基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极的制作方法

本发明涉及医疗器械和生物技术领域，特别涉及一种基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极。

背景技术：

人们对世界的感知是基于感觉神经的输入，而感觉神经的输入通过神经元膜电位的变化来进行表达，而这种电信号在人体内所有神经元细胞上都是相同的，不论该信号的用途和产生方式。电刺激能引起人体细胞兴奋并产生动作电位，植入式神经假体能利用电刺激为神经受损的患者构建神经旁路，使患者得以重新与失联的肢体或身体器官取得联系，恢复缺失功能。神经微电极则是各类神经假体的关键元器件，研究需要将微执行器制作工艺与临床应用相结合。

神经微电极植入人体后，其与神经组织的接合程度决定了其能发挥作用的效果，微电极的整体形状应该与需植入部位的形状特征相匹配。人体各部分器官形状各异，加上患者间本身存在人体差异性，神经微电极除了应该可以根据不同临床需求改变形状外，在放置人体的过程中亦应可以允许医护人员进行调整。

例如，人的耳蜗是一个由充满淋巴液的狭长管道紧密缠绕成竖直螺旋锥体，耳蜗管基底膜上的柯蒂氏器内有内毛细胞和外毛细胞，能将淋巴液流动的机械能转化为电信号。重度感音性神经聋患者的毛细胞存在损伤，需要植入人工耳蜗，将阵列式微电极植入螺旋状的耳蜗鼓阶内，通过电极对相应部位的听觉神经细胞直接施以电刺激来替代毛细胞的功能。耳蜗中毛细胞具有频率拓扑分布，即不同的基底膜部分分布着感知不同频率声信号的毛细胞，故通过分布在不同区域的多通道电极激励，能够实现声音频率的分离。理论上，具有更多通道和电极数的电极阵列，能够提供更高的频率分辨率；同时，微电极与基底膜各部位的贴合情况亦会影响刺激效果。

现有人工耳蜗微电极的形状有直线型和弯曲形两种。直线形电极凭借其柔性，在手术植入过程中受耳蜗形状制约形成螺旋状。这种电极由于自身弹性，在耳蜗内与鼓阶外侧形成接触，距离神经细胞所在的基底膜较远，刺激效果逊于弯曲电极。另一种弯曲形电极在植入前由一根刚度较大的金属细丝保持为直线形，随电极植入过程中逐步缓慢抽出金属丝，使电极弯曲为螺旋形并紧贴鼓阶内侧的基底膜，刺激效果较好，但由于金属丝刚度较高，手术过程中损伤基底膜的概率增加。

又例如，眼球后视神经束上集合了所有的视神经纤维，视神经假体是一种安放在眼后视神经束上的人工假体，与当前主要用于视网膜的人工假体不同，视神经假体对视网膜发生病变，甚至眼球缺失的患者带来部分恢复视力的希望。这种神经假体需要将微电极缠绕或紧箍在眼后视神经束上，亦有采用微针阵列式电极，将微针刺穿视神经束上的鞘膜，直接对深层的视神经纤维进行刺激以提高分辨率。因此，此类电极需要呈环状或袖套的基底，以往的视神经假体一般采用预先制作成型的卡夫电极，为了便于手术植入，微电极应在安放人体的过程中才自行变形成所需形状，其自变形时所产生的驱动力亦可用于将微针推入神经组织中。

相关技术中，在微电极的制备过程中已经可以根据临床需要制作成不同形状，例如一种基于自应力弯曲的环状卡夫微电极的制备方法，其通过控制微电极parylene基底层的厚度及热处理条件，调整不同parylene层的自身应力情况，来实现自环状弯曲，形成卡夫(袖套式)电极。然而，该方法只能在制备过程中设定微电极的形状，不能在放置人体的过程中对微电极的形状进行调整，亦无法令微电极根据所处环境结构自行做出改变。

技术实现要素：

本发明旨在至少在一定程度上解决相关技术中的技术问题之一。

为此，本发明的目的在于提出一种基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极，该微电极可以提高微电极的适用性，有效保证微电极的可靠性，简单易实现。

