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  近日，華中科技大學(xué)羅志強(qiáng)教授團(tuán)隊(duì)與上海交通大學(xué)醫(yī)學(xué)院松江研究院王杰教授團(tuán)隊(duì)、美國(guó)伊利諾伊大學(xué)厄巴納-香檳分校余存江教授團(tuán)隊(duì)合作，首創(chuàng)了一種可注射導(dǎo)電水凝膠（ICH），構(gòu)建了基于電容耦合無(wú)線(xiàn)供能的深部腦刺激（DBS）系統(tǒng)，在帕金森病（PD）大鼠模型中實(shí)現(xiàn)了無(wú)需電池、微創(chuàng)植入、MRI兼容的有效神經(jīng)調(diào)控與治療，為下一代生物電子療法提供了全新平臺(tái)。

  2026年2月4日，該研究以“Injectable hydrogel bioelectrostimulator for wireless deep brain neuromodulation”為題發(fā)表在《自然·通訊》（Nature Communications）上。

成果簡(jiǎn)介

  深部腦刺激（DBS）是一種通過(guò)向大腦特定靶區(qū)植入電極進(jìn)行電刺激的神經(jīng)調(diào)控技術(shù)，已成為治療帕金森病（PD）、阿爾茨海默病和癲癇等神經(jīng)系統(tǒng)疾病的有效手段。然而，目前的DBS設(shè)備依賴(lài)于剛性電極和龐大的植入式電池，其機(jī)械性能與柔軟、動(dòng)態(tài)的腦組織不相容，增加了裝置失效、異物反應(yīng)和組織損傷的風(fēng)險(xiǎn)。有限的電池容量需要定期充電或手術(shù)更換，而用于供電的經(jīng)皮導(dǎo)線(xiàn)則存在感染和機(jī)械故障的隱患。此外，磁共振成像（MRI）等神經(jīng)影像技術(shù)對(duì)于闡明治療機(jī)制至關(guān)重要，但傳統(tǒng)的金屬電極會(huì)引起嚴(yán)重的射頻加熱和圖像偽影，限制了其與功能成像的整合。這些局限性凸顯了對(duì)下一代DBS技術(shù)的迫切需求：它需要整合可微創(chuàng)植入、MRI兼容、無(wú)線(xiàn)供能、微型化多種特征的新型刺激器，以提升生物相容性和長(zhǎng)期穩(wěn)定性。

  盡管近年來(lái)針對(duì)DBS器件侵入性和界面失配問(wèn)題已出現(xiàn)多種改進(jìn)嘗試，但仍難以同時(shí)滿(mǎn)足微創(chuàng)性、界面穩(wěn)定性和長(zhǎng)期安全性的需求。例如，引入柔性高分子材料雖在一定程度上緩解了力學(xué)失配問(wèn)題，但相關(guān)器件仍依賴(lài)固態(tài)電極和植入式電源結(jié)構(gòu)，難以擺脫手術(shù)創(chuàng)傷和器件互連帶來(lái)的限制。導(dǎo)電水凝膠因其與神經(jīng)組織高度相容的力學(xué)特性被認(rèn)為是構(gòu)建新型神經(jīng)電極的理想候選，但現(xiàn)有體系多依賴(lài)預(yù)成型植入或高強(qiáng)度化學(xué)交聯(lián)，在可注射成型、長(zhǎng)期穩(wěn)定性與生物安全性之間仍存在難以兼顧的矛盾。另一方面，基于磁、光或超聲等外場(chǎng)響應(yīng)的納米材料無(wú)線(xiàn)能量傳輸策略雖然降低了器件復(fù)雜度，但普遍存在能量轉(zhuǎn)換效率有限、刺激空間精度不足及長(zhǎng)期穩(wěn)定性受限等問(wèn)題。

  這些挑戰(zhàn)促使作者提議開(kāi)發(fā)一種可注射導(dǎo)電水凝膠，它能同時(shí)作為神經(jīng)界面和能量轉(zhuǎn)導(dǎo)介質(zhì)，將電極和無(wú)線(xiàn)供能功能集成于單個(gè)軟植入體中，從而簡(jiǎn)化器件架構(gòu)。為實(shí)現(xiàn)這一概念，必須解決兩個(gè)關(guān)鍵挑戰(zhàn)：(1)開(kāi)發(fā)合成策略以克服當(dāng)前可注射導(dǎo)電水凝膠的局限性，包括導(dǎo)電性與生物相容性的權(quán)衡、機(jī)械穩(wěn)定性和細(xì)胞毒性問(wèn)題；(2)建立一種有效的水凝膠外場(chǎng)耦合機(jī)制，以利用其通過(guò)外場(chǎng)響應(yīng)介導(dǎo)能量無(wú)線(xiàn)傳輸，而這是一個(gè)亟待探索的領(lǐng)域。在此研究工作中，作者展示了一種由原位凝膠化可注射導(dǎo)電水凝膠（ICH）實(shí)現(xiàn)的微創(chuàng)無(wú)線(xiàn)DBS新策略，該策略可在體內(nèi)高頻體積傳導(dǎo)場(chǎng)景下，在植入的ICH周?chē)T導(dǎo)局部電場(chǎng)集中。ICH通過(guò)生物催化聚合和靜電組裝形成導(dǎo)電網(wǎng)絡(luò)，展現(xiàn)出高導(dǎo)電性、類(lèi)組織機(jī)械性能和高生物相容性，確保在電極-組織界面實(shí)現(xiàn)長(zhǎng)期穩(wěn)定的電傳輸。當(dāng)通過(guò)電容無(wú)線(xiàn)功率傳輸將高頻體積傳導(dǎo)施加至腦組織時(shí)，ICH與周?chē)M織之間的阻抗差異會(huì)引發(fā)伴隨電荷積累的界面極化，從而導(dǎo)致局部電場(chǎng)集中，實(shí)現(xiàn)有效的神經(jīng)刺激。

