脑机接口的开发进展表明，该技术有可能恢复、替代或增强各种疾病状态下丧失或受损的神经功能。现有的脑机接口依赖于侵入性外科手术或穿脑电极，这限制了该技术的应用范围和符合条件的患者数量。在这里，我们介绍了一种构建神经接口的新方法，它由可适形薄膜电极阵列和微创手术传输系统组成，共同促进了与大脑皮层表面大部分区域的双向通信（可同时进行记录和刺激）。我们展示了将包含 2000 多个微电极的可逆植入体同时快速输送到哥廷根小型猪大脑两半球多个功能区的安全性和可行性，无需开颅手术，每个通道的有效插入速度快于 40 毫秒，且不会损伤皮质表面。我们进一步展示了这一系统在高密度神经记录、聚焦皮层刺激和精确神经解码方面的性能。这种系统有望加速更好地解码和编码神经信号，并扩大神经接口技术的受益患者群体。
一、简介
脑-机接口技术已经显示出作为恢复、替代和增强因中风和脊髓损伤导致的瘫痪、失明以及某些形式认知损伤等情境下丧失或受损神经功能的系统的潜力。过去几十年中的多项创新推动了这些神经接口的潜能，包括应用神经科学和多通道电生理学领域的进步，数学和计算方法在神经解码中的应用，高效定制的电子产品和专用集成电路的开发，以及材料科学和设备封装技术。然而，这些系统的实际影响仍然有限，全世界只有少数患者通过临床试验接受了高度定制的接口。
为了使脑-机接口技术对大量患者产生有意义的临床影响，植入神经接口的外科手术应尽可能微创且可逆，避免损伤神经组织。先进的脑-机接口需要收集和处理大量神经数据，可能涉及多个脑区。因此，高密度微电极阵列正在取代更传统的宏观电极阵列，提供更小的特征尺寸和改善的空间分辨率。临床使用的系统还应在通道数量和植入速度方面展现出高度的可扩展性。组织损伤和总手术时间不能随着通道数量的增加而增加，因为当代的通道数量已经达到数千，随着该领域进一步的发展，这一数字可能会增加几个数量级。
穿透大脑的微电极阵列虽然为脑-机接口提供了高空间分辨率的记录，但这是以侵入性和随植入电极数量增加的组织损伤为代价的。目前尚不清楚涉及更柔软穿透电极的方法是否提供了实质上不同的权衡。因此，非穿透性皮层表面微电极代表了一种潜在的吸引人的替代方案，并构成了本文描述的系统的基础。实际上，皮质电图已经在多个应用中为脑-机接口的有效使用提供了高质量的信号，包括运动和言语神经假体。因此，更高空间分辨率的微-皮质电图代表了一种将最小侵入性与改善信号质量相结合的有前途的方法。
在这里，我们展示了一个模块化和高度可扩展的柔性薄膜微电极系统，该系统旨在用于在大脑皮层表面快速、微创地部署。我们描述了微电皮质电图（µECoG）阵列的制造和微创插入技术。我们通过在两侧大脑半球的新皮层多个区域，包括与视觉和体感功能相关的区域，同时植入数千个电极，来展示系统的实用性和体内性能。我们进一步展示了这些阵列用于当代脑-机接口所需的电生理功能，包括神经记录、皮层刺激和解码。该平台旨在通过以安全且高效的方式提供高级、高性能脑-机接口应用所需的微电极数量和空间密度，从而促进脑-机接口技术在人类临床上的使用，这种方式与经过验证且可靠的神经外科技术相兼容。
二、结果
2.1 系统概述
根据配置，该系统用于体内神经记录和刺激，包括一套模块化的薄膜微电极阵列，这些阵列设计用于通过一种新颖的“颅骨微缝”技术进行快速、微创的硬膜下植入。每个微电极阵列包含529个电极，直径从20到200微米不等，并连接到一个定制的硬件接口。在硬膜下植入阵列后，每个微电极阵列模块的连接电缆通过硬脊膜切口和颅骨微缝切口，根据需要在大头皮下隧道，并连接到一个个体头段。整个系统的配置如图1所示。
