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用于电神经刺激的高度微型化、长期植入式 ASIC
我们提出了一种用于电刺激周围神经的无线、完全可植入设备，该设备由供电线圈、调谐网络、齐纳二极管、可选刺激参数和刺激器 IC 组成，全部封装在生物相容性硅胶中。13.56 MHz 的无线射频信号通过片上整流器为植入物供电。ASIC 采用台积电的 180 nm MS RF G 工艺设计，占地面积不到 1.2 平方毫米。该 IC 通过片上只读存储器实现外部可选的电流控制刺激，具有 32 个刺激参数（90 – 750 μA 幅度、100 μs 或 1 ms 脉冲宽度、15 或 50 Hz 频率）。IC 使用 8 位二进制加权 DAC 和 H 桥生成恒定电流波形。在最耗电的刺激参数下，刺激脉冲期间的平均功耗为 2.6 mW，电能传输效率约为 5.2%。除了台式和急性测试外，我们还在两只大鼠的坐骨神经上长期植入了两种版本的设备（一种是带导线的设计和一种是无导线的设计），以验证 IC 和整个系统的长期疗效。无导线设备的尺寸如下：高 0.45 厘米，长轴 1.85 厘米，短轴 1.34 厘米，带导线的设备尺寸类似
LMEE：释放软材料的潜力
电子设备，无论是传感、驱动还是通信形式，都是未来可穿戴设备的重要方面。需要在多个组件之间建立可靠的电气连接，且不能对可穿戴体验产生不利影响。传统导电材料有两个主要缺点。首先，固体金属材料与人体贴合度不佳，会降低运动自由度。其次，柔软且可拉伸的导电橡胶在受到应力或压缩时，电阻会发生剧烈变化。由于导线的体积在拉伸或压缩过程中保持不变，因此导线的横截面积与长度成反比。因此，电阻随长度变化的平方而变化。对于具有刚性填充颗粒的导电橡胶，由于应变引起的导电填充颗粒分离，电阻变化可能更为极端。这增加了设计柔性电路的复杂性。
临床医生手册 - accessdata.fda.gov
以下警告适用于此神经刺激系统。怀孕和哺乳。尚未确定在怀孕和哺乳期间使用神经刺激的安全性和有效性。如果患者正在怀孕或哺乳，则不应使用此神经刺激系统。磁共振成像 (MRI)。不要对植入了此系统的任何神经刺激器或导线（或导线的任何部分）的患者进行 MRI。即使神经刺激器已被移除，如果导线的任何部分或颅骨假体仍植入，患者也不应进行 MRI。神经刺激系统是 MR 不安全的。尚未进行测试以确定使用条件以确保神经刺激系统在 MR 环境中的安全性。高刺激输出和电荷密度限制。避免过度刺激。使用高振幅和宽脉冲宽度的参数设置存在脑组织损伤的风险。只有在充分考虑有关电荷密度的警告后，才应编程高振幅和宽脉冲宽度。可以对系统进行编程以使用临床研究中使用的参数设置范围之外的参数设置。如果刺激参数的编程超出了 30 μC/cm 2 的电荷密度限制，则会出现一个屏幕警告您电荷密度过高。可以通过降低刺激来降低电荷密度
长期无线传输神经记录，用于帕金森病患者的电路发现和自适应刺激
使用永久植入式大脑设备进行电刺激已经成为运动障碍和癫痫的标准疗法，并且也在积极研究其对精神和认知障碍的治疗作用 1 。通过更好地了解潜在的回路障碍以及治疗刺激影响体征和症状的机制，可以改进神经刺激疗法。解决这一知识空白的一种方法是分析来自外部导线的侵入性皮质或皮质下场电位记录，记录可以在导线植入手术期间或术后几天在医院进行。场电位表示记录接触点附近的神经元群体的总同步活动，通常具有很强的振荡分量，因此可以作为神经同步的极好探针。现在认为，许多脑部疾病的体征和症状部分与振荡同步异常有关 2 。
1. 科学技术测量
(ii) 米：一米是光在 1/299792458 秒的时间间隔内在真空中行进的距离。 (iii) 秒：一秒是铯-133 原子经历 9192631770 次振动所需的时间。 (iv) 开尔文：一开尔文等于水的临界点热力学温度的 1/273.15。 (v) 安培：一安培是当电流流过两根长平行导线时，每根导线的长度等于一米，在自由空间中相隔一米，两根导线之间会产生 2×10 7 N 的力。 (vi) 坎德拉：一坎德拉是光源在给定方向上的发光强度，该光源发射频率为 540 × 10 12 Hz 的单色辐射，其辐射强度为每立体角 1/683 瓦。 (vii) 摩尔：一摩尔是任何物质的量，其所含的基本单位可能与 0.012 千克 C-12 碳同位素中的原子数相同。
