新兴的生物电子医学领域致力于探索解读和调节体内电生理活动的方法，以达到靶器官的治疗效果。目前连接外周神经和肌肉的方法严重依赖导线，这给长期使用带来了诸多问题，而新兴的无线🛜方法则缺乏探测小直径神经所需的尺寸可扩展性。此外，传统的基于电极的技术缺乏以高空间分辨率记录神经信号的能力，也无法独立记录神经束内多个离散位置的信号。本文，我们展示了“神经尘埃”，这是一种无线🛜且可扩展的超声反向散射系统，用于为植入式生物电子器件供电并进行通信。我们表明，超声波能够有效地为组织中的毫米级设备供电；同样，利用反向散射的被动式无电池通信能够高保真地传输麻醉大鼠的肌电图 (EMG) 和神经电图 (ENG) 信号。这些结果凸显了基于超声波的神经接口系统在未来生物电子疗法发展中的潜力。
一、引言
近年来，技术进步与基础发现重新点燃了人们对可与外周神经系统交互的植入式系统的兴趣。利用外周神经刺激装置治疗睡眠呼吸暂停或帮助截瘫患者控制膀胱功能的早期临床成功，促使临床医生和科学家提出新的疾病靶点，范围从糖尿病到类风湿关节炎。生物电子医学领域的最新发展路线图强调，需要基于电极的新型记录技术，这些技术能够检测生理信号的异常并实时更新刺激参数。此类技术的关键特征包括：在单根神经上进行高达100通道的高密度稳定记录；无线🛜可植入模块，用于表征功能特异性神经与肌电信号；以及可扩展的设备平台，能够与小至100 μm或更细直径的特定神经及肌纤维对接。当前用于记录外周神经活动的方法未能达到这一目标；例如，袖套电极可提供稳定的慢性性能，但仅限于记录整条神经的复合活动。单芯束内电极可在单个神经束内多个位点记录，但无法在多个束内离散位点实现高密度记录。同样，表面肌电阵列可实现极高密度记录，但无法捕获深部或小肌肉的精细细节。最近，科学家已开发出可在啮齿动物和非人灵长类动物中实现无束缚记录的无线🛜装置，以及用于神经传感应用的毫米级集成电路。然而，大多数无线🛜系统采用电磁能量耦合与通信，当系统尺寸小于约5 mm时效率极低，因为组织内该尺度下射频波的耦合效率极低。进一步小型化可与小直径神经有效对接的无线🛜电子平台需要新的方法。
与电磁方式相比，超声为无线🛜供电和与亚毫米级植入装置通信提供了极具吸引力的替代方案。超声具有两大优势：第一，水中声速比光速低10^5倍，使得相似频率下波长更小，从而在较低频率下实现远优于射频波的空间分辨率；第二，超声能量在组织中的衰减远低于电磁辐射☢️，这不仅带来更高的穿透深度，也显著减少了因散射或吸收而引入组织的无用功率。事实上，在大多数频率和功率水平下，超声在人体中是安全的，这些限制已被明确界定，且超声技术早已用于诊断和治疗目的。粗略估算，使用超声时人体可允许的输入功率约为使用射频波时的72倍。
我们此前提出了“神经尘埃”超声反向散射概念，以利用超声的潜在优势，并从理论上证明，该系统在用于无线🛜电生理神经记录时可缩小至毫米以下尺度。在此，我们首次在实验上验证了神经尘埃系统在大鼠外周神经系统和骨骼肌中的体内应用，报告了来自坐骨神经的电神经图记录和来自腓肠肌的肌电图记录。神经尘埃系统由外部超声收发板组成，该收发板通过无线🛜方式为植入神经或肌肉的毫米级传感器供电并进行通信（图1A）。植入的微尘节点由压电晶体、单个定制晶体管和一对记录电极组成（图1B、1C及图S1）。
图1.神经尘埃系统概览 （A）外部换能器向体内远端的神经尘埃节点供电并与之通信。在定制收发板驱动下，换能器交替发射一系列脉冲为装置供电并监听被电生理信号调制的反射脉冲。 （B）神经尘埃节点锚定于麻醉大鼠坐骨神经上的照片，插图为带可选测试引线的节点。 （C）神经尘埃节点的组成：装置装配在柔性印刷电路板上，包括压电晶体、单个定制晶体管和一对记录电极。 （D）收发板由FPGA板、专用集成电路板和换能器连接板组成。
