孫建輝 蔡新霞 劉軍濤 王春興 李登旺 陳澤源 程傳福 汪金輝 胡冬梅

摘要針對神經(jīng)內(nèi)海馬區(qū)谷氨酸化學(xué)遞質(zhì)與神經(jīng)電生理信號的并行雙模檢測需要，設(shè)計了8通道電化學(xué)遞質(zhì)與電生理雙模并行檢測傳感芯片微系統(tǒng)，系統(tǒng)組件包括：基于SOI（Silicononinsulator）工藝襯底制備的微機電系統(tǒng)MEMS（Microelectromechanicalsystem）神經(jīng)信息檢測探針、低噪聲顱內(nèi)神經(jīng)電小信號放大器、低功耗中速SAR（Successiveapproximationregister）ADC（Analog/DigitalConverter）模/數(shù)轉(zhuǎn)換器、精簡低能耗OOK（OnOffKeying）/FSK（FrequencyShiftKeying）調(diào)制射頻發(fā)射器。本微型神經(jīng)信息傳感芯片系統(tǒng)具有體積小、抗干擾、化學(xué)遞質(zhì)與電生理信號并行檢測、靈敏性好、線性度高等特點。對電生理裸探針的4個電生理位點表面沉積鉑黑，電極阻抗優(yōu)化為35.0kΩ；通過酶固定技術(shù)在谷氨酸檢測位點上納米定向修飾酶復(fù)膜結(jié)構(gòu)（PtmPDGluOx）以形成具有特異選擇性的生物識別點，實現(xiàn)神經(jīng)化學(xué)遞質(zhì)谷氨酸的檢測；在6～35μmol/L谷氨酸濃度范圍內(nèi)線性度是0.97，單位面積靈敏度是0.0069pA/（μmol/L），電流響應(yīng)誤差<3.0pA，表明此探針可以實現(xiàn)特異選擇功能。同時，基于數(shù)?；旌?80nm的ASIC（Applicationspecificintegratedcircuit）芯片制造工藝（SmicRF180nm1Poly6M）制造的神經(jīng)電生理傳感后端信息調(diào)理單芯片，其內(nèi)部關(guān)鍵測試指標：微弱小信號低噪系電壓放大器（等效輸入噪聲電壓≤0.7μVrms，增益>70dB，電源/共模抑制比>100dB等）、SARADC（有效量化位數(shù)是12bits，功耗1.2mW，最大轉(zhuǎn)換速率1Msps，信噪比為60.9dB）、ASK/FSK調(diào)制的射頻發(fā)射器（功放PA4～5dBm，輸出功率滿足10m輻射距離）。此微型神經(jīng)信息感知處理芯片集成檢測系統(tǒng)，可為海馬區(qū)神經(jīng)通路的研究提供便攜、普適性的無線可穿戴設(shè)備。

