植入式多通道神經微電極的發展

　　摘 要 人類的大腦約由800億神經細胞構成，這些神經元之間的連接將大腦組成了一個超復雜的神經網絡，要研究大腦的功能機制，破譯其神經網絡的信息編碼原理，一個重要的方法是在大腦神經元網絡中，同時觀察、記錄盡可能多的單個神經元活動信號。植入式多通道神經微電極作為一種可實時記錄多個神經元峰電位信號的器件，在神經信號的時間分辨率和設備的便捷性方面有著其它神經成像技術不可替代的優點。在不影響大腦功能甚至動物行為的前提下，為了在大腦中植入通道數更多的電極，需要在植入式多通道電極的材料、結構、集成方式和植入及封裝方法等方面不斷地進行改進創新和優化。本文簡要回顧了多通道微電極技術的發展歷史，重點介紹了采用微加工技術制備植入式多通道微電極的發展歷程和研究現狀，對未來的發展趨勢進行了展望。

　　關鍵詞 植入式神經微電極; 微加工技術; 微通道電極; 薄膜電極; 電極陣列; 評述

　　1 引 言

　　18世紀末，意大利生理學家在蛙腿標本首次觀察到生物電信號。19世紀初，神經的靜息電位和動作電位被直接測量到。神經元電信號實際上是神經元細胞膜內外兩側不同帶電離子濃度差造成的電位差，維持及改變電位差是神經元最基本的產生、傳遞和處理信息的基本方式。

　　神經元是大腦的基本結構和功能單位，當神經元被激活時，其膜電位會發生快速的特征性變化，稱為峰電位(Spike potential， SP)或動作電位(Action potential， AP)，峰電位的持續時間約1 ms。神經元活動水平越高，其發放峰電位的頻率也越高。對單個神經元來說，其峰電位的幅值是固定不變的。采用細胞內記錄方法采集的最大電位波動可達到100 mV; 細胞外記錄方法可采集的最大電位波動約為1 mV。 胞內記錄需要使用電極對單個神經細胞進行操作，技術難度大，難以同時記錄多個神經細胞的電信號，限制了其在多通道記錄方面的應用。相對于胞內記錄，胞外記錄盡管獲得的信號幅度小，但卻不需要進行單個細胞操作，在保持較小植入損傷的前提下，可在活體動物內長期追蹤神經元的放電活動[1～3]，并且在記錄通道數方面具有很強的可擴展性。

　　植入式神經微電極是將以離子為載體的神經電信號轉化成以電子為載體的電流或電壓信號的傳感器件。神經電極通常由金屬材料制成，為了傳感測量神經組織中局部區域(單個細胞或神經元群體)的電勢變化，需要對暴露在體液中電極的面積進行限制，方法是僅留出一定的電極面積與體液中的離子接觸，其它部分則通過鍍覆絕緣層的方法與體液隔絕。

　　暴露在絕緣層外的電極面積，通常稱為記錄點或電極位點。當用作胞外記錄的植入式神經微電極放置在神經元附近時，伴隨著神經元活動，記錄點位置處的離子濃度產生變化，進而引起電極電位的變化，由此記錄到神經元的電活動信號。記錄點的大小和界面阻抗[4，5]決定了其所能記錄到的神經信號的特征和信噪比。通常，為記錄單個神經元的峰電位信號，記錄點的大小應與神經元的尺寸相當或更小。

　　因此，胞外記錄電極位點的大小通常在幾十微米以下，但由于電極本底噪聲的限制，電極記錄點的面積不能無限縮小，目前報道的最小記錄點面積為3 μm ×1.5 μm[6]。 對于相同面積大小的電極，阻抗越低，所記錄到的信號質量越好，對電極表面進行材料改性或界面修飾[7～9]可大幅降低界面阻抗，改善電極的信噪比。

　　胞外記錄的多通道神經微電極可同步記錄自由活動的動物或人的神經信號，經常用于研究神經活動和行為之間的對應關系。記錄到的神經元數量越多，找出兩者之間確定對應關系的可能性就越大，Alivisatos等[10]還在Cell Press上撰文提議要記錄“每個神經元的每個動作電位”。為了增加可同時植入大腦的神經電極的通道數，首先需將單個胞外記錄電極的器件尺寸降低到最小; 其次，需選擇適當的組裝和封裝方法，將多個通道連接并集成在一起，裝配到一個可與放大電路連接的接口上。