图1. 系统概述。这个示意图展示了如何通过第7层皮质接口获取神经活动并进行刺激。(a)一只哥廷根小型猪经历了颅骨微缝植入手术。(b和c)植入了一组硬膜下微电皮质电图阵列，总共包含超过2000个微电极，每个模块包含529个通道。(d)。在解剖示意图(b和c)中，硬膜下空间显示为蓝色，硬脊膜为紫色，颅骨为米色。最外层代表头皮。(e)一组200微米电极的详细图，以及示例刺激波形，以及整个阵列记录的刺激后活动。(f)一组20微米微电极的详细图，以及记录的神经活动的示例追踪。微电极阵列提供了多通道数据，这些数据在各种电生理学范式中被用来执行神经记录，包括自发的和刺激诱发的神经活动，以及跨多个功能脑区域的神经活动的解码和局部刺激。
2.2 电极阵列特性
在插入之前，所有微电极阵列都经过了彻底的特性分析。在组装之前，通过光学检查了微电极阵列-插接器组件的焊接、电缆和电极区域。铂金电极的阻抗谱（分别见图2a和2b的照片和显微照片）验证了电极面积与阻抗幅度之间的直接对应关系（图2b）。通过阻抗特性分析来自八个阵列的4,232个电极，评估了工艺产率，确认在优化后电极连通性大于93%。每种尺寸的电极也通过循环伏安法（CV）和电化学阻抗谱（EIS）进行了电化学特性分析。每种电极尺寸的EIS测量显示出随着电极尺寸减小，截止频率的典型正向偏移，1 kHz处的阻抗幅度也随着电极尺寸的减小而呈现出预期的上升趋势（图2b）。体内电极阻抗映射结果确认了电极产率和阻抗均匀性高（图2b，插图）。如预期，电极阻抗表现出对电极表面积的可预测依赖性，从20微米电极的平均497 kΩ到200微米电极的32 kΩ。我们系统的关键因素之一也是在植入过程中阵列的坚固性，通过植入前后阻抗比的变化显示阵列上几乎没有变化（图2c）。
图2. 电极特性分析。(a)单个阵列的照片，其中200、100、50和20微米电极分别用蓝色、紫色、粉色和橙色框出。(b)每种电极尺寸的体外电化学阻抗谱（EIS）谱，基于兰德尔电路的等效电路拟合。（插图）在1 kHz下测量的完整529通道阵列的体外（左）和体内（右）阻抗图，每种电极尺寸的显微镜图像作为参考。刺激和接地通道在图表中显示为空白。(c)体内和体外在1 kHz下阻抗比的地图，显示植入后阵列大部分区域的微小变化。
2.3 最小侵入性和速度
我们已经证明了使用一种新颖的、微创的“颅骨微缝”技术插入我们的高密度微电极阵列的安全性和可行性（图3）。该程序使用精密振荡刀片在颅骨上切出400微米宽的切口，切口角度与皮质表面相切，从而无需开颅孔或颅骨切开即可将我们的薄膜阵列插入硬膜下。为了验证该程序，我们在三只哥廷根小型猪上进行了越来越多的颅骨微缝插入（分别插入1、2和3个缝隙）。插入机制如图3a所示。颅骨和硬脊膜切口后的插入时间为20-40秒。对于一个包含529个微电极的单个阵列，这相当于在0.48平方厘米的皮质表面积上每个电极的平均插入速率小于40-80毫秒。
2.4 安全性和可逆性
在安乐死后的尸检中，检查了四个插入点，通过开颅手术评估阵列移除后皮质表面的组织损伤证据（植入的“逆转”）。阵列移除和死后开颅后的皮质表面示例图像如图3c所示。在阵列放置和移除后，软脑膜保持完整，我们在与阵列放置相对应的皮质表面没有发现组织破坏的宏观证据。