關(guān)鍵詞神經(jīng)通路；神經(jīng)植入探針；傳感后單集成芯片；微型生物可穿戴設(shè)備

1引言

谷氨酸（Glutamate，Glu）是神經(jīng)內(nèi)關(guān)鍵的興奮性神經(jīng)遞質(zhì)之一，其代謝與大神經(jīng)認知、記憶、運動、神經(jīng)元可塑性等功能相關(guān)[1]。神經(jīng)信息傳導(dǎo)具有神經(jīng)電生理和神經(jīng)遞質(zhì)兩種方式。對神經(jīng)內(nèi)谷氨酸和神經(jīng)電生理并行檢測有利于全面研究神經(jīng)系統(tǒng)功能。目前，針對谷氨酸和電生理信號的文獻報道都是利用單模手段，而在體雙模檢測報道很少。如2015年Kanamori結(jié)合EEG電極和微透析的雙模檢測法，在體研究大鼠神經(jīng)內(nèi)谷氨酸濃度增加的現(xiàn)象[2]。2014年Tani等[3]在神經(jīng)片中分離出海馬CA3區(qū)和皮層的谷氨酸能神經(jīng)突觸，通過的功能特別依賴于谷氨酸信號轉(zhuǎn)運，因此熟悉海馬生理結(jié)構(gòu)，并從神經(jīng)電生理、谷氨酸遞質(zhì)傳導(dǎo)等方面分析海馬區(qū)的神經(jīng)傳導(dǎo)通路，是海馬區(qū)相關(guān)神經(jīng)疾病研究的重要方法。他們采用膜片鉗記錄電刺激后的離子通道信號，并使用熒光共振能量轉(zhuǎn)移技術(shù)測量谷氨酸釋放。不論基于神經(jīng)調(diào)控進行病理、藥理研究，還是研究某特定神經(jīng)區(qū)神經(jīng)回路的作用機制，在體實時獲得相關(guān)神經(jīng)區(qū)電生理和谷氨酸化學(xué)遞質(zhì)信號的雙模并行變化具有重要意義[4]。谷氨酸與相關(guān)化合物通過延長興奮性突觸傳遞作用導(dǎo)致神經(jīng)元破壞，引發(fā)興奮性毒性，從而引發(fā)癲癇、神經(jīng)創(chuàng)傷、神經(jīng)缺血等急性神經(jīng)元損傷。通常情況下，釋放到突觸間隙的谷氨酸濃度可達1mmol/L，時間維持10

3s，在突觸間隙的谷氨酸長期累積，引起谷氨酸受體受到過分刺激，從而導(dǎo)致神經(jīng)元損害甚至死亡。海馬（Hippocampus）是脊椎動物（包括人類）大腦神經(jīng)的重要組成，在記憶形成和空間感知中具有非常關(guān)鍵的地位。海馬區(qū)結(jié)構(gòu)和功能的改變與癲癇、阿爾茨海默病、精神分裂癥等神經(jīng)疾病關(guān)系密切，是病理研究的重要神經(jīng)區(qū)之一[5]。長期增強效應(yīng)作為神經(jīng)可塑性重要形式即在海馬區(qū)被第一次發(fā)現(xiàn)[6]。海馬區(qū)神經(jīng)電信號分類和特征分析在神經(jīng)疾病研究中具有重要意義，而海馬區(qū)的功能特別依賴于谷氨酸信號轉(zhuǎn)運，因此熟悉海馬生理結(jié)構(gòu)，并從神經(jīng)電生理、谷氨酸遞質(zhì)傳導(dǎo)等方面分析海馬區(qū)的神經(jīng)傳導(dǎo)通路，是海馬區(qū)相關(guān)神經(jīng)疾病研究的重要方法。

本研究運用納米材料修飾技術(shù)、微納加工制造技術(shù)、酶生物傳感技術(shù)、神經(jīng)調(diào)控技術(shù)，設(shè)計了一款雙模（電生理電位與谷氨酸化學(xué)遞質(zhì)）并行檢測的植入式、8通道神經(jīng)信息檢測器件，并進行在體測試研究。同時，神經(jīng)器件檢測的動作電壓信號被后續(xù)后端電路進行放大、濾波、去噪、模擬到數(shù)字信號轉(zhuǎn)換、功耗優(yōu)化、并且電路模塊高度集成，圖1為本研究設(shè)計的神經(jīng)信號處理傳感芯片系統(tǒng)整體，并且該微型可穿戴系統(tǒng)[7]可以移植到手機及其它便攜生物信號檢測終端。

