（测试计量技术及仪器专业论文）神经信号记录与刺激系统用前置微电路设计.pdf

摘要 神经信号的检测是近年来生命科学领域研究的热点问题之一。神经微电极是 一种可以与生物体的神经系统进行交流和沟通的传感系统。伴随着集成电路和微 机电技术( m e m s ) 的迅猛发展，神经微电极已经发展到多维有源( 即集成部分 信号处理电路) 阵列水平，与之相对应，所需检测电路的设计也面临严峻的挑战， 芯片的功耗、尺寸、噪声和集成度等是要考虑的首要问题。 本课题的前置微电路主要由前置缓冲放大器和地址译码器两部分组成，是数 模混合集成电路。它采用具有的高集成度、低功耗等优点的c m o s 工艺实现。本 课题的目的是设计改进前置微电路，使之与无源电极微装配起来构成三维有源神 经微电极阵列，并最终应用于临床诊断，使治疗与中枢神经系统有关的疾病变得 更为切实可行。 本文在对神经微电极原有前置微电路的电路结构和工作原理深入研究基础 上，对原有电路进行了h s p i c e 仿真和芯片测试。通过仿真和测试，发现了原有 电路设计中存在的问题，提出了改进方案，完成了电路结构的改进和设计指标的 确定。针对神经信号提取对前置放大电路的电压、功耗等方面的要求，通过计算 得到了理论上基本能够满足设计指标的新的器件参数。基于c h a r t e d0 3 5 u m _ t 艺 模型，对改进后的电路特性进行了详细的h s p i c e 仿真，根据仿真结果完成了对 改进后电路的优化设计。仿真结果表明了改进后电路解决了原有电路中存在的问 题，达到了预期的设计性能指标要求。最后，结合电路的特殊要求，综合考虑版 图的匹配度、寄生效应和可靠性等因素的前提下，完成了改进后放大电路的版图 设计，并通过了d r c 、l v s 版图验证。 关键词：c m o s 工艺神经微电极前置缓冲放大器h s p i c e 仿真 a b s t r a c t i nr e c e n ty e a r s ，n e u r a ls i g n a lr e c o r d i n gi so n eo fp o pp r o b l e m si nt h et e r r i t o r yo f l i f es c i e n c e sr e s e a r c h n e u r a lm i c r o e l e c t r o d ei sas e n s o r s y s t e mw h i c hc a n c o m m u n i c a t ew i t ht h en e r v es y s t e mo fo r g a n i s m g o i n gw i t hs w i gd e v e l o p m e n to f i n t e g r a t ec i r c u i ta n dm i c r oe l e c r o m e c h a n i c a ls y s t e m ( m e m s ) ，n e u r a lm i c r o e l e c t r o d e h a sd e v e l o p e dt ot h el e v e lo fm u l t i d i m e n s i o n a la c t i v em i c r o e l e c t r o d ea r r a yw h i c h i n t e g r a t e san u m b e ro fs i g n a lp r o c e s sc i r c u i t c o r r e s p o n dt oi t ，d e s i g no ft h en e e d e d r e c o r d i n gc i r c u i ta l s of a c e st oa u s t e r ec h a l l e n g e p o w e rw a s t e 、s i z e 、n o i s ea n d i n t e g r a t i o nd e g r e ea r et h ec h i e f l yp r o b l e m st h a tn e e dt ob et a k e ni n t oa c c o u n t t h em i c r o c i r c u i to ft h i ss t u d yi sm o s t l yc o m p o s e do fp r e a m p l i f i e ra n da d d r e s s e n c o d e r ，w h i c hb e l o n g st od i g i t a l - a n a l o gm i xi n t e g r a t e dc i r c u i t i ta c h i e v e sb yc m o s t e c h n i c sw h i c hh a sa d v a n t a g eo fh i g hi n t e g r a t i o nd e g r e ea n dl o wp o w e rw a s t e t h e o b j e c t i v eo ft h i ss t u d