【摘要】近年來，植入式神經(jīng)微電極已成為神經(jīng)科學(xué)和微電子學(xué)一個新的研究熱點。本文對植入式神經(jīng)微電極中最常用的針型微電極制作技術(shù)的發(fā)展、研究現(xiàn)狀以及在腦機接口中的應(yīng)用進行了較為詳細地綜述，并討論了各種制作方法的特點和局限，展望了該領(lǐng)域進一步研究的方向。

【關(guān)鍵詞】腦-機接口 神經(jīng)工程 神經(jīng)假體 微機電系統(tǒng) 針型微電極

神經(jīng)工程系統(tǒng)是目前生命科學(xué)研究的熱點領(lǐng)域，對于揭示神經(jīng)系統(tǒng)的工作機理及探索神經(jīng)疾病治療和康復(fù)的有效手段具有重要意義。作為神經(jīng)-電子接口，植入式神經(jīng)微電極是神經(jīng)工程系統(tǒng)中最關(guān)鍵的部件。它的功能主要表現(xiàn)為兩種形式：一種是將神經(jīng)活動轉(zhuǎn)換為電信號被記錄下來進行分析研究，一種是利用電信號激勵或抑制神經(jīng)活動以實現(xiàn)功能性電刺激(functional electrical stimulation,FES)^①在神經(jīng)組織和探測儀器之間建立有效和諧接口是一項極具挑戰(zhàn)性的任務(wù)。由于神經(jīng)細胞體直徑通常在10μm至50μm之間，因此需要加工尺度在微米級的微型電極。傳統(tǒng)的研究方法是利用尖端金屬絲或微玻璃管進行記錄或刺激，但是，這類電極加工起來比較困難，空間分辨率較差，且難以實現(xiàn)多通道同時記錄或刺激。隨著微機電系統(tǒng)(microelectrome chanical system,MEMS)技術(shù)的發(fā)展，以微損傷的方式將針型微電極長期植入體內(nèi)，構(gòu)建空間分辨率高、特異性強、信噪比高且后處理簡單的神經(jīng)工程系統(tǒng)已成為該領(lǐng)域研究一個重要發(fā)展趨勢。

植入式針型微電極的發(fā)展

盡管從全球范圍內(nèi)來看，應(yīng)用于神經(jīng)工程系統(tǒng)中植入式針型微電極技術(shù)研究的歷史并不很長，但進展卻十分迅速。目前，針型微電極的發(fā)展已經(jīng)從第一代轉(zhuǎn)入了第二代，并正在向第三代發(fā)展。第一代針型微電極多采用微絲電極或雙極玻璃錐狀電極(圖1)。微絲電極通常由超細金屬絲加工制作12~50μm，通過拉伸、削切、研磨或化學(xué)腐蝕等方法制作針尖。電極的絕緣通過涂漆、包覆玻璃或高分子材料來實現(xiàn)。玻璃錐狀電極主要是通過加熱毛細管拉制而成，錐狀針尖直徑最細可達約1μm。向毛細管空腔內(nèi)灌注電解質(zhì)，在尾部塞入導(dǎo)體電極和引線，即可進行神經(jīng)刺激或記錄。另外，錐狀電極中放入神經(jīng)營養(yǎng)因子，皮層神經(jīng)元軸索在錐狀電極中可導(dǎo)向生長。但是這類電極加工起來比較困難，對操作者個人技巧依賴性比較大，且難以大批量制作。第二代針型微電極多為基于硅基底的陣列式微電極(圖2)，這類微電極是基于微加工工藝制作而成的。它的缺點也顯而易見，制作工藝比較復(fù)雜，制作成本昂貴。目前正在開發(fā)的第三代植入式針型微電極，則希望集成MEMS技術(shù)和IC芯片技術(shù)以及生物相容性技術(shù)(圖3)，將數(shù)以千計的微電極位點及其控制電路集成在紐扣大小的裝置內(nèi),達到更優(yōu)的性能和工作效果^⒅。

植入式針型微電極的研究現(xiàn)狀

近年來，隨著MEMS技術(shù)和微加工工藝的不斷發(fā)展和成熟，基于微加工工藝的針型微電極的研究得到了迅速發(fā)展。其中代表性的針型微電極包括以下幾種：