为达到上述目的，本发明实施例提出了一种基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极，包括：水凝胶层，在接触液体时，所述水凝胶层中水凝胶吸水膨胀；parylene材质电极基底，所述parylene材质电极基底与所述水凝胶层互相连接并固定，其中，在微电极植入人体过程中或完成植入后的预设时间内，且所述水凝胶层吸水膨胀时，使得不发生膨胀且应力情况不同的所述parylene材质电极基底发生变形，以使所述微电极整体发生弯曲变形。

本发明实施例的基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极，在微电极植入人体过程中或完成植入的一定时间内，通过水凝胶层吸水膨胀，从而使得不发生膨胀且应力情况不同的parylene材质电极基底发生变形，以使微电极整体发生弯曲变形，将水凝胶用于实现微电极整体的自弯曲变形，提高微电极的适用性，有效保证微电极的可靠性，简单易实现。

另外，根据本发明上述实施例的基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极还可以具有以下附加的技术特征：

进一步地，在本发明的一个实施例中，根据根据所述水凝胶的变形影响因素和所述微电极植入环境的特定离子浓度、酸碱度以及温度，通过改变所述水凝胶的材料设计，或对所述水凝胶的种类、组分与合成条件进行调整，以获得满足预设条件的所述水凝胶，以控制所述微电极在植入人体过程中或完成植入后的预设时间内的变形触发条件、变形量、持续时间及所述变形速度。

进一步地，在本发明的一个实施例中，所述水凝胶层的厚度为非均匀厚度，以使得所述微电极的弯曲角度、变形量、变形方向和形状满足第一预设变形目标。

进一步地，在本发明的一个实施例中，所述parylene材质电极基底材料的厚度为非均匀厚度，以使得所述微电极的弯曲角度、变形量、变形方向和形状满足第二预设变形目标。

进一步地，在本发明的一个实施例中，根据所述微电极需植入位置的形状及特性确定所述水凝胶层或/和parylene材质电极基底的厚度信息，以使所述微电极变形为弧形、螺旋形或圆形，使得所述微电极紧贴需进行神经刺激及感知的神经组织。

进一步地，在本发明的一个实施例中，所述微电极根据所述水凝胶层或/和parylene材质电极基底的厚度弯曲成袖套或环形。

进一步地，在本发明的一个实施例中，所述微电极通过所述水凝胶层在神经束上进行锚定。

可选地，在本发明的一个实施例中，所述水凝胶的材质包括聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙烯醇、细菌纤维-聚乙烯醇、明胶、海藻酸钠、透明质酸、琼脂糖、壳聚糖、胶原、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚丙烯酰胺、聚氨酯类、聚丙烯酸、聚丙烯酸钠、聚丙烯酸-丙烯酸钠、聚氧化乙烯、聚n异丙基丙烯酰胺、聚乙二醇甲基丙烯酸酯和聚乙二醇二丙烯酸酯-聚乙二醇二甲基丙烯酸酯中的一种或多种。

本发明附加的方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本发明的实践了解到。

附图说明

本发明上述的和/或附加的方面和优点从下面结合附图对实施例的描述中将变得明显和容易理解，其中：

图1为根据本发明一个实施例的基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极的结构示意图；

图2为根据本发明另一个实施例的基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极的三维结构示意图；

图3为根据本发明一个实施例的弯曲变形的效果示意图；

图4为根据本发明一个实施例的微电极箍住神经束示意图；

图5为根据本发明一个实施例的微电极变形后可呈不规则形状示意图；

图6为根据本发明一个实施例的微电极变形后可呈曲率半径可变的螺距为零的螺旋状示意图；

图7为根据本发明一个实施例的微电极实例变形前结构及电极基底层沟槽结构示意图；

图8为根据本发明一个实施例的微电极变形后可呈螺旋状变形示意图；

图9为根据本发明一个实施例的微电极呈现螺旋锥状变形示意图；

图10为根据本发明一个实施例的parylene层或水凝胶层上浅凹槽或划痕布局方式示意图；

图11为根据本发明一个实施例的parylene电极基底层凹槽结构透视示意图；

图12为根据本发明一个实施例的水凝胶层上浅凹槽布局方式控制变形旋向示意图。

具体实施方式

下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，旨在用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。