yi st od e s i g na n dt oi m p r o v eo nt h em i c r o - c i r c u i tw h i c hw i l lb e m i c r o a s s a m b l e dw i t hp a s s i v ee l e c t r o d e st oc o m p o s e3 - d i m e n s i o na c t i v en e u r a l m i c r o e l e c t r o d ea r r a y ，r i s ei ti nc l i n i cw h i c hm a k e si tf e a s i b l et oc u r et h ed i s e a s e si n m a t t e ro fn e r v ec e n t e rs y s t e m t h i sp a p e rs i m u l a t e st h ef o r m e rc i r c u i tb yh s p i c ea n dt e s t st h ec m o sc h i p ， t h a tb a s e do nt h ei n d e p t hs t u d yo nc i r c u i ts t r u c t u r ea n df u n c t i o np r i n c i p l eo ft h e f o r m e rm i c r o c i r c u i t d i s a d v a n t a g e sc o n s i s t e di nt h ef o r m e rc i r c u i ta r ef o u n d e db y s i m u l a t i o na n dt e s t i n g ，i m p r o v e m e n tp r o j e c ti sp r e s e n t e d , i m p r o v e m e n to fc i r c u i t s t r u c t u r ea n da s c e r t a i n m e n to fd e s i g ng u i d e l i n ea r ea c c o m p l i s h e d a i m i n ga tt h e r e q u i r e m e n t st op r e a m p l i f i e ri nv o l t a g ea n dp o w e rw a s t ea s p e c t sa n ds of o r t h ，n e w t r a n s i s t o rp a r a m e t e r sa r eo b t a i n e dt h r o u g hc a l c u l a t i o n ，w h i c ht h e o r e t i c a l l ys a t i s f yt h e d e s i g ng u i d e l i n eo nt h ew h o l e b a s e do nc h a r t e d0 3 5 u mt e c h n o l o g ym o d e la n d h s p i c es i m u l a t o r , p a r t i c u l a ri m p r o v e dc i r c u i ts i m u l a t i o ni sc a r r i e do u t o p t i m i z i n g d e s i g no fi m p r o v e dc i r c u i ti sc o m p l e t e db a s e do ns i m u l a t i o nr e s u l t t h es i m u l a t i o n r e s u l ti n d i c a t et h a tt h ed i s a d v a n t a g e sc o n s i s t e di nt h ef o r m e rc i r c u i ta r es e t t l e db y i m p r o v e dc i r c u i t ，w h i c ha c h i e v ea n t i c i p a t i v ed e s i g ng u i d e l i n er e q u i r e m e n t f i n a l l y , c o m b i n i n gw i t he s p e c i a lr e q u i r e m e n to fc i r c u i t ，o nt h ec o n d i t i o no fc o n s i d e r i n g m a t c h 、p a r a s i t i ca n dr e l i a b i l i t y ，t h ei m p r o v e dc i r c u i tl a y o u td e s i g ni sf i n i s h e da n d d r c 、l v sv e