工作时，外部换能器交替执行以下操作：发射六组540 ns脉冲，每100 μs一次；然后监听反射脉冲。图2详细展示了整个发射、接收与重构事件序列（步骤A–H），该序列在运行过程中每100 μs重复一次。简而言之，外部换能器发射的超声能量脉冲作用于压电晶体，部分被反射回外部换能器；部分能量使压电晶体振动，晶体将超声波的机械功率转换成电功率供给晶体管。记录电极间的任何细胞外电压变化调制晶体管栅极，改变流经晶体管端子的电流，进而改变晶体振动及反射超声能量强度。反射超声脉冲的波形因此编码了植入电极所见的电生理电压信号，该信号可在体外重构。神经尘埃与其他最先进系统的性能规格对比如表1所示。
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图2.神经尘埃测量系统与无线🛜反向散射 （上）信息流示意图；（下）每一步信号的时间轨迹（参考左图）。该序列用于在某一时间点进行重建。（A） FPGA 生成触发信号以启动记录。（B）向神经尘埃微粒上的记录电极呈现细胞外电生理电位。（C）收发器板接收到来自 FPGA 的触发信号后，生成一系列发射脉冲。在发射周期结束时，ASIC 上的开关会断开发射模块并连接接收模块。（D）放大的发射脉冲序列，显示 1.85 MHz 的 6 个脉冲。（E）神经尘埃粒子的背向散射到达换能器的速度约为 2t Rayleigh。(F) 放大的反向散射波形，与 (E) 的时间对齐。请注意，与发射脉冲重叠的较大饱和信号是电馈通，因此被忽略。返回的反向散射脉冲可以在传输窗口（绿色框）之后看到。图 3 E 显示了反向散射脉冲的特写，并在文中进行了讨论。（G）这些背向散射脉冲经过滤波和整流，计算曲线下的面积以产生重建波形。（H）重建波形以 10 kHz 采样。重建波形的每个点都是通过计算每 100 μs 接收一次的相应反射脉冲的曲线下面积来计算的。
二、结果
2.1 可用商用元件组装毫米级记录植入物
装配过程（图S1A）显示，神经尘埃植入节点集成在50 μm厚聚酰亚胺柔性印刷电路板上，压电晶体（0.75 × 0.75 × 0.75 mm）与定制晶体管（0.5 × 0.45 mm）通过导电银浆贴附于板顶面，组件间用铝线键合与金导线连接。板底面裸露金记录垫（0.2 × 0.2 mm）间距1.8 mm，与神经或肌肉接触以记录电生理信号（图1C）。记录信号通过微过孔送至晶体管输入端。部分植入物还配备了0.35 mm宽、25 mm长的柔性引线（图S1B），用于同时测量压电晶体两端电压和直接有线测量电极对间细胞外电位（下文中称为“真实值”测量，作为超声重构数据的对照）。整个植入物以医用级紫外固化环氧封装，保护键合并实现绝缘。单个神经尘埃植入物尺寸约为0.8 × 3 × 1 mm（图1C、图S1）。此处植入物尺寸仅受限于商用聚酰亚胺背板技术，若采用更激进的装配技术，可将植入物缩小至接近压电晶体尺寸（约1 mm³）。
2.2 定制集成电路驱动外部收发板并实现低噪声询问
外部超声收发板（图1D）通过发射模式供电、接收模式接收反射信号，与神经尘埃节点通信。该系统为低功耗、可编程、便携式收发板，驱动商用外部超声换能器。驱动外部超声换能器的定制集成电路的详细信息已在别处发表。收发板在8.9 mm处形成去焦焦点（图3A）。XY截面声束图清晰展示了从近场到远场的传播过渡，最窄束位于瑞利距离（图3B）。换能器由峰-峰5 V、1.85 MHz信号驱动，实测去焦峰值稀疏压力14 kPa，机械指数0.01。去焦空间脉冲峰值平均强度与空间峰值时间平均强度分别为6.37 mW/cm²与0.21 mW/cm²（10 kHz脉冲重复），占FDA监管限值的0.0034%与0.03%。收发板可输出高达32 V峰-峰，输出压力随输入电压线性增加（图3C）。
