柔性神经探针以及基于液态金属的输入/输出（I/O）连接器

摘要

本公开提供一种柔性神经探针，其包括：位于所述柔性神经探针中心的感测区域，所述感测区域包括多个柔性同心环和多个蛇形连接结构，所述多个柔性同心环中的内侧的至少一个柔性同心环中集成有用于测量神经信号的至少一个有机电化学晶体管，所述多个柔性同心环由所述多个蛇形连接结构连接以形成柔性网状结构。本公开还提供一种柔性输入/输出连接器，用于与上述柔性神经探针的接合垫连接，并且包括柔性有机模具，所述柔性有机模具的一侧设置有多个微流体通道，用于填充液态金属。

说明书

技术领域

本公开涉及神经接口领域，特别是一种独特设计的可植入高顺应性柔性神经探针以及基于液态金属的贴装柔性输入/输出(I/O)连接器。

背景技术

双向接口可实现外界与神经系统的双向通信，以有效监控大脑状态，且对大脑内各个区域产生影响来治疗神经疾病或回复知觉及运动功能。脑机接口(BMI)和神经接口均为实现这种双向通信的器件。神经元之间的通信是电化学信号与构成BMI的信息的主要来源的电信号的组合。目前，这一领域已引起研究界的极大关注，其中，这些研究以电极控制为基础已开发各种新型电极。主要研究方向为创造针对于治疗方案的新技术，如从瘫痪病人的脑运动皮层获得的神经信号已被用于操作机器人假肢等辅助设备。

神经技术对于大脑和神经元网络的复杂功能的理解至关重要。近年来，对在临床环境下应用于阿尔茨海默病、癫痫、痴呆等神经退行性疾病诊断的神经探针研究取得了很大进展，这在老龄化社会引起持续增长的关注。可植入神经探针是脑机接口的一个重要组成部分，用于记录或刺激大脑特定部位或区域。尖峰形式的电信号被认为是提取有意义信息(如运动相关的活动等)的关键。可植入探针可以更接近神经元来记录胞外活动或局部场电位。单丝电极和玻璃微管电极是电生理学研究中常用的电极。然而，近年来微电子机械系统(MEMS)的进步使得可植入神经探针的发展成为可能。

目前，微机械探针(如，密歇根式探针(Michigan style multi-site probe)和犹他阵列(Utah style electrode array))已成为商业化神经记录和刺激工具且被广泛使用。这些探针在神经科学研究领域取得了巨大成功，但其在实际应用领域存在一定的局限性。相对于脑组织的柔性，这些刚性探针的植入会引起不良的神经炎症反应，因此机械性能不匹配是刚性探针面临的关键技术挑战。这种炎症或异物反应的特征包括在插入探针时出现急性反应以及后续出现的慢性反应，这会探针被神经胶质包封。由附着在颅骨上的探针振动引起的微运动或与心律或呼吸相关的脉动动作也会导致反应性组织反应。顺应性探针可以减轻对周围组织的微损伤，从而降低免疫反应的发生。一种解决方案即为通过调整尺寸、结构和几何形状来设计刚性材料，以获得较低的有效刚度。为了减少机械性能失配，传统的硅基脑探针被设计成微米尺度。虽然这些探针由于它们的小型化尺寸和硅的低阻抗特性显示了记录高信噪比信号的潜力。然而，刚性探针与脑组织严重不相容产生异物反应，这导致探针被神经胶质包封，神经元死亡，因此其作为长期植入物的功能性极为受限。

基于对平面电子学在连接三维生物系统方面局限的认知，设计了大孔结构的三维柔性脑探针。神经探针被设计成网状大孔结构，是由于其具有类似于脑组织的高孔隙度，以允许神经元细胞的整合和相互渗透。研究认为，约80％的开孔面积和亚微米特征的二维结构，会使网状设计具有较高的柔性和远低于传统的平面聚合物结构器件的足够的抗弯刚度。该探针设计有应变元素，可使探针自组织成三维网状大孔结构。此外，考虑到记录部位的数量，网状器件探测的实际体积与现有其他探针相近(犹他阵列除外)。因此，三维网状大孔结构目前为止最适合构成新型神经探针并为其提供最小的器件尺寸以及良好的感测能力的结构。然而，这些探针通常需要特殊的插入方式，而且由于内在应力决定其位置，传感器的植入需要精确控制，更使其植入方式受限。

