微电极阵列检测细胞电生理仿真与设计

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1、微电极阵列检测细胞电生理仿真与设计张佳骏;王庆康;胡克想【摘 要】测量细胞电生理信号的方法-微电极阵列检测技术,是指在微电极表面首先 培养可兴奋性细胞,然后进行电信号的实时监测,该方法具有检测通道数多、无损伤 性、响应速度快、制备工艺简单、可长期检测等优点.借助 Stem 双电层模型阐述 了微电极-电解液界面的电化学过程,采用电路仿真软件 Muhisim 构建了完整的细 胞-微电极等效电路来定量分析电化学过程;对于等效电路中的物理量取不同的数值 进行仿真,研究它们对信号大小的影响程度并基于此给出了具体的微电极参数设计 方案;设计检测电路并进行仿真,验证该电路满足检测需求.构建出完整的电生理等效

2、 电路,给出微电极阵列参数设计方案,设计出检测电路,为进一步电生理测试中的 MEMS 加工制造和电路研制提供了参考.期刊名称】电子器件年(卷),期】2015(038)005【总页数】6页(P1031-1036) 【关键词】 微电极阵列;电生理测试;微电极参数设计;检测电路【作 者】 张佳骏;王庆康;胡克想【作者单位】 上海交通大学电子信息与电气工程学院,微纳电子学系,微米/纳米加工 技术国家级重点实验室,薄膜与微细技术教育部重点实验室,上海 200240;上海交通 大学电子信息与电气工程学院,微纳电子学系,微米/纳米加工技术国家级重点实验室, 薄膜与微细技术教育部重点实验室,上海 200240

3、;上海交通大学电子信息与电气工程学院,微纳电子学系,微米/纳米加工技术国家级重点实验室,薄膜与微细技术教育部重点实验室,上海 200240【正文语种】中文【中图分类】TP212.6EEACC：7500doi：10.3969/j.issn.1005-9490.2015.05.013 基于离体细胞电生理测试的二维微电极阵列传感器 MEA(Microelectrode Array) 是指借助MEMS加工技术将Au、Ir或Pt等金属沉积于玻璃或硅衬底上，形成钝 化层、电极和引线，用来传输并记录细胞动作电位频率、幅度、波形以及细胞网络 间信号传播速度等参数的细胞传感器1 。传统的细胞电生理检测方法存在检

4、测通道数少、操作繁琐以及 无法长时性检测等缺点2 ，而微电极阵列极大地克服了这些不足，具有检测通道数多、无 损伤性、响应速度快、制备工艺简单、可长期检测等优点3 ，为离体细胞的相关研究提供了一种新而有力的方法。细胞电生理测试是在MEA表面培养可兴奋性细胞4 (即在有效的外界刺激下能够产生动作电位的细胞，如心肌细胞、神经网络等)，然后进行电信号的实时监测。细胞电生理测试分为在体测试和离体 测试两种，后者也称作细胞外测量技术，因其具有测量无损性和长时性的优点正逐 渐成为研究可兴奋细胞的主要手段，本文只研究离体测试。微电极阵列这个概念诞生于1970年。1972年，Thomas5 等第1次应用MEA来

5、记录体外培养的鸡胚胎心肌细胞的胞外动 作电位。随后国外很多研究者开始研制多种类型的MEA用于检测各种类型细胞在 不同情况下的电生理响应。Gross5等研制了微电极阵列来记录体外移植神经组织的胞外电响应，并在 1982 年将实验拓展到研究老鼠脊髓分离的神经元，尝试使用金属氧化物透明电极 ITO 制备 MEA。1990 年开始,Jimbo 和 Kawana5 以大鼠的背根神经元为研究对象，通过刺激神经突触来测量神经元胞体的选择兴奋性。2000年以后，应用MEA的细胞电生理测试广泛应用于临 床医疗、组织工程、生物医学等领域6 。近几年MEA电生理测试在心脏研究、神经网络功能连接与再生、高通量药物筛选

6、、 环境检测等研究领域发挥越来越重要的作用。虽然心脏及神经网络研究中微电极阵 列正成为电生理信号胞外测量的主要检测工具，但是相关研究也存在着一些问题。 国内外对细胞-微电极耦合的电生理研究侧重于理论分析，只有零散局部的电路模 型，缺少完整的等效电路和量化分析工具，大多依赖经验和定性分析。另外检测电 路高度集成于国外进口测试设备中，不但价格昂贵而且灵活性低，即使遇到噪声干 扰大、信噪比低等情况也无法通过调整检测电路来解决，一般只能通过后续的软件 及算法来达到滤波降噪的功效。本文针对上述问题进行了微电极阵列检测离体细胞电生理信号的仿真与设计。借助 电路仿真软件Multisim建立了完整的电路模型细