Utah式針型微電極它是由Utah大學(xué)生物工程系的Normann教授領(lǐng)導(dǎo)的研究小組研制的。圖4顯示了針型微電極掃描電子顯微照片，在4mm×4mm的基底上集成100根針型微電極，每根微電極針軸長度為1.5mm，間距為400μm。該微電極制作工藝的特點在于利用機械切割的方式代替深刻蝕工藝，在硅基材料上制作加工了具有高深寬比的針型陣列結(jié)構(gòu)。其主要工藝流程如圖5所示，首先通過一種特殊的金剛刀切割設(shè)備在硅片上劃出一系列正交的溝槽(圖5a,b)，旋涂一層熔融的玻璃，并抽真空，使得玻璃覆蓋均勻而且完全滲透到溝槽之中。然后機械拋光，直至露出硅表面(圖5c)，以達到各Si電極之間彼此絕緣的目的。隨后，在有玻璃的一面淀積一層鋁作為導(dǎo)電觸點，在另一面同樣劃出正交溝槽，深度直至露出玻璃為止(圖5d)，這樣就形成了硅結(jié)構(gòu)彼此絕緣的柱狀陣列結(jié)構(gòu)。最后通過化學(xué)腐蝕、布線封裝完成整個微電極的制作工藝。

Utah式針型微電極的加工工藝相對比較復(fù)雜，對設(shè)備環(huán)境要求較高，且受材料和方法的限制，電極尺寸難以做得更小，每個電極軸只在尖端有一個刺激位點，密度難以提高。再者，電極的基底和電極軸都是硅結(jié)構(gòu)，如果植入一些活動范圍較大的部位(如眼球，頸椎等)，容易發(fā)生折斷現(xiàn)象。圖6CMOS封裝的Michigan微電極

Michigan式針型微電極Michigan式針型微電極是由Michigan大學(xué)電子工程與計算機科學(xué)系Wise教授領(lǐng)導(dǎo)的小組開發(fā)的^⒆。他們通過微加工技術(shù)先在硅基材料上制作二維電極，然后通過模具組裝來形成三維針型微電極陣列。圖6顯示了一個4×4陣列的Michigan式針型微電極。

該電極的制作是首先通過硼的選擇性擴散在硅襯底上定義針型微電極的形狀和厚度，然后氣相沉積SiO2和Si3N4制作絕緣層，多晶硅沉積制作連接導(dǎo)線結(jié)構(gòu)，金屬層沉積結(jié)合Liftoff工藝制作電極刺激位點，并利用反應(yīng)離子刻蝕工藝得到所需針型微電極大致結(jié)構(gòu)，最后通過刻蝕釋放得到二維針型電極。所得二維電極每根微電極軸長度為2.5mm，微電極間距為200μm，位點的面積為100μm2，電極軸寬度為40μm，厚度15μm。完成二維針型電極，再用深反應(yīng)離子刻蝕制作Si材料夾具，完成三維組裝(圖7)。與直接制作高深寬比的三維針型微電極結(jié)構(gòu)相比，降低了工藝難度。而且該電極利用平面MEMS工藝，通過合理的布線可以在單根電極軸上制作出多個刺激點，大大增加了電極刺激點的密度。但是制作Michigan式針型微電極需要制作一個的夾具來完成三維組裝，該尺度下夾具的精準度，而且三維組裝和連線。

電子和光電器件的瑞典公司，該公司制作的針型微陣列電極主要是基于SOI材料，最終成品是一個二維單排結(jié)構(gòu)(圖8)^⒀。電極軸前端寬25μm，后端寬75μm，軸厚20μm，軸長4~7mm。相鄰電極軸間距為200~400μm，電極刺激位點大小為10μm×10μm，電極軸上相鄰電極刺激位點的間距為50~200μm。其制作工藝流程如下：首先在SOI襯底上沉積一層Si3N4作為絕緣層，之后沉積一層金屬結(jié)合Liftoff工藝制作金屬導(dǎo)線;然后再沉積一層Si3N4作為中間絕緣層，并通過等離子刻蝕開出通孔;電子束蒸發(fā)Ti/Ir結(jié)合Liftoff工藝形成刺激點;再沉積一層Si3N4作為保護層，最后通過深反應(yīng)離子刻蝕制作電極梁結(jié)構(gòu)，并通過HF刻蝕SiO2層從基底釋放整個電極。單從二維結(jié)構(gòu)來看，Acreo電極外形與Michigan電極比較相似，但是其制作工藝相對要簡單，且電極軸更長，在深腦刺激和記錄方面有更好的優(yōu)勢。但是這種方法制作的微電極僅僅是一個單排結(jié)構(gòu)，并不是完全意義上的三維微陣列，所有刺激點都排布在一個平面內(nèi)，因而在多點刺激的選擇性和靈活性方面存在不足，使得這種微電極在應(yīng)用方面具有較大的局限性。

