中國人民大學王亞培教授AM：仿生聚光器實現深層組織無線神經刺激

植入式生物電子系統是推進精準神經調控治療的核心，但現有技術面臨嚴峻挑戰。臨床應用的植入式神經刺激器（如美敦力Activa PC）體積龐大，其中超過40%的空間被電池占據，這不僅限制了設備微型化，也增加了手術更換的風險。為了擺脫電池依賴，研究人員開發了基于摩擦納米發電機的無電池神經刺激器，但它們依賴人體不穩定且不可控的機械能或熱能，響應性和長期可靠性不足。近年來，利用可見光和近紅外光進行光激活神經刺激為無線精準調控提供了新途徑，然而，組織對光的強烈吸收、散射以及體外光源與植入設備之間難以避免的對準偏差，嚴重影響了刺激的可靠性和精度。

近日，中國人民大學王亞培教授課題組成功開發了一種由第二近紅外光激活的無電池神經刺激技術。該技術核心在于集成了光熱-熱電能量轉換層與一種特殊的廣角無透鏡聚光器。這種受北極罌粟花朵啟發的聚光器，能夠高效收集生物組織深部的散射光與非準直光，克服了現有系統對入射角度的依賴。協同的光熱-熱電轉換機制有效利用了擴散的1064納米近紅外二區激光，并實現了器件的顯著小型化，獲得了極高的電壓-體積輸出比。體外和體內實驗證實了其生物相容性，以及精確激活青蛙神經、調控肢體運動的能力。在兔子模型中，皮下植入的設備能在脈沖式近紅外二區激光照射下，立即觸發坐骨神經的電刺激。這項工作為光控神經調控建立了一個穩健且微創的新范式。相關論文以“NIR-II Light-Activated Neurostimulation Enabled by Broad-Angle Light Concentrating”為題，發表在

Advanced Materials

研究團隊從北極罌粟的花瓣結構中汲取靈感，設計出廣角二次曲面聚光層。模擬與實驗表明，該結構相較于傳統凸透鏡，在聚光效率、體積壓縮和角度容錯性方面表現卓越。它能將入射光更均勻地匯聚至能量轉換層，即使在30度入射角或15度散射角的不利條件下，仍能保持高效的集光能力，為在復雜生物光學環境中穩定工作奠定了基礎。

圖1 | 由1064納米近紅外二區激光激活的神經刺激。 (a) 由1064納米近紅外二區激光激活的植入式光熱-熱電神經刺激裝置示意圖。 (b) 基于光熱-熱電轉換的四層神經刺激裝置結構。 (c) 北極罌粟的花朵結構，其可將陽光匯聚至花蕊以促進種子成熟。 (d) 熱電層響應溫度變化產生的負載電壓變化。

圖2 | 神經刺激聚光光路的優化。 (a) 通過光學模擬得到的拋物線反射器聚焦激光功率分布的縱向截面圖。 (b) 不同焦距凸透鏡與BAQC層在軸向高度、體積及聚光功率/總高度方面的比較。 (c) 測試不同入射角下各種近紅外二區光聚焦策略性能的方法。 (d) 各種近紅外二區光聚焦策略的歸一化激光功率。 (e) 在不同入射角及不同光學優化條件下，PT-TE層接收到的近紅外二區光強分布：(i) BAQC層，(ii) 焦距32毫米透鏡，(iii) 焦距71毫米透鏡。 (f) 模擬近紅外二區光在生物組織內散射后的非準直光匯聚情況（錐形散射角α為15度）。 (g) 在散射角為15度、入射角為0度時，各種光學聚光策略的性能比較（數據以α和θ均為0時BAQC組的光強進行歸一化）。

為實現高效的近紅外二區光能轉換，研究人員設計并制備了選擇性吸收的光熱涂層。該多層結構在近紅外二區具有高吸收率，同時在紅外波段保持低發射率，從而提升了光熱轉換效率。涂層與熱電晶體結合，構成了厚度不足2毫米的能量轉換層。該層能在激光照射下快速產生溫度變化，并通過熱電效應將溫度變化率直接轉換為高幅值的電信號輸出，實現了對刺激電流的精準時空調控。

圖3 | 能量轉換層的設計與表征。 (a) 光熱-熱電層的結構。插圖：選擇性吸收光熱層的截面SEM圖，從上至下分別為79納米厚的SiO?層、179納米厚的Ni/Al?O?復合層和156納米厚的Ni基底。 (b) 光熱層的發射率光譜，展示了選擇性吸收特性，并與300K黑體輻射的輻照度進行比較。 (c) 光熱-熱電層照片（光熱層涂覆于鉭酸鋰上）。比例尺：5.0毫米。 (d) 近紅外二區光照射60秒下光熱-熱電層的紅外圖像。 (e) 照射60秒后光熱-熱電層縱向截面的空間溫度分布，x-z和y-z投影平面上的陰影部分對應PT-TE層的投影。激光功率：0.5瓦。 (f) 不同近紅外二區激光功率下光熱-熱電層的溫升情況。 (g) 不同功率的近紅外二區激光開關照射下光熱-熱電層的溫度變化。