2SOIMEMS谷氨酸檢測神經(jīng)植入傳感器和信號處理集成單芯片制備

2.1MEMS植入神經(jīng)探針制備

本實驗采用SOI自停止技術(shù)形成硅基底，SOI硅片中間二氧化硅氧化層可作為背面基底濕法腐蝕的自停止層。MEMS神經(jīng)信息傳感探針基于三層光刻工藝，利用了3塊掩膜版，如圖2所示，探針關(guān)鍵制備流程：（1）為了使硅基底與微電極陣列之間完全絕緣，熱氧化制備硅底絕緣層（圖2A）；（2）利用第一塊掩膜版光刻顯影將圖形轉(zhuǎn)移到光刻膠上，在其上濺射Ti層后濺射Pt薄膜層，增強粘附性，再剝離光刻膠層與多余的Ti/Pt薄膜層，留下記錄位點、導(dǎo)線和焊盤的金屬導(dǎo)電層圖形，以形成金屬導(dǎo)電層（圖2B）；（3）采用等離子化學(xué)氣相沉積（PECVD）方法沉積氮化硅（Si3N4）絕緣層，利用第二塊掩膜版進行光刻顯影，對氮化硅進行等離子刻蝕，暴露出電極及焊盤，保留引線表面覆蓋的絕緣層，以形成氮化硅絕緣層（圖2C）；（4）利用第三塊掩膜版進行光刻顯影，通過深刻蝕形成硅針基底外形；通過濕法腐蝕去除SOI底層硅，使硅針以外的二氧化硅薄層下脫落，形成微電極陣列針體（圖2D）。電極針體通過壓焊工藝與尾端接口電路進行焊接封裝，形成完整的微電極陣列芯片。MEMS傳感探針整體，后端正方形焊盤通過壓焊連接到外部接口電路，與斬波放大接口電路進行匹配集成（圖3A為傳感探針的后端尾端焊盤），而尖端則修飾納米材料酶敏感膜為傳感探針的尖端檢測位點部分（圖3B為2個同樣的Pt鉑探針），以形成特異選擇性的生物識別點。該MEMS探針芯片在硅針基底上集成了電化學(xué)微電極陣列、電生理微電極陣列、引線、焊盤以及氮化硅絕緣層。其中，硅探針1（以棱形分布著通道1，2，3和4，為電生理信號檢測通道）淀積鉑黑納米材料，用于電生理信號檢測；而硅探針2（以棱形排部著通道1，2，3和4，為電化學(xué)信號檢測通道）則修飾PtmPDGluOx固定敏感復(fù)膜，用于神經(jīng)化學(xué)遞質(zhì)信號檢測。電生理和電化學(xué)位點距離盡量近，便于檢測微米范圍內(nèi)同一腦區(qū)微環(huán)境的電生理/電化學(xué)信息。為了防止互相干擾，電極之間距離不能太近。探針前端可植入部分長8mm，探針體寬90μm，相鄰探針1與2的間隔是180μm，4個圓形檢測位點為一組，分布在每個硅探針尖端，圓形位點直徑12μm，形成具有高時空分辨率、生理與化學(xué)遞質(zhì)信息互不干擾的微米級檢測精度的神經(jīng)信息檢測雙探針。

2.2神經(jīng)電生理檢測位點鉑納米顆粒

為了提高微弱神經(jīng)信號的檢測靈敏度，在MEMS探針表面修飾納米材料，其納米結(jié)構(gòu)能夠有效增大比表面積[8]，以加快表面的電子轉(zhuǎn)運，提高電流響應(yīng)靈敏度。電化學(xué)鉑沉積使用陰極沉積機制，在基體電極上直接外延生長納米鉑顆粒層，鉑黑的電沉積鍍液使用H2PtCl4，再加少量硝酸鉛、醋酸鉛，鉛離子均勻化鉑鍍層晶粒，同時減少析出的氫的數(shù)量，提高了沉積電流效率。通過改變沉積電壓及時間，可以形成多種不同形貌的電極表面。沉積電位電位過小不會發(fā)生氧化還原反應(yīng)，電位過大則會引起顆粒簇集問題；沉積時間會影響鉑黑層的致密均勻性與厚度，沉積具體操作為：將45mmol/L氯鉑酸和4.0mmol/L醋酸鉛溶液按體積比1〖KG-3∶〖KG-51配制成電解液，取15mL備用。實驗采用兩電極體系，將需要電鍍的4個位點與電化學(xué)工作站工作電極相連，電生理檢測的鉑絲電極與工作站的對電極（與參比電極短接）相連。將鉑絲電極和電極尖端浸入電解液中，在