其它微電極上述幾種針型微電極都是基于硅材料的。目前除了硅基材料外，還有幾種非硅基材料的針型微電極。下面介紹其中最典型兩種非硅基針型微電極。

一種是由加洲大學(xué)洛杉磯分校Judy教授研制的^⒂，他采用電鍍的方式以金屬Ni代替Si制作電極軸桿體結(jié)構(gòu)(圖9)，電極軸桿體長度可長達22mm。其制作過程主要可以分為兩部分：1)在Si表面制作電極刺激點、焊點和互連導(dǎo)線;2)通過層層電鍍方式制作具有完美尖端結(jié)構(gòu)的電極軸桿體。該工藝平面工藝再結(jié)合電鍍方式制作針狀桿體結(jié)構(gòu)，巧妙地繞開了直接微加工三維結(jié)構(gòu)的復(fù)雜步驟。而且以金屬Ni，相對于增加了機械圖9UCLA式針型微電極示意圖強度，可有效實現(xiàn)深腦刺激。同樣此工藝的不足也在于只適合制作二維針型電極結(jié)構(gòu)，難以實現(xiàn)高密度集成。

另一種典型的非硅基針型微電極是由MIT的一個研究小組開發(fā)的，他們利用EDM(electricdischargemachining)工藝來構(gòu)造高深寬比的三維結(jié)構(gòu)^⒃。EDM是在近幾年才引入微電子行業(yè)的技術(shù)，主要是通過電弧“切割”金屬。MIT制作的電極所使用的材料是鈦-鋁-釩合金(Ti90 Al6 V4)。最后完成的電極軸長度為5mm，間距400μm。然后通過化學(xué)腐蝕、陣列組裝等步驟完成整個電極的制作(圖10)。EDM工藝只能用于切割導(dǎo)體，這樣各電極軸之間的絕緣和布線互連工藝將成為一個難點。另外，與Utah式針型電極一樣，每根電極軸上只在尖端有一個刺激位點，密度有限。

植入式針型微電極在腦機接口中的應(yīng)用

植入式腦機接口近幾年來成為了BMI研究的一個亮點，其研究成果在Nature等權(quán)威刊物多次進行了報道。早期的研究多以鼠類做實驗，電極則多采用發(fā)展最為成熟的微絲和微管電極。1999年，美國Duke大學(xué)醫(yī)學(xué)中心的Nicolelis研究小組通過在大白鼠腦內(nèi)植入微絲電極陣列，使其能控制簡單的機械臂^⒇。首次報道的這種方法證明了同時記錄神經(jīng)元群信號實現(xiàn)腦機接口的可行性。此后，人們將實驗轉(zhuǎn)向了大腦和四肢與人類結(jié)構(gòu)相似的靈長類動物。2000年Duke大學(xué)Wessberg等^⒇通過在夜猴的運動皮層區(qū)植入微絲電極陣列來記錄神經(jīng)元群的信號，并利用此信號成功地實現(xiàn)了對遠程機械臂的同步實時控制。該研究小組還證明了電極植入達兩年之久，仍可保持有效的記錄。最早報道直接將電極植入人腦皮層進行腦機接口研究的是美國Emory大學(xué)的Kennedy博士^②。他在1998年將錐狀玻璃微管電極(含神經(jīng)營養(yǎng)因子)分別植入兩個病人的大腦皮層，通過訓(xùn)練，病人通過集中精力想象某種肌肉的運動，來控制計算機屏幕上光標(biāo)的移動，從而實現(xiàn)某些選項操作。然而，由于技術(shù)、倫理等多方面的原因，目前尚無多大進展。