r i f i c a t i o na r es u c c e e d e d k e yw o l m s ：c m o s e t h n i c s ，n e u r a lm i c r o e l e c t r o d e , p r e a m p l i f i e r ，h s p i c e s t i m u l a t i o n 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他入已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得丕鲞盘堂或其他教育机构的学位或证 书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中 作了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：溺磕盘字日期：z _ 7 年宕月2 7 日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解丕壅盘鲎有关保留、使用学位论文的规定。 特授权盘鲞太堂可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校 向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者签名： 溺磕 签字日期：2 口。1 年髟月27 日 导师签名 签字日期：叩年p 月叩日 第一章绪论 1 1 课题背景 第一章绪论帚一早瑁下匕 电生理学是生命科学研究的一个重要领域，生物电信号的检测和用于检测的 各种神经微电极已成为各国科学家研究的热点问题。众多科学家认为，生物电是 生命的本质，生命是以生物电信号为载体的极其复杂、精密的信息系统。生物电 信号是我们了解生物体活动机制的重要手段，也是实现生物体与外界通讯的新途 径随着现代电子学和分子生物学的飞速发展，人们更多地专注于生命体的微观 世界，着眼于生物电信号检测、神经束解码及康复医学等领域的研究和归纳，使 细胞和神经生理学研究得到了蓬勃的发展，并占据了电生理学研究的主导地位， 促进了信息技术和自动化技术的进步，进而对人类社会的经济和生活产生重大的 影响 在医学领域，具有悠久历史的电刺激疗法已经成为神经信号检测的重要手 段，并普遍应用于有关疾病的治疗。所谓神经微电极是用于检测脑内神经元信号 的微探针或微探针阵列。它能够同步记录单个神经元细胞通过电化学而产生的生 物电势，并能从外部对单个神经元细胞进行电刺激，从而实现对神经信号的采集 与对神经组织刺激的双重功能。在科学研究与临床实验中，植入式神经微电极对 于神经系统的记录具有显著的优势。科学的发展和社会的需求都要求这样一种可 以与生物体的神经系统进行交流和沟通的传感系统。现代微电子技术、微加工技 术、材料技术以及生物技术在各自的研究领域所取得的长足进步，为这样的传感 系统研究提供了可行性与技术支持，也为我们提供了多种新型的神经记录工具的 制造方法。 自从2 0 世纪5 0 年代开始，微电极检测信号及其处理技术引发了对皮层神经系 统的分子水平上的研究，具有重大的意义【卜2 1 。大量的神经信号得以解码，特别 是在传感器领域，用纤细的金属丝探针可以在电路水平上得到大量的神经系统信 息。然而，人们很快发现神经微电极阵列更适于了解研究神经系统的网状结构。 早期的研究是将多个微针组成簇【3 】，从许多测点采集多路信号，但这种电极的体 积大、可靠性低，植入时会造成组织损伤，植入触点的位置也不确定；不过因其 制造工艺简单，仍应用于细胞外的同步接收【 】。1 9 6 5 年，斯坦福大学的j l m o l l 教授建议贝尔实验室发明了i c 技术中的平版印刷技术和硅蚀刻技术，可用于设计 多测点微探针，利用多测点同时刺激生物体，减小对组织的创伤。此后的二十年 第一章绪论 中，伴随着集成传感器和微机电技术( m e m s ) 的发展，各种各样的微电极被设 计出来，在某种意义上甚至改变了神经科学的研究方向。 目前，神经元网络的研究引起了人们极大的兴趣：为了更好地理解中枢神经 系统神经元之问复杂的相互关系，和为开发实用的神经假体提供所需的高度保真 的知觉和控制信息，这就需要一种有选择且具有良好空间分辨率，能记录和控制 神经组织行为能力的神经微电极。这对正确理解脑组织和感官知觉的过程十分重 要。要求微电极能够传输高质量和稳定的刺激信号，同时又能够长时间记录大量 的神经束的电信息【6 】。通过对神经系统的理解，更好地治疗与中枢神经系统有关 的疾病变得更为切实可行。更好地理解神经图谱和感知过程，为感觉或运动受损 的病人设计假体装置，使其恢复正常的功能，变得更加容易。 医学的发展，为失去身体正常器官或感觉的病人提高了生活质量。尽管在医 学领域，随着新的医学方法的不断发展，这些疾病得以治疗。但仍然有很多与中 枢神经系统有关的疾病，在医学上没有获得一个满意的治疗方法，包括小儿麻痹 症，帕金森综合症，失明，耳聋，顽固性慢性疼痛和癫痫病等。通过电刺激的方 法治疗这些疾病的例子不断得到报道。这种治疗方法的发展，将提高很多人的生 活质量，降低医药消费。 