发明内容

本公开的实施例提供一种柔性神经探针，包括：位于所述柔性神经探针中心的感测区域，所述感测区域包括多个柔性同心环和多个蛇形连接结构，所述多个柔性同心环中的内侧的至少一个柔性同心环中集成有用于测量神经信号的至少一个有机电化学晶体管，所述多个柔性同心环由所述多个蛇形连接结构连接以形成柔性网状结构。

在一些实施方式中，所述的柔性神经探针还包括位于所述感测区域两侧的接合垫，所述接合垫与所述感测区域电连接。

在一些实施方式中，所述蛇形连接结构和所述柔性同心环均包括基底和形成在所述基底上的金属丝，所述基底由聚酰亚胺、SU-8、聚对二甲苯C(Parylene C)和PDMS中的至少一者形成。

在一些实施方式中，金属丝被绝缘聚合物包裹，且该绝缘聚合物的材料与所述基底相同。

在一些实施方式中，蛇形连接结构包括位于所述感测区域中心的蛇形弯曲部分和位于所述感测区域边缘的直线部分。

在一些实施方式中，有机电化学晶体管包括源极和漏极、以及位于所述源极和漏极之间的导电聚合物，且其中，所述导电聚合物由PEDOT:PSS制成。

在一些实施方式中，所述源极和漏极均由金属丝构成，其中，构成漏极的金属丝从所述感测区域向外延伸以电连接到所述接合垫的相应的一个连接板；且构成源极的一个或多个金属丝中的每个从所述感测区域向外延伸以电连接到相应的两个连接板。

在一些实施方式中，构成源极的一个或多个金属丝中的每个从所述感测区域向外延伸到多个同心环中的最外侧的同心环，并在该最外侧的同心环处继续向外延伸以分别电连接到相应的两个连接板。

在一些实施方式中，接合垫包括基底和形成在所述基底上的多个连接板，每个连接板均电连接至所述感测区域。

本公开的实施例提供一种柔性输入/输出连接器，用于与所述柔性神经探针的接合垫连接，并且包括柔性有机模具，所述柔性有机模具的一侧设置有多个微流体通道，用于填充液态金属。

在一些实施方式中，柔性有机模具的设置有多个微流体通道的一侧粘在接合垫的基底上，使得每个微流体通道中填充的液态金属与接合垫的相应的连接板电连接，且每个微流体通道彼此不连通，其中，每个微流体通道对应于所述柔性探针的接合垫的一个连接板。