图3.功率与反向散射 （A）去焦归一化峰值压力随距换能器表面距离变化，在1.85 MHz下于8.9 mm处聚焦。 （B）XY截面声束图及y=0处一维电压图，显示近场、瑞利距离及远场的束聚焦。 （C）换能器输出压力与输入电压线性关系（至32 V峰-峰）。 （D）神经尘埃节点剖面图。 （E）示例反向散射波形显示不同反射区域。波形两侧为来自非响应区域的反射，可作为参考；差分测量可消除整个结构相对于外部换能器的运动影响。 （F）水缸校准曲线显示噪声基底0.18 mVrms。 （G）换能器离轴电压与功率衰减一维图（瑞利距离处）。 （H）噪声基底随横向失准的变化遵循束图功率衰减。 （I）有效噪声基底随角度失准的下降图。角度失准导致束斑椭球畸变，增大焦斑半径，降低失准约束。
2.3 非压电晶体界面的反射为运动伪影与温度漂移提供内建参考
整个系统浸入定制水缸，使用六自由度平移旋转台进行表征。去离子水作为传播介质，声阻抗1.5 MRayls。系统校准中，用电流源通过浸于水缸的0.127 mm铂丝 (773000, AM Systems)施加不同电流密度，以模拟细胞外信号。神经尘埃节点置于两电极间电流路径中，电极间电位差用于模拟细胞外电生理信号。
询问时，外部换能器每100 μs发射六组540 ns脉冲（图2）。反射脉冲由同一收发板记录（图1A、1D）。接收到的反向散射波形呈现四个区域，分别对应四个界面反射（图3D、3E）：水-聚合物封装边界、压电晶体顶面、压电-PCB边界、PCB背面。压电晶体反射信号（第二区域）幅度随电极电位变化；其他界面反射不受电极电位影响。非响应区域的脉冲用作信号水平参考，使系统对运动或热致伪影具有鲁棒性。水缸中，系统对电极电位变化呈线性响应，噪声基底约0.18 mVrms（图3F）。系统动态范围受限于晶体管输入范围，大于500 mV。噪声基底随束功率下降而增加；0.7 mm失准使其加倍（n=5装置，图3H）。横向失准所致噪声基底上升是无束控系统神经记录的最大挑战。轴向上，节点将入射声功率以约25%效率转换为电功率。图3G绘制换能器离轴电压与功率衰减；图3I绘制有效噪声基底随角度失准变化。
2.4 可在啮齿动物体内无线🛜记录EMG与ENG
我们用神经尘埃系统记录麻醉成年Long-Evans大鼠腓肠肌的诱发EMG反应。节点置于暴露肌面，皮肤与结缔组织复位并缝合（图4A）。外部换能器距植入物8.9 mm（瑞利距离），使用超声耦合凝胶增强耦合。通过手动操控器对准，最大化压电晶体上测得电压。Ag/AgCl丝钩电极置于坐骨神经干远端约2 cm处，以200 μs脉冲每6 s刺激一次，记录刺激前后20 ms数据（图4B）。重构数据的功率谱密度（PSD）显示谐波（图4C）。连续记录30 min后数据质量无显著下降（图4D）。
图4.无束缚神经尘埃啮齿动物EMG （A）大鼠腓肠肌EMG记录体内实验设置；节点置于暴露肌面，伤口缝合。外部换能器耦合超声至节点，无线🛜数据记录并显示于笔记本📓。 （B）真实值与重构EMG信号对比，20 ms记录，刺激间隔6 s。 （C）EMG信号PSD显示107 Hz处真实值为4.29×10^4 μV²/Hz，重构数据为3.11×10^4 μV²/Hz，波形边缘产生谐波。 （D）无线🛜反向散射数据t=0 min与t=30 min匹配，R=0.901。
我们利用真实值与无线🛜反向散射获得EMG募集曲线，通过改变刺激幅度（图5A、5B）。无线🛜重构信号以10 kHz采样，有线真实值以100 kHz采样，噪声基底0.02 mV。饱和刺激幅度（100%）下两信号匹配R=0.795（图5C），差异在±0.4 mV内（图5D）。神经尘埃节点EMG响应宽度较真实值窄约1 ms，导致差异图最大误差（图5C、5D）。肌纤维反应发生在刺激后5 ms，持续5 ms。EMG峰-峰电压随刺激强度呈S型响应（图5E），误差条来自两只大鼠各刺激幅度十样本。神经尘埃节点可检测最小信号约0.25 mV，与水缸噪声基底测量吻合。