1 2 技术现状 将信号处理电路与电极探针集成在一起的神经微电极，称为有源神经微电 极；反之，称为无源神经微电极。现在国际上应用比较广泛的神经微电极主要有 四种，分别为微丝电极、二维无源电极、二维有源电极和三维有源电极阵列。这 些器件能够实现在独立神经元尺度上进行神经电信号的记录，并且能够同时记录 多个通道的信号。它们可以用于神经信号分析、脑功能研究等。 一个理想的微电极应该具有如下的特征： 1 电极材料与组织不仅要有高度的机械生物相容性，还要有生物相似性； 2 高度的柔韧性，以免随着机体软组织的活动而发生断裂： 3 能够良好的固定于神经而不发生移动，并能保证与神经的紧密连接； 4 能够受组织液的长期腐蚀，而不引发组织的不良反应或机械损伤； 5 能通过简单易行的手术植入神经束内，因此体积要小，而且容易定位； 6 神经刺激和神经纪录电路必须有良好的特性； 7 电极的物理和电学特性有高度的可重复性； 8 测点的位置，形状和间距精密地受到控制； 9 操作方便，安全； 2 第一章绪论 1 0 制造经济； 现有的技术还不能制造出满足所有以上条件的微电极，但随着技术的不断发 展，制造出完全满足上述要求的微电极是勿庸置疑的。目前，世界各地的研究人 员正努力开发用较为成熟的集成电路和微机电技术来制造先进的三维有源微电 极阵列。 1 2 1 国外发展现状 t a k a h a s h i 7 】报道了用硅制作多维微电极探针的方法，这是早期的基于集成电 路方法。通过这种技术，能够制造出以硅作衬底并集成了c m o s 集成电路的微探 针；这种技术使用同向和非同向蚀刻技术制作最后探针的形状，之后通过增长二 氧化硅结缘层和沉积金属测点位置等工序。由于在探针成形之时，晶片面已被完 全蚀刻；在此之后还包括了很多工序，因而其工序十分复杂，使其不易制造，产 量也很低。 ! 维也纳( v i e n n a ) 探针是一种早期的商业用微电极，它是在1 0 0 微米厚的玻 璃衬底上用低压化学蒸汽沉积( 1 0 w p r e s s u r ec h e m i c a lv a p o rd e p o s i t e d ) 氮化硅结 缘层。玻璃是一种生物相容性衬底，但不可能在其上制造集成电路。麻省理工学 院和霍普金斯大学相继用钼作衬底【 外，并将探针的厚度减为1 8 微米。虽在活体 测试中取得了一定的成功，但在标本测试中因聚酰亚胺中渗透进水等缘故，约 5 0 0 6 0 0 小时后就宣告了失败，存在性能不可靠、重复性差等不足。 一此后，斯坦福大学【1 0 1 通过将电路集成在电极上，制造出了二维微电极。但信 噪比过低，缺乏蚀刻终止技术，探针物理特性变化大。犹他大学制造了三维微电 极阵列【l l 以2 1 ，其结构是三维的，但在每根穿刺杆上仅有一个电极，在深度方向位 置没有变化，实际所测的神经元位置只是二维的。此外，对电极的大小缺乏控制， 电子特性的重复性差。t w e n t e 大学的研究人员，也开发了相同结构的微电极 【1 3 】，其目的是将微电极植入周围神经中去实现对神经肌肉的控制。这种技术容许 相邻杆的高度变化，但在杆的顶部仍然只有一个电极测点。 另外，l e e 用液晶聚合物材料作衬底，制造了微电极【1 4 j 。t a k e u c h i 用形状记 忆合金制作了微电极【1 5 】。尽管他们都得n - j 质量高的神经信号，但这两种材料与 生物的兼容性，能否作为长期移植的材料，还有待实验检验。同时，在这两种材 料上制造集成电路非常困难，甚至不可能实现。r o u s c h e 等重新用聚酰亚胺做衬 底，制造了微电极【1 6 t 。聚酰亚胺的特性使其能够作为长期移植的材料。也没有以 前所报道的渗透水的情况，这可能是生产聚酰亚胺的技术提高的原因。如果真是 这种情况，那么，这项技术将会很具潜力，尽管在这种材料上制造集成电路仍然 很困难。 3 第一苹绪论 经过不懈的努力，密西根大学制造了可以说至今最为先进的微电极，在电极 上集成了电子线路，有灵活的带状导线和微流体通道。在选择的区域可做到1 5 微米而且可形成任意的二维平面形状【1 7 】，电极使用二氧化硅和四氮化三硅作为钝 化和绝缘层，制造了二维，甚至三维的微电极。 国际上使用的这些电极还普遍存在以下缺点：( 1 ) 电极的物理特性难以保 持一致性：( 2 ) 使用工艺不能保证制造的可重复性；( 3 ) 只是在实验室研究阶 段；( 4 ) 三维组装技术还不成熟。 1 2 2 国内研究现状 相比较而言，国内在神经微电极方面的研究还很落后。对于无源微电极，研 究单位主要有华侨大学信息科学与工程学院、复旦大学附属中山医院骨科等，而 且他们研究的是单点测量微电极，属手i n 作，机械和电子特性的重复性很难保 证。另外，体积大，对神经组织易造成损伤。对于有源微电极，研究单位主要有 东南大学生物电子学国家重点实验室、中国科学院半导体研究所等，其研究水平 大都还滞留在二维微电极或者单通道上。国内对于神经信号记录与刺激系统用前 置微电路的研究也是处于初级阶段，仅仅是单通道的。 相比之下，本课题提出的三维多通道有源神经微电极有更重要的研究意义和 实用价值。 1 3 应用前景 嶙革开放2 0 多年来，我国经济社会快速发展，但医疗器械设备大量依赖进口 的现实严重制约着我国医疗科研事业的发展，也大大提高了人民群众的就医成 本，影响了国民经济的持续快速发展。