.1V恒電位下沉積1min，電鍍結(jié)束后，用去離子水洗掉電極表面的殘留離子，即得到疏松的鉑黑顆粒薄層。在1kHz處，對修飾后的微電極表面進行電化學(xué)阻抗掃描，修飾后的電極阻抗約為34.0kΩ，比未修飾納米材料的裸電極阻抗下降了一個數(shù)量級。圖4A為探針修飾鉑黑納米后的表面掃描電子顯微鏡（Scanningelectronmicroscope，SEM）照片，圖4B為化學(xué)遞質(zhì)探針尖端表面的鉑黑形貌，顯示出明顯的黑色顆粒層。

2.3電化學(xué)檢測位點選擇性酶膜修飾

制備的MEMS鉑探針電極表面固定的谷氨酸氧化酶（LGlutamateoxidase，GluOx）可氧化為谷氨酸，生成氨、H2O2和α酮戊二酸，通過間接測量H2O2發(fā)生氧化還原反應(yīng)的產(chǎn)生電流，再進行電流與谷氨酸濃度的換算，即可得到谷氨酸濃度變化曲線。如圖5所示，本研究使用交聯(lián)法酶固定技術(shù)，并加入牛血清蛋白BSA惰性蛋白質(zhì)作為基質(zhì)，以防止酶分子交聯(lián)過程中因密度過大可能導(dǎo)致酶活性中心不能接近底物問題。

在谷氨酸檢測位點上固定PtmPDGluOx復(fù)膜結(jié)構(gòu)，其中沉積的間苯二胺（1，3Phenylenediamine，mPD）層可與酶層形成有效大分子過濾抗干擾層，阻止尺寸比較大的分子（抗壞血酸AA、多巴胺DA、3/4二羥基苯乙酸DOPAC）通過，而小分子（H2O2等）則可以穿過，膜層接觸電極表面發(fā)生反應(yīng)，生成牢固的復(fù)膜結(jié)構(gòu)，即形成有效的谷氨酸神經(jīng)化學(xué)遞質(zhì)識別位點。修飾好的電極在室溫固化后，形成的酶層穩(wěn)固性極佳，用水進行沖洗不會脫落。通過對3個電化學(xué)位點進行谷氨酸標準溶液標定，在PBS緩沖液中，+0.7V電位作用下，神經(jīng)化學(xué)遞質(zhì)檢測電極mPDGluOx微電極對6～35μmol/L不同濃度谷氨酸進行標定，結(jié)果顯示線性度為0.98，單位面積靈敏度為0.0069pA/μmol，電流響應(yīng)誤差低于3.0pA，線性相關(guān)系數(shù)（R）為0.97；如圖6A所示，mPDGluOx微電極響應(yīng)電流隨谷氨酸濃度的增加而增大；如圖6B所示，谷氨酸在電極表面氧化電流與濃度呈線性關(guān)系，靈敏度為24.6pA/（μmol/L）。證明設(shè)計的電化學(xué)檢測探針可以實現(xiàn)特異性選擇功能。實驗結(jié)果表明，微電極位點一致性良好、電化學(xué)性能可靠，化學(xué)遞質(zhì)檢測硅針2上以棱形分布著通道5，6，7和8，可用于化學(xué)遞質(zhì)谷氨酸的檢測。