下面参照附图描述根据本发明实施例提出的基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极。

图1是本发明一个实施例的基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极的结构示意图。

如图1所示，该基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极包括：水凝胶层100和parylene材质电极基底200。

其中，在接触液体时，水凝胶层100中水凝胶吸水膨胀。parylene材质电极基底200与水凝胶层100互相连接并固定，其中，在微电极植入人体过程中或完成植入后的预设时间内，且水凝胶层100吸水膨胀时，使得不发生膨胀且应力情况不同的parylene材质电极基底200发生变形，以使微电极整体发生弯曲变形。本发明实施例的微电极可以将水凝胶用于实现微电极整体的自弯曲变形，提高微电极的适用性，有效保证微电极的可靠性，简单易实现。需要说明的是，预设时间可以根据实际情况进行设置。

可以理解的是，水凝胶具有的溶胀特性，令其可作为一种能自行感知周遭环境条件并做出响应改变自身形状及性质的材料，可视为一种智能材料。如一种水凝胶覆盖物在电极触点上的机械连接方式，用于人工耳蜗微电极阵列上，以具生物相容性的水凝胶作为从电极触点传递电荷到邻近神经组织的材质，避免了金属电极触点直接与人体组织接触形成纤维组织层，但其主要利用水凝胶的溶胀特性实现水凝胶覆盖层在电极触点上的自固定，利用水凝胶在受耳蜗内的外淋巴液作用下发生膨胀以增加其与微电极阵列的连接强度，并没有将水凝胶用于实现微电极整体的自弯曲变形。

具体而言，在制备parylene材质神经微电极阵列过程中结合水凝胶成为复合电极材料，利用水凝胶的溶胀特性实现微电极整体发生弯曲或变形。本发明实施例能令神经微电极在放置人体的过程中或植入完成后的一定时间内具有可控的自变形特性，可根据实际临床需求，通过调整水凝胶变形的影响因素来控制微电极自变形的触发条件、变形量、持续时间和变形速度，因此适用于但不限于以下几种应用：人工耳蜗电极随植入过程发生变形以适应耳蜗腔的螺旋形状、缠绕在视神经上的微电极、微电极在神经束上的锚定、以及提供驱动力推送微针阵列刺入神经组织。

进一步地，在本发明的一个实施例中，根据根据所述水凝胶的变形影响因素和微电极植入环境的特定离子浓度、酸碱度以及温度等信息，通过改变水凝胶的材料设计，或对水凝胶的种类、组分与合成条件进行调整，以获得满足预设条件的水凝胶，以控制微电极在植入人体过程中或完成植入后的预设时间内的变形触发条件、变形量、持续时间及变形速度。

具体地，聚n异丙基丙烯酰胺(nipaam)是一种对温度、酸碱度及离子浓度都较为敏感的水凝胶材料，当上述条件变化时会发生膨胀或收缩。通过使用nipaam凝胶，或将其与其他凝胶进行共聚，可以获得对体液的温度、酸碱度及离子浓度敏感的水凝胶材料。使用该种凝胶作为水凝胶100层的材料，该电极在进入体液环境时，由于上述条件与电极之前所在的液体环境不同，凝胶发生膨胀或收缩，从而使微电极开始变形。

具体地，hema是一类亲水性较弱、吸水率较低的水凝胶材料。使用不同厚度的hema水凝胶材料作为水凝胶层100的外层包覆材料，就可以控制整体水凝胶层100的吸水速度，从而实现对整体微电极的变形速度进行控制。