图5.无束缚神经尘埃啮齿动物分级EMG A）使用 PCB 上的电极以不同的刺激强度在体内记录不同强度的 EMG 信号。（B）通过微尘无线🛜记录了类似的梯度 EMG 反应。（C）响应饱和刺激幅度（100%）时，无线🛜背向散射数据的 EMG 信号地面真实值和重建与 R = 0.795 匹配（R = 0.60、0.64、0.67、0.92 分别代表 54%、69%、77%、89%）。（D）定量比较显示显著特征（阴影区域）的匹配度 <0.4 mV。(E) EMG 峰峰值电压与刺激强度呈现出预期的 S 形关系。
类似设置用于测量坐骨神经主干的ENG反应。坐骨神经由腘绳肌间暴露，节点缝合于神经外膜（图1B）。通过改变足底不锈钢针电极刺激电流幅度，获得真实值与无线🛜反向散射的分级响应（图6A、6B）。饱和刺激幅度（100%）下两信号匹配R=0.886（图6C），平均误差在±0.2 mV内（图6D）。ENG峰-峰电压呈S型响应，误差条同上。神经尘埃节点可检测最小信号仍为0.25 mV（图6E）。
图6.无束缚神经尘埃啮齿动物分级ENG （A）使用 PCB 上的电极以不同的刺激强度在体内记录不同强度的 ENG 信号。（B）通过微尘无线🛜记录了类似的梯度 ENG 响应。（C）在响应饱和刺激幅度（100%）下，从无线🛜背向散射数据重建的 ENG 信号与 R = 0.886 匹配（R = 0.822、0.821、0.69、0.918、0.87 分别代表 44%、61%、72%、83%、89%）。（D）定量比较显示显著特征（阴影区域）的匹配度 <0.2 mV。(E) ENG 峰峰值电压与刺激强度呈现出预期的 S 形关系。
三、讨论
近年来，神经记录技术在改善基于神经刺激的治疗及开发新的中枢与外周神经系统闭环神经调控疗法方面受到越来越多的关注。由于神经同时携带向多种靶器官的传出与传入信号，有效记录技术需具备高时空分辨率，以便在单根神经内多个离散位点进行记录。为使这些技术具备临床可行性，必须无束缚，以避免潜在感染及植入物在组织内微动引起的不良生物反应。
为解决这一问题，我们设计、制造并植入了一种无线🛜超声神经传感器与通信系统，可实现外周神经系统神经记录。在麻醉大鼠模型中，我们进行了急性记录，采集了坐骨神经主干的复合动作电位及腓肠肌诱发EMG。神经尘埃系统的性能与采用微电极和有线电子设备的传统电生理记录相当。
该技术的主要优势在于，与常规射频技术不同，超声系统可缩小至<100 μm尺寸（见补充信息），为植入式电子开辟了新路径。相关缩放分析已发表。简而言之，射频能量波长较长（毫米至厘米）且被组织高度吸收（导致组织升温并限制可输入植入物的总功率），物理上限制了射频接收器的小型化；超声系统在这两方面表现更佳，可实现极小接收器设计。此外，低功耗电子器件的极端小型化使有用记录电子器件可集成进如此小的封装。
若干技术挑战仍待解决。本研究所用功率水平受限于商用换能器规格；定制换能器将减小外部设备体积，降低噪声基底（在焦点处产生更高功率密度），并允许根据具体应用选择焦点深度。例如，带适当阻抗匹配的扁平低压电换能器可实现小型可穿戴神经尘埃收发板，适用于清醒行为啮齿动物神经生理学。此外，可穿戴电池供电多阵元阵列的开发将使超声束具备波束控制功能，带来以下优势：即便节点与外部换能器相对运动，也能保持节点在轴上，这是当前工作最大挑战；可通过电子方式扫描聚焦束以询问多个节点；术后节点位置调节更简便。收发驱动电子器件的进一步降噪也应有助于降低噪声基底（见实验程序）。上述改进均处于当前技术前沿；我们与其他研究人员最近已展示波束成形系统的理论与实验优势。