在临床和科研的实践中，研究多维采集、 结构简单、价格低廉、使用方便、功能可靠且具有自主产权的神经微电极是十分 必要的，对我国的医疗事业发展有着重要的理论和现实意义。 首先，神经微电极有用于治疗神经疾病的广阔前景。很多与中枢神经系统 有关的疾病，包括小儿麻痹症、帕金森综合症、失明、耳聋、顽固性慢性疼痛 和癫痫病，用传统的治疗方法无法痊愈，而神经刺激方法是一种很有潜力的疗 法。在耳蜗、听觉神经、下丘、视神经中植入微电极，可以为耳聋或失明患者 补偿移植。 其次，神经微电极可用于残缺人体康复和人机接口控制等重要领域。使神 经假肢和人工假肢的梦想进一步接近现实，对类人机器人的发展能起到极大的 4 第，一章绪论 推动作用。随着动物实验和在人体上初步的试验，以及近来人类神经假体的成 功，运动皮层假体不再是一个幻想，正逐渐变成现实。 第三，作为探索神经网络的有利工具，神经微电极的研究有利于推动神经生 理学的发展。神经电极的研制为神经生理学的发展提供了可靠的实验手段，推动 了神经形态工程学的发展，使神经生理学解码人脑思维过程成为可能。 研究高精度、高可靠性的神经微电极是我国经济社会持续发展、提高全民 医疗水平的必然要求。可以预见，高性能神经微电极的实现将会引发医疗事业 的革命性发展：因其存在广阔的市场前景，也具有十分可观的经济潜在价值。 1 4 论文的主要内容 此项目是天津科技发展计划项目( 课题) 神经记录与神经刺激系统的设计 与制造技术( 0 5 y f s y s f 0 1 7 0 0 ) 的研究内容之一，得到了天津市科委的支持和 资助。 本文是在课题组前人所做工作的基础上完成的，旨在设计一个神经微电极前 置微电路模块，实现对神经信号的高质量采集和处理，并与前级探针和后续外围 电路构成一个完整的神经信号采集与刺激系统。最终目标是将其运用到临床诊断 中，为医生诊断提供切实可靠的神经信号数据资料。 论文的第二章简要介绍了什么是神经微电极和它在生理环境下的测量模型， 以及神经微电极的结构设计。第三章介绍了原有神经微电极前置微电路模块的电 路结构和工作原理，对已流片的芯片进行了详细的功能测试和性能测试，并对测 试结果进行总结分析。在第四章中针对原有电路的仿真和芯片测试的分析结论， 找出原有电路的不足，并结合要求的性能指标对电路进行改进和优化。在第五章 中，针对c h a r t e d0 3 5 u mc m o s 工艺使用h s p i c e 软件对改进后前置微电路模块 各种性能进行了仿真分析，证明了改进后电路的可靠性和可用性。在第六章中， 在c a d e n c e t 作平台上完成了改进后电路的版图设计，通过了版图验证。最后， 对本课题进行了总结和展望。 第_ 幸神经微电极 第二章神经微电极 率章将从神经微电极的简单介绍入手对神经微电极在生理环境下的测量模 型进行分析并详细叙述本课题所设讨的神经触电极的结构。 2 1 神经微电极简介 神经微电极是指能够测量单个神经元细胞的生物电势，并能从外部对神经元 细胞进行电刺激的微探针或微探针阵列。它是通过耦台与神经纤维进行信息交换 的，牛物电是实现这种耦台的物质基础。将信号处理电路与电极集成在一起的微 电极，称为有源微电极；反之称为无源微电极。 无源神经微电极m 】结构如图2 1 所不，探针臂上同时集成了四个电极测点， 将探针垂直插八大脑皮层后，各测点分别位于皮层的不同深度。集成在探针臂上 的四根百连线将各测点采集的神经信号传输给外部的处列电路或者将外部刺激 信号传输给神经组织。 捌赢 圈2 - l 无源神经微电档 结构示虐图 神经微电极h 前主要应用于神经电生理研究和临床上的功能性神经肌肉电 刺激( f u n c t i o n a ln e u r o m u s c u l a rs t i m u l a t i o n ，f n s ) 。紧贴神经纤维的植入微电极 可以感应神经元细胞膜上的电位变化，产牛出微弱的电信号。后继的电路系统实 现对这个微弱电信号的放大、滤波和变换等一系列处坪，这个过程就是神经信号 检测和处理。另一方面，f n s 是针对中风或脊髓损伤( s p i n ec o r di n j u r y s c i ) 患 者神经传导通路阻断，远端肌肉丧失神经支配，在神经微电极上施加适当波形利 频率的电信号人工刺激损伤部位以下的运动神经，利用空间耦台和生物膜的电压 敏感特性，可以在膜上产争超过阐值的电位，激活神经元井产生特定的动作电位， 第一章神经微电极 恢复受损神经的某些功能如手的握持、行走等，这个过程就是神经功能修复 2 2 神经微电极在生理环境下的测量模型 对神经微电极在生理环境下的测量原理进行深入的分析研究，建立合理的神 经牛邢系统的电学仿真模型及撒电极在生i l ! 环境下的电学工作模型。微电极与牛 物组织相瓦作用的机理非常复杂，采集到的神经信号的质量不仅与电极本身的电 学、热学及力学等性能有关，而且受到生物组织结构的非线性、不均一性、个体 差异性、实验条件等因素的影响。 硅微电极的电位及阻抗情况复杂。硅微电极插 活体细胞后所产生的电位由 两个部分组成：探针上微电极测点与细胞或组织的电解质之问的半电池电位e h c 和细胞的膜屯位m p ( 待测电位) 。 