可以理解的是，水凝胶层100的包覆材料不一定是一种水凝胶材料，也可以是其它材料，比如可以在体内降解的明胶、壳聚糖、胶原蛋白、聚乳酸等材料。外层包覆材料可以既起到减缓或阻止水凝胶层100吸水的作用，又可以在被降解前保持整体微电极刚度值适中，便于植入手术的进行。在完成植入手术后，随着外层材料降解，电极逐渐开始变形。如果包覆材料可以减缓水凝胶层100的吸水，则可以通过控制包覆材料的厚度控制微电极的变形速度。如果包覆材料可以阻隔水凝胶层100的吸水，则可以通过控制包覆材料的厚度精确调整其降解所需的时间，从而准确控制电极发生变形的时间。

具体地，pegda是一类常用的水凝胶材料。pegda水凝胶材料的吸水性和弹性模量与凝胶预聚体材料的分子量有关。预聚体分子量越大，共聚后的水凝胶材料吸水性越强，同时材料弹性模量越小。因此可以通过调整不同分子量的预聚体材料在预聚体中的比例，控制共聚后的水凝胶材料的吸水性和弹性模量。

具体地，使用hema和pegda两种凝胶预聚体材料共聚是制做水凝胶材料的常用方法。其中hema吸水性弱而pegda吸水性强，因此通过调整两种材料在共聚水凝胶材料中的组分比例的方法就可以实现对新生成水凝胶材料的吸水速度即变形持续时间和变形速度进行控制。

需要说明的是，由于hema较pegda吸水性弱、弹性模量低，因此结合上述两种方法，即同时调整hema预聚体和不同分子量的pegda预聚体在整体预聚体材料中的比例，就能实现对最终水凝胶材料的吸水性和弹性模量进行单独控制。例如同时增加hema和大分子量pegda预聚体的比例，可以降低最终水凝胶材料的弹性模量同时保持吸水性不变。

进一步地，在本发明的一个实施例中，水凝胶层100的厚度为非均匀厚度，以使得微电极的弯曲角度、变形量、变形方向和形状满足第一预设变形目标。需要说明的是，第一预设变形目标可以由本领域技术人员根据实际情况进行设置，在此不作具体限制。

可以理解的是，水凝胶厚度为非均匀布局，因而令电极的弯曲角度、变形量、变形方向、形状可根据临床需求进行调整。

另外，在本发明的一个实施例中，parylene材质电极基底200的厚度为非均匀厚度，以使得微电极的弯曲角度、变形量、变形方向和形状满足第二预设变形目标。需要说明的是，第二预设变形目标可以由本领域技术人员根据实际情况进行设置，在此不作具体限制。

需要说明的是，预设变形目标可以根据实际情况进行设置，在此不作具体限制，并且parylene层厚度非均匀与水凝胶层厚度非均匀机理相同，可以单独实现整体微电极的变形，这两种方法也可以一齐使用。

进一步地，在本发明的一个实施例中，根据微电极需植入位置的形状及特性确定水凝胶层100或/和parylene材质电极基底200的厚度信息，以使微电极变形为弧形、螺旋形或圆形，使得微电极紧贴需进行神经刺激及感知的神经组织。

也就是说，可以通过改变parylene基底及电极等的厚度、形状及布局设计获得所需要的变形。

具体地，含非均匀厚度布局水凝胶层100的微电极变形后可呈不规则形状，包括弧形、螺旋形和圆形，根据微电极需植入位置的形状及特性进行设计，可令微电极紧贴需进行神经刺激及感知的神经组织。

进一步地，在本发明的一个实施例中，微电极根据水凝胶层100或/和parylene材质电极基底200的厚度弯曲成袖套或环形。

可以理解的是，含水凝胶层100的微电极可弯曲成袖套或环形，适合用于需紧箍或缠绕神经束的神经刺激或感知。

进一步地，在本发明的一个实施例中，微电极通过水凝胶层100在神经束上进行锚定。即言，微电极的水凝胶层100还可适用于微电极在神经束上的锚定，在此不做详细赘述。

可选地，在本发明的一个实施例中，水凝胶的材质包括聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙烯醇、细菌纤维-聚乙烯醇、明胶、海藻酸钠、透明质酸、琼脂糖、壳聚糖、胶原、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚丙烯酰胺、聚氨酯类、聚丙烯酸、聚丙烯酸钠、聚丙烯酸-丙烯酸钠、聚氧化乙烯、聚n异丙基丙烯酰胺、聚乙二醇甲基丙烯酸酯和聚乙二醇二丙烯酸酯-聚乙二醇二甲基丙烯酸酯中的一种或多种。