此外，计算出的缩放预测表明<500 μm尺度节点可行。为此，存在若干材料与微制造挑战：包括使用微制造背板、组件焊料微凸点装配（替代本文所用常规线键合），及采用薄膜封装（如聚对二甲苯）替代医用环氧。从PZT压电晶体向生物相容BaTiO₃单晶换能器的过渡也在进行中；这些进展将为神经尘埃记录的慢性研究铺平道路。
最后，鉴于该平台提供通用功率传输系统，基于尘埃节点电极电荷传递的神经刺激系统的设计与制造也在进行中。
3.1 神经尘埃节点装配
铅锆钛酸铅（PZT）片带约12 μm烧结银，切割至所需尺寸。PZT片与定制晶体管用1:1银环氧黏附于50 μm厚聚酰亚胺柔性PCB，150 °C固化10 min。晶体管用铝超声线键合至预设焊盘。为防止PZT因楔焊接触产生电荷积累，PZT上下电极在键合前放电至金属片。医用紫外固化环氧保护键合并绝缘，365 nm、92 mW/cm²紫外固化3 min。
3.2 水中装配的电学与超声表征
定制晶体管用精密电流计与直流电源测试。装配前用阻抗分析仪获得压电晶体阻抗图。记录垫在PBS中用电化学阻抗谱仪测量。换能器在定制水缸中用胶囊水听器与20 dB前置放大器校准输出压力与束图。超声功率传输与通信灵敏度在小型水缸中验证，换能器装于手动平移旋转台。节点轮廓用紫外激光刻在丙烯酸片上并用尼龙螺钉固定。电缆电容与寄生参数通过调整高阻探头串联电容校准。水缸电场由电流源通过两根0.127 mm铂丝施加不同电流密度产生。
3.3 收发板构成
收发板由QFN-64封装定制IC组成，实现1.8–32 V电荷泵效率33%，系统延迟20 ns，每发射周期耗能16.5 μJ。接收模式下，高压开关闭合，信号被片上放大28 dB。芯片输出由片外10 bit、100 MHz ADC数字化，经FPGA-USB模块传至笔记本📓。FPGA-USB模块也用于串行编程IC。
3.4 实验设置与手术程序
所有动物程序遵循加州大学伯克利分校动物护理与使用委员会规定。成年雄性Long-Evans大鼠用于所有实验。术前动物腹腔注射氯胺酮（50 mg/kg）与甲苯噻嗪（5 mg/kg）。手术区域剃毛清洗。EMG记录时，暴露约10×5 mm腓肠肌，节点置于肌面，复位组织并缝合。ENG记录时，坐骨神经由腘绳肌间暴露，节点接触神经外膜并以10/0显微缝合线固定。实验结束后动物安乐死。
使用隔离脉冲刺激器提供恒流刺激，单相双极脉冲宽2 ms，不同电流幅度。每实验记录十次刺激响应。FPGA-USB模块每6 s触发刺激器。EMG实验使用Ag-AgCl钩电极刺激坐骨神经干；ENG实验使用28G不锈钢针电极刺激足底。有线信号经电池供电差分放大器（增益100×，带通10 Hz–1 kHz）放大，以对侧足28G针电极为地参考，经多通道数字化仪100 kHz采样记录。
3.5 发射脉冲波形与数据采集
节点距换能器1瑞利距离（8.9 mm，对应5.9 μs传播时间）。每100 μs发射六周期1.85 MHz方波，峰-峰5 V（脉冲重复频率10 kHz）。发射脉冲宽3.3 μs，不与5.9 μs处首次采集电压重叠。首次反向散射（11.8 μs）持续3.3 μs，因此最大PRF（即采样率）约66 kHz。鉴于外周神经整体响应<1 kHz，选择10 kHz PRF以充分捕获动态。
为以1.85 MHz采样反向散射波形而不失真，片外ADC以50 MHz过采样，10 ms神经记录产生约8 Mbit数据，存于128 MByte DDR2 DRAM。原始波形经USB传至笔记本📓，同时用8位数字化仪记录以作比较。
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