柔*可拉伸电子器件，也被称为电子皮肤，是一种用于制造多样化传感器和可穿戴设备的技术。植入式生物电子学*近已被公认为一个很有前景的研究领域，可用于调节生物信号以及治疗许多疾病和病理状况。这两种技术的结合为我们带来了一个全新的前沿研究领域，即植入式柔*电子学。虽然应变传感器、心电图传感器、pH 传感器、温度传感器和发光二极管芯片已被集成在一起，构成了一个用于测量生理信号的新型平台，但对于这类设备的长期使用而言，关键挑战之一是需要一个具有可靠输出功率的可靠电源。为了支持植入式生物电子设备的运行，摩擦电纳米发电机（TENGs）*近已被研究人员探索，作为一种很有前景的能量收集技术，其概念是将人体能量收集转化为有用的电能。

在这项工作中，我们研究了输出电压为 160 Vp-p（峰峰值）、短路电流为 6.7 微安的堆叠式摩擦电纳米发电机，将其作为一种潜在的电源，通过柔*且可调节的神经接口用于神经刺激。为了推进擅长坐骨神经记录和刺激的柔*神经接口的通用设计，我们优化了一种新型柔*吊索电极，并成功实现了对不同幅度和潜伏期的神经信号的记录。更重要的是，在这项工作中实现的成功的选择*刺激证明了柔*吊索电极是一种良好的通用神经接口。我们展示了通过分别将所建议的接口和一对铂 / 铱线连接的摩擦电纳米发电机，对大鼠的坐骨神经和腓总神经进行直接刺激，同时监测肌肉信号。肌肉收缩可以通过摩擦电纳米发电机的操作来控制。这一概念验证结果表明，这项技术可能是未来实现无电池可穿戴神经调节器的途径。

一、引言

植入式生物电子学*近已成为一种强大的手段，用于监测生物信号以及治疗诸如心脏起搏器、深部脑刺激器和神经调节器等疾病。这一巨大的进展归功于柔* / 可拉伸电子学的发展，它使得各种生物传感器、执行器和能量存储元件的集成成为可能，从而开辟了一个新的研究领域。同时，利用电子皮肤技术来制作柔软且可拉伸的植入式 / 可穿戴医疗设备，也为人体器官、血管和神经分支提供了更好的接口。通过使用这些柔*植入式生物电子设备来实现更灵敏和准确的生物信号记录与刺激，我们有了实现电子药物治疗的新途径。对于这类设备的长期使用而言，关键挑战之一是需要一个具有可靠输出功率的可靠电源。已经研究了一些可行的解决方案，包括外部能源（其位于体外，通过有线和无线通信为设备提供能量）以及通常需要充电或更换的植入式电池。通过各种机制将人体能量收集转化为有用电能的概念，已被探索作为支持此类植入式生物电子设备运行的一种替代方式。例如，已经报道了通过热电装置从人体热量中获取热能、通过压电装置从动脉的扩张和收缩中获取机械能，以及通过电磁装置从肌肉收缩中获取能量。在机械能收集装置中，摩擦电纳米发电机（TENGs）*近被提出作为一种很有前景的技术。摩擦电纳米发电机基于两种材料之间的接触起电原理，并与静电感应相结合，与其他能量发生器相比，具有成本更低、材料选择范围更广（柔*且生物相容的材料）、易于制造以及通过多层堆叠可实现高功率输出等优点。*近，一些从心跳和肌肉收缩中收集能量的体内演示表明，摩擦电纳米发电机有可能作为一种植入式电源。此外，还研究了可生物降解的摩擦电纳米发电机，这完全消除了对术后取出设备的担忧。

在未深入研究各种肌肉束与坐骨神经之间的生理基础和关系的情况下，研究人员展示了连接在坐骨神经上的微针电极阵列（MEA）所连接的分离的青蛙腿的抽动，该阵列由摩擦电纳米发电机偏置。尽管这项工作中使用的微针电极阵列对神经具有相对侵入*，并且其设计不利于长期使用以及以可控方式对不同肌肉进行选择*刺激，但它为摩擦电纳米发电机用于直接刺激外周神经开辟了一个有吸引力的研究方向。

