CN110840431A - 柔性微纳电极阵列植入式芯片及其制备方法 - Google Patents

Abstract

本公开提供了一种柔性微纳电极阵列植入式芯片及其制备方法，其中微纳电极阵列植入式芯片自下而上顺次包括：基底层、导电层和绝缘层；基底层为柔性材料，呈T型结构且前端呈尖状；导电层形成于基底层上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；导电层包括：双模检测电极阵列，形成于基底层的前端上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；双模检测电极阵列包括多个电生理检测位点和多个电化学敏感检测位点，分别沿前端纵向设置且分布于多个被测核团区域；绝缘层为柔性材料。本公开为长期探测神经信号提供了有效的检测手段和工具，在减少脑内炎症，探测多个脑区，同时应用两类神经信号进行功能定位发现病灶等方面具有重要的意义。

Description

柔性微纳电极阵列植入式芯片及其制备方法

技术领域

本公开涉及生物传感器的微加工工艺领域，尤其涉及一种用于双模高分辨率功能定位的柔性微纳电极阵列植入式芯片及其制备方法。

背景技术

大脑是人类高级神经中枢，其中错综复杂的神经网络通过神经突触传导神经信号来完成日常的决策，思考，学习和行动等功能。神经突触间的传导信号主要包括各种神经递质的释放，神经电信号的传导。大部分神经退行性疾病或神经运动障碍都和神经递质浓度异常、神经电信号发放异常相关。在相关的核团区域，神经性疾病的电信号和化学信号又具有不同的特征，对此类特征进行探测将有助于进一步掌握和理解神经性疾病。

目前，传统的膜片钳，玻璃电极和微电极技术仍被大量使用，单个检测通道和低重复性导致传统神经检测技术在神经信号探测上有了很大的技术限制。基于微机械加工工艺的技术的微电极阵列陆续出现，并为我们提供了一种新的检测和制备手段。最为常见的是基于硅等半导体材料的神经微电极阵列。然而因为硅等刚性材料的杨氏模量与神经组织之间相差太大，神经递质的植入经常容易引起细胞组织的大量炎症反应，大大降低了检测的效率，对于长期高效检测神经信号是一个巨大的挑战。

因此，设计一种能够减小大脑神经元损伤，降低炎症反应，并能够高分辨记录不同脑区双模神经信号的柔性微电极阵列对于更全面展示神经信号具有更深远的意义。

发明内容

(一)要解决的技术问题

本公开提供了一种柔性微纳电极阵列植入式芯片及其制备方法，以至少部分解决以上所提出的技术问题。

(二)技术方案

根据本公开的一个方面，提供了一种柔性微纳电极阵列植入式芯片，包括：

基底层，为柔性材料；所述基底层呈T型结构，其前端呈尖状；

导电层，形成于所述基底层上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；所述导电层包括：

多组双模检测电极阵列，形成于所述基底层的前端上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；每组所述双模检测电极阵列包括多个电生理检测位点和多个电化学敏感检测位点，分别沿所述前端纵向设置且分布于多个被测核团区域；

绝缘层，为柔性材料；所述绝缘层形成于除所述双模检测电极阵列所在区域之外的所述基底层上。

在本公开的一些实施例中，多个所述电生理检测位点，分布于多个被测核团区域中，且每个被测核团区域中有多个电生理检测位点，用于检测大脑多个核团区域的神经电生理信号；多个所述电化学敏感检测位点，分布于多个被测核团区域中，且每个被测核团区域中至少包括一个所述电化学敏感检测位点，用于检测大脑多个核团区域的神经递质电化学信号。

在本公开的一些实施例中，每个所述被测核团区域内，所述电生理检测位点和所述电化学敏感检测位点分布于所述被测核团区域的不同深度，且所述电化学敏感检测位点置于多个所述电生理检测位点间。

在本公开的一些实施例中，所述被测核团区域的数量为四个；每个所述被测核团区域包括一个所述电化学敏感检测位点和四个所述电生理检测位点。

在本公开的一些实施例中，所述电生理检测位点呈圆形，直径为1～25μm，高空间分辨率达到亚细胞水平的1μm；所述电化学敏感检测位点呈矩形。

在本公开的一些实施例中，所述电生理检测位点上修饰纳米材料和/或生物膜材料；所述电化学敏感检测位点上修饰纳米材料；所述基底层和绝缘层的材料为Parylene C薄膜。