图3. 插入技术。(a) “颅骨微缝”插入技术的示意图，展示了基于薄膜的阵列被引导进入硬膜下空间的过程。首先做一个头皮切口，然后做一个颅骨切口，这两个切口的角度都与目标区域的大脑皮质表面相切；随后凝固并切开硬脊膜（未显示）。这些对齐切口的轨迹如图所示，以及一个安装在加固垫片上的电极阵列，通过颅骨缝隙进行硬膜下植入。垫片插入阵列背面的聚酰亚胺口袋中（顶部）。阵列-垫片组件被插入硬膜下空间（中间）。然后移除垫片，留下阵列在原位（底部）。(b) 术后内窥镜视图，展示了一个薄膜阵列在硬膜下放置后立即的情况，移除垫片后，可以看到电极尾端和轨迹通过颅骨缝隙进入硬膜下空间（B，从颅骨微缝内部看到的颅骨切口表面；D，硬脊膜下面；S，硬膜下空间；P，皮质表面的软脑膜；星号表示阵列的尾端，从微缝内部看宽度为5.49毫米）。(c) 与硬膜下阵列放置区域相对应的死后完整皮质表面的视图。虚线轮廓表示阵列移除前的位置（初级体感皮质）。(d) 术中荧光图像（背腹投影），显示四个529电极阵列放置到位，每个大脑半球两个。黑色箭头指示用于定位阵列的放射性不透明垫片。
2.5 模块性和可扩展性
如图4所示，制造的阵列便于对齐和模块化组装，因此可以将多个529电极模块连接起来，以相同的密度覆盖更大的皮质表面区域，而不会显著增加阵列插入的复杂性、风险或所需时间。也可以通过单个缝隙插入多个阵列。我们进行了双连接模块的体内插入（在0.96平方厘米的皮质表面积上覆盖1,058个通道），以及四连接模块的体外插入（每个覆盖1.92平方厘米的表面积的2,116个通道）。我们注意到，使用双连接模块将有效平均插入速率减半，以这种方式在体内实现了高达每个电极<20毫秒的有效速度。
我们还展示了同时与活体中新皮层的多个解剖和功能区域进行接口的能力，如图3d所示，通过体感诱发电位（图5e）确认，在体感皮质上进行双侧插入，并在图5a所示的模式图和通过视觉诱发电位（图5f）确认，在视觉皮质上进行额外插入。
图4. 模块性和可扩展性。多个529通道阵列的模块化配置可以构建。这里展示的是一个四连接的四个529电极模块的组装，带有一个口袋，用于同时植入覆盖1.92平方厘米皮质表面积的2116个微电极。比例尺：1毫米。
2.6 神经记录
植入的阵列用于多通道神经记录，使用了几种范式，捕捉自发的皮质电图活动（图5b）以及体感诱发电位（图5e）和视觉诱发电位（图5f）。
在记录自发的皮质活动期间，捕获并分析了多个3分钟的时段。获得了电皮质图，并在时间和频率域中进行了审查。代表时间轨迹和频谱图的示例显示在图5b-d中。
在同一会话中，跨越多个阵列和大脑的多个功能区域获得了诱发电位。在位于体感皮质的阵列中展示了基于阵列的健壮体感诱发电位，对应于后肢的触觉刺激（图5e），并且在位于视觉皮质的阵列中也获得了视觉诱发电位，这是在视网膜的时间同步光刺激后获得的（图5f）。
图5. 神经记录。(a) 哥廷根小型猪大脑的示意图，显示与硬膜下微电极阵列放置相对应的颜色编码区域。(b) 从突出显示的529通道模块中的样本通道记录的自发神经活动。(c) 示例记录轨迹，以及(d) 从右侧体感皮质阵列中的突出通道对应的示例频谱图。(e) 对应于左侧后肢触觉刺激的体感诱发电位。轨迹跨越1秒，最大峰到峰信号大约为80微伏。(f) 从左侧眼睛光刺激获得的视觉诱发电位。
2.7 神经解码
植入的阵列用于多通道神经记录，采用了多种范式，捕捉了自发的皮质电活动（图5b）以及体感诱发电位（图5e）和视觉诱发电位（图5f）。
在记录自发的皮质活动期间，捕获并分析了多个3分钟的时段。电皮质图在时间和频率域中被获取和审查。代表时间轨迹和频谱图的示例分别显示在图5b-d中。
