【原】Nat Electron：神經(jīng)調(diào)控新突破！可使用微型植入物無(wú)線(xiàn)網(wǎng)絡(luò)進(jìn)行神經(jīng)記錄和刺激

brainnews 2021-10-03

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用于研究神經(jīng)系統(tǒng)的多通道電生理傳感器和刺激器通常基于單片微電極陣列，然而這種陣列架構(gòu)限制了電極放置和覆蓋到大量節(jié)點(diǎn)的靈活性（尤其跨越非連續(xù)位置時(shí)）。

來(lái)自美國(guó)布朗大學(xué)的研究人員報(bào)告了可以自主執(zhí)行神經(jīng)傳感和電刺激的無(wú)線(xiàn)聯(lián)網(wǎng)供電的電子微芯片“neurograins”，它有一條通向外部電信集線(xiàn)器的約 1GHz 電磁經(jīng)皮鏈路，可以在單個(gè)設(shè)備提供雙向通信和控制。

為了闡明該電極及記錄方法的潛力，研究人員表明48個(gè)“neurograins”可以分別在大鼠腦皮層表面安置并單獨(dú)用于神經(jīng)活動(dòng)的快速記錄；使用定制的時(shí)分多址協(xié)議，鏈路配置可以覆蓋到770個(gè)“neurograins”。上述研究成果于2021年8月12日發(fā)表在Nat Electron上。

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無(wú)線(xiàn)neurograin系統(tǒng)

圖1總結(jié)了用于上皮層ECoG記錄的neurograin系統(tǒng)的主要特征，其中無(wú)線(xiàn)通信兼容微電路（application specific integrated circuits，ASIC）在一個(gè)65nm射頻互補(bǔ)金屬氧化物半導(dǎo)體(CMOS)上實(shí)現(xiàn)，每個(gè)小芯片占用的總體積約為0.1mm3（圖1b）。

圖1a展示了用于外部集線(xiàn)器和neurograin整體之間的通信和近場(chǎng)電力收集的電磁接口，其中還顯示了額外的皮下諧振共面繼電器線(xiàn)圈，用于改善無(wú)線(xiàn)能量傳輸（wireless power transfer，WPT）效率。圖1c展示了包括專(zhuān)用遙測(cè)模塊在內(nèi)針對(duì)neurograin系統(tǒng)記錄和刺激版本的關(guān)鍵電子功能。

圖1 分布式獨(dú)立網(wǎng)絡(luò)無(wú)線(xiàn)neurograin系統(tǒng)

微植入物片上系統(tǒng)（System-on-chip）

圖2a中的顯微照片顯示了根據(jù)圖2b中所示的neurograin芯片的總體足跡和主要功能電路區(qū)域。neurograin小芯片的記錄和刺激功能共享一個(gè)公共的“RF接口”（圖2b中藍(lán)色箭頭指示的微電路，而紅色箭頭指示本案例中為微刺激設(shè)計(jì)的支電路）。

研究者使用二進(jìn)制相移鍵控(binary phase-shift keying，BPSK)調(diào)制進(jìn)行上行鏈路通信。調(diào)制器通過(guò)觸發(fā)調(diào)諧電容器來(lái)實(shí)現(xiàn)射頻反向散射。在確保其輸入阻抗的大小保持在恒定值的同時(shí)，通過(guò)選擇切換電容的值來(lái)最大化相位調(diào)制，以保持對(duì)芯片的穩(wěn)定供電。

圖2 neurograin芯片設(shè)計(jì)和無(wú)線(xiàn)電力和數(shù)據(jù)鏈

neurograin組合聯(lián)網(wǎng)

研究者采用了基于時(shí)分多址（time-division multiple access，TDMA）的網(wǎng)絡(luò)架構(gòu)，使用單載波頻率來(lái)實(shí)現(xiàn)與植入設(shè)備組合之間的周期性、計(jì)劃性通信。

在神經(jīng)假體應(yīng)用中，在最大化網(wǎng)絡(luò)節(jié)點(diǎn)數(shù)的同時(shí)有效利用有限通道帶寬至關(guān)重要，這也需要低延遲數(shù)據(jù)流功能。本文中，研究者比較了兩種不同的基于TDMA的方案：“自主”和“呼叫-響應(yīng)”。