  （1）材料創(chuàng)新：構(gòu)建基于生物催化聚合與靜電組裝的可注射導(dǎo)電水凝膠（ICH）。將微量的吡咯單體、PEDOT:PSS以及葡萄糖氧化酶-過(guò)氧化物酶注入腦組織，利用內(nèi)源性葡萄糖觸發(fā)吡咯的生物催化聚合，同時(shí)通過(guò)帶負(fù)電的PEDOT:PSS與帶正電的聚吡咯之間的靜電自組裝，在生理?xiàng)l件下原位形成高生物相容性的三維導(dǎo)電網(wǎng)絡(luò)。

  （2）器件創(chuàng)新：設(shè)計(jì)基于電容耦合與界面極化機(jī)制的無(wú)線(xiàn)深部腦刺激系統(tǒng)。通過(guò)在頭皮表面放置絕緣金屬片作為發(fā)射電極，利用電容耦合原理將高頻電場(chǎng)傳導(dǎo)至腦組織。植入的ICH與周?chē)X組織之間存在顯著的阻抗失配，在高頻電場(chǎng)下引發(fā)麥克斯韋-瓦格納界面極化效應(yīng)，導(dǎo)致電荷在ICH-腦組織界面聚集，從而局部增強(qiáng)電場(chǎng)和電流密度，實(shí)現(xiàn)無(wú)需物理導(dǎo)線(xiàn)連接的精準(zhǔn)、可編程電刺激。

  （3）應(yīng)用創(chuàng)新：在帕金森病大鼠模型中實(shí)現(xiàn)安全有效的無(wú)線(xiàn)DBS治療，并借助MRI兼容性系統(tǒng)闡明其神經(jīng)保護(hù)與環(huán)路重塑機(jī)制。在6-羥基多巴胺誘導(dǎo)的帕金森病大鼠模型中，將ICH注射至丘腦底核（STN）并施加無(wú)線(xiàn)刺激。慢性治療顯著改善了大鼠的運(yùn)動(dòng)行為，保護(hù)了黑質(zhì)致密部的多巴胺能神經(jīng)元，并增強(qiáng)了腦源性神經(jīng)營(yíng)養(yǎng)因子表達(dá)。得益于水凝膠材料優(yōu)異的MRI兼容性，該研究首次在無(wú)線(xiàn)DBS治療過(guò)程中，實(shí)現(xiàn)了無(wú)偽影、高分辨率的功能磁共振成像（fMRI）。