在同一会话中，跨越多个阵列和大脑的多个功能区域获得了诱发电位。在位于体感皮质的阵列中展示了基于阵列的健壮体感诱发电位，对应于后肢的触觉刺激（图5e），并且在位于视觉皮质的阵列中也获得了视觉诱发电位，这是在视网膜的时间同步光刺激后获得的（图5f）。
图6. 解码。单个529通道阵列上紧密间隔的微电极记录相关或不相关信息的程度对于神经解码是相关的，这里以几种方式展示。(a) 在自发皮质活动期间记录的信号计算皮尔逊相关系数r2的相关图，每个子图中的整个阵列的相关性都是相对于分布在阵列上的25个电极（灰色点）之一，如子图阵列所表示。(b) 电极分离的相关性取决于电极大小和频谱带。右侧视觉皮质神经解码的准确性和健壮性特征显示在(c)和(d)中。展示的是解码左眼(c)或右眼(d)视觉刺激的受试者操作特征（ROC）曲线。彩色轨迹代表来自单个通道模板匹配的ROC曲线，而黑色轨迹代表通过将所有通道的信息整合到集体模板中获得的解码性能（在训练和测试数据集的20次随机排列中平均）。
2.8 神经刺激
电极阵列能够进行双向功能，每个电极都能进行记录或刺激。在描述的一组体内实验中，每个阵列有16个电极被指定用于皮质刺激。每种电极类型的安全刺激阈值在体外确定。简而言之，水窗通过CV测量确定为大约1.85 V（0.65 V阴极和1.2 V阳极限制），并在预期刺激参数范围内对测试电极应用50 Hz的双相脉冲，以确认安全刺激（图7a）。总共50000个脉冲，每相10 nC，以及100000个脉冲，每相20 nC（分别为50和100 µA，脉冲宽度为200 µs）被发现不会改变测试电极上的阻抗，以及在水窗内的极化电位，因此这个范围内的刺激电流被确定为用于体内每个电极使用的30个脉冲是可接受的。皮质刺激在体内进行，每次试验使用200 µm电极进行刺激，同一阵列上的其余位点以及相邻阵列上的所有位点都用于记录。
在为皮质刺激确定了一个安全操作范围后，我们使用所述范式对视觉皮质进行了局部刺激，同时记录刺激诱发的皮质活动（图7）。皮质刺激诱发了由阵列监控的周围区域高伽马带功率的增加，持续大约1秒。最活跃的区域形成了一个半径大约1毫米的环，但不是紧邻刺激电极。远离环状区域的区域在此期间表现出皮质激活的短暂减少。在视觉皮质刺激期间没有观察到诱导的眼跳。
图7. 皮质刺激。(a) 用于体外确认安全极化电位的刺激波形，波形上叠加了100 µA的电流作为参考。体内应用的电流波形使用了相同的施加电流，但没有使用识别极化电位的相间延迟。(b) 刺激电极附近电极的示例迹线（红色圈），针对70-150 Hz（高伽马带）进行了带通滤波，来自10次刺激试验，记录来自刺激位点附近的一个微电极（橙色圈）。这些试验揭示了在刺激电极附近区域，皮质局部场活动在皮质刺激后立即增加。虚线垂直线表示刺激。(c) 离刺激较远的电极对应的迹线（蓝色圈）。虽然仍然对刺激有反应，但更远的区域表现出较少的诱发活动。(d) 微电极阵列上的高伽马带功率随时间的变化。刺激从t=0 µs开始，在t=400 µs结束。
三、结论
我们在这里描述了一个模块化且高度可扩展的脑-机接口平台，该平台能够以可逆且无创伤的方式，在多个大脑皮层表面区域快速、微创地进行手术部署。该系统提供了高通道数和高空间密度的电极覆盖，以及双向功能（神经记录和神经刺激）。该平台基于能够适应大脑皮层形状的薄膜微电极阵列。微电极阵列设计用于通过使用精密振荡刀片的400微米宽的颅骨切口插入硬膜下空间，在实时成像和纤维内窥镜的引导下，以每分钟超过1000个电极的速度进行，并提供比标准皮质网格高1000倍的电极密度。该平台旨在为大量患有神经系统疾病的病人提供高密度、高通道数神经接口的好处。