在本公开的一些实施例中，所述导电层还包括：焊盘组，形成于所述基底层的后端，且所述绝缘层形成于除所述双模检测电极阵列和所述焊盘组所在区域之外的所述基底层上；所述双模检测电极阵列中的每个所述电生理检测位点和所述电化学敏感检测位点分别通过导线与所述焊盘组中对应的焊盘相连；所述焊盘组用于接收所述双模检测电极阵列输出的双模神经信号。

在本公开的一些实施例中，所述焊盘组呈矩形，所述焊盘组包括20个焊盘，且相邻焊盘间隔为1mm。

在本公开的一些实施例中，还包括：PEG材料层，包覆于所述柔性微纳电极阵列植入式芯片前端的外表面。

根据本公开的另一个方面，提供了一种柔性微纳电极阵列植入式芯片的制备方法，包括如下步骤：

在干净的硅片或玻璃表面进行Parylene C薄膜的沉积形成基底层，在基底层上进行甩胶，光刻，显影，溅射和剥离获得导电层；

在剥离后的导电层上进行第二次Parylene C薄膜的沉积，得到绝缘层；

通过第二次甩胶光刻显影显露出需要刻蚀掉的Parylene C薄膜，包括双模检测电极阵列和焊盘组所在区域，并进行氧气等离子体刻蚀；

进行第三次光刻，暴露出电极与电极之间需要刻蚀的部分，进行干法刻蚀；

进行清洗后，后端的焊盘组与转接口连接，在多个电生理检测位点表面修饰纳米材料和/或生物膜材料；在多个电化学敏感检测位点上修饰纳米材料。

(三)有益效果

从上述技术方案可以看出，本公开柔性微纳电极阵列植入式芯片及其制备方法至少具有以下有益效果其中之一或其中一部分：

(1)本公开中柔性微电极阵列可植入到脑深部各个不同的核团区域，同时跨越多个脑区结构，每个脑区设计了化学神经递质敏感检测位点和神经电信号敏感检测位点，两种信号在多个核团区域的信号都被同时高分辨的检测记录，为发现神经退行性疾病的发病灶点提供了实时高效的检测技术。

(2)本公开具有和大脑组织更为接近的杨氏模量，植入时通过聚乙二醇聚合物(PEG)对电极进行加固，植入后一定时间内，生物相容无毒的PEG材料在脑内逐渐降解，柔性电极恢复超柔性，贴合脑组织神经细胞的形状变化，大大的减少了组织炎症和外物植入损伤，有效保护脑组织中的神经细胞活性。

(3)本公开能够长期植入到脑深部核团进行实时在体检测，为获得长期神经信号的变化提供了非常有利高效的检测手段，尤其适用于活动动物长期检测，避免了因动物自由、觅食、运动和接口绕线等动作引起器件断裂的情况，能够有效解决长期神经活动信号的获取困难问题。

(4)本公开因其柔软，可固化，可柔软，无断裂的风险，减小了动物植入操作电极损毁的情况，适用于多种神经退行性疾病的检测，尤其适用于从正常，造模，模型成功动物的神经信号同步探测，为发现疾病发病点和异常信号具有深远的意义。