另一方面，中枢神经系统（CNS）和外周神经系统（PNS）从身体的不同部位发*和接收生物信号，以协调身体的自主和非自主行动。因此，持续监测神经系统产生的生物电位在医疗保健中至关重要，并且可以帮助临床医生诊断甚至治疗诸如癫痫、心脏病（心律失常和高血压）以及帕金森病等疾病。电子皮肤技术开辟了一个新的研究领域，即使用超薄、柔*和可拉伸的电子设备来测量生物信号以及其他电、机械和光学信息，如阻抗、应变和压力等。由有源电路组成的高密度和多路复用电极阵列已被证明能够贴合地接触皮质表面，并记录活体动物模型中的睡眠纺锤波、视觉诱发电位以及微 / 宏观癫痫发作。在外周神经中，柔*微针电极阵列实现了具有束内和束下选择*的穿透式接口。束内接口是相对于坐骨神经的长轴横向或纵向插入的。神经袖套是放置在整个神经的神经外膜周围的管状装置，其内表面上有电极。这些神经电极的概念图如图 1 所示，例如神经外（袖套和扁平接口神经电极（FINE））（图 1a）、穿透式（通用型可植入微电极阵列（USEA））（图 1b）、束内（LIFE 和 TIME）（图 1c）以及再生电极。在这四种类型的电极中，神经外电极由于其非侵入*方法和易于植入而*广泛地用于临床应用。然而，如果神经外袖套电极的内壁离神经太近，使用时通常会有损伤神经的高风险。扁平接口神经电极（FINE）作为袖套接口的改进版本，已被用于记录人体正中神经和尺神经，以及刺激人体胫神经和腓总神经以激活神经假体的重要肌肉。*近，通过在不对神经施加太大压力的情况下与神经表面实现紧密接触，展示了能够在坐骨神经的特定小分支上进行神经电图（ENG）记录的自适应柔*带状电极。接近这样的小神经将减少所需的接触数量，并提高记录或刺激的选择*。特别是，腓总神经主要支配踝关节背屈肌，如胫骨前肌、趾长伸肌、拇长伸肌和踝关节外翻肌。此外，它可能在足下垂的直接物理治疗中有用。然而，神经带状电极的应用在植入过程中遇到了一些限制。在手术植入中，它们必须缠绕在神经周围，这在有限的空间内有时是不可行的。如果空间有限，这可能并不总是可行的。此外，在神经上处理有源电极以及控制电极在神经上的位置以进行选择*刺激或*佳记录也很困难。由于这种设计缺乏三极或双极配置，长期高质量的神经记录也可能具有挑战*。对于临床神经调节应用，紧密附着在神经上且不会造成损伤的可靠神经接口应该能够对神经进行选择*刺激或记录。此外，作为替代能源的此类摩擦电纳米发电机应该能够为神经提供电荷，以可靠地激活目标肌肉。

图1. 使用柔*神经接口和摩擦电纳米发电机（TENGs）的概念系统示意图。（a）神经外电极、（b）穿透式电极、（c）束内电极和（d）柔*带状电极的示意图。（e）在人体中使用柔*吊索接口和摩擦电纳米发电机的概念系统示意图。（f）处于压缩状态和释放状态的摩擦电纳米发电机的示意图。（g）摩擦电纳米发电机产生的电流。（h）柔*且可调节的吊索接口的示意图，以及（i）伴随着胫骨前肌（TA）和内侧腓肠肌（GM）肌肉的复合肌肉动作电位（CMAP）记录的腿部收缩。

随着目前所展示的发展，我们展示了一种经过改进和优化的摩擦电纳米发电机，作为基于柔*电子技术的神经接口的潜在电源。此外，我们还展示了一种柔*且可调节的神经接口，用于选择*神经记录和刺激，该接口具有良好的电接触，但对大鼠坐骨神经的压力*小。朝着临床应用的下一步，我们展示了使用摩擦电纳米发电机结合神经接口对大鼠坐骨神经和坐骨神经分支（即腓总神经）进行直接刺激，以激活胫骨前肌。

二、系统和设备配置以及工作机制

图 1e-i 展示了使用摩擦电纳米发电机和神经接口进行神经调节的概念系统示意图。由人体肌肉运动驱动的摩擦电纳米发电机（图 1e-f）产生电能，并通过神经接口将能量传输到腓总神经（图 1g-h），以激活胫骨前肌（图 1i）。由肌肉运动产生的低频直接刺激，与需要额外组件（线圈和电路等）和复杂程序的其他外部来源的刺激相比，可能更有利于简单自然地激活目标肌肉。