在一些实施方式中，每个微流体通道的长度为所述柔性探针的接合垫的连接板的长度的一半。

在一些实施方式中，所述柔性有机模具由聚二甲基硅氧烷制成。

在一些实施方式中，所述液态金属包括共晶镓-铟(EGaIn)，其按重量计包括75％镓和25％铟。

附图说明

附图是用来提供对本公开的进一步理解，并且构成说明书的一部分，与下面的具体实施方式一起用于解释本公开，但并不构成对本公开的限制。在附图中：

图1为根据本公开的实施例的可植入高顺应性柔性神经探针的整体图，并示意性示出蛇形连接结构的金属丝宽度和基底宽度；

图2A为图1的神经探针的中心部分感测区域的示意图，该感测区域包括通过可拉伸的蛇形连接结构相互连接的柔性同心环；

图2B为蛇形连接结构的部分的放大图；

图3A示出图2A中的同心环上的传感器的分布的视图；

图3B为图3A的一个晶体管的放大图；

图4A和图4B分别为根据本公开的实施例的带有微流体通道的柔性I/O连接器的截面图和侧视图；和

图5A为示出图4A和图4B中的填充有液态金属的I/O连接器与图1中的柔性神经探针的I/O垫的连接的示意图；

图5B为I/O连接器部分的放大图。

具体实施方式

本公开提出一种受蛛网启发的可植入高顺应性柔性神经探针，其具有在探针的中心处的被形成为高柔性三维网状大孔结构的感测区域，以植入大脑中。所述神经探针包括在探针的中心的集成有可用于测量神经信号(记录神经活动)的有机电化学晶体管OECT的柔性同心环。这些同心环由蛇形连接结构互连以形成蛛网结构使其具有良好的可拉伸性，顺应性以及便于植入后的神经整合。该蛇形连接结构包括由包裹在柔性绝缘材料内的金属丝(即，金属丝被柔性绝缘材料完全覆盖)。本公开还公开了一种基于液态金属的贴装输入/输出(I/O)微流体连接器。该连接器包括薄且柔性的有机模具，该有机模具包括填充有液态金属的微流体通道，由此提供与柔性神经探针的I/O垫稳定连接，以获得可靠的检测信号。

可植入神经探针的技术特性对神经接口的实际应用至关重要。这些特性包括高时空分辨率、高信噪比以及良好的生物相容性。微型化已经越来越流行，且因此，具有这些特性的可植入的多阵列神经探针被开发并用于研究、诊断和治疗。

刚性探针与脑组织严重不相容产生异物反应，这导致探针被神经胶质包封，神经元死亡，因此其作为长期植入物的功能性极为受限。优化探针对脑组织的机械匹配度和顺应性的关键，是利用弹性模量类似于脑组织的柔性材料，并调整探针的尺寸和结构。聚合物在本质上具有柔软性，是取代硅的理想基材。与硅或其他金属相比，一些聚合物(如，聚酰亚胺、SU-8、聚对二甲苯C和PDMS)具有GPa级甚至更低的弹性模量，因其在柔性神经探针的潜在应用而受到广泛关注。这些聚合物具有良好的柔性、生物相容性和长期稳定性，并成为制成柔性神经探针的理想组成材料。它们不仅能满足脊柱和脑组织对静态和动态力学性能的要求，还可实现三维集成的密集阵列。

此外，神经探针的信号质量、长期稳定性和记录能力与电极阻抗极为相关。除导致异物反应的入侵性外，较大的电极尺寸也成为导致组织损伤的主要因素。因此，为提高空间分辨率并减轻组织损伤，要求电极具有更小的尺寸和更高的电灵敏度。虽然较小的电极位置可以提供更好的选择性，可以区分具有更高信号振幅的多个单独的单元，但它们通常具有更高的阻抗和热噪声。通过增加电极表面积来降低阻抗可以有效地改善信号质量。性能的相互冲突促使人们选择在不增加电极尺寸的情况下降低阻抗的电极材料。因此，导电聚合物、碳纳米管、石墨烯以及有机纳米晶体管元件成为构成长期稳定、灵敏的神经探针的可行材料。

此外，信号的放大位置越靠近电极位置，信号处理会越加理想，并因此得到更高质量的信号。晶体管因其固有的放大或增益，由神经活动而引起的有效电势的微小变化即可以引起大的电流变化。近年来，场效应晶体管(FET)被广泛地应用于神经网络接口领域，因其局部放大和传输信号的同时，具有最小限度的侵入性。然而，硅基平面场效应晶体管由于细胞与其连接不紧密，导致大量潜在的信号泄漏，无法检测单个神经元的活动，因此其时空分辨率受到限制。纳米尺度的场效应晶体管因其更易与神经元结合，且具有可调控的三维传感可行性和长期稳定性，已被用来取代平面场效应晶体管。近年来，OECT因其卓越的信号传导和信号放大功能而得到广泛的应用。与具有用于连接的介电层或静电门控的场效应晶体管相比，OECT无介电层，取而代之的是能直接与细胞连接的活性有机层，这使得生物信号与电信号有效耦合。研究人员用高共形的OECT阵列器件对大鼠体感皮层进行脑皮层电图(ECoG)的体内研究，结果表明，该方法的(即通过OECT获得的)信噪比明显优于传统记录电极。此外，OECT能够记录常规方法无法记录的来自大脑内部的低强度和快速的信号。因此，开发柔性的可植入探针并利用OECT器件对体内和体外研究进行长期稳定的评估，是神经科学的一个新兴领域，为未来的研究提供了广阔前景。