附图说明

图1为本发明电极用于双模高分辨率功能定位的柔性微纳电极阵列植入式芯片结构示意图。

图2为A部分电极结构放大示意图。

图3为图2中B部分结构放大示意图。

图4a为在干净的硅片上蒸镀一层Parylene C薄膜，厚度为20μm，形成基底层。

图4b为在Parylene C薄膜表面旋涂一层正性光刻胶AZ1813，厚度为1μm；通过导电层掩膜版光刻显影后裸露出导电层结构图案。

图4c为溅射50nm钛和200nm金层并在丙酮中剥离后导电层结构。

图4d为在导电层结构表面进行第二次绝缘层Parylene C薄膜的蒸镀，厚度为2μm。

图4e为在Parylene C表面旋涂一层正性光刻胶AZ9260，厚度为9μm。

图4f为通过绝缘层掩膜版光刻显影裸露出检测位点和焊盘结构，表面显示。

图4g为用氧气等离子体进行表面刻蚀Parylene薄膜，2μm Parylene薄膜和光刻胶同时被刻蚀。

图4h为清洗表面光刻胶，裸露出微电极阵列检测位点和焊盘部分。

图4i为在裸露导电层表面结构上旋涂一层正性光刻胶AZ9260，厚度为38μm。

图4j为通过微电极阵列硅形状掩膜版层光刻显影裸露出电极与电极间需要刻蚀的部分。

图4k为用氧气等离子体刻蚀电极间Parylene C薄膜。

图41为清洗光刻胶裸露出单个完整的微纳电极阵列植入式芯片。

图4m为80℃热水中进行lift-off过程取出单个微纳电极阵列植入式芯片。

图4n为检测位点修饰纳米材料并在电化学检测位点修饰酶敏感膜和生物抗干扰薄膜。

【附图中本公开实施例主要元件符号说明】

1-基底层；

2-导电层；

21-导线；

22-双模检测电极阵列；

221-电生理检测位点；

222-电化学敏感检测位点；

23-焊盘组；

3-绝缘层。

具体实施方式

本公开提供了一种柔性微纳电极阵列植入式芯片及其制备方法，其中微纳电极阵列植入式芯片自下而上顺次包括：基底层、导电层和绝缘层；基底层为柔性材料，呈T型结构且前端呈尖状；导电层形成于所述基底层上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；导电层包括：双模检测电极阵列，形成于所述基底层的前端上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；双模检测电极阵列包括多个电生理检测位点和多个电化学敏感检测位点，分别沿所述前端纵向设置且分布于多个被测核团区域；绝缘层为柔性材料；绝缘层形成于除双模检测电极阵列所在区域之外的基底层上。本公开为长期探测神经信号提供了有效的检测手段和工具，在减少脑内炎症，探测多个脑区，同时应用两类神经信号进行功能定位发现病灶等方面具有重要的意义。

为使本公开的目的、技术方案和优点更加清楚明白，以下结合具体实施例，并参照附图，对本公开进一步详细说明。

本公开某些实施例于后方将参照所附附图做更全面性地描述，其中一些但并非全部的实施例将被示出。实际上，本公开的各种实施例可以许多不同形式实现，而不应被解释为限于此数所阐述的实施例；相对地，提供这些实施例使得本公开满足适用的法律要求。

在本公开的一个示例性实施例中，提供了一种微纳电极阵列植入式芯片。图1为本发明电极用于双模高分辨率功能定位的微纳电极阵列植入式芯片结构示意图。图2为微电极阵列植入部分电极结构放大示意图。图3为一核团区域一个电化学检测位点和四个电生理信号检测位点结构示意图。如图1至3所示，本公开微纳电极阵列植入式芯片自下而上顺次包括：基底层1、导电层2和绝缘层3；基底层1为柔性材料，呈T型结构且前端呈尖状；导电层2形成于所述基底层1上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；导电层2包括：双模检测电极阵列22，形成于所述基底层1的前端上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；双模检测电极阵列22包括多个电生理检测位点221和多个电化学敏感检测位点222，分别沿所述前端纵向设置且分布于多个被测核团区域；绝缘层3为柔性材料；绝缘层3形成于除双模检测电极阵列22所在区域之外的基底层1上。

如图1所示，本公开中基底层1和绝缘层3的柔性材料选用Parylene C薄膜。基底层1选用Parylene C薄膜作为整个微纳电极阵列的载体，厚度为20μm。在基底层1表面通过微系统加工工艺技术获得微纳电极阵列的导电层2结构。如图2所示，双模检测电极阵列22包括的四组检测位点均匀排布，分别纵向跨越4个被测核团区域。

如图3所示，每个被测核团区域包含但不限于一个电化学敏感检测位点222和四个电生理检测位点221，五个检测位点分离排布在核团的不同深度区域，电化学敏感检测位点222在四个电生理检测位点221中间，同步检测该被测核团区域中双模神经信号活动的变化情况。为区分电化学敏感检测位点222和电生理检测位点221，圆形设计为电生理检测位点221，长方形设计为电化学敏感检测位点222。电生理检测位点221，直径在1～25μm，高空间分辨率达到亚细胞水平的1μm，电化学敏感检测位点222为10*20μm的长方形。