需要说明的是，电极基底材料并不限于parylene材质，任何与水凝胶材料能够相连固定的材料都可以。

也就是说，采用水凝胶材质包括但不限于：聚乙二醇二丙烯酸酯(pegda)、聚乙烯醇(pva)、细菌纤维-聚乙烯醇(bc-pva)、明胶、海藻酸钠、透明质酸、琼脂糖、壳聚糖、胶原、聚甲基丙烯酸羟乙酯(phema/hema)、聚丙烯酰胺(paam/pam)、聚氨酯类(pu)、聚丙烯酸(paac)、聚丙烯酸钠(paas/paa-na)、聚丙烯酸-丙烯酸钠、聚氧化乙烯(peo)、聚n异丙基丙烯酰胺(nipaam/pnipa)、聚乙二醇甲基丙烯酸酯(pegma)、聚乙二醇二丙烯酸酯-聚乙二醇二甲基丙烯酸酯(pegma-co-pegdma)。以上述材料通过与其他材料相互混合或作为基体进行枝接改性形成自变形电极所含有的水凝胶材料。

具体而言，水凝胶层100作为整个电极的底部，parylene材质作为神经微电极的基底材质位于水凝胶之上，两者互相连接并固定，形成具自弯曲变形特性的植入式神经微电极的基底。利用水凝胶可感知周遭环境并做出响应的特性，具生物相容性的水凝胶层100在微电极植入人体的过程中接触体液时会吸水膨胀，膨胀过程中产生的力作为驱动力，令不发生膨胀且应力情况不同的parylene材质电极基底200发生变形，从而使微电极整体在特定环境下能自行发生弯曲。

在本发明的实施例中，利用了水凝胶溶胀特性，通过根据微电极周围额外特定离子浓度、酸碱度、温度等浓度情况，预先设计水凝胶合成及变形触发条件，利用水凝胶的变形响应因素来控制水凝胶层100的形状和性质，可在植入人体过程中或完成植入后的一定时间内控制水凝胶膨胀过程的触发条件、变形量、持续时间及膨胀速度。微电极含有水凝胶与parylene，其中水凝胶在吸湿膨胀过程中的应力会发生改变，利用两种材质的应力变化情况的差异，使微电极整体结构产生变形。水凝胶厚度为非均匀布局，因而令电极的弯曲角度、变形量、变形方向、形状可根据临床需求进行调整。非均匀厚度布局水凝胶层100的微电极变形后可呈现不规则形状，包括弧形、螺旋形和圆形，根据微电极需植入位置的形状及特性进行设计，可令微电极紧贴需进行神经刺激及感知的神经组织。同时，亦避免预弯曲电极的复杂植入要求。parylene层或水凝胶层100的厚度比例不一定是按1:1布置，根据变形所需的方向和变形量会在水平或垂直方向有不同比例的布局，通过改变parylene基底及电极等的厚度、形状及布局设计获得所需要的变形。

本发明实施例可用于人工耳蜗的微电极阵列中，在植入耳蜗管后会根据所处螺旋锥状管道环境自行调整形状，以提高与神经组织各部位贴合效果。根据需弯曲的形状，微电极的parylene层或水凝胶层100沿纵向方向上存在多个浅凹槽或划痕，微电极上沿纵向方向各部位的变形量有所不同，从而产生出螺旋卷曲的形状；而parylene层或/和水凝胶层100沿微电极的纵向或横向方向的厚度布局不均匀，因而令微电极在自变形时能呈现不规则弯曲，例如竖直螺旋锥形，由此可适应耳蜗管狭长且紧密缠绕的形状。