我们相信，对于临床上有用的神经接口来说，一个重要的设计约束是能够在不损害大脑的情况下，以高空间密度植入大量微电极，并且这种植入方式是可逆的，可以快速、相对无痛地进行，最终无需全身麻醉。这里描述的第七层皮质接口系统旨在满足这些约束。脑-机接口技术提出的临床应用范围包括在整个大脑中对解剖和功能目标的神经记录和刺激。
我们相信，可扩展性和模块性是针对脑-机接口应用设计的神经接口的重要特征。可扩展性在设计中尤其重要，目的是达到可能从脑-机接口技术中受益的大量患者群体。考虑到诸如瘫痪、视力损害、癫痫和一些形式的认知损害等应用，仅在美国，潜在患者的数量就达到数百万。特别是，我们认为插入程序的发病率和受损或破坏的大脑组织量应该最小化，并且不应随着植入电极的数量和密度的增加而显著增加。同样，植入所需的总时间应与电极数量成正比地缩放。虽然正在开发的几个系统可能支持通道数量的数量级增加，但延长手术时间是不切实际的，因为这样做意味着将一个典型的一小时手术延长到10小时或100小时甚至更长。在这里，我们展示了一个电极阵列设计和微创插入技术，这些技术允许数千个微电极以安全、电极数量和密度、神经接口的空间范围以及插入时间方面有利的方式定位在皮质表面。使用薄膜表面微阵列有望将神经组织损伤限制在无法检测的水平，同时覆盖大脑皮层的较大区域。这里描述的微电极阵列的有效面积是每个529通道模块0.48平方厘米，我们已经证明这些阵列可以以模块化的方式连接并同时插入，有效速率超过每平方厘米皮质表面40秒。在这里，作为原理证明，我们已经展示了在两个半球的多个功能区域同时植入。考虑到这里展示的性能参数，可以设想在大部分可访问的人类新皮层上部署基于薄膜的神经接口。
可逆性，即具有在不损害周围神经组织的情况下移除或更换植入物的潜力，是考虑用于临床使用的候选神经接口的一个吸引人的特性。任何植入物都可能诱导一定程度的组织包裹，但预计与移除多个穿透微电极相关的组织损伤大于与移除和更换皮质表面阵列相关的损伤。长期植入的电生理性能，以及移除我们长期植入阵列后的组织学数据，将会在不久的将来提供。
对于脑-机接口，有效的神经解码可以通过使用多单元活动、局部场电位或微电皮质电图，而不依赖于单个单元的动作电位来实现。出于这些原因，表面微阵列（微电皮质电图或µECoG阵列）在侵入性和信号质量之间提供了一个吸引人的权衡，并且作为穿透皮质表面的电极阵列的替代或补充而具有吸引力。源于基础神经科学研究工作的脑-机接口方法有时强调动作电位作为大脑信息传输的基本单位，并作为神经解码系统的基础。虽然这些方法在动物模型中具有价值，但它们在人类临床应用中的吸引力较小，因为在人类临床应用中，安全性、有效功能和可扩展性是首要考虑的因素。穿透大脑的微电极阵列便于进行单细胞记录，但代价是更大的侵入性，不同程度的脑组织损伤和长期稳定性。贴合大脑表面的微电极阵列侵入性大大降低，更容易插入和移除而不会损伤脑组织，并且可能在长期内更稳定，但它们与目标神经元之间的较大距离可能限制单细胞通信。然而，在实践中，电皮质电图（ECoG）和微电皮质电图（µECoG）已经促进了高时间-空间分辨率的记录，有效地用于体内应用，包括脑-机接口。几个研究小组已经使用表面阵列技术将神经活动与运动功能相关联，用于控制身体受损患者的神经假体。更近的工作已经证明了高密度ECoG在解码神经表征言语方面的实用性，使得能够表达单词和短句。这些应用要求植入的阵列可靠且长期稳定。