目2 - 2 微电橄测嚣神经细胞电位的横型 1 势：船厥一毒毒玉玉器飘_ “二一c d t t t tttt 黯 圈2 - 3 微电橄测；神经细胞电何的等效电路 图2 - 2 是硅微电极穿过神经组织细胞测量其细胞膜电位的情况电极的输入 ( 出) 端为a i 。图2 - 3 表示硅微电极在测量中的等效电路。其中的r s 、c s 为电 极百连线电阻及百连线外部隔离层与组织液之问的分布电容：c c 为与相邻互连线 问的耦台电容：p f 最z 瓦连线与铂铱台金测点的接触电阻：e h c 为电极测点与组织 第一章神经微电饭 液接触的半电池电位ic d 4 9 表铂铱舍金测点与电解液面双电层所表现的电容性， r d 代表双电层上的泄漏电阻：r i n 表示细胞内电解液的电阻：细胞膜电位m p 是随 时问变化的被测信号，用e ( ，) 表示，该信号就是所要采集的神经信号。 2 3 神经微电极的结构 在灵长类运动皮层中，有计划的运动都是按照神经细胞束来编码的每个神 经束与一个预定的运动方向相对麻。但是目前能够成功记录和刺激神经信号的微 电极都是一维或者二维的。简单的二维有源微电极的基本结构如图2 - 4 所示。闻 此，研究三维神经微电极阵列是非常必要的，它可以更真实的反映神经与运动的 对应关系，有利于生理学家更好地理解复杂的神经网，皮质结构和周用神经，神 经元问的信息处理和分配，感知一运动系统的控制等。 图24 一维有源微电极的基本结构 本系统把前置徽电路模块和探针集成在一块硅片上构成三维有源神经微电 极。这样可以保证神经微电极能够通过简单易行的手术长期植入神经柬内，并能 良好的固定于神经而不发生移动实现噪声干扰小，信号质量高，电学特性稳定 的目的。 限于国内微加工工艺水平还不能将电路与微机械结构集成在一起，我们h 前先采用由两片二维无源微电极与前置微电路模块( a s i c 芯片) 装配构成三维 有源神经微电极阵列以达到集成的h 的。 2 3 1 单片二维无源微电极 单r _ - - 维无源微电极( 结构如图2 - 5 所示) i 可以来集平面神经信号，是组装 三维微电极的基础。单片二维无源微电极的测点大小、位置，导线宽度、问距： 探针臂k 度、宽度、厚度，及探针臂间距等参数，都受到机械性能、牛理环境、 第章神经微电搬 电学特性等多种条件的限定。所以结合) j 1 1 i 1 ：艺，从电学、机械、材料、神经皮 层结构等多方面对二维无源电极的几何形状进行设计，保证电极结构简单且具有 鲁棒性，易于组装成三维有源微电极。 j r 图2 - 5 雌片一维无源神经微电擞的结构 单片二维无源电极使用硅蚀刻显微机械加工技术和i c 制造技术制遗而成， 每个探针臂上集成多个测点。当电极置于大脑皮层时，各测点分别位于皮层的| 同深度。并经探针臀上的瓦连线对脑细胞进行电刺激和信号采集。 2 3 2 三维有潦徽电极阵列 将两片二维无源微电极组装成三维微电极，井与神经信号前置微电路模块 ( a s i c 芯片) 集成在一起从而形成三维有源硅微神经电极阵列。具有3 2 测点 的三维有源神经硅微电极阵列的系统结构如图2 - 6 所示。 整个结构包括了集成的硅导线、集成在基板上的两片单片硅微电极和两片梳 状闸隔及集成电路芯片。基板起到支撑整体结构的作用面积为45 r a m 45 m m 。 单片硅微电极穿过基板上的窄槽，并由梳状问隔以与插入方向呈9 0 度角垂直吲 定其水平间距，来保证电极的结构稳定性。在焊接时要保证散电极的空闸位置， 电极与梳状间隔高山基板l m m 。为便于微组装，微电极的两翼为5 0 0 p m 高，梳 状间隔的间距为2 0 0 9 m 。 电极通过下部的金焊点固定在基板上。每片单片= 维无源硅微电极上有1 6 个测点，分别分布在4 根探针臂上，形成4 x 4 的平面测点阵列。探针的厚度为 1 5 9 r n ，k 度为3 m m 宽度为6 0 p m 。臂问间距为l o o g m ，臂上测点问距为2 0 0 b u n 。 顶部6 0 u m 长的位置呈锥形结构，可以减小对脑组织的损伤。整个微电极系统有 块前置检测电路模块芯片( a s i c ) 芯片已流片面积为25 m m * 2 m m ，具有 4 3 个管脚采用超声焊接技术将其用金焊丝固定在后部基板上。金焊丝宽为 第_ 章神经微电极 5 0 9 m ，厚为6 9 m 8 9 m 。 2 4 本章小结 梳状问隔 图2 - 6 三维有源神经硅微电极系统结构 维探t 本章首先对神经微电极作了简单介绍，分析了神经微电极的结构类型以及 微电极在生理环境下的测量电路模型，重点介绍了本课题组采用的神经微电极结 构。 第三章原有神经电极前置微电路的分析和测试 第三章原有神经电极前置微电路的分析和测试 通过前一章的分析可以知道，本课题研究的三维有源神经微电极主要由二维 无源神经微电极和前置检测电路组成。前置检测电路包括前置缓冲放大器和地址 译码器两部分，是数模混合电路，属于简单的系统芯片( s o c ) 。该电路已经流 片封装，本章主要对前置检测电路的各个功能模块的原理、特性进行深入研究； 对芯片进行了功能和性能测试，对测试结果进行分析。本章的工作为神经微电极 前置检测电路的优化和仿真分析打下理论基础。 3 1 神经信号的特征 人体的神经信号直接表征着人体自我的意思，研究神经信号为了解、识别人 体提供了一条途径。