2.4MEMS傳感后端信號處理集成單芯片制備

如圖7所示，神經(jīng)電生理傳感后端信號處理集成單芯片包括：帶寬/增益可調(diào)的低噪聲神經(jīng)電（動作/局部場電位）微弱信號斬波穩(wěn)定放大器、SARADC與ASK/FSK調(diào)制的射頻發(fā)射器。傳感后端的小信號放大器進行前端傳感器感知的微弱神經(jīng)電生理信號的放大與直流失調(diào)/低頻閃爍噪聲的抑制，然后送到低功耗中速SARADC模塊進行模擬到數(shù)字信號的轉(zhuǎn)換，最終SARADC輸出的數(shù)字信號被數(shù)字編碼器模塊進行無線信道傳輸編碼并打包成幀，然后幀碼流對射頻電路物理層進行基于ISM（Industrialscientificmedical）2.4GHz波段的射頻上頻譜調(diào)制，最終經(jīng)過天線輻射到遠處接收基站。芯片能耗進行了降低優(yōu)化，以提高設(shè)備續(xù)航時間。本研究設(shè)計的傳感后端數(shù)?；旌闲盘栒{(diào)理單芯片，具有神經(jīng)電傳感后端處理的普適應(yīng)用價值，構(gòu)建了可穿戴場合應(yīng)用的微型神經(jīng)信號采集與無線傳輸設(shè)備。該模塊可以集成到生物智能檢測手持終端設(shè)備，以構(gòu)建智慧神經(jīng)電傳感檢測設(shè)備。

2.4.1神經(jīng)電生理信號的斬波穩(wěn)定放大使用調(diào)制/解調(diào)斬波去噪技術(shù)[9]，開發(fā)了具有普適應(yīng)用價值的神經(jīng)電生理電壓信號斬波小信號放大電路。斬波穩(wěn)定電路利用紋波抑制環(huán)路消除位于單級放大器輸出端的紋波電壓，以避免紋波電壓導(dǎo)致后續(xù)電路的飽和問題[10]。斬波電路使用正反饋環(huán)路技術(shù)以提高輸入阻抗，提高后端斬波放大器與傳感器的分壓比，并且負反饋環(huán)路用于穩(wěn)定中頻增益。斬波放大器主體核后級聯(lián)的基于采樣/保持原理的部分用于消除由于非理想的MOS開關(guān)引起的毛刺噪聲，并且斬波放大系統(tǒng)的增益/帶寬可以用數(shù)字方式進行調(diào)整。斬波放大電路基于功耗節(jié)省效率提高的電流復(fù)用單級放大主體核，并且放大主體單級核增益足夠大，有利于抑制后續(xù)電路噪聲[11]。設(shè)計的斬波放大電路，配合雙模并行SOIMEMS神經(jīng)信息檢測器件，進行了放大電路關(guān)鍵指標的測試：等效輸入噪聲電壓≤0.7μVrms（rootmeansquare）、數(shù)字可調(diào)增益范圍71～82dB（4200～11200倍）、功耗是8.0μW/單通道、共模抑制比>110dB、電源抑制比>100dB等。

2.4.2SARADC模/數(shù)轉(zhuǎn)換SARADC電路采用多級放大器級聯(lián)自動歸零去噪聲、鎖存去回踢噪聲、最高位MSB電容拆分、電容陣列失配消除等技術(shù)，研發(fā)了一款轉(zhuǎn)換速度適中的SARADC核，其關(guān)鍵參數(shù)是：等效量化位數(shù)（Effectivenumberofbits，ENOB）為12bits，當最大轉(zhuǎn)換速度為1Msps時，芯片功耗為1.2mW，最大轉(zhuǎn)換速度為1Msps，信噪比SNR為60.9dB、無雜散動態(tài)范圍（Spuriousnoisefreedynamicrange，SFDR）為73.7dB。SARADC使用了深N阱工藝，并且SAR數(shù)字控制部分進行單獨隔離，防止數(shù)字抖動對模擬部分的干擾。最后，對流片后的ADC模塊進行測試。結(jié)果表明，SARADC可完成放大后模擬神經(jīng)電壓的數(shù)字轉(zhuǎn)換。