因此，超柔性阵列现在被视为传统ECoG网格的有前途的替代品，因为它们提供了更稳定的生物-非生物界面，进而促进了长期性能的改善。最近开发的薄膜µECoG阵列已经展示了在安全贴合大脑表面数月的同时，在某些解剖设置中可靠记录多单元和单单元活动的能力。这些阵列还可以作为多模态和闭环脑-机接口应用的刺激和生物感测平台，尽管这些接口通常需要高通道数和广泛的大脑表面暴露，这使得使用标准外科技术充分利用它们的潜力变得具有挑战性。这里描述的系统代表了一种新颖的、微创的方法，可以可靠地植入这种类型的高密度阵列。
特定的电极设计可以针对特定应用进行优化，例如单单元记录或皮质刺激以唤起视觉感知或运动反应。在设计用于特定应用的神经接口时，同时优化如此多样的应用可能不可行或不必要。然而，某些功能通常是脑-机接口所共需的，我们在这里展示了三个关键功能：神经记录、神经解码和皮质刺激。在同一阵列上结合不同尺寸的电极部分促进了这一功能范围。
在自发活动期间获得的多通道微电皮质电图不仅有助于评估高密度微电极阵列的记录特性，还有助于理解和量化神经活动在皮质表面上的相关性程度。电极表现出相关性活动的程度取决于距离、电极大小和调查的频率带。接近千赫兹范围的高频活动即使在短距离内也能表现出相对无关的活动，这与附近但相对未耦合的神经元的共存相一致。另一方面，在传统头皮脑电图分析中的较低频率的皮质活动反映了大量场活动，并倾向于在较大面积的皮质表面上相关。量化这些现象，正如我们开始使用能够覆盖大片皮质表面区域的高密度阵列所做的工作，对于设计用于依赖准确解码神经活动的神经假体的表面阵列，具有最佳电极几何形状和间距至关重要。
我们在这里实现的神经解码的初步形式反映了当从位于足够大表面积并关注功能神经解剖学的阵列的角度看时，来自多种模态（包括体感和视觉）的电皮质图信号的鲁棒性。访问两个半球和多种功能模态（视觉和体感）的相对容易也强调了由我们的阵列促进的微创“颅骨微缝”方法的一个关键优势。更先进的神经解码形式将在未来的工作中描述，其中包括一些采用当代并行计算和机器学习技术的方法，以优化基于阵列的皮质信号的解释。
靶向神经刺激是闭环脑-机接口以及用于恢复视力等功能的神经假体的关键能力。在这里，我们表征了从薄膜皮质表面微电极进行皮质刺激的安全操作范围，展示了以微创方式访问视觉皮质的能カ，用电生理学方法确认了阵列放置在功能视觉皮质的上方，刺激了皮质表面，并监测了刺激诱发的皮质活动。
我们在这里描述的系统，第七层皮质接口，是一个模块化、可扩展、微创的脑-机接口平台。该系统旨在为数百万患有神经系统疾病的病人提供高密度、高通道数神经接口的好处。
四、方法
4.1 阵列制造与表征
微电极阵列是在8英寸硅晶圆上使用旋转涂覆聚酰亚胺制造的。制造过程简要包括：旋转涂覆、软烤和真空固化大约10微米厚的聚酰亚胺层；光刻图案化、沉积和剥离20纳米/210纳米/20纳米的Ti/Pt/Ti金属迹线；使用O2等离子体处理聚酰亚胺表面；旋转涂覆、软烤和真空固化大约10微米厚的聚酰亚胺层；硬掩模沉积和图案化以确定聚酰亚胺轮廓和电极位点开口；聚酰亚胺蚀刻和电极表面暴露在O2/CF4等离子体中；剥离硬掩模；光刻图案化、沉积和剥离20纳米/20纳米/500纳米的Ti/Pt/Au焊盘金属化；以及使用O2等离子体对聚酰亚胺表面进行后清洁。微加工后，器件在去离子水中释放，通过光学检查迹线、电极和焊盘缺陷，进行脱水和热压烘焙，并使用倒装芯片工具热压粘合到有机中介层上。