开发高柔性神经探针以提供与神经元的无缝结合虽具有挑战性，但更令人关注的部分是I/O垫的接口，以获得可靠的信号。主要的问题是由于神经探针的柔软性，因为功能与商业化的连接器类似的刚性器件，电线连接/焊接的使用会对I/O垫造成巨大的损坏，从而导致不稳定的连接或器件故障。

近年来，液态金属作为用于可穿戴电子设备、生物医学装置和软机器人的理想材料，受到了广泛欢迎。液态金属是一种高柔性材料，具有独特的复合性能，如高流动性、高导电性、形状变换特性，最重要的是它几乎无毒。液态金属共晶镓-铟(eutectic gallium-indium(EGaIn)其中，按重量计为，75％Ga与25％In)，是一种导电流体金属，在室温下即可注入微通道中，形成具有自我修复性质的导电通路。该液态金属材料(EGaIn)相比于焊接有独特的优势：焊接过程中的加热和冷却的步骤会产生机械应力，其损坏有机材料和软材料。因此，利用生物相容性聚合物(如，PDMS)并将EGaIn注入微流体通道中来制备微流体器件，可以作为直接连接I/O垫的良好替代。

因此，本公开提出了一种柔性的神经探针，其具有类似蛛网并配有空间分布的有机电化学晶体管的网状结构。本公开还涉及连接到柔性探针的接合垫上的液态金属基I/O连接器。

在本公开的一个实施例中，提供一种独特设计的受蛛网启发的仿生三维结构的高柔性微创神经探针，该探针具有三维网状大孔结构，可促进神经元与整个探针的无缝结合。中心网状结构的多孔性使其具有合适的顺应性，植入大脑的指定区域后，会形成一个大范围的网状空间分布。该功能的设计是为了保证易于插入同时实现最小的尺寸，和最小损害。根据本公开的实施例的神经探针的尺寸越小，越能接近神经元，从而可提高信噪比，并实现较高特异性记录。在根据本公开的实施例的神经探针中并入OECT作为感测器件以对生物信号进行局部放大和记录，可明显提高灵敏度和选择性。

在本公开的另一实施例中，提供生物相容的柔性I/O连接器，以替代商业化的刚性连接器。该柔性I/O连接器包括填充有液态金属的微流体通道。刚性连接器或使用焊接形成与外部PCB板的连接，这对软的柔性探针会造成严重损坏，导致信号质量恶化。该基于液态金属的连接器与根据本公开的实施例的柔性神经探针兼容良好，可形成可靠稳定的接口，且无明显损伤。在不久的将来，本公开的这一部分将扩展应用于连接柔性生物传感器。

本公开涉及神经接口领域，特别是一种独特设计的可植入高顺应性柔性神经探针，其集成有用于有效记录神经活动的有机电化学晶体管(OECT)；本公开还涉及一种基于液态金属的贴装柔性输入/输出(I/O)连接器，以实现与神经探针的可靠稳定连接。

图1为根据本公开的实施例的仿生蛛网结构的柔性神经探针1的整体图。其中未示出将在下面详细描述的I/O连接器。使用弹性模量更接近脑组织的聚合物作为基底，在其上制备柔性神经探针的金属丝。例如，基底可由聚酰亚胺、SU-8、聚对二甲苯C和PDMS中的至少一者形成，这些材料具有GPa级甚至更低的弹性模量，且具有良好的柔性、生物相容性和长期稳定性。