2.4.3ASK/FSK調(diào)制的射頻發(fā)射利用直接上變頻的ASK/FSK調(diào)制的射頻電路結(jié)構(gòu)，主要模塊包括基于鎖相環(huán)的頻率綜合器（Phaselockedloopfrequencysynthesizer，PLLFS）與E類的功率放大器（Etypepoweramplifier，PA）。設(shè)計的神經(jīng)電可穿戴設(shè)備的感知節(jié)點需要布置在人體頭部表面，需要使用電池供電；考慮系統(tǒng)復(fù)雜度與硬件成本，低功耗、高速率、高集成度是射頻電路設(shè)計的目標。VCO（Voltagecontroloscillator）通過頻率控制字進行頻帶的選擇；此外，分頻字進行分頻器分頻比的控制。PAE的輸出功率通過功率控制字進行PAE輸出幅度的控制，具有頻譜純凈、易于集成、功耗低等特點。FSK調(diào)制通過關(guān)斷鎖相環(huán)內(nèi)的開環(huán)VCO電容陣列，VCO的變?nèi)莨茈娙蓦S著控制電壓改變而改變，進而改變輸出信號的頻率與相位。VCO通過增加電容陣列的數(shù)目來擴大VCO的調(diào)頻范圍，從而避免控制電壓控制變?nèi)萜饕鸬姆蔷€性問題。

2.4.4集成后的傳感芯片系統(tǒng)、與商用設(shè)備&舊系統(tǒng)的對比本研究研發(fā)的神經(jīng)電生理（動作/場電位）信號采集傳感后端IC芯片與前端神經(jīng)電生理探針匹配后集成，具有很小的體積，可以構(gòu)建微型可穿戴神經(jīng)檢測設(shè)備[12]。與商用的Cerebus公司多通道神經(jīng)電生理信號記錄系統(tǒng)進行比較，此多通道神經(jīng)電檢測儀器對電生理信號檢測的準確度為95%。由于本電路模塊高度集成化，可用于構(gòu)建神經(jīng)信息可穿戴微型終端，并且芯片內(nèi)部對數(shù)字邏輯部分進行基于單獨隔離環(huán)的保護，以及利用深N阱工藝，以降低電路內(nèi)部噪聲。此傳感芯片系統(tǒng)體積大大減小，具有便攜可穿戴實際應(yīng)用價值。

3實驗部分

3.1實驗動物、儀器與試劑

實驗動物：健康野生型小鼠；實驗試劑：0.9%生理鹽水（石家莊四藥公司），0.7%烏拉坦（國藥集團化學(xué)試劑有限公司）；實驗儀器：腦立體定位儀，液壓微推進器，BSA124S型電子天平（德國賽多利斯公司）；MWD20型超純水器（美誠公司，中國）；數(shù)據(jù)分析軟件：OfflineSorter動作電位分類軟件（PlexonInC.美國）、NeuroExplorer神經(jīng)信息分析軟件（NexTechnologies，美國）。

3.2實驗方法

對麻醉小鼠進行0.75%戊巴比妥鈉腹腔注射，去掉頭皮后在小鼠顱骨上開1.5mm×1.5mm窗口，并挑破電極進入處的硬神經(jīng)膜。電極植入時通過大神經(jīng)皮層進入海馬區(qū)域，水平定位是（ML：2.01mm，AP：2.04mm）。將微電極陣列垂直固定在微推進器上，通過液壓推進器以1.1μm/s的速度緩慢勻速推進微電極，分別到達3個植入深度后暫停120s，等待電流穩(wěn)定后繼續(xù)勻速推進。整個實驗過程中電極尖端垂直行程為2.2mm，并停留記錄在4個不同深度處，包含皮層到海馬區(qū)不同深度的神經(jīng)區(qū)結(jié)構(gòu)。采用Ag|AgCl絲植入到小鼠神經(jīng)皮層作為電化學(xué)參比電極（AP：2.0mm，ML：

2.01mm，DV：

.01mm）。MEA上的一個電化學(xué)位點連接Gamry電化學(xué)工作站，采用計時電流法檢測神經(jīng)內(nèi)化學(xué)遞質(zhì)谷氨酸，施加恒電位+0.70V，采樣頻率為2Hz（采樣間隔為0.50s）。