我们在实验中部署了具有多层堆叠设计的摩擦电纳米发电机，以提供高电流（图 1f）。多层堆叠摩擦电纳米发电机的详细制造过程在补充材料（图 S1a-c）中进行了描述。为了提供机械支撑，使用聚对苯二甲酸乙二酯（PET）片材制作成之字形结构。这种结构既可以为多层堆叠摩擦电纳米发电机的组装提供空间，又可以在压力释放时提供恢复力。将 PET 折叠成之字形后，将铜膜附着在两对接触层上。具有微金字塔图案的聚二甲基硅氧烷（PDMS）层被组装在每对层的底部铜电极上。为了优化约束高度，使用不同长度的 PET 薄膜来包围堆叠的摩擦电纳米发电机装置。

神经接口是使用微机电系统（MEMS）技术制造的。它由两层柔*聚酰亚胺组成，中间夹有金，呈吊索状几何形状。详细的制造过程在补充材料（图 S1d-h）中进行了描述。

摩擦电纳米发电机的工作机制如图 S2 所示。当设备被按压时，所有层相互接触，导致在有图案的 PDMS 和顶部铜膜上产生摩擦电表面电荷（图 S2b）。当力被移除后，顶部电极相对于底部电极的电位增量导致在释放设备时电流从顶部电极流向底部电极（图 S2c）。当设备完全释放时，所有的摩擦电层达到静电平衡（图 S2d）。当堆叠设备再次被按压时，两个电极上的电位降低驱动电流以相反的方向流动（图 S2e）。在第二次接触后，一个发电周期完成，另一个周期继续。摩擦电纳米发电机的详细工作机制可以在补充材料（图 S2）中找到。

三、摩擦电纳米发电机（TENGs）的体外表征

为了研究堆叠多层对整体设备*能的影响，研究了各种参数，如电气连接、堆叠层数、施加力的频率和约束长度。此后，我们展示了使用人手和脚跟敲击进行生物机械能收集的实际应用。

使用带有探头（100 MΩ）的示波器（DSOX3034 A）来测量设备的电压。对于电流测量，将低噪声电流前置放大器（SR570，斯坦福研究系统公司）连接到示波器，以电压信号的形式测量电流。通过将负载电阻串联连接在设备两端并测量电阻两端的电压，来进行堆叠摩擦电纳米发电机的功率特*测量。然后，使用测量的电压来计算负载电阻中的功率耗散。

为了展示各层之间的电气连接配置，我们比较了 5 层堆叠分别并联和串联连接时的输出电压和电流。使用带有 100 MΩ 负载电阻的探头进行电压测量。详细的理论分析可以在补充材料（图 S3 和 S4）中找到。

并联和串联配置的电压输出分别如图 2a 和 d 所示。并联配置的电压（连接 100 MΩ 负载电阻的探头）为 68 V，略低于串联配置的 76 V。估计的串联连接的开路电压为 192.2 V，并联连接的开路电压为 76.8 V。串联连接可以提供比并联连接高得多的开路电压。然而，并联配置的短路电流为 1.9 µA，远高于串联配置的 0.8 µA，如图 2b 和 e 所示。这一结果表明，并联电气连接适合于提高更高的电流输出，而相同极*的串联连接会导致峰值输出电压增加。值得注意的是，串联配置的电压信号是不对称的，表明正峰值远高于负峰值。这种现象是由串联配置在层分离过程中的内部阻抗变化引起的。当设备完全压缩时产生正峰值，而当所有摩擦电对相互分离时产生负峰值。在这个分离过程中，一旦第一对分离，总内部阻抗立即变得非常大，非常接近开路。然后，探头的电阻变得比内部阻抗小得多，只能测量到一小部分电压。这就是为什么负峰值会比正峰值小得多。而对于并联配置，在所有摩擦电对相互分离之前，设备的总内部阻抗不会显著增加。因此，电荷转移过程不会受到很大影响。

图2. 电气连接对 5 层堆叠设备的影响。（a）输出电压、（b）短路电流，以及（c）并联配置连接的各层的电压和功率特*；（d）输出电压、（e）短路电流，以及（f）串联配置连接的各层的电压和功率特*。