隨著第二代針型微電極技術(shù)的成熟，近年利用該類針型微電極進行腦機接口研究的報道越來越多，尤其是發(fā)展得較為成熟的Utah式針型微電極。2002年Brown大學(xué)的Serruya等利用Utah式針型微電極陣列記錄到猴子運動皮層神經(jīng)元群的信號，并通過變換成功地實現(xiàn)了對計算機上的光標(biāo)的控制而無需訓(xùn)練。另外，Stanford大學(xué)的Santhanam等通過在猴子腦皮質(zhì)層植入含96根刺激點的Utah式針型微電極實現(xiàn)了對電腦鍵盤字鍵更快、更準確的選擇(~15個單詞/分鐘)。最近，Nature上報道Hochberg等^⑺將Utah式針型電極植入一個癱瘓病人運動皮質(zhì)區(qū)，成功地實現(xiàn)了對假肢、機械臂的基本動作的操控。這個實驗的意義在于:通過長期植入針型微電極陣列于大腦皮層，記錄神經(jīng)元群的電信號，能實現(xiàn)對復(fù)雜的機械裝置的實時控制，隨著技術(shù)的進步，該技術(shù)的實用將給殘障人士帶來福音。

另外值得一提的是植入式針型微電極在反向BMI系統(tǒng)中的應(yīng)用，2002年Nature雜志報道了一個非常有趣的實驗，Talwar等^⒃在大白鼠腦內(nèi)植入了3根微絲刺激電極，老鼠經(jīng)過訓(xùn)練之后，就能在遙控器的引導(dǎo)下通過各種障礙物。這些老鼠能用于需要像老鼠一樣操作而現(xiàn)代機器人無法勝任的各種搜救任務(wù)中。目前這種控制大腦的反向BMI系統(tǒng)尚未應(yīng)用于人類。盡管這個實驗?zāi)壳皟H僅實現(xiàn)了通過神經(jīng)刺激訓(xùn)練來影響動物決定的一種控制方式，但是卻告訴了人們一種新的可能性。也就是說這種植入式系統(tǒng)或許能夠以一種新的方式刺激已有的系統(tǒng)(如:對視覺系統(tǒng)增加紅外敏感性)，甚至通過將大腦的一部分與機械裝置連接起來，融合出一種新的能力，從而創(chuàng)造一種全新的人類感覺體驗。

結(jié)論

綜上所述，作為神經(jīng)電子接口器件的植入式針型微電極技術(shù)目前仍處于初始階段，仍存在許多問題和難點，尤其是微電極植入后對神經(jīng)系統(tǒng)的損傷是其中一個最重要的問題。Kennedy等^⑦在玻璃微管電極植入中所采用的在記錄電極微管中充入神經(jīng)營養(yǎng)因子的方法為我們提供了一個很好的思路，或許將現(xiàn)有的基于MEMS工藝的針型微電極技術(shù)與微流體技術(shù)結(jié)合，通過在針型微電極上加工微流體腔體和管道，實現(xiàn)植入后神經(jīng)營養(yǎng)因子的釋放，促進受傷神經(jīng)的營養(yǎng)和再生，可以較好地緩解微電極植入后的損傷問題。盡管目前植入式針型神經(jīng)微電極技術(shù)還存在許多問題，但是近年來MEMS技術(shù)的進步，以及神經(jīng)科學(xué)研究的深入，極大地促進了植入式針型神經(jīng)微電極技術(shù)的快速發(fā)展，微電極的設(shè)計和材料更加多樣，各種性能(如電學(xué)、機械強度、生物學(xué)相容性、刺激的選擇性、安全性等)更加接近實用。隨著微米技術(shù)和納米技術(shù)的進一步發(fā)展，以及系統(tǒng)集成技術(shù)的改進，作為神經(jīng)-電子接口的植入式針型神經(jīng)微電極技術(shù)必將為我們探索神經(jīng)系統(tǒng)和腦的奧秘以及尋求治療神經(jīng)疾患的有效手段提供更為有力和靈活的工具。

【參考文獻】

[1] Sarje A,Thakor N.Neural interfacing [C].Proceedings of the 26th Annual International Conference of the IEEE EMBS,2004：5325.