在用于视神经假体的微针阵列式电极中时，本发明实施例可作为微针阵列电极的基底，在自变形后缠绕或紧箍在眼后视神经束上，将微针刺穿视神经束上的鞘膜，直接对深层的视神经纤维进行刺激。本发明实施例的微电极形状并非预先制作成型，可以在植入体的过程中令微电极的基底自行变形呈环状或袖套，可紧箍或缠绕在神经束上，同时，其自变形时所产生的驱动力亦可用于将微针推入神经组织中。而当环状或袖套的微电极随着水凝胶的膨胀而发生弯曲，会产生的张紧力逐渐箍紧在神经束上，水凝胶的变形量越大，则紧箍的力也越大，从而形成自锚定的效果。

微电极的触发时间、持续时间及膨胀速度可根据实际临床需求，在植入人体的过程中自行调整其形状，适应所处环境的结构，保证与需刺激神经组织的贴合度；具生物相容性的水凝胶层100在微电极植入人体的过程中接触体液时发生吸水膨胀，与不会发生膨胀的parylene层连接固定的状态下，在两者不同应力情况作用下，令微电极整体发生弯曲变形；通过调整水凝胶的变形响应因素来控制水凝胶层100的形状和性质，可控制微电极整体的变形量和变形深度。根据电极植入环境的特定离子浓度、酸碱度、温度等状况，通过改变水凝胶的材料设计，或对水凝胶种类、组分及合成条件进行调整，获得所需性能的水凝胶，可以控制电极在植入人体过程中的变形触发时间、持续时间及变形速度。

含有水凝胶的微电极可在微电极放置人体的过程中对其弯曲角度、变形深度、变形方向、形状、变形触发时间、持续时间及速度等进行调整。微电极可弯曲成袖套或环形，其形状并非预先制作成型，而是在放置过程中自行缠绕需刺激的神经组织，适合用于需紧箍神经束的神经刺激或感知。本发明实施例适用于满足植入人体的神经刺激或感知需求，还可适用于微电极在神经束上的锚定，以及提供驱动力推送微针阵列刺入神经组织。

微电极的水凝胶层100具备良好的生物兼容性且不易被人体降解或吸收，令微电极在植入人体后可长期发挥作用，所采用水凝胶材质包括但不限于：聚乙二醇二丙烯酸酯(pegda)、聚乙烯醇(pva)、细菌纤维-聚乙烯醇(bc-pva)、明胶、海藻酸钠、透明质酸、琼脂糖、壳聚糖、胶原、聚甲基丙烯酸羟乙酯(phema/hema)、聚丙烯酰胺(paam/pam)、聚氨酯类(pu)、聚丙烯酸(paac)、聚丙烯酸钠(paas/paa-na)、聚丙烯酸-丙烯酸钠、聚氧化乙烯(peo)、聚n异丙基丙烯酰胺(nipaam/pnipa)、聚乙二醇甲基丙烯酸酯(pegma)、聚乙二醇二丙烯酸酯-聚乙二醇二甲基丙烯酸酯(pegma-co-pegdma)。以上述材料通过与其他材料相互混合或作为基体进行枝接改性，形成自变形电极所含有的水凝胶材料。

在本发明的一个具体实施例中，由水凝胶层100与parylene材质微电极基底200以多种不同的具体方式进行层叠，图1中表示出的直线型结构是其中一种实施例，水凝胶层100与parylene层紧密地连接并固定，当含水凝胶的微电极植入人体并曝露在体液中时，水凝胶层100将会发生吸湿膨胀现象，其形状和自身应力情况发生改变，如图2和图3所示。由于与水凝胶紧密地连接并固定的parylene层不会发生变形，微电极整体不能均匀地膨胀，水凝胶向基底顶部膨胀时将会推动parylene层发生弯曲，从而令微电极整体在植入人体的过程中发生变形，通过改变parylene基底及电极等的厚度、形状及布局设计，可获得袖套状或环状等不同形状的微电极阵列，如图4所示。所得到的微电极可用于箍住或缠绕在神经束上，以便进行刺激或感知，当环状或袖套的微电极随着水凝胶的膨胀而发生弯曲，会产生的张紧力逐渐箍紧在神经束上，水凝胶的变形量越大，这种紧箍的力也越大，因此水凝胶层100还可适用于微电极在神经束上的锚定，以及提供驱动力推送微针阵列刺入神经组织，如图5所示。