此后，根据不同的负载电阻值测量了电压和功率特*。图 2c 和 f 显示了 5 层堆叠设备的功率和电压特*。并联连接的层在负载电阻为 15 MΩ 时的峰值功率为 51.8 µW（100 MΩ 探头与测量的负载电阻 13 MΩ 并联连接）。对于串联配置的层，在负载电阻为 239 MΩ 时的*大功率为 59.8 µW（100 MΩ 探头与测量的负载电阻 70.5 MΩ 并联连接）。尽管两种配置的*大功率水平相似，但当负载电阻值降低时，串联配置的*大功率下降显著。这表明并联配置适合于神经刺激，因为神经接口的传感电极与坐骨神经之间的阻抗通常为千欧级。我们在其余的表征中使用了并联配置。

我们展示了层数、频率和约束长度对优化设备*能的影响。首先，我们在固定频率为 4 Hz 和固定约束长度为 4 cm 的情况下增加堆叠层数，以展示输出电压和短路电流的相应变化。峰值输出电压几乎保持不变（图 3a），而短路电流随着层数从 1 增加到 5 分别从 0.3µA 线*增加到 1.7 µA（图 3b）。然后，在约束距离为 4 cm 的情况下，对 5 层多层堆叠设备在不同的施加力频率下进行测试，如图 3c 和 d 所示。电压和电流都与频率成正比增加，这可以通过随着施加力频率的增加冲击力增大来解释。对于相同水平的力，产生的表面电荷是相同的，重复冲击之间的时间间隔减小导致输出电压和电流更高。详细的信号样本可以在补充材料（图 S5）中找到。

图3. （a）在 4 Hz 时不同设备层数的峰值输出电压（使用 100 MΩ 探头测量）；（b）在 4 Hz 时不同设备层数的峰值短路电流；（c）5 层设备在不同频率下的峰值输出电压（使用 100 MΩ 探头测量）；（d）5 层设备在不同频率下的峰值短路电流；（e）5 层设备的峰值电压和短路电流随不同约束长度的变化；（f）在 2 Hz 时约束长度为 4 cm 的 5 层设备在不同负载电阻下的输出电压和功率；（g）15 层设备的峰值电压和短路电流随不同约束长度的变化；（h）在 2 Hz 时约束长度为 4 cm 的 15 层设备在不同负载电阻下的输出电压和功率。

由于更大的分离距离会导致更高的摩擦电输出，仅表征约束长度与摩擦电输出之间的关系不是很有意义。在这里，我们在相同条件下比较了 5 层堆叠设备和 15 层堆叠设备，以了解如何在固定体积下实现更高的输出。5 层堆叠设备和 15 层堆叠设备的输出电压和电流分别如图 3e 和 g 所示。观察到，对于较小的约束长度值，峰值输出电压和短路电流都增加，但对于 5 层设备，在约束长度值为 3 cm 后开始饱和，对于 15 层设备，在约束长度值为 4 cm 后开始饱和。与 15 层设备相比，5 层设备的输出电压略高，但电流低得多。5 层设备的较高电压可归因于当 5 层设备和 15 层设备的总约束长度相同时，为每个摩擦电对分配的更大间隔。因为总输出电压主要由单个层的输出决定，而单个层的输出受分离长度的影响。然后，我们将两种设备的约束长度固定为 4 mm，力频率固定为 2 Hz，并表征了*大功率输出和内部阻抗。如图 3f 和 h 所示，由于并联配置，与 5 层设备相比，15 层设备可以提供更高的输出功率和低得多的内部阻抗，同时在 100 MΩ 负载下的输出电压也保持恒定，这与补充材料（图 S3 和 S4）中讨论的理论模型一致。所有详细的表征信号样本都可以在补充材料（图 S5）中找到。使用 5 层设备通过*手和脚跟敲击进行能量收集的实际演示可以在补充材料（图 S6）中找到。