圖3 在臺(tái)式機(jī)上進(jìn)行數(shù)據(jù)通信演示，空中的Tx和繼電器線(xiàn)圈之間的距離為8 mm

neurograin無(wú)線(xiàn)記錄和微刺激

研究者在工作臺(tái)（鹽水溶液）和用于神經(jīng)記錄和電微刺激的大鼠體內(nèi)模型中建立并評(píng)估了一個(gè)功能齊全的系統(tǒng)（如圖1所示），聚焦在“自主”TDMA網(wǎng)絡(luò)執(zhí)行。

對(duì)于多通道、組合神經(jīng)記錄，外部無(wú)線(xiàn)收集器接收作為T(mén)DMA數(shù)字流的神經(jīng)數(shù)據(jù)。在刺激模式下，收集器協(xié)調(diào)ASK-PWM下行鏈路以進(jìn)行空間-時(shí)間特定的微刺激。

圖4 neurograin系統(tǒng)在鹽水和大鼠活體模型中記錄和刺激

最佳性能無(wú)線(xiàn)電力鏈路的確定

為優(yōu)化外部收集器和neurograin空間分布集合之間的電磁數(shù)據(jù)和電力傳輸效率，研究者利用三線(xiàn)圈架構(gòu)進(jìn)行電感耦合。該線(xiàn)圈系統(tǒng)的設(shè)計(jì)約束，包括外部Tx線(xiàn)圈、植入的Tx尺寸匹配的繼電器線(xiàn)圈和片上接收器(Rx)微線(xiàn)圈，由高性能電磁仿真提供。

Tx和中繼線(xiàn)圈的幾何設(shè)計(jì)都可以看作是單位子線(xiàn)圈事實(shí)上的疊加，能夠線(xiàn)性或其他幾何區(qū)域擴(kuò)展以定制區(qū)域覆蓋，同時(shí)保持WPT效率。

圖5 無(wú)線(xiàn)效率特征

無(wú)線(xiàn)鏈路特定射頻能量吸收率
（specific absorption rate，SAR）評(píng)估

根據(jù)現(xiàn)行IEEE指南（以及相關(guān)的FDA聲明），10g組織在“閾值”平均10 W kg-1 SAR下，預(yù)計(jì)不會(huì)產(chǎn)生不利影響。應(yīng)用此標(biāo)準(zhǔn)，研究者的靈長(zhǎng)類(lèi)動(dòng)物線(xiàn)圈系統(tǒng)可以為當(dāng)前的ASIC傳輸足夠的功率，以運(yùn)行48.4%的橫向繼電器線(xiàn)圈區(qū)域，其中可以包括大約500個(gè)neurograins。

對(duì)于研究者實(shí)驗(yàn)?zāi)M的嚙齒動(dòng)物線(xiàn)圈和值，0.072W(18.6 dBm)的輸入功率將為繼電器線(xiàn)圈上的neurograins提供足夠的RF能量，等效峰值空間SAR為3.69 W kg-1。

結(jié) 論

研究者報(bào)道了一種可擴(kuò)展的、可植入的無(wú)線(xiàn)微傳感器和微刺激器網(wǎng)絡(luò)。每個(gè)亞毫米尺寸的硅芯片(0.1 mm³)或neurograin都在一個(gè)具有唯一ID的自主單元中整合了射頻能量收集、數(shù)據(jù)通信和記錄或刺激功能。

研究者設(shè)計(jì)了一種時(shí)分復(fù)用方法來(lái)構(gòu)建與外部無(wú)線(xiàn)收集器通信的空間分布式微傳感器系統(tǒng)。上述多通道系統(tǒng)能夠用于大鼠模型中體內(nèi)記錄皮層ECoG信號(hào)和皮層內(nèi)刺激神經(jīng)元微電路。

由于嚙齒動(dòng)物模型的頭部大小的限制，研究者只能植入48個(gè)neurograins，但該網(wǎng)絡(luò)方法有可能擴(kuò)展到770個(gè)節(jié)點(diǎn)。原則上，neurograin的SoC電路電子設(shè)計(jì)也可以移植到更深的亞微米CMOS工藝節(jié)點(diǎn)（例如22 nm節(jié)點(diǎn)），從而進(jìn)一步減小芯片體積。這可以為大量設(shè)備最低限度的侵入性植入提供途徑。

重要的是，該雙向無(wú)線(xiàn)通信方法適用于實(shí)時(shí)自適應(yīng)感知：也就是說(shuō)，專(zhuān)注于最直接參與底層生物電路信息交換的神經(jīng)細(xì)胞亞群。

參考文獻(xiàn)