(chǎn)生積極影響。我們的 SMCA 平臺(tái)有望用于開發(fā)閉環(huán) tFUS 系統(tǒng)，該系統(tǒng)可以根據(jù)超聲刺激調(diào)節(jié)的完整腦活動(dòng)狀態(tài)，靈活地確定最佳操作。 參考文獻(xiàn)：Lee, S., Kum, J., Kim, S.et al.A shape-morphing cortex-adhesive sensor for closed-loop transcranial ultrasound neurostimulation.Nat Electron7, 800–814 (2024). https://doi.org/10.1038/s41928-024-01240-x 審核編輯 黃宇
聲明：本文內(nèi)容及配圖由入駐作者撰寫或者入駐合作網(wǎng)站授權(quán)轉(zhuǎn)載。文章觀點(diǎn)僅代表作者本人，不代表電子發(fā)燒友網(wǎng)立場。文章及其配圖僅供工程師學(xué)習(xí)之用，如有內(nèi)容侵權(quán)或者其他違規(guī)問題，請聯(lián)系本站處理。
舉報(bào)投訴
-
傳感器
+關(guān)注
關(guān)注
2567文章
53021瀏覽量
767753
發(fā)布評論請先 登錄
相關(guān)推薦
熱點(diǎn)推薦
如何使用雙通道肌肉神經(jīng)電刺激傳感器開發(fā)模塊
，通過該接口，可以使用 Arduino Due等外部微控制器板來生成不同的刺激模式并控制其操作的其他方面。每個(gè)神經(jīng)刺激的模塊都有兩個(gè)獨(dú)立的輸出通道，可用于交替收縮屈肌和伸肌或同時(shí)收縮各
發(fā)表于 03-22 17:49
經(jīng)顱直流電刺激技術(shù)介紹
經(jīng)顱直流電刺激技術(shù)介紹(長城電源技術(shù)_山西有限公司)-經(jīng)顱直流電刺激技術(shù)介紹，有需要的可以參考！
發(fā)表于 09-15 14:52
?11次下載
經(jīng)顱直流電刺激(tDCS)_在康復(fù)醫(yī)學(xué)中的應(yīng)用與發(fā)展
經(jīng)顱直流電刺激(tDCS)_在康復(fù)醫(yī)學(xué)中的應(yīng)用與發(fā)展(通信電源技術(shù)審稿費(fèi))-經(jīng)顱直流電刺激(tD
發(fā)表于 09-15 14:56
?7次下載
經(jīng)顱多普勒超聲是什么，做檢查時(shí)應(yīng)注意什么
在日常生活中，你是不是經(jīng)常出現(xiàn)頭暈、頭疼、乏力，久蹲時(shí)起立后頭暈，需要閉上眼幾秒鐘后才緩解，這些癥狀是否是腦供血不足呢?能不能做檢查呢?可以!經(jīng)顱多普勒超聲(TCD)可以完成相關(guān)檢查!什么是經(jīng)
發(fā)表于 12-03 10:54
?2267次閱讀
經(jīng)顱電刺激系列之高強(qiáng)度經(jīng)顱交流電刺激Hi-tACS
隨著TES技術(shù)臨床應(yīng)用的不斷深入，研究人員不斷探索出新的刺激方法來提高刺激聚焦性、刺激強(qiáng)度和刺激深度，目前涌現(xiàn)出來更多優(yōu)化的經(jīng)
經(jīng)顱電刺激系列之高精度經(jīng)顱電刺激HD-TES
傳統(tǒng)TES(經(jīng)顱電刺激)是一種通過頭皮電極向大腦施加微弱電流的非侵入神經(jīng)調(diào)控技術(shù),其原理是通過電流改變神經(jīng)元膜電位,增強(qiáng)或抑制特定腦區(qū)活動(dòng)。
經(jīng)顱電刺激系列之迷走神經(jīng)刺激（VNS）
VNS的起源可追溯到19世紀(jì)，詹姆斯·科寧受電療法啟發(fā)，首次提出通過電刺激迷走神經(jīng)治療癲癇的設(shè)想。雖當(dāng)時(shí)未成功，但為后續(xù)研究埋下種子。后續(xù)經(jīng)大量動(dòng)物實(shí)驗(yàn)和臨床探索，技術(shù)不斷成熟。1997年，美國
經(jīng)顱電刺激適應(yīng)癥系列之改善抑郁情緒
(ECT)雖具快速起效優(yōu)勢，但可能引發(fā)記憶損傷等認(rèn)知功能障礙在此背景下，經(jīng)顱電刺激技術(shù)因其非侵入性特征和神經(jīng)調(diào)節(jié)潛力受到關(guān)注。其中經(jīng)顱直流電
經(jīng)顱電刺激系列之相移經(jīng)顱交流電刺激Phase-shifted tACS
傳統(tǒng)tACS的瓶頸傳統(tǒng)經(jīng)顱交流電刺激（tACS）通過單頻正弦電流調(diào)節(jié)皮層興奮性，但其作用機(jī)制存在顯著局限：空間局限性：早期研究多聚焦于初級(jí)運(yùn)動(dòng)皮層（M1），通過運(yùn)動(dòng)誘發(fā)電位（MEPs）評估效果。對于
經(jīng)顱電刺激系列之otDCS 振蕩經(jīng)顱直流電刺激
傳統(tǒng)經(jīng)顱電刺激技術(shù)的局限性傳統(tǒng)的經(jīng)顱直流電刺激（tDCS）和
經(jīng)顱電刺激系列之調(diào)幅經(jīng)顱電刺激AM-tACS
調(diào)幅經(jīng)顱電刺激AM-tACS:突破傳統(tǒng)tACS的頻譜困局傳統(tǒng)tACS的偽影困境經(jīng)顱交流電刺激（t
經(jīng)顱電刺激系列之交叉短脈沖刺激 ISP
傳統(tǒng)經(jīng)顱電刺激的困境與ISP技術(shù)的誕生背景經(jīng)顱電刺激（TranscranialElectrica
閉環(huán) taVNS 刺激對中風(fēng)后上肢運(yùn)動(dòng)功能的改善治療
一、閉環(huán)taVNS技術(shù)概述經(jīng)皮耳迷走神經(jīng)刺激（taVNS）是一種非侵入性神經(jīng)調(diào)控技術(shù)，通過電刺激
經(jīng)皮神經(jīng)電刺激（TENS）之牙科疼痛治療
一.經(jīng)皮神經(jīng)電刺激TENS（機(jī)理）經(jīng)皮神經(jīng)電刺激（TranscutaneousElectrica
閉環(huán)經(jīng)皮耳廓迷走神經(jīng)刺激（taVNS）與 EEG、HRV 的技術(shù)融合
神經(jīng)調(diào)控技術(shù)的發(fā)展正朝著精準(zhǔn)化、個(gè)性化的方向邁進(jìn)，閉環(huán)系統(tǒng)作為其中的核心范式，通過實(shí)時(shí)監(jiān)測生理信號(hào)并反饋調(diào)節(jié)刺激參數(shù)，實(shí)現(xiàn)了對神經(jīng)活動(dòng)的動(dòng)態(tài)干預(yù)。經(jīng)
工商網(wǎng)監(jiān)
評論