四、使用柔*神经接口进行选择*记录和刺激

01. 设备设计

柔*且可调节的吊索电极在中央桥上有六个有源电极（每个直径为 100 µm），在两个相邻的桥上有两个环绕神经的环形电极（图 4a）。三个桥呈一定角度，使得有源电极能够螺旋式地植入神经周围，同时在环形电极和有源电极之间保持 3 mm 的距离（图 4a 中的*色箭头）。这使得电极能够在与神经表面良好接触的同时，减少施加在神经表面的压力。此外，它允许混合三极配置（其中两个作为参考电极的环形电极短接在一起）在高信噪比（SNR）方面比其他记录配置表现更好。此外，这种设计允许我们设置横向或纵向三极配置以进行选择*刺激。图 1h（底部）展示了吊索电极是如何以类似于将神经悬挂在吊索中的方式植入坐骨神经的。

图4. （a）制造的吊索电极的图片，以及（b）植入大鼠坐骨神经的柔*吊索电极的图片。取决于不同配置的对大鼠坐骨神经的选择*刺激结果。（c）纵向三极配置的示意图、（d）复合肌肉动作电位（CMAPs），以及（e）与取决于刺激电流的选择*相对应的归一化 CMAP。（f）横向配置的示意图、（g）复合肌肉动作电位（CMAP），以及（h）与取决于刺激电流的选择*相对应的归一化 CMAP。

此外，电极主体上的几个缝合孔（图 4a 中的*色圆圈）使外科医生能够用手术线将合适的孔缝合在一起，以适应各种尺寸的神经（直径：0.7–1.2 mm）。因此，它可以很容易地用于稍微不同尺寸的神经上。相比之下，对于袖套式电极，神经袖套的内径必须与神经的尺寸紧密匹配，因此对于稍微不同尺寸的神经，必须准备不同的袖套电极。

为了增强电化学接口的*能，随后在制造的电极上涂覆了铂（Pt）黑，这已广泛用于神经记录和刺激。详细的电化学表征也在补充材料（图 S7）中进行了描述。然后将制备好的涂铂电极植入大鼠的坐骨神经中进行体内测试（补充材料中的注释 1）。

02. 坐骨神经上诱发的复合神经动作电位（CNAPs）的神经记录

对于选择*记录实验，通过刺激坐骨神经的腓总神经分支（图 1h，顶部），部分诱发了来自坐骨神经主干的复合神经动作电位（CNAPs）。然后，通过六个有源触点分别记录诱发的 CNAPs（图 S8）。图 S8c 显示了在以 1.2 mA 的电流幅度刺激时，来自六个电极中每个电极的峰值潜伏期的平均值和标准误差（n = 50）。CNAP 峰值的潜伏期很重要，因为它提供了对神经传导速度（NCV）的估计。E#1 的平均潜伏期为 0.26 ms，而 E#6 的平均潜伏期为 0.3 ms。这表明六个传感电极与神经接触良好，因为这些触点螺旋式地围绕在主干周围，其中 E#1 更靠近刺激部位，而 E#6 离刺激部位更远。由于两个电极（E#1 和 #6）之间的距离为 1.3 mm，神经传导速度为 32.5 m/s（补充材料中的注释 2）。此外，该神经传导速度与文献中大鼠坐骨神经*快纤维的已确定神经传导速度非常吻合。图 S8d 展示了在 1.2 mA 的刺激电流下，不同电极触点上记录的幅度的平均值和标准误差（n = 50）。E#1 上记录的幅度*大，而 E#4 上的幅度*小。结果表明，腓总神经在坐骨神经内的位置更靠近 E#1 而不是 E#4。当以 0.4 mA 刺激时，E#1 和 E#4 之间的*大差异为 48%。随着电流幅度的增加，差异减小，直到在 1.2 mA 时为 32%。此后差异不再变化。这可能是因为较大的刺激电流幅度完全激活了腓总神经中的所有神经纤维。我们的结果表明，围绕神经定位的所有六个记录电极都能够成功记录 CNAPs。

03. 坐骨神经上的选择*刺激

为了研究吊索电极进行选择*刺激的能力，我们将吊索电极放置在坐骨神经周围，同时记录来自内侧腓肠肌（GM）和胫骨前肌（TA）的复合肌肉动作电位（CMAPs）。如图 S9a 所示，在 2.6 mA 时，E#1 上 TA-GM 的激活差异为 20.5%，这表明在这种情况下，TA 肌肉比 GM 肌肉受到的刺激更大。E#3 上的差异可以忽略不计，这意味着 GM 和 TA 肌肉在不同的刺激强度下一起被激活（图 S9b）。当以 2.2–2.4 mA 的电流幅度刺激时，E#5 上的差异为−14.3% 至 −16.9%，这表明在这种情况下，GM 肌肉比 TA 肌肉受到的刺激更大（图 S9c）。结果表明，通过 E#1 比通过 E#3 或 E#5 能够更强烈地激活 TA 肌肉。这与前面讨论的记录结果相符，即刺激控制 TA 肌肉的腓总神经（文献 [77]）在 E#1 上产生*大的幅度。因此，E#1 上的刺激导致 TA 肌肉更大程度的激活也就不足为奇了。