阵列口袋是从25微米厚的硅粘合背衬聚酰亚胺薄膜上使用低功率3W紫外激光切割的。平面激光切割图案的形状设计为与微电极阵列远端端部的轮廓相对应，并在近边缘添加了一个5.5毫米乘以11.5毫米的矩形附肢。将矩形附肢折叠到激光切割聚酰亚胺的粘合侧，以遮挡粘合剂并创建内部口袋特征，宽度为5.5毫米，长度为11.5毫米。内部口袋特征的尺寸选择是为了在口袋和微电极阵列之间保持1.5毫米的一致搭接宽度。一旦激光切割并折叠成最终配置，将其与微电极阵列远端尖端的800微米对齐孔对齐并压缩。
微电极阵列设计为以可扩展的方式组装成更大的连接模块，以实现更大的皮质覆盖。在模块组装过程中，通过辅助对齐孔控制间距和方向。通过将ISO 10993生物测试的紫外固化氰基丙烯酸酯应用到相邻阵列模块的重叠区域来粘合阵列。
在组装之前，对粘合的微电极阵列-中介层组件在焊点、电缆和电极区域进行了光学检查，并对一部分电极进行了电化学表征。电化学表征是在电位仪上以三电极配置（使用Ag/AgCl参比电极和Pt线圈对电极）进行的，包括对至少每个尺寸的一个电极在磷酸盐缓冲盐水（PBS）中进行循环伏安法（CV）和电化学阻抗谱（EIS）测试。CV测量（从0到1.2V再到-0.65V到0V相对于参比电极）用于确认电极表面特性，使用铂氧化和Pt-O还原峰、氢吸附和H2氧化脱附。此外，CV测量提供了电荷存储容量和实际表面积的信息，并确定了水窗。EIS测量从10Hz到10kHz（每个电极尺寸）进行，以确认1kHz阻抗和截止频率在预期范围内，并为后期的体外阻抗映射提供参考，使用Intan芯片在两电极配置中进行。在PBS中对完全组装的器件（所有电极）进行了体外阻抗映射，频率分别为100Hz、200Hz、500Hz、1,000Hz、2,000Hz和5,000Hz，使用我们的自定义528通道头段中的Intan芯片。
东莞富临医疗科技有限公司是 Intan Technologies 在亚洲的代理商，为亚洲客户提供 “技术服务” 与供应 “电生理产品”
4.2 微创外科植入
在成年雌性哥廷根小型猪身上进行了微创外科插入技术和电极阵列性能的体内测试，选择这些猪是因为它们具有良好表征的功能神经解剖结构，以及与成年人类相当的颅骨厚度。研究方案得到了DaVinci Biomedical IACUC的批准。使用皮内利多卡因在皮肤切口区域实现局部麻醉。维持吸入异氟醚的全身麻醉，以达到镇痛效果，而不抑制电皮质图活动，这一平衡得益于程序的最小侵入性。
我们开发了一种“颅骨微缝”技术用于阵列植入。为了插入每个电极阵列，使用定制化的400微米振荡刀片在颅骨上做一个切口，入口角度与皮质表面相切。然后通过颅骨切口插入350微米的纤维内窥镜，用于可视化硬脑膜，在直接内窥镜视野下进行凝固和切割。同样，内窥镜用于引导每个电极阵列插入硬膜下空间。一个1.6毫米的内窥镜用于术中摄影，但未用于颅内或通过微缝引入。
在内窥镜和荧光镜的同时指导下，电极阵列被放置在皮质表面的硬膜下。使用放射性不透明的棒状物（“垫片”）操纵每个薄膜阵列。垫片尖端设计用于贴合每个阵列背面的聚酰亚胺“口袋”。颅骨切口和电极阵列的位置、深度和角度也由荧光镜引导。在每个阵列位置通过荧光镜确认后，移除每个垫片，只留下位于皮质表面的薄膜硬膜下微电极阵列。
4.3 电生理学
4.3.1 系统配置和记录硬件