4結(jié)果與討論

4.1皮層至海馬區(qū)谷氨酸濃度變化

本實驗電極覆蓋皮層到海馬區(qū)不同腦區(qū)深度的4個停留記錄位置如圖8所示。電極由皮層植入海馬區(qū)過程中，使用計時電流法實時記錄電流變化[13]，并從立體定位儀上讀取植入深度Z（圖8）。

在植入初期，電極在皮層表面Z=0.20mm處停留足夠長時間（90s），直至電流穩(wěn)定在約15.19pA。圖9A顯示400s內(nèi)電極由皮層（Z=0.70mm）植入到海馬區(qū)（Z=1.80mm）過程中的電流變化，電極在每個標定深度處停留約40s，并在下降過程中保持勻速。植入過程中電流曲線出現(xiàn)兩個明顯的濃度臺階，說明谷氨酸在不同神經(jīng)區(qū)分布的自然濃度差異。圖9B顯示4個不同深度神經(jīng)區(qū)對應(yīng)的谷氨酸濃度

變化趨勢。為了減小計時電流法中非法拉第電流的影響，取Z=0.20mm處最后10s的掃描電流均值為神經(jīng)顱內(nèi)‘0′谷氨酸濃度對應(yīng)的基底電流，電極穩(wěn)定在某一具體深度后，計算氧化電流均值與該基底電流的差值，通過標定曲線靈敏度換算為該深度神經(jīng)區(qū)的谷氨酸濃度。深度1對應(yīng)神經(jīng)區(qū)位于視覺皮層，谷氨酸濃度分別為（35.50±0.03）μmol/L、（37.80±0.27）μmol/L。深度3對應(yīng)神經(jīng)區(qū)位于海馬CA1區(qū)，谷氨酸濃度分別為（84.50±0.31）μmol/L。深度4處的濃度谷值分別對應(yīng)皮層與CA1區(qū)、CA1區(qū)與齒狀回交接處的神經(jīng)區(qū)。

4.2皮層至海馬區(qū)電生理信號分析

利用OfflineSorter軟件聚類分析記錄到的神經(jīng)動作電位（Spikes），得到單神經(jīng)元的放電序列。圖10A顯示了神經(jīng)皮層區(qū)和海馬區(qū)典型通道1和3記錄到的電生理信號。4個通道在皮層區(qū)記錄到5種典型Spike，第3通道同時檢測到兩種不同類型的動作電位；而4個通道在海馬區(qū)記錄到3種典型Spike，其中第4通道同時檢測到兩種不同的動作電位。記錄到的皮層區(qū)動作電位發(fā)放頻率均值為2.10～10.67spikes/s，遠大于海馬區(qū)動作電位發(fā)放頻率均值0.03～0.15spikes/s。目前，傳統(tǒng)微透析法檢測的海馬區(qū)谷氨酸濃度為110～200μmol/L，略高于此微探針電極測量結(jié)果。神經(jīng)電生理實驗表明，該微電極上的多測量點可同時記錄神經(jīng)元不同層次的場電位[14]，并很好地記錄單個神經(jīng)元的胞外神經(jīng)動作Spike電位。微電極記錄的皮層動作電位波形種類、發(fā)放頻率均大于海馬區(qū)細胞發(fā)放水平，說明皮層細胞活躍性和通訊復(fù)雜度大于海馬區(qū)。對海馬區(qū)的神經(jīng)電生理記錄中，現(xiàn)有文獻報道采用膜片鉗記錄到的海馬神經(jīng)元自發(fā)放電主要分為5種類型，分別為不規(guī)則發(fā)放型、單波規(guī)則發(fā)放型、緊張發(fā)放型、陣發(fā)排放型及周期排放型[15]，圖10B為通道1記錄到的同一種放電波形具有錐體細胞的簇狀放電特性。