　　到目前為止，植入式多通道微電極的通道數量已從上世紀的數十通道發展到上千通道[11～16]; 多通道記錄電極的材料、結構、集成方式和封裝工藝也從最初的金屬微絲電極陣列，發展到現在的以硅材料為代表、微納加工制備方法為主，多種材質和電極結構并存。

　　本文圍繞植入式胞外多通道神經微電極的材料、制備工藝、通道數量規模及功能特點，評述基于金屬、硅和聚合物等多種材質電極的結構特點和制備方法，梳理基于微絲(針)和薄膜兩種電極的發展過程和現狀，總結集成了放大電路等功能單元的作用和效果[17～19]，并對植入式多通道神經微電極未來的發展趨勢進行了分析和預測。

　　2 多通道微絲電極

　　微絲電極，或者稱為針狀電極，是將細絲或針的最前端暴露作為記錄點，是最早出現的胞外記錄電極類型之一，一般由包裹了絕緣材料的金屬材料制備而成[20]，這種電極的特點是一根微絲(針)上只有一個記錄點。神經電極的絕緣材料要求具有低的介電常數、穩定的化學性質、優異的防水性以及良好的生物相容性，一般采用玻璃、陶瓷、聚四氟乙烯(Poly tetra fluoroethylene， PTFE)、聚酰亞胺(Polyimide， PI)或聚對二甲苯(Parylene)等作為電極絕緣材料。常用的電極導電材料有鎳鉻合金、鎢(W)、金(Au)、鉑(Pt)、銥(Ir)等貴金屬材料，這些材料電導率大，化學性質穩定，能長期在體液環境中工作。早在20世紀50年代， Strumwasser等[21]利用直徑80 μm的不銹鋼神經電極記錄了松鼠的神經電信號。

　　Sonnhof等[22]制備了玻璃絕緣的鎢絲電極，通過飽和KNO2腐蝕，將鎢絲記錄點前端變細，在減小損傷的同時提高了對單個神經元放電的分辯能力，在貓的腦干區域清晰記錄到了調控后的神經元放電。為了增加可同時記錄神經元的數量，Tsai等[23]建立了8導和16導多通道金屬絲神經電極陣列，其制備方法是將PTFE絕緣后的金屬微絲按照預設的間距手工組裝排布，固定后焊接在電極接口上，得到了間距為200～300 μm的8通道垂直電極和間距為400～500 μm的16通道平面電極。到目前為止，利用直徑12 ～30 μm預制好的電極絲材料，通過截斷和組裝的方法制作而成的通道數16～32導的電極陣列仍在實驗室廣泛使用[24]。將金屬微絲排布成通道數更多陣列的操作較為困難，如唐世明[25]利用金屬微絲排布了上百通道的高密度電極陣列。

　　在制備方法中，手工操作的比例較大，制備合格的電極需要經驗豐富的操作人員。為了使金屬電極的排布標準化，Fofonoff等[26]采用火花放電及線切割加工方法，在塊狀金屬鈦上以減法的形式加工出電極陣列，然后通過化學腐蝕、針體絕緣、針尖暴露等工藝，最后形成100通道數目的微絲電極陣列，如圖1A所示。此時，所有的針狀電極的根部都還連接在金屬底座上，因此，無論多通道電極陣列的規模有多大，電極與電極之間的間距一致性將得到保障。這時還需在電極根部填充絕緣材料，以固定陣列，并使得陣列間的各通道相互絕緣。最后，通過線切割，將金屬塊狀襯底去除，制備成通道數規模在100導左右、間距和電極形狀一致性都很好的金屬微針電極陣列。

　　推薦閱讀：《林產化學與工業》創刊于1981年，主管部門國家林業局，由中國林學會林產化學化工分會、中國林科院林產化學工業研究所主辦，中國金龍松香集團公司、福建省三林松香進出口有限公司協辦，為全國林產化工行業唯一的學術類季刊。