定制的神经记录和刺激系统基于Intan Technologies制造的芯片和控制器。用于与植入电极阵列接口的定制放大器印刷电路板每个都包含八个RHD2164 64通道放大器芯片和一个RHS2116 16通道刺激器/放大器芯片，允许同时从最多528个通道进行记录和从最多16个通道进行刺激。此外，每个电路板允许从分布在阵列上的16个位点中的一个进行硬件参考。数字化数据从放大器电路板通过低电压差分信号（LVDS）传输到关联的Intan Technologies 1,024通道RHD控制器或126通道RHS控制器，然后存储在USB连接的计算机上。
放大器电路板设计为允许每个电路板轻松地与任何阵列-中介层组件耦合，通过包含一个阵列的弹簧针，这些针与阵列-中介层组件上的相应焊盘接触，将每个电极位点与放大器输入连接。这两个电路板通过两个带有集成对齐特征的板对齐并固定在一起，这些板放在电路板的外侧并拧紧。为了保护这些电子设备，提供了一个定制的3D打印外壳，具有用于电极阵列的应变释放特征，以及可选的安装支架，将整个组件固定到颅骨上。
4.3.2 记录软件和数据预处理
记录计算机通过Intan Technologies RHX数据采集软件的定制配置与控制器接口，该软件除了基本功能外，还允许实时事件触发平均。
记录的采样率设置为每个通道20千赫兹，每分钟生成超过2.5 GB的数据，对于每组1,024个通道。在记录过程中在线应用60赫兹陷波滤波器。对于局部场电位的后验分析，除非另有指定，数据首先使用傅里叶方法下采样到5千赫兹，然后使用250赫兹的5阶巴特沃斯低通滤波器进行处理。
4.3.3 自发皮质活动的自由记录
示例频谱图是从每个通道20千赫兹获得的数据生成的，其中使用汉宁窗计算时间分辨率为50毫秒和频率分辨率为17.5赫兹的频谱密度。
为了展示电极对之间的空间相关性，将无刺激的神经数据下采样后分离成连续的2秒片段。在每个片段内，计算每对电极的皮尔逊相关系数r2，并将其与相应的物理电极距离相关联。阵列上的平均r2值在60个片段中汇总并平均每个电极距离。
4.3.4 诱发电位
通过依次在目标位置（右后肢和左后肢）施加周期性压力刺激来诱发体感诱发电位 。神经响应波形与刺激起始时间对齐。SSEPs计算为50个刺激的平均时间对齐信号。
为了诱发视觉诱发电位，暂时缩回对应于刺激视网膜的眼睑，同时从白色发光二极管阵列生成周期性的50毫秒闪光，频率为1赫兹。神经响应波形与刺激起始时间对齐。VEPs计算为150次试验的时间对齐平均信号。
4.3.5 皮质刺激
在皮质表面的电刺激应用于200微米电极之一，由Intan Technologies RHS控制器和RHX软件控制。在0.25赫兹的频率下，传递电荷平衡的、双相的、阴极先导的、200微秒脉冲的100微安峰值电流。诱发电位在一系列试验中记录。在分析过程中，对于每个试验和电极，首先对刺激后可变延迟（0、2、5、10、15、20、25、30、50毫秒）的35毫秒片段进行傅里叶变换，然后在高伽马带（70-150赫兹）内积分频谱功率，并在25次试验中平均。
4.3.6 神经解码
单通道和多通道、一次性、二进制分类解码效果通过模板匹配方法展示。1秒持续时间的记录片段被分类为诱发电位或自发活动。以左眼和右眼的光刺激获得的VEPs作为模板，计算模板与记录片段之间的r2。VEPs如前所述在150次试验中计算，模板匹配在20次VEP试验和20次自发活动片段上进行测试。然后通过改变阈值r2值来计算接收者操作特性（ROC）曲线和准确度。整个阵列的解码操作类似，只是将单通道模板替换为所有单通道模板的无权重串联。通过蒙特卡洛方式重新洗牌和重新采样训练和测试试验20次，获得代表平均ROC性能的曲线。
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