5結(jié)論

針對在體神經(jīng)信息檢測的實際需求，使用SOI襯底的MEMS技術(shù)制備了一種雙通道植入式神經(jīng)信息檢測8通道微電極陣列芯片。此芯片在硅針基底上集成了鉑金電化學(xué)微電極、電生理微電極、焊盤與引線等。采用納米修飾、酶固定技術(shù)分別進行電生理位點、谷氨酸檢測位點定向修飾。鉑黑修飾后電生理檢測位點阻抗比裸電極下降了一個數(shù)量級；谷氨酸位點在標準谷氨酸溶液內(nèi)的線性度與單位面積靈敏度、反應(yīng)時間、選擇性均滿足要求?；谘邪l(fā)的微電極陣列芯片對皮層至海馬區(qū)的神經(jīng)電生理與谷氨酸在體雙模檢測，實時測量到從皮層至海馬區(qū)的谷氨酸動態(tài)釋放和神經(jīng)動作Spike發(fā)放，驗證了植入式微電極陣列可實現(xiàn)谷氨酸遞質(zhì)、動作電位和場電位的并行在體檢測，可為皮層到海馬區(qū)神經(jīng)通路的研究提供有效的MEMS植入神經(jīng)傳感探針。此外，基于傳感后端處理芯片（斬波穩(wěn)定神經(jīng)電生理小信號放大、SARADC模數(shù)轉(zhuǎn)換、編碼器與射頻發(fā)射）構(gòu)建了一款低噪聲低功耗的微型神經(jīng)電生理信息可穿戴設(shè)備。

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AbstractA8channelneuralsignal′ssimultaneoustransducerdetectionmicrosystemwasdevelopedtoresearchtheneurallooplocatedatthebrainhippocampuszone.ThecomponentsofthesystemcontainedtheneuralprobemanufacturedwiththeMicroelectromechanicalsystems（MEMS）techniquebasedonsilicononinsulator（SOI）substrate，biologicallownoisechopperstabilizationamplifier，lownoiseandintermediatespeedSARADCconverter，reducedandlowpowerASK/FSKmodulationradiotransmitter.Themicrosystemwasapplicablewiththecharactersofsmallvolume，interferencesfree，neuralelectrophysiologyandneurotransmittersimultaneousdetection，highsensitivity，highlinearity，etc.Theelectroderesistancewasoptimizedto35.0kΩafterdepositingnanometerplatinumblackonthe4electrophysiologicalsitesonthePtelectrode.Withthemodificationenzymetechnique，nanomaterialenzymemembrane（PtmPDGluOx）wasdirectlyfixedontheglutamatedetectionlocusforselectivelydetectingspecialneuralneurotransmittermatter.Inaddition，theelectrochemistrymeasurementresultsindicatedthatthelinearrangeofglutamatewas6-35μmol/Lwithcorrelationcoefficientof0.97，thesensitivitywas0.0069pA/（μmol/L）.Thecurrentresponseerrorwaslessthan3.0pA，whichshowedthattheneuralneedlesatisfieddifferentialselection.Also，thelogic/analogmixedsignal180nmApplicationspecificintegratedcircuit（ASIC）technique（SmicRF180nm1Poly6M）wasusedtomanufacturethetransducerbackenddisposingICchip，andthetestresultsprovidedsomekeyparameterssuchaschopperstabilizationamplifier（equivalentinputtingnoisevoltage≤0.7μVrms@1kHz，gainof71-82dB，CMRR/PSRR>100dB），SARADC（ENOBis12bits，powerconsumptionis1.2mWwhenmaxmiumconversionspeedis1Msps，signalnoiseratiois60.9dB，etc），andASK/FSKmodulationradiotransmitter（thePA′soutputtingpowerof4-5dBm，theradiationrangeof10meters）.Themicroneuraltransducerintegratedsystemwasconvenientandwirelesswearablefortheresearchofbrainhippocampusregion.

KeywordsNeuralloop；Neuralimplantableneedle；Lownoiseandlowpowerintegrationsinglechip；Biologicalwearabledevice

（Received19December2016；accepted14February2017）

ThisworkwassupportedbytheNationalNaturalScienceFoundationofChina（Nos.61527815，31500800，61501426，61471342）andtheNationalBasicResearchProgramofChina（No.2014CB744600）