伪影可能会造成欺骗：深部脑刺激电极的实际位置与磁共振图像上看到的伪影不同
摘要 简介：深部脑刺激 (DBS) 是治疗各种神经和精神疾病的常用方法。最近的研究强调了神经影像学在定位电极触点相对于目标脑区的位置以优化 DBS 编程方面的作用。在不同的成像方法中，术后磁共振成像 (MRI) 已广泛用于 DBS 电极定位；然而，导线引起的几何失真限制了其准确性。在这项工作中，我们调查了导线尖端的实际位置与从 MRI 伪影估计的尖端位置之间的差异在多大程度上取决于 MRI 序列参数（例如采集平面和相位编码方向）以及导线的颅外配置。据此，设计并讨论了一种提高导线定位准确性的成像技术。方法：我们设计并构建了一个拟人化幻影
Cagle 等人：在 Tourette 深部脑刺激中以生理学和基于 Atlas 的靶向性为指导的导线重新定位
背景：丘脑的中央 (CM) 区域是深部脑刺激 (DBS) 治疗图雷特综合症 (TS) 的常见目标。然而，目前还没有标准的微电极记录或大刺激方法来区分 CM 丘脑与其他附近的结构和核。病例报告：我们在这里介绍了一个 TS DBS 中传统立体定向靶向失败的病例。术后局部场电位记录 (LFP) 显示的特征包括随意运动期间的 β 功率去同步和静息时丘脑皮质相位幅度耦合。这些发现表明 DBS 导线的位置不是最理想的，位于丘脑的腹侧中间 (VIM) 核，而不是预期的 CM 区域。由于初次手术后三个月抽搐严重程度量表没有临床改善，患者接受了导线修订手术。DBS 导线的轻微重新定位导致了截然不同的临床结果。之后，LFP 显示 beta 失同步减少以及丘脑皮质相位幅度耦合消失。随访临床访问记录了患者整体抽搐评分的改善。讨论：此案例提供了初步证据，表明将生理学与基于图谱的定位相结合可能会改善某些 Tourette DBS 病例的预后。需要更大规模的前瞻性研究来证实这些发现。亮点：本报告展示了一例中心核区域深部脑刺激 (DBS) 失败的病例。我们观察到 DBS 手术几个月后抽搐改善不理想，随后的导线修订改善了结果。神经生理学提供了一个重要线索，表明 DBS 导线放置不理想的可能性。在导线修订期间重复 LFP 显示 beta 失同步减少以及丘脑皮质相位幅度耦合消失。在双侧 DBS 导线修订期间稍微重新定位后抽搐结果有所改善。此案例提供了初步证据支持使用生理学来增强 Tourette DBS 病例的基于图谱的定位。
热迁移导致的 Cu 互连中空洞的形成
随着后段制程 (BEOL) 互连尺寸的不断减小，RC 延迟已成为导致整体性能下降的主要原因 [1-2]。为了降低互连的电阻率和电容，人们采用了各种策略，例如优化制造工艺 [3-4]、修改导线的几何形状 [2] 以及利用低 k 电介质等新材料 [5-6]。然而，这些修改虽然可以通过芯片缩小尺寸来提高性能，但往往会以牺牲可靠性为代价 [7-9]。因此，对互连可靠性的广泛研究提供了有价值的评估和建议，以便在较长的使用寿命内保持性能。考虑到金属可靠性，由电子风驱动的电迁移 (EM) [10-11] 和由应力梯度驱动的应力诱导空洞 (SIV) [12] 研究了扩散主导的故障机制。对于电介质，由于金属间距最小化和介电性能较弱而产生的高电场使时间相关电介质击穿 (TDDB) 在最近的研究中也很重要 [13]。
硬膜外脊髓电图可为清醒人类参与者提供直接脊髓记录
人们对人类在自主运动控制过程中脊髓的电生理活动知之甚少。我们提出了一种新方法，使用植入的硬膜外电极记录自然运动（包括地面行走）期间人类脊髓的电生理活动。作为对接受脊髓刺激评估的慢性疼痛患者的测试试验的一部分，从植入的硬膜外电极记录脊髓电图 (SEG)。将硬膜外导线的外化端连接到外部放大器以捕获 SEG。使用无线传感器收集上肢和下肢的肌电图和加速度数据，并将其同步到 SEG 数据。指示患者进行各种手臂和腿部运动，同时收集 SEG 和运动学数据。这项研究证明了对执行运动任务的人类受试者进行硬膜外脊髓记录的安全性和可行性。