[2] Frank K,Becker MC.Microelectrodes for recording and stimulation [M]. In: Physical Techniques in Biological Research,W.L.Nastuk,Ed.New York: Academic,1964.

[3] Schanne OF,Lavallee M,Laprade R,Gagne S.Electrical properties of glass microelectrodes [J].Proc IEEE,1968,56(6):1072.

[4] Robinson DA.The electrical properties of metal microelectrodes [J]. Proc.IEEE,1968，56(6):1065-1071.

[5] Williams JC,Rennaker RL,Kipke DR.Long-term neural recording characteristics of wire microelectrode arrays implanted in cerebral cortex [J]. Brain Res Brain Res Protoc,1999,4(3):303-13.

[6] Schanne OF,Lavallee M,Laprade R,Gagne S.Electrical properties of glass microelectrodes [J].Proc IEEE,1968,56(6): 1072-1082.

[7] Kennedy PR.The cone electrode: a long-term electrode that records from neurites grown onto its recording surface [J].J Neurosci Methods, 1989,29(3):181-93.

[8] Maynard EM,Nordhausen CT,Normann RA.The utah intracortical electrode array: a recording structure for potential brain computer interfaces [J].Electroenceph Clin Neurophysiol,1997,102(3):228-239.

[9] Campbell PK,Jones KE,Huber RJ,et al.A silicon-based,three-dimensional neural interface:manufacturing processes for an intracortical electrode array [J].IEEE Trans Biomed Eng,1991,38(8): 758-768.

[10] Jones KE,Campbell PK,Normann RA.A glass/ silicon composite intracortical electrode array [J].Ann Biomed Eng,1992,20(4): 423-437.

[11] Bai Q,Wise KD.Single-unit neural recording with active microelecrode arrays [J].IEEE Trans BME,2001,48(8):911-920.

[12] Kipke DR,Vetter RJ,Williams JC,et al.Silicon-substrate intracortical microelectrode arrays for long-term recording of neuronal spike activity in cerebral cortex [J].IEEE Trans Neural Syst Eng,2003,11(2):151-155.

[13] Norlin P,Kindlundh M,Mouroux A,et al.A 32-site neural recording probe fabricated by DRIE of SOI substrates [J].J Micromech Microeng, 2002,12(4):414-419.

[14] Kindlundh M,Norlin P,Hofmann UG.A neural probe process enabling variable electrode configurations [J].Sens Actuators,B Chem, 2004,102(1):51-58.

[15] Motta PS,Judy JW.Multielectrode microprobes for deep-brain stimulation fabricated with a customizable 3-D electroplating process [J].IEEE Trans Biomed Eng,2005,52(5):923-933.

[16] Fofonoff T,Martel S,Hunter I.Assembly-ready brain microelectrode arrays [J].IEEE EMBS,2003,2:1937- 1940.

[17] Rousche PJ,Pellinen DS,Jr.Pivin DP,et al.Flexible polyimide-based intracortical electrode arrays with bioactive capability [J].IEEE Trans BME, 2001,48(3): 361-371.

[18] Yao Y,Gulari MN,Hetke JF,et al.A self-testing multiplexed CMOS stimulating probe for a 1024-site neural prosthesis [C].IEEE Int.Conf.On: Solid-State Sensors and Actuators (Transducers'03),Boston,2003：1213-1216.

[19] Bai Q,Wise KD,Anderson DJ.A high-yield microassembly structure for three-dimensional microelectrode arrays [J].IEEE Trans Biomed Eng, 2000,47(3):281-289.

[20] Chapin JK,Moxon KA,Markowitz RS,et al.Real-time control of a robot arm using simultaneously recorded neurons in the motor cortex [J].Nat Neurosci, 1999,2:664-670.

[21] Wessberg J,Stambaugh C,Kralik J,et al.Real-time prediction of hand trajectory by ensembles of cortical neurons in primates [J].Nature, 2002,408:361-365.

[22] Kennedy PR,Bakay RA.Restoration of neural output from a paralyzed patient by a direct brain connection [J].NeuroReport,1998,9(8):17071711.