我们还探索了使用横向配置进行刺激，以便与吊索电极的纵向三极配置进行比较。选择 E#1 和 E#2 进行横向刺激，因为 E#1 显示出*高的选择*（图 4c–h）。从 GM 和 TA 肌肉测量的 CMAPs 与刺激电流幅度的关系绘制在图 4d 和 g 中。此外，来自 GM 和 TA 肌肉的归一化 CMAPs 以及归一化 CMAPs 之间的差异与刺激电流幅度的关系绘制在图 4e 和 h 中。两种配置之间的一个显著差异是激活肌肉所需的刺激电流。如图 4d 和 g 所示，纵向三极配置从 2.4 mA 开始激活肌肉，而横向刺激从 0.4 mA 开始激活肌肉。较高的电流幅度通常会带来神经损伤和电极分层的风险。此外，横向刺激激活的 CMAPs 幅度高于纵向刺激，这表明它可能能够对肌肉产生更有效的刺激。之前使用多极袖套电极的研究也显示了类似的结果。

04. 通过功能光声显微镜（fPAM）进行血流动力学测量

为了验证吊索电极是否会影响坐骨神经的血流动力学，我们使用功能光声显微镜（fPAM）对吊索电极植入前后神经表面血管中的血流进行成像。我们还对商业袖套电极（Microprobe Inc., Gaithersburg, MD, USA）（内径：0.75 mm）植入后的血流进行了成像。这些结果如图 5 中的图像所示。左侧面板中的*色箭头表示光声（PA）B 扫描图像的血管横截面方向。采用可见波长为 570 nm（λ570）的激光脉冲进行 PA 波激发。使用这些波长是因为在 λ570 处检测到的 PA 信号主要由脑血容量（CBV）的变化主导，这揭示了有关神经血流动力学的关键信息（文献 [90]）。在 λ570 的 PA B 扫描图像中也识别出了血管，并且所有 PA 图像和值都根据 IR (570) 图像中的*大变化进行了归一化。袖套植入后，CBV（即 RCBV）显著降低（图 5a–d）。然而，吊索植入前后 CBV 值没有显著变化（图 5e–h）。这表明吊索电极不会对神经中的血流造成任何变化，而袖套电极会显著影响神经血流动力学。

图5. 分别在商业袖套电极和吊索电极植入前后的坐骨神经图片（左侧）。功能光声测量结果（右侧）。（a）目标血管的超声图像，以及（b）反映植入前血容量变化的体内 IR (570) 光声 B 扫描图像。（c）超声图像，以及（d）袖套电极植入后相同位置的体内 IR (570) 光声 B 扫描图像。（e）超声图像，以及（f）植入前的体内 IR (570) 光声 B 扫描图像。（g）超声图像，以及（h）吊索电极植入后的体内 IR (570) 光声 B 扫描图像。

五、摩擦电纳米发电机和神经接口的体内测试

为了展示一种无电池的神经接口，我们使用与摩擦电纳米发电机（TENG）连接的吊索接口对胫骨前肌进行选择*刺激以激活该肌肉。将吊索接口植入坐骨神经，并选择两个有源电极用于横向配置，该配置能够比内侧腓肠肌（GM）更有效地激活胫骨前肌（TA）。然后将 TENG 连接到吊索接口的两个电极上（图 6a）。用手完全敲击 TENG 以激活 TA 肌肉。刺激记录见支持信息文件中的视频 S1。在图 6b 中，记录的 GM（红色）和 TA（蓝色）肌肉的 CMAPs 表明，TA 肌肉比 GM 肌肉更有效地被激活。我们观察到了肌肉的抽搐，然而，肌肉收缩对于踝关节背屈来说不够强烈。这可能是因为电荷高于肌肉激活的阈值，但不足以使 TA 肌肉完全收缩。