神经信号和人体的其它生物信号有相同的一些特点，也有其 独具的一些特征。根据神经生理学的研究，神经元所释放的神经信号是幅度为5 0 u v 一5 0 0 u v ，频率为1 0 0 h z 1 0 k h z 的脉冲信号【2 2 】。汉城大学k y u n gh w a n 硒m 教授 针对单一神经元产生的神经信号图做f f t ，得到如图3 1 所示的频谱分布图，可 以清楚地看到频率的分布，在1 k h z 附近的信号能量最多，是神经信号活动最频 繁的区域。 图3 - 1 神经信号的特征 取自人体大脑皮层神经信号非常微弱，环境噪声干扰强，属于强噪声干扰下 的低频微弱信号。其噪声干扰主要包括高频的电磁干扰、5 0 h z ：频干扰和电极 极化电压干扰等。工频干扰主要以共模信号的形式存在，通常幅值可达几伏至几 第三章原有神经电极前置微电路的分析和测试 十伏，远远大于神经信号的强度。极化电压是由于测量的电极和生物组织之间构 成了化学半电池而产生的直流电压，一般为几十毫伏，最大可达3 0 0 m v 。另外， 由于生物体的复杂性和特殊性，其等效的信号源输出阻抗一般很大，可有几十兆 欧姆。由于噪声干扰源的影响，提取神经信号的前置放大器的放大倍数也不能过 大，以免干扰信号淹没有效信号。 3 2 前置微电路的设计要求和性能指标 3 2 1 设计要求 为了高质量地检测出微弱的神经信号，必须首先将信号放大到所要求的强 度。要获得便于后续d s p 处理的脑电信号，不仅要将脑电信号放大到足够大，而 且还要提高脑电信号的信噪比，降低噪声干扰。为此，实现以上功能的前置微电 路模块的设计就具有非常重要的意义。 鉴于神经信号的特点，要求提取神经信号的前置微电路模块必须具有以下性 能： ， 1 ) 高输入阻抗。神经信号是在高阻抗( 兆欧姆) 条件下记录的，寄生电容所 引起的衰减非常大。如果把一个高输入阻抗的放大器靠近信号源，则可以达到阻 抗匹配，减弱这种影响。放大器输入阻抗应至少在千兆欧姆级别，失真和误差可 减小到忽略不计。 2 ) 增益的稳定性。放大器的开环增益是变化的，不能有效的记录神经信号 的特征，所以要求采用反馈网络使放大器构成闭环，获得稳定增益。 3 ) 高共模抑制比( c m 呲大) 。人体所携带的工频干扰以及测量的参数以外 的生理作用的干扰，一般为共模干扰，前置放大器须采用c m r r 值高的差动放大 形式，能减小共模干扰向差模干扰的转化，有较强的抑制噪声干扰能力。 4 ) 低噪声低温漂。典型的神经信号幅值非常小，大约在几百微伏，噪声干 扰非常大，所以要求设计的前置放大器具有良好的低噪声性能；同时神经信号大 都为低频信号，基准漂移对检测带来严重影响，所以采用差动输入电路，来实现 低漂移性能。 5 ) 直流极化电压的稳定。神经微电极插入活体细胞后，在电极测点与细胞 或组织的电解液之问产生电极极化电压。极化电压可高达几百毫伏并随时间变 化，对于亚毫伏级的神经信号来说，这是很大的噪声。如果不先对其进行降压， 很容易使放大器饱和。因此，电极和电解液问的极化电压必须得到稳定。 6 ) 放大器的频宽必须包括神经信号的频率成分( 1 0 0 h z - l o e h z ) ，但频宽也 不能太宽，要尽量滤掉频宽外的噪声，使输入信号质量更高。为了压制低频的组 1 2 第三章原有神经电极前置微电路的分析和测试 织偏置和漂移，在接近直流时要有非常低的增益。 7 ) 探针数目的增加和对记录探针的选择性，要求片上实现多路选择或者是 测点选择来减少输出引线的数目。 3 2 2 设计指标 本论文在对用户的需求进行研究后，提出了前置微电路的设计指标。 电源电压在5 v 到5 v 之间 单路放大器所允许的功耗小于5 0 u w 低频闭环增益大于4 0 d b 单位增益带宽在1 m h z 左右 需要达到的相位裕度p m 大于6 0 度 共模抑制比c m r r 大于l o o d b 高输入阻抗至少在1 0 1 u 欧姆级别 压摆率为2 v u s 3 3 原有前置微电路分析 3 3 1 前置微电路模块的整体结构 根据前面的设计要求可以知道，对于前置微电路模块的设计来说，直流基准 的稳定、增益的稳定性、低噪声、低功耗、阻抗匹配、信号缓冲等方面内容是设 计的关键。下图为神经微电极前置微电路模块的整体电路结构框图。该电路可以 实现神经信号刺激与采集双向控制的功能。 该模块电路主要包括记录神经信号的前置缓冲放大器和实现多测点选择的 地址译码器两大部分。该电路中共有3 2 路前置缓冲放大器，分别与3 2 个测点 s i t e 相连，用5 3 2 路地址译码器m u t i p l e x e r 来实现3 2 路放大器的选通。当工作 模式控制信号s t i m u l a t ec o n t r o l 为高电平时，电路工作在采集模式，这时后续电 路发出的5 路地址信号a o - a 4 ( 均为数字电平) 通过5 3 2 路地址译码器可以实现 3 2 路放大器的选通，对生物体不同测点进行信号采集。当控制信号 s t i m u l a t ee o n t r o l 为低电平时，电路工作在刺激模式。微弱的刺激信号从 s t i m u l a t e 端输入，不经过放大器，直接作用于测点。