神经探针1包括在神经探针1的中心部分处的感测区域和对称的位于该感测区域两侧的I/O垫4。其中，I/O垫4连接到感测区域。

该感测区域包括多个柔性同心环2。这些同心环2由多个蛇形连接结构3互连以形成三维网状大孔结构，使其具有良好的可拉伸性，顺应性以及便于植入后的神经整合。当某个或某些蛇形连接结构3变形时，与蛇形连接结构3的变形部分对应的同心环2的一部分的半径也可随之变化。由此保证整个网状的感测区域具有良好的可拉伸性和顺应性。在通过多个蛇形连接结构3将多个柔性同心环2互连所形成网状结构中，孔的面积与总面积比大于80％。由此将该网状结构称为大孔结构。

该蛇形连接结构3包括包裹在柔性绝缘材料内的金属丝，采用与基底相同的材料来制备该包裹金属丝的柔性绝缘材料。在所述多个柔性同心环2上集成有可用于测量神经信号(记录神经活动)的有机电化学晶体管(OECT)，将在下面关于图3进行详细描述。

图1中还示出了I/O垫4，其用于与I/O连接器连接。I/O垫4还经由中间金属丝连接到感测区域的柔性同心环2，并进一步通过蛇形连接结构3的金属丝连接到设置在柔性同心环2中的传感器(有机电化学晶体管)。在本公开的一个实施例中，中间金属丝由与柔性绝缘材料相同的材料包裹。在本公开的一个实施例中，I/O垫4包括与柔性绝缘材料相同的材料，在其上设置有多个I/O连接板。在本公开的一个实施例中，I/O连接板由金属材料制成。在本公开的一个实施例中，I/O垫4的绝缘材料与包裹中间金属丝的绝缘材料连接，进而与柔性同心环2和蛇形连接结构3的柔性绝缘材料连接；以及I/O连接板与相应的中间金属丝连接，进而与柔性同心环2和蛇形连接结构3金属丝连接。

如图1至图3B所示，每个蛇形连接结构3的一端连接到最内侧的同心环，并依次连接到最外侧的同心环。所述多个蛇形连接结构3将所述同心环间隔开，并且所述多个蛇形连接结构3彼此不重合。

如图1所示，根据本公开的一个实施例的柔性神经探针的关键参数如下：探针的总宽度W＝20mm，长度L＝44mm。同心环的最大直径D为6mm，多个柔性同心环2中的最内侧的三个同心环中设置有传感器，这三个同心环的直径(即植入大脑的部分)分别为0.3mm、0.6mm和1mm(优选在1mm至1.2mm之间的范围)。蛇形连接结构3的金属丝的宽度wm以及该金属丝所在的基底的宽度w1可根据需要而进行设置，例如，wm＝10μm；w1在16μm至20μm的范围内，这样的尺寸设置使得更能保证金属连接不被制造缺陷影响，且更不容易脱落和断裂。通道(即，柔性神经探针中的电路通道)总数为可以用于测量的传感器的数量。如图3A所示，通道总数N＝12；如图3B所示的导电聚合物区域直径16μm，其上设置有该导电聚合物的衬底区域直径24μm。在本公开的实施例中，每个I/O垫4包括7个I/O连接板8，每个I/O连接板8的尺寸为2mm*7mm，相邻两个I/O连接板的中心距离为2.54mm。在本公开的其他实施例中，还可以设置有其他数量的I/O连接板8。每个I/O连接板8连接到同心环2的最外侧的同心环处的相应的蛇形连接结构3。

所述神经探针的中心部分的感测区域包括多个柔性同心环。这些同心环通过下述蛇形连接结构相互连接。在将探针植入人脑时，蛇形连接结构将被进一步延伸成平面条状，以为探针提供可拉伸性，使得探针以大范围的柔性网状形式分布于脑内。该神经探针的中央嵌有用作传感器以感测生物信号并对其进行局部放大和记录的OECT，其中，金属丝(metal trace)在蛇形连接结构上延伸，最终连接到被设计在探针的较大柔性部分上的I/O垫。金属丝均被绝缘聚合物层包裹。柔性探针整体采用标准光刻技术制备。具体将在下面进行描述。