图6. （a）使用吊索接口和摩擦电纳米发电机作为直接刺激源的体内直接刺激测试的图片。（b）由无电池吊索接口记录的内侧腓肠肌（GM，红色）和胫骨前肌（TA，蓝色）肌肉的复合肌肉动作电位（CMAPs）。（c）在腓总神经（CP）上使用一对 Pt/Ir 线进行体内直接摩擦电纳米发电机刺激测试的图片（插图）。（d）摩擦电纳米发电机产生的电流峰值，以及（e）在 2 Hz 时的复合肌肉动作电位（CMAPs）记录。（f）摩擦电纳米发电机产生的电流峰值，以及（g）在 4 Hz 时的复合肌肉动作电位（CMAPs）记录。

为了充分展示对 TA 肌肉的调节，我们将 TENG 连接到一对 Pt/Ir 线（即刺激电极）上，并将其植入腓总神经（图 6c）。用手以不同的频率敲击 TENG，同时记录 GM 和 TA 肌肉的 CMAPs。正如预期的那样，在刺激腓总神经时，TA 肌肉比 GM 肌肉被更多地激活。正如我们上面所讨论的，腓总神经支配 TA 肌肉的程度比支配 GM 肌肉的程度更大，这并不奇怪。我们观察到了肌肉的抽搐和收缩，并且当我们以更高的频率敲击设备时，收缩变得更强。刺激记录见支持信息文件中的视频 S2。通过腓总神经的激活比通过吊索电极对坐骨神经的激活更有效。这是因为接近小神经可以提高选择*。我们根据频率跟踪记录的 CMAPs 以验证我们的观察结果。图 6d 显示了 TENG 产生的电流峰值，图 6e 显示了在 2 Hz 时的肌电图（EMG）记录。TA 肌肉的 CMAPs 幅度为 1932.6 µV，GM 肌肉的幅度为 834.5 µV。图 6f 和 g 分别显示了在 4 Hz 时 TENG 产生的电流峰值和 EMG 记录。TA 肌肉的 CMAPs 幅度为 6164 µV，GM 肌肉的幅度为 1720.3 µV。这是因为，通过使用手敲击的方法，由于人手行为的*质，随着敲击频率的增加，对 TENG 的实际冲击力也会增加。与更高敲击频率相关的增加的冲击力导致更高的输出电压。因此，在这种情况下肌肉被更多地激活。这表明 TENG 能够通过直接刺激腓总神经产生足够的电荷来控制 TA 肌肉。

六、结论

我们开发了一种柔*且可调节的神经接口，作为一种通用电极，用于对坐骨神经进行选择*刺激和记录。选择*记录的结果表明，能够清晰地记录到具有不同幅度和潜伏期的复合神经动作电位（CNAPs）。这表明了连接到腓总神经（即坐骨神经的一个小分支）的坐骨神经内特定轴突的位置，并提供了坐骨神经合理的神经传导速度（NCV）。此外，选择*刺激的结果表明，实现了内侧腓肠肌（GM）和胫骨前肌（TA）不同的肌肉激活模式。这也表明横向配置可以对肌肉提供更有效的刺激。对于吊索接口对神经施加压力的验证测试，我们展示了血流测量，表明柔*神经接口对神经施加的压力小于商业袖套电极施加的压力。

我们还展示了具有约束的堆叠摩擦电纳米发电机，其提供了清晰的优化范围。这使我们能够通过手指敲击在体外可靠地收集 TENG 能量，并且在未来可能有利于在体内植入。

为了实现无电池的神经电极，将与摩擦电纳米发电机（TENGs）连接的吊索接口植入坐骨神经，以选择*地激活 TA 肌肉。此外，我们展示了使用 TENGs 结合一对 Pt/Ir 线刺激腓总神经来控制 TA 肌肉。肌肉的激活程度通过设备的操作来控制。总体结果表明，我们使用与神经接口连接的 TENGs 在活体动物中实现了对坐骨神经和分支神经的直接刺激。基于这些事实，与神经接口集成的柔* TENG 可以实现无电池的可穿戴神经调节器。此外，基于之前对具有生物相容*封装的植入式 TENGs 的研究，将此类植入式 TENGs 与我们的神经接口集成，可能会在未来产生植入式且无电池的神经调节器。