实施过程中，微电极在自变形时可呈现不规则弯曲，适应微电极安放空间的形状，如弧形、螺旋形和圆形。如图6所示，水凝胶层100的宽度和厚度沿纵轴方向均匀分布，电极基底层关于纵轴方向对称分布，且沿纵轴方向宽度逐渐变窄，使微电极变形后沿纵轴方向呈曲率半径逐渐变小的螺距为零的螺旋状。进一步地，在parylene电极基底层或水凝胶层100上可以加工浅凹槽或划痕，各浅凹槽或划痕的深度、与横轴之间的角度、沿纵轴分布的密度亦可根据需要进行设计。如图7上图所示，电极基底层上的凹槽的角度和密度沿纵轴方向均匀分布，变形前微电极如图7下图所示。如图7下图所示的微电极变形后如图8所示，呈曲率半径和螺距均匀分布的螺旋状，其中包括电极触点、电极基底层凹槽结构端面、电极基底层和水凝材料层。根据耳蜗腔体结构的形状在电极基底层设计适当的凹槽结构，可令微电极能卷曲成竖直螺旋锥状结构，适应耳蜗腔体狭长且紧密缠绕的形状，如图9所示。其中电极基底层变形后的结构和在微电极整体中的透视效果如图10和图11所示。利用水凝胶层上浅凹槽布局方式实现螺旋圆锥形状的人工耳蜗电极并控制螺旋方向的实施例如图12所示。

根据微电极植入后周遭环境的特定离子浓度、酸碱度、温度等状况，可通过改变水凝胶的材料设计，或对水凝胶种类、组分、合成及变形触发条件进行调整，获得所需性能的水凝胶，则可以控制电极在植入人体过程中的变形触发时间、持续时间及变形速度，利用水凝胶的变形响应因素来控制水凝胶涂层的形状和性质。

根据本发明实施例的基于水凝胶溶胀特性的可控自变形神经微电极，在微电极植入人体过程中或完成植入后的一定时间内，通过水凝胶层吸水膨胀，从而使得不发生膨胀且应力情况不同的parylene材质电极基底发生变形，以使微电极整体发生弯曲变形，将水凝胶用于实现微电极整体的自弯曲变形，提高微电极的适用性，有效保证微电极的可靠性，简单易实现。

在本发明的描述中，需要理解的是，术语“中心”、“纵向”、“横向”、“长度”、“宽度”、“厚度”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”“内”、“外”、“顺时针”、“逆时针”、“轴向”、“径向”、“周向”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。

此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。在本发明的描述中，“多个”的含义是至少两个，例如两个，三个等，除非另有明确具体的限定。

在本发明中，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”等术语应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系，除非另有明确的限定。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。

在本发明中，除非另有明确的规定和限定，第一特征在第二特征“上”或“下”可以是第一和第二特征直接接触，或第一和第二特征通过中间媒介间接接触。而且，第一特征在第二特征“之上”、“上方”和“上面”可是第一特征在第二特征正上方或斜上方，或仅仅表示第一特征水平高度高于第二特征。第一特征在第二特征“之下”、“下方”和“下面”可以是第一特征在第二特征正下方或斜下方，或仅仅表示第一特征水平高度小于第二特征。

在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不必须针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。此外，在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。

尽管上面已经示出和描述了本发明的实施例，可以理解的是，上述实施例是示例性的，不能理解为对本发明的限制，本领域的普通技术人员在本发明的范围内可以对上述实施例进行变化、修改、替换和变型。