7、胞-MEA等效电路来表征电化学 过程，同时设计了检测电路。选取不同数值进行电路仿真，根据仿真得到的信号分 析得出微电极阵列的参数设计。检测电路以细胞级别的微小信号为检测对象，可根 据不同测试对象调整电路元件参数，满足测试需求。1 微电极-电解液界面的电化学过程 细胞膜内离子的流动导致膜内电压变化，跨膜电位是膜内电压与膜外电压之差，同 时跨膜电位变化又会导致离子流的变化。跨膜电位和离子电流是电生理信号产生的 源头。当细胞在电极表面生长时，膜内的蛋白质分子会凸出来，因此细胞膜与微电 极阵列之间不可能完全紧密接触，几十到几百纳米的间隙部分会充斥电解液从而形 成固-液界面，存在电化学过程。当金属电极和

8、电解液接触时，电极中的自由电子和溶液中的离子将发生移动，从而 在界面形成电性相反的双层电荷，功能类似一个电容器，结构如图1所示。本文 采用Stern在1924年提出的双电层模型，双电层主要由两部分组成：Stern紧密 层和Gouy-Chapman分散层。当金属电极浸入电解液时，电极本身带有界面电 荷，由于范德华力和离子热运动的共同作用，电解液中相反极性的离子紧密排布于 电极另一侧，该层称为 Stern 紧密层。另外一部分相反电性的电荷则以散态分布， 称为Gouy-Chapman分散层。了解了电化学过程后，下一步需要用电路建模去 定量分析该过程，理论解释该电学特性。图1 金属电极-电解液界面的双

9、电层结构32 微电极-细胞耦合的电路建模微电极-电解液界面的双电层结构是微电极进行细胞电生理检测、阻抗检测等应用 的电化学基础，对微电极的阻抗和噪声有较大影响，因此需要对双电层的电学特性 进行分析。该电化学系统可以形象地用Randles等效电路来表示6。在微电极和电解液接触形成双电层电容CI 后，在两者间的界面形成一个平衡电位，当外加电位破坏这个平衡时，将发生电荷转移，用电荷转移电阻Rct来表示，并和界面电容CI并联。溶液扩展电阻Rspread 和 Rct反映了活化过程的特征6 。而 Warburg 阻抗 ZW表征反应物在微电极上的扩散过程，反映了传质过程的特征6。但是对于微电极上培养的生物细

10、胞，频率大于10 Hz时 War burg阻抗与Rct相比影响甚微，因此可忽略ZW，得到图2(a )的简化电路。图2(b )是物理模型示意图。图2双电层简化模型(a )电路图(b)示意图根据图2 ( a )可推导出界面阻抗公式( 1 ) ，将该式与热噪声公式结合考虑研究微 电极阵列的参数设计。式(2)中，ps是电解液的电阻率，通常为0.7 Qm7 ，A0是单个电极表面积；式(3)中，M是与反应过程有关的常数，f是细 胞电信号的频率。令3CIRct=17，将式（2）、式（3）代入式（1）得到界面阻抗完整表达式4）：热噪声通用公式（5）中6,Re（f）是Z总实部，式（4）代入式（5 ）得到MEA热

11、噪声完整表达式（6）:上述公式中，K是玻尔兹曼常数，T是热力学温度，r0是微电极半径， f1、f2是细胞电信号的最低和最高频率。由式（6）可知，为了降低MEA的热噪声，需要增大微电极表面积A0。建立了微电极-电解液界面双电层等效电路并分析其对界面阻抗和热噪声的影响后， 以此为基础建立了图3所示的细胞-MEA等效电路。该电路由3部分组成。第1 部分是细胞内部生电过程，由图3(a)VJ上方的H-H模型表征3,3条支路表征细胞的各条离子通道，跨膜电位Vm 与平衡电位间的电压差驱动离子流动产生电流；第 2 部分如图 3(a)Chd到Rmetal上方所示表征细胞-微电极耦合界面，Chd表征电解液的极化层