图2A为图1的神经探针的中心部分感测区域的示意图，该感测区域包括通过可拉伸的蛇形连接结构3相互连接的柔性同心环2。图2B为蛇形连接结构3的部分的放大图。如图2A所示，蛇形连接结构3的蛇形弯曲部分主要集中于感测区域的中心部分，以保证整个网状结构是可拉伸的，而在邻近于多个柔性同心环2中的外侧的同心环的位置(这一部分的感测区域是不需要植入人脑的)处，对网状结构的可拉伸性要求降低，因此，蛇形连接结构3被设计成直的，这样可以减小整个传感器(电极)的电阻。直的蛇形连接结构3进一步向外延伸，以连接到I/O垫4，由此实现I/O垫4通过金属丝与设置在同心环内的传感器的连接。

如图2B所示，蛇形连接结构3的蛇形弯曲部分包括多个部分圆环状的条带和多个直的条带，其中，第一部分圆环状的条带的一端连接到第一直的条带的一端，该第一直的条带的另一端连接到第二部分圆环状的条带的一端，而该第二部分圆环状的条带的另一端连接到第二直的条带，并且其中该第二部分圆环状的条带的所述另一端与第一部分圆环状的条带的所述一端不相对设置。对于一个部分圆环状的条带而言，其两端分别通过相应的直的条带连接到另外两个部分圆环状的条带的一端。对上述连接进行重复设置以构成如图2A所示的蛇形连接结构。

如图2B所示，多个部分圆环状的条带中的每个的尺寸的参数为：内径R＝20μm，α＝15°；多个直的条带中的每个的长度为L＝8μm。

通过蛇形连接结构3的设置，使得神经探针1设计成一个高度多孔且柔性的结构，这可促进神经元的生长和结合。对神经探针的蛇形连接结构的尺寸进行了优化，使其具有较高的柔性和顺应性。

图3A是示出图2A中的同心环上设置的OECT的分布的视图；图3B为图3A的一个OECT的放大图。下面将参考图3A和图3B描述如何形成多个柔性同心环2和多个蛇形连接结构3，以及如何构成用于测量信号的多个OECT。

多个柔性同心环2和多个蛇形连接结构3可以用标准光刻技术并采用相同的材料同时制备，即，每一次光刻都同时形成一层同心环和蛇形连接结构。多个蛇形连接结构3中的每个均与多个柔性同心环2中的每个连接。

具体地，用标准光刻技术同时形成同心环2和蛇形连接结构3的基底，图3A中灰色部分为所形成的基底。

分别在基底上设置同心环2和蛇形连接结构3的金属丝，以构成相应的OECT，图3A中黑色部分为所形成的金属丝。在设置有OECT的最内侧的三个同心环的基底上设置金属丝。在未设置有OECT的同心环的基底上不设置金属丝。

用与基底相同的材料在基底上形成一层绝缘聚合物，以密封同心环2和蛇形连接结构3的基底并包裹金属丝。以此方式，形成同心环2和蛇形连接结构3。

具体地，如图3A所示，在所包括的12条蛇形连接结构3的金属丝中，金属丝01和02在蛇形连接结构3中延伸，并且延伸为与设置有OECT的三个同心环2中的每个相交，分别与设置在相应同心环中的用作OECT的源极的相应金属丝连接；金属丝31、32、33和34在蛇形连接结构3中延伸，并且延伸为与设置有OECT的三个同心环2中的最外侧的同心环相交，用作OECT的漏极，其中，金属丝31、32分别沿着同心环向着设置在同心环中的用作OECT的源极的金属丝301的两端延伸并且分别在金属丝31、32与金属丝301的相应端部之间设置导电聚合物，从而构成两个OECT，其中，金属丝31、32分别用作所构成的两个OECT的漏极，同心环中的金属丝301分别用作OECT的源极。