该微电极主要依靠数 字逻辑电路s i g 的n a 正l 常操作，而逻辑电路的主要功能是选择正确的电极进行记录和电 流刺激，唯一的模拟电路是记录用的前置缓冲放大器，因此，整个电路系统具有 很好的鲁棒性。 第三章原有神经电极前置微电路的分析和测试 厂一一一一一 s i t e l j 6 岣 s i t e 2 - f d 哥、l 卫 莎7 争 芎 = 一 n n s i t e 3 2 a i ，n 1 ：蕾、。 罗 i r a 0 j r a 2 卜一m !s t i n t i l l a t e - c 伽n 0 l l s t i m u l a t e _ s i g n a l i l r d g n d 1 一1 6 5 v ( a ) i1 6 5 v ( a ) l 一a g n d ! 图3 2 前置微电路功能模块框图 该电路中记录神经信号的缓冲放大器的设计是重点。通过合理设计放大器可 以很好的提高神经信号的质量。环境噪声通过耦合传输到原始信号的连接端，可 通过增加原始信号的幅值来降低其干扰。 3 3 2 前置缓冲放大器的原理 图3 3 前置缓冲放大器的电路示意图 单路前置缓冲放大器的电路示意图见图3 3 所示。 电极极化电压的抑制 1 4 第三章原有神经电极前置微电路的分析和测试 为了更准确的提取神经信号，神经微电极要植入人体的大脑皮层中。由前面 的介绍可以知道，当电极植入大脑皮层中，会产生一个直流的电极极化电压。为 了防止前置缓冲放大器的饱和，就需要在神经信号进入前置缓冲放大器之前抑制 掉电极极化电压。 电极和电解液接触面的等效电路模型 2 3 】如图3 - 4 所示。其中，v i n 代表输入 电压信号；r e 代表双电层上的泄漏电阻，c e 代表铂铱合金测点与电解液面双电 层所表现的电容性；r e s p 代表细胞内电解液的电阻，r 1 和c l 为电极互连线电阻 及互连线外部隔离层与组织液之间的分布电容；r a 和c a 代表放大器的输入阻 抗。与电极的阻抗r e 和c e 来比，其他几个参数在神经信号的频率范围内一般可 以忽略。 图3 _ 4 电极和电解液接触面的等效电路模型 为了抑制输入信号中的电极极化电压，使交流信号衰减f t t d , ，需要在放大 器的前端加一个输入负载装置r ，它和c e 构成高通滤波。负载装置r 的值由希 望的得到的截止频率，直流衰减和电极的阻抗决定。 高通滤波的低截止频率要小于1 0 0 h z 。根据测量的尺寸，每l o o u m 2 铱电极 的阻抗在频率为1 0 0 h z 时候的典型值为1 3 m f l 。因为电极的阻抗粗略上和它的面 积成比例，对于不同面积的电极可以计算出合适的输入负载装置的阻抗。通过简 单的计算，可以推断出为了保证截止频率低于1 0 0 h z ，对于本课题采用的电极， 要求输入负载装置的阻抗至少为3 0m f l 。 图3 3 中m o s 管t 1 2 t 1 7 为抑制直流电极极化电压的输入负载装置r ，可 以实现较低的截止频率。t 1 7 为输入负载，它与t 1 6 构成电流镜，只要t 1 6 被偏 置在一个非常小的常值电流，那么t 1 7 的电压就保证在亚阈值区内，那么g - s 端电压就能很好的控制希望得到的沟道电阻值，而且这个电阻阻值很大。调整 t 1 2 - t 1 6 管的宽长比可以使t 1 6 获得合适的偏置电流。n m o s 管t 1 6 和t 1 7 做 在一个独立的p 阱里面可以消除寄生参数的影响，但可能会形成一个零点偏移。 采集和刺激模式的选择 s i t e a d d r e s s 为地址选通端，若某一路被选通，则该路s i t ea d d r e s s 端置低， 其他未选通路s i t ea d d r e s s 端置高。该前置缓冲放大器有两种工作模式。 当控制信号s t i m u l a t ec o n t r o l 置高，测点地址s i t ea d d r e s s 置低的时候，电路 工作在采集模式。与s i g n a l 端相连的c m o s 传输门开关s 1 打开，s 2 关闭，神 第三章原有神经电极前置微电路的分析和测试 经信号经被选通的某路前置缓冲放大器放大，在s i g n a l 端输出，进入后续信号处 理电路。 当控制信号s t i m u l a t ec o n t r o l 置低，电路工作在刺激模式。与s t i m u l a t es i g n a l 相连的c m o s 传输门s 2 打开，刺激信号s t i m u l a t es i g n a l 不经过放大器直接作用 于测点，对生物体进行电刺激。 前置缓冲放大器的晶体管级电路 前置缓冲放大器是一种运算跨导放大器( o t a ) ，该放大器为两级结构，其 晶体管级电路如图3 5 所示。 v d d 图3 - 5 前置缓冲放大器的晶体管级电路 对于多级放大电路来说，总噪声系数与各级放大器的噪声系数及其电压增益 之间满足如下关系： ；l + ( 巧- 1 ) + ( n f 2 - 1 ) a v l + + ( e - 1 ) a v l 4 一l 珥j ( 3 1 ) 由此可见，多级放大电路的总噪声主要决定于第一级，因此在第一级采用低 噪声