12、，Rseal是封接电阻，用来表征细胞-电极耦合的紧密情况，此外就是图2所表征的双电层结构；第3部分表征串扰的影响及电极自身参量，包括电极电阻Rmetal和对地寄生电容Cs。串扰是信号传输过程中邻近的信号线对该信号线产生电磁场耦合所 造成的噪声干扰，在离体细胞电生理测试中，电极间串扰噪声是影响输出电压的重 要因素 8 ，因此有必要用等效电路来定量表示。图3 ( b )的串扰分支模拟 了存在3个串扰电极的情况8 Rci，j 表征被细胞覆盖的第 i 号电极与相邻的第 j 号电极之间的串扰电阻；Cci , j表征两者间的串扰电容。Rshi , j是分流电阻，表征流向体溶液的分流电路；Cshi , j表

13、征相邻电极的寄生效应。图3细胞-MEA耦合模型上述公式中，Sel是相邻电极的中心间距，Acells是细胞覆盖的面积，Acluster是一组电极的面积，Acells/Acluster表征细胞与微电极耦合的紧密程度8d是细胞和钝化层的间距，Scont是细胞与微电极相接触的面积。由式（8）、式（9）可知，若想 提高Rseal，设计时需要减小d，增加So3 仿真与参数设计VJ处采用50 mV、1 kHz的正弦波作为输入信号源，模拟细胞放电信号。 由公式计算和文献参考，取Chd=18 pF、Rseal=5 MQ、Rspread=23.3 kQ、CC0，1=25 pF、RC0，1=149 kQ、Rsh0，

14、1=30 kQ、Rct=0.3 MQ、CI=0.49 nF、Rmetal=0.62 Q、CS=1.3 pF、CshO , 1=2 fF作为参考组7 （各条串扰支路都相互等价，所以相关电学参数都用支路一表示即可）。改变参考组数值进行Multisim电路仿真，用Origin进行数据处理。图4示出了串扰噪声、输出信号与串扰支路数的关系。1个串扰时的输出信号是970.5 pV, 5个串扰时的输出信号是199.7 pV,降幅高达79.42%，表明串扰电 极数对于输出信号是重影响因子。为了得到较大的有效信号，串扰电极即相邻最小 等间距电极数越小越好，1为最佳。第2步，提高细胞-MEA覆盖度。Acells/

15、Acluster 与 Scont/A0数值上接近,均表示细胞覆盖电极表面的程度,一般为34%50%。可以通过电极表面修饰及细胞定向培养等方式使这两个值尽量达到 50%。第 3 步, 确定微电极圆孔直径。图5示出了随着电极半径的变大,串扰噪声和输出信号的 变大幅度可忽略,因此设计直径大小时不用考虑其对于输出信号的影响。由式（ 6） 可知,电极直径越大,热噪声越小。但是对于特定尺寸的细胞,若电极直径过大, 细胞-MEA覆盖度就达不到50%，为了保证良好的细胞-MEA覆盖度，电极直径 般取10 pm20 pm,在该范围内取最大值20 pm。第4步，确定相邻电极最 小间距Sel。将 ps=0.7 Qm

16、 和 Acells/Acluster=50%代入式（7 ）得到分流电阻Rsh= 0.35/Sel，因此Sel的设计取值取决于分流电阻对信号的影响。图4 信号与串扰支路数的关系图5 信号与电极半径的关系图6 信号与分流电阻的关系 图6 （ a ）示出了1个串扰电极时随着分流电阻变大，输出信号与串扰信号均线性 增大。为此进一步研究串扰信号与有效信号的占比，图6（b ）示出了占比与分流 电阻也是线性增大关系。占比控制在10%以下，则Rsh为4 KQ17.3 KQ,相对应的相邻电极最小间距取值范围为20.2 pm87.5 pm,87.5 pm最佳。第5步，确定细胞和钝化层的间距d。将ps=0.7 Qm

17、 和 Acells/Acluster=50%代入式（8）和式（9）得到Rseal二0.35/d，同样d的设计值取决于封接电阻对信号的影响。图7示出了1个串扰电极时输出信号与封接电阻Rseal的关系。Rseal 取 1 MQ50 MQ9 ,输出信号从840 pV提高到1006 pV,增长率为19.76%。封接电阻在7 MQ50 MQ内输出信号变化不大，相对应的取细胞和钝化层的间距 在 7 nm50 nm , 7 nm 最佳。图7 输出信号与封接电阻的关系 综上所述,由仿真结果分析得出的微电极参数设计如下：相邻最小等间距电极数越 小越好，1为最佳；细胞-MEA覆盖度尽量接近50% ；微电极直径20