具体地，如图3A所示，在设置有OECT的三个同心环2中的最外侧的同心环中，金属丝01所连接的金属丝301在金属丝31和32之间，并且在金属丝301与相应的金属丝31和32之间设置有导电聚合物，以分别构成两个OECT。

类似的，金属丝33和34与金属丝302以及其间的导电聚合物分别构成两个OECT。

类似的，在设置有OECT的三个同心环2中的中间的同心环中，金属丝21和22与金属丝201以及其间的导电聚合物分别构成两个OECT；并且金属丝23和24与金属丝202以及其间的导电聚合物分别构成两个OECT。

在设置有OECT的三个同心环2中的最内侧的同心环中，金属丝11分别与金属丝01所连接的在最内侧的同心环中的金属丝101和金属丝02所连接的在最内侧的同心环中的金属丝102及其间的导电聚合物构成两个OECT；并且金属丝12分别与金属丝101和102及其间的导电聚合物构成两个OECT。即，在最内侧的同心环中，金属丝11和金属丝12都分别用作两个OECT的漏极。

因此，通过上述方式，在每个同心环中都设置有4个OECT，从而共构成了12个OECT，因此所构成的神经探针的通道总数N＝12。在本公开的其他实施例中，根据所需要的传感器数量不同，也可以设置其他数量的OECT。

对于用作OECT的源极的金属丝01和02中的每个，在进行信号测量时需要接地，因此金属丝01和02都连接到两个I/O垫以保证其可以接地。具体地，如图1所示，将用作源极的金属丝01和02中的每个在多个同心环2中的最外侧的同心环处均分成两条金属丝，分别延伸到两个I/O垫以与其连接。并且，如图1所示，将用作漏极的12条金属丝中的每个都从同心环延伸到I/O垫以与其连接。更具体的，这些金属丝中的每个都与相应的I/O连接板8连接。

在本公开的实施例中，在感测区域中，共设置有7个柔性同心环2，其中最里面的3个柔性同心环2中设置有OECT，外侧的4个柔性同心环2中未设置OECT，并且外侧的4个柔性同心环2用作支撑以方便植入并在植入前确保网状结构。

在本公开的其他实施例中，根据所需要的传感器数量不同，也可以设置其他数量的柔性同心环2，其中包括设置有OECT的若干个柔性同心环2以及用作支撑的未设置OECT的若干个柔性同心环2。根据所需要的传感器数量不同，也可以设置其他数量的蛇形连接结构3。在所设置的多个柔性同心环2中，相邻同心环之间的间距不同，从内到外，随着同心环的直径增大，相邻同心环之间的间距也随之增大。

在本公开的一个实施例中，在源极和漏极之间设置的导电聚合物可由适当的材料制成，如PEDOT:PSS。应当注意，图3A和图3B中所示的OECT部分并没有包裹在构成同心环和蛇形结构的聚合物基底中，而是由导电聚合物PEDOT:PSS覆盖。

在本公开的实施例中，构成同心环和蛇形结构的聚合物基底和金属丝具有良好的柔性和可拉伸性，使得在将探针植入人脑时，是从同心环的圆心将网状结构植入，此时网状结构会形成一个类似于闭合的雨伞的三维结构。

如上所述，由于同心环和蛇形结构的可拉伸性，设置有OECT的若干个柔性同心环2中的最外侧的同心环的半径为0.5mm至0.6mm。具体地，例如，如果设置有OECT的最外侧的同心环的半径为0.5mm，则在将探针植入人脑之后，由于同心环和蛇形结构的可拉伸性，OECT分布的深度会略微大于0.5mm。这取决于期望的此探针测量大脑皮层信号，传感器的电极一般只会植入1至2mm深度，为了确保所有传感器都可以探测到信号，根据本公开的探针被设计成具有大约0.5mm的探针深度。而未设置OECT的同心环以及I/O垫4并不植入人脑中。