為確保生物安全，器件底部集成了PDMS隔熱層。有限元分析顯示，4毫米厚的PDMS層能有效阻隔熱量向生物組織傳遞，將界面熱流密度降至安全范圍。細胞相容性實驗進一步證實，帶有PDMS保護的器件在激光照射下，能將培養液溫度和熱損傷累積量控制在安全閾值內，顯著保護了周邊細胞的活性。

圖4 | 近紅外二區光激活神經刺激的信號輸出與保護。 (a) 通過控制溫度變化得到的光熱-熱電層輸出電流。 (b) 開關近紅外二區激光激活的PT-PE器件的輸出電流密度。 (c) 不同功率激光照射下的輸出電流密度（數據點為對應功率下六個穩定周期峰值的平均值，陰影區高度代表標準差）。 (d) 不同厚度PDMS墊層的PT-PE器件在1.0瓦近紅外二區激光照射1分鐘后的預測溫度分布（上排為側向，下排為底部溫度分布）。 (e) 1.0瓦近紅外二區激光照射60秒后，不同厚度PDMS墊層對應的底部溫度與熱通量。 (f,g) 光熱-熱電層(f)和PT-PE器件(g)在開關1.0瓦/平方厘米近紅外二區激光照射下的溫度變化，紅色區域代表超過43℃（可能對L929細胞有害）的溫度。 (h) 計算得到的(f)和(g)在有/無光照條件下的CEM43值比較。 (i) 不同處理后，L929細胞用鈣黃綠素-AM（綠色）和碘化丙啶（紅色）共染色的共聚焦熒光圖像。比例尺：200微米。

在功能演示中，該神經刺激器件成功驅動了液晶顯示器，并通過整流儲能電路積累了足夠點亮LED的電能。在離體青蛙坐骨神經-腓腸肌模型中，器件輸出的電脈沖能可靠地引起肌肉節律性收縮。在兔子活體實驗中，皮下植入的器件在1赫茲脈沖激光觸發下，能有效刺激坐骨神經并記錄到下游肌肉的電生理信號，平均響應延遲約為39.8毫秒。組織病理學分析顯示，該刺激方案未對表皮、真皮及鄰近肌肉造成熱損傷，神經本身也未觀察到明顯損傷，證明了其良好的生物相容性與安全性。

圖5 | 近紅外二區光激活神經刺激的電刺激性能。 (a) 使用近紅外二區光激活神經刺激驅動LCD的示意圖及(b)對應照片。 (c) 整流器電路示意圖。 (d) 器件整流后的輸出電流密度。 (e) 器件整流輸出對不同電容充電的電壓曲線。 (f) 使用近紅外二區光激活神經刺激對青蛙腿部施加電刺激的示意圖。 (g,h) 青蛙腿部電刺激期間腓腸肌底部高度變化(g)及照片(h)。

圖6 | PT-PE器件在兔子體內的神經調控。 (a) 通過近紅外二區激光控制使用PT-PE器件刺激兔子坐骨神經的示意圖。 (b) (i) PT-PE器件皮下植入兔子體內的照片；(ii) 器件的超聲圖像，標注區域代表器件的理論輪廓。比例尺：(i) 5.0厘米，(ii) 5.0毫米。 (c) 用1赫茲近紅外二區激光照射時，在坐骨神經上檢測到的電位變化（深紅色）及PT-PE器件的直接輸入（淺紅色）。 (d) 近紅外二區激光照射前后，兔子坐骨神經電位變化的頻譜圖。 (e,f) 濾波后的兔子坐骨神經信號（使用FFT濾波濾除40赫茲以上信號）。 (g) 神經電位信號峰值相對于PT-PE器件輸入信號峰值的延遲（誤差棒代表標準差）。 (h) 皮膚淺層、肌肉朝向面及肌肉淺層組織的H&E染色：(i) 正常組織，(ii) 植入位點附近的皮膚和肌肉組織。比例尺：20.0微米。

總之，這項研究通過仿生聚光與光熱-熱電轉換的巧妙集成，開發出一種微型化、無電池、可由近紅外二區光無線精準調控的神經刺激平臺。它有效解決了植入式系統光能輸送的角度依賴與散射難題，并實現了刺激信號的光學調制，為下一代用于神經修復、感覺假體和閉環生物電子醫學的植入式設備奠定了堅實基礎。盡管目前的集成設計在柔性方面尚有局限，未來通過模塊化光學設計、材料創新和能量轉換架構的優化，有望進一步拓展無線光驅動神經接口的應用前景。