圖1. 具有生物電刺激功能的可注射導(dǎo)電水凝膠實(shí)現(xiàn)無(wú)線(xiàn)深部腦刺激

a. ICH在腦組織內(nèi)由葡萄糖引發(fā)凝膠化的制備過(guò)程示意圖。

b. ICH的生物催化聚合與靜電組裝機(jī)制示意圖。

c. ICH在模擬組織的瓊脂糖凝膠中隨時(shí)間的原位凝膠化代表性圖像。

d. 可穿戴電容耦合系統(tǒng)通過(guò)電容無(wú)線(xiàn)功率傳輸在腦組織中誘發(fā)微弱容積傳導(dǎo)。

e. 結(jié)合組織特異性介電特性的頭皮-顱骨-大腦多層結(jié)構(gòu)電場(chǎng)強(qiáng)度分布的有限元模擬。

f. 多層頭部模型表面電荷分布的有限元模擬。

圖2. 可注射導(dǎo)電水凝膠介導(dǎo)的體外無(wú)線(xiàn)神經(jīng)刺激

a. 局部電勢(shì)和電流密度測(cè)量示意圖。

b. 輸出電壓（U₁, U₂）隨輸入電壓成比例增加。

c. 電流密度（J₁, J₂）隨輸入電壓成比例增加。

d. 不同條件下SH-SY5Y細(xì)胞的延時(shí)鈣成像。

e. 歸一化熒光變化（ΔF/F₀）。

f. 被激發(fā)細(xì)胞的定量。

g. 有/無(wú)WES時(shí)PC12細(xì)胞活力的流式細(xì)胞分析。

h. PC12細(xì)胞的凋亡率。

圖3. 可注射導(dǎo)電水凝膠介導(dǎo)的大鼠無(wú)線(xiàn)DBS

a. 無(wú)線(xiàn)DBS實(shí)驗(yàn)設(shè)置示意圖。

b. 大鼠STN區(qū)域細(xì)胞c-Fos表達(dá)的代表性圖像。

c. STN區(qū)域c-Fos強(qiáng)度的定量。

d. 無(wú)線(xiàn)DBS期間GPi區(qū)域的電生理記錄。

e. GPi區(qū)域神經(jīng)活動(dòng)的功率譜分析。

f. M1區(qū)域的代表性電生理波形。

g. M1區(qū)域的電生理記錄。

h. 無(wú)線(xiàn)DBS期間的鋒電位數(shù)量分析。

i. ICH與腦組織形成生物相容且無(wú)縫界面的示意圖。

j. 植入ICH和金屬電極的腦切片中GFAP和Iba-1的代表性免疫染色圖像。

k. 植入物周?chē)X組織中GFAP和Iba-1的歸一化熒光強(qiáng)度。

圖4. 可注射導(dǎo)電水凝膠介導(dǎo)的無(wú)線(xiàn)DBS緩解PD大鼠的帕金森癥狀

a. 體內(nèi)帕金森病大鼠實(shí)驗(yàn)時(shí)間線(xiàn)。

b. 曠場(chǎng)測(cè)試運(yùn)動(dòng)軌跡。

c. 總運(yùn)動(dòng)距離。

d. 最大速度。

e. 活躍時(shí)間。

f. NeuN、Iba-1和GFAP的代表性免疫染色。。

g. ICH(+) WES (+)組中GFAP陽(yáng)性面積與NeuN陽(yáng)性細(xì)胞密度的相關(guān)性分析。

h. ICH(+) WES (+)組中GFAP陽(yáng)性面積與腦源性神經(jīng)營(yíng)養(yǎng)因子（BDNF）的相關(guān)性分析。

i. 酪氨酸羥化酶陽(yáng)性（TH⁺）神經(jīng)元的代表性免疫組化圖像。

j. TH陽(yáng)性神經(jīng)元的定量。

圖5. 可注射導(dǎo)電水凝膠介導(dǎo)的無(wú)線(xiàn)DBS調(diào)節(jié)大腦功能連接

a. 連接網(wǎng)絡(luò)分析。Str：紋狀體；Mtr：運(yùn)動(dòng)皮層；Cg：扣帶皮層；PL：前邊緣皮層；THL：丘腦；Raphe：中縫核。

b. 腦區(qū)間連接強(qiáng)度T值的熱圖。

c. 治療前后3D腦網(wǎng)絡(luò)模型。

d. 基于中縫核種子的連接分析。Th：丘腦；CC：胼胝體；HP：海馬體。

研究總結(jié)

  本研究成功開(kāi)發(fā)了一種兼具高導(dǎo)電性、組織級(jí)柔軟度、優(yōu)異生物相容性與可注射性的多功能水凝膠，并利用其在體電場(chǎng)耦合機(jī)制，構(gòu)建了一套創(chuàng)新的無(wú)線(xiàn)、微創(chuàng)深部腦刺激系統(tǒng)。該系統(tǒng)巧妙地利用電容耦合無(wú)線(xiàn)供能與體積電導(dǎo)界面極化效應(yīng)，實(shí)現(xiàn)了對(duì)深部腦區(qū)的精準(zhǔn)、無(wú)電池電刺激。在帕金森病動(dòng)物模型中，該療法展現(xiàn)出顯著的運(yùn)動(dòng)功能改善、多巴胺能神經(jīng)保護(hù)及全腦網(wǎng)絡(luò)重塑效果。本研究充分利用了水凝膠材料的MRI兼容性?xún)?yōu)勢(shì)，首次在無(wú)線(xiàn)DBS治療背景下，實(shí)現(xiàn)了對(duì)治療誘導(dǎo)的腦功能與結(jié)構(gòu)變化的無(wú)創(chuàng)、在體、系統(tǒng)級(jí)成像分析，為闡明其治療機(jī)制提供了強(qiáng)有力的證據(jù)。該工作不僅為帕金森病的治療提供了一種極具前景的全新策略，其“可注射材料-無(wú)線(xiàn)刺激-在體調(diào)控-多模態(tài)成像驗(yàn)證”一體化的研究范式，也為未來(lái)治療癲癇、中風(fēng)、抑郁癥等多種神經(jīng)系統(tǒng)疾病的下一代生物電子療法奠定了堅(jiān)實(shí)的技術(shù)與理論基礎(chǔ)。

  原文鏈接：https://doi.org/10.1038/s41467-026-69226-1

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