OECT无介电层，能直接与细胞连接的活性有机层，这使得生物信号与电信号有效耦合。

通过在神经探针1的中心部分处设置多个柔性同心环2并通过蛇形连接结构3连接每个同心环，使得神经探针被设计成三维网状大孔结构，使得其具有类似于脑组织的高孔隙度，以允许神经元细胞的整合和相互渗透。

通过OECT获得的信号的信噪比明显优于传统记录电极。通过使用OECT使得神经探针具有长期稳定、灵敏的特性，从而可以实现对体内和体外研究进行长期稳定的评估。

图4A和图4B分别为根据本公开的实施例的带有微流体通道6的柔性I/O连接器5的截面图和侧视图。图4B是示出I/O连接器5与I/O垫4连接的示意图。I/O垫4在图4B中被示意性示出。

针对神经探针1的相应I/O垫4上的I/O连接板8，在I/O连接器5中设置均填充有液态金属的多个微流体通道6。

每个微流体通道的深度d、宽度w和长度l分别为200μm,1.5mm和3.5mm，相邻两个微流体通道的中心距离l’与相邻两个I/O连接板的中心距离相同，为2.54mm。微流体通道6的两端上的圆柱点7表示液态金属注入、流出口，其直径D为700μm，高度H为200μm。如图4A和图4B所示，其示出了7个微流体通道6，其微流体通道的数量与神经探针1的相应I/O垫4上的I/O连接板8的数量相同。

在本公开的实施例中，每个微流体通道6的长度(如，3.5mm)为I/O连接板的长度(如，7mm)的一半，以保证每个微流体通道的接触面积相同，且均为通道的底面积。并且液态金属只是用来连接I/O垫和外界电路，不需要太多。

该I/O连接器5包括由聚二甲基硅氧烷(PDMS)(如图4A和图4B中的透明部分所示)材料制成的模具，这使得I/O连接器5是高度柔性的且与神经探针1高度生物相容。带有入口和出口点的微流体通道6为专门针对探针1上的I/O垫4以及标准连接器插脚(未示出)的尺寸设计。这些通道内充满液态金属，形成导电通路，且可从另一端插入连接器插脚进行数据采集。PDMS模具可以通过如等离子轰击的方法而粘在I/O垫的聚合物上，使得在其微流体通道6内填充的液态金属被密封，因此，液态金属下端直接与I/O垫接触。在本公开的实施例中，每个微流体通道中填充的液态金属与I/O垫的接触面积相同，且每个微流体通道之间不连通。每个微流体通道的宽度被设计的较窄而相邻两个微流体通道的中心距离较宽，以保证PDMS模具与探针1上的I/O垫4的聚合物粘牢。

液态金属是一种高柔性材料，具有独特的复合性能，如高流动性、高导电性、形状变换特性，最重要的是它几乎无毒。在本公开的实施例中，选择EGaIn(按重量计为，75％Ga与25％In)作为注入微通道中的液态金属，从而形成具有自我修复性质的导电通路。

图5A为示意性示出图4A和图4B中的填充有液态金属的I/O连接器与图1中的柔性神经探针的I/O垫的连接的示意图；图5B为I/O连接器部分的放大图。

根据本公开的实施例的柔性I/O连接器5可如图5所示置于神经探针1的I/O垫4上。填充有液态金属的微通道可以与柔性探针的I/O垫形成直接可靠的连接，且不会造成任何损伤。

本公开的一个实施例提供了一种可植入高顺应性柔性神经探针，其集成有用于有效记录神经活动的OECT。本公开的另一个实施例提供了一种基于液态金属的贴装柔性输入/输出(I/O)连接器，以实现与神经探针的可靠稳定连接。

可以理解的是，以上实施方式仅仅是为了说明本申请的原理而采用的示例性实施方式，然而本申请并不局限于此。对于本领域内的普通技术人员而言，在不脱离本申请的精神和实质的情况下，可以做出各种变型和改进，这些变型和改进也视为本申请的保护范围。