18、 pm;相邻 电极最小间距20.2 pm87.5 pm,87.5 pm最佳；细胞和钝化层的间距7 nm50 nm , 7 nm 最佳。4 检测电路设计与仿真由于输出信号VoutO峰峰值大约在65 pV1 400 pV,方面幅值太小不能满足从模拟信号到数字信号处理的要求，另一方面很容易被噪声信号淹没，所以需要设计一 个细胞级别检测电路进行放大滤波以解决上述问题。考虑后续数据采集模块的输入 电压范围，将检测电路增益定为1 000倍，频带范围在10 Hz3 000 Hz，与电 生理信号带宽致。检测电路原理图如图8所示，设计成两大模块，第1块为前 置放大电路，第2块为处理电路。前置放大电路主体结构为三

19、运放构成的仪用放大器，处理电路由带通选频网络、二级放大电路和50 Hz工频陷波器组成10 。图8 检测电路原理图为了验证设计出的检测电路是否满足设计要求，先限定频率为最常见的信号频率1kHz，从30 pV 700 pV均匀选取电压峰值，观察放大倍数是否与1 000相近。 如图9所示，拟合出的曲线近似于截距为1 000的水平线，方差较小。然后限定 幅值100 pV的条件下，从10 Hz3 000 Hz选取多个频率，观察线性频谱图。如图10所示，分段拟合的曲线与理论频谱相近，截止频率10 Hz处的增益为707 , 3 000 Hz处的增益为687，与理论增益值707误差较小。因此设计的检测电路在

20、增益和带宽两方面均满足检测需求。图9 增益与幅度的关系图10 信号线性频谱图5 结语本文构建了用于定量分析细胞-微电极电化学过程的细胞-MEA等效电路。等效电路模拟了细胞内部生电、细胞-微电极耦合界面、电极与串扰影响等三部分。结合 仿真结果和公式推导得出微电极参数设计：相邻最小等间距电极数越小越好，1为 最佳；细胞-MEA覆盖度接近50% ；微电极直径20 pm;相邻电极最小间距20.2 pm87.5 pm,87.5 pm最佳；细胞和钝化层间距7 nm50 nm , 7 nm最佳。此外设计了检测电路并进行了仿真验证，与国外高度集成化的测试设备相比，本文 设计的低成本检测电路可随时更新升级以满足

21、电生理测试不断更新的需求。本文为 进一步电生理测试中的MEMS加工制造和电路研制提供了参考。下一步计划加工 出不同参数规格的MEA及检测电路进行实验，与仿真结果进行对比验证参数设计 方案。【相关文献】1徐莹，杨勇，韩斌，等.基于细胞电生理检测的在体及离体微电极设计仿真微电极设计仿真J 传感技术学报，2009 ,22 (8 ): 1077-1082.2 林楠森，宋轶琳，刘春秀，等神经电生理微电极阵列检测系统研制J 电子与信息学报， 2011，8:2028-2032.3 肖丽丹微电极阵列细胞芯片的设计及其对心肌细胞生理特性的研究D 浙江大学，2011.4Frey U，Egert U，Heer F，

22、eta1.Microelectronic System for High-Res olutionMapping of Extracellular Electric Fields Applied to Brain SlicesJ.Biosensorsand Bioelectronics，2009(24):2191-2198.5 潘海仙，吕晓迎，王志功，等神经元集群电信号探测用微电极阵列J 东南大学学报，2009(3):468-472.6 徐莹基于MEMS技术的新型细胞传感器及其在细胞电生理中应用的研究D 浙江大学， 2007.7 Mart in oia S , Massobrio P , Bov

23、e M , et al. Cultured Neuro ns Cou -pled Tomicroelectrode Arrays：Circuit Models，Simulations and Experimental Data. IEEE Transactions on Biomedical Engineer-ing，2004，51（5）：859-864.8 Berdondini L，Massobrio P，Chiappalone M，et al. Extracellular Recordings from Locallydense Microelectrode Arrays Coupled

24、to Dissociated Corticalcultures J. Neuroscience Methods，2009，177：386-396.9 Grattarola M，Martinoia S. Modeling the Neuron-Microtransducer Junction：From Extracellular to patch Recording J. IEEE Trans-actions on Bio-Medical Engineering， 1993，40（1）：35-41.10 单秋云神经信号处理及传输系统研究D 天津：天津大学，2007.11韩尧微电极阵列系统研制及其在体外神经网络研究中的初步应用D中国人民解放军军 事医学科学院，2013.张佳骏（1990-） ，男，汉，上海，上海交通大学电子信息与电气工程学院，硕士研究生，主要研 究方向为微电极设计与应用，；王庆康（1962-） ，男，汉，浙江，上海交通大学电子信息与电气工程学院，教授，博士生导师， 主要研究方向为纳米制造技术、光电子器件、纳米电子与纳米光学器件，.cn