每组双模检测电极阵列22上每个所述电生理检测位点221和所述电化学敏感检测位点222均通过导线21连接到后端的焊盘组23中对应的焊盘上。焊盘组23为一排间隔为1mm的长方形，可与商用接口直接连接使用，将前端电极信号直接导出到后端记录仪器中。

双模检测电极阵列22中各检测位点，导线21和焊盘的材料均为钛和铂金材料的双层薄膜结构。各个检测位点和焊盘均裸露，其他部分主要是检测点和焊盘之间的导线21被Parylene薄膜覆盖形成绝缘层3，对线路进行绝缘保护。

单个微纳电极阵列植入式芯片在水中进行释放，清洗干净后与后端电路连接以后，对电生理检测位点221和电化学敏感检测位点222分别通过电沉积方法沉积铂纳米颗粒与还原氧化石墨烯的混合纳米材料，纳米材料的修饰可以大大提高电极响应的信噪比。借助显微镜辅助观察通过微管滴涂Nafion阳离子选择性薄膜溶液在每个电化学敏感检测位点222上，用于选择性检测记录多巴胺的变化；或在电化学敏感检测位点222上修饰酶膜和抗干扰膜，可进行谷氨酸，乙酰胆碱等神经递质的检测。

将微纳电极阵列植入式芯片前端的针尖部分浸入PEG溶液中，待表面PEG干燥固定以后获得具有一定刚性的PEG材料层，PEG材料层包裹的微纳电极阵列植入式芯片具有足够的刚性植入到脑目标核团区域。几个小时以后，PEG材料层在脑内将会逐渐溶解在脑内，微纳电极阵列植入式芯片与组织细胞直接接触并可随着脑组织结构变化发生一定的形变，本公开提供的微纳电极阵列植入式芯片与脑细胞能够最大可能的接触并保证不会损伤脑组织。大脑表面颅骨上涂覆牙科水泥固定电极和颅骨钉，等待动物恢复以后可进行长期脑组织神经双模信号的检测，并同步记录多个核团信号的同步变化。加入不同神经疾病模型的建立，可进行长期模型变化的化学信号和电信号的同步监测。

在本公开的一个示例性实施例中，还提供了一种微纳电极阵列植入式芯片的制备方法。图4a为在干净的硅片上蒸镀一层Parylene C薄膜，厚度为20μm，作为整个微纳电极阵列植入式芯片的基底层。图4b为在Parylene C薄膜表面旋涂一层正性光刻胶AZ1813，厚度为1μm；通过导电层掩膜版光刻显影后裸露出导电层结构图案。图4c为溅射50nm钛和200nm金层并在丙酮中剥离后导电层结构。图4d为在导电层结构表面进行第二次绝缘层ParyleneC薄膜的蒸镀，厚度为2μm。图4e为在Parylene C表面旋涂一层正性光刻胶AZ9260，厚度为9μm。图4f为通过绝缘层掩膜版光刻显影裸露出检测位点和焊盘结构，表面显示。图4g为用氧气等离子体进行表面刻蚀Parylene薄膜，2μm Parylene薄膜和光刻胶同时被刻蚀。图4h为清洗表面光刻胶，裸露出微电极阵列检测位点和焊盘部分。图4i为在裸露导电层表面结构上旋涂一层正性光刻胶AZ9260，厚度为38μm。图4j为通过微电极阵列硅形状掩膜版层光刻显影裸露出电极与电极间需要刻蚀的部分。图4k为用氧气等离子体刻蚀电极间Parylene C薄膜。图41为清洗光刻胶裸露出单个完整的微纳电极阵列植入式芯片。图4m为80℃热水中进行lift-off过程取出单个微纳电极阵列植入式芯片。图4n为电极表面纳米材料的修饰，并在对应电化学检测位点修饰生物酶膜和抗干扰膜。如图4a至图4n所示，微纳电极阵列植入式芯片的制备方法详述如下：

步骤1、在绝对干净的硅片上蒸镀一层20μm厚的Parylene C薄膜，形成基底层。

步骤2、在蒸镀完整的Parylene C薄膜上旋涂一层正性光刻胶AZ1813，厚度为1μm，光刻显影后形成导电层，包括多组双模检测电极阵列，焊盘组和中间一一对应的导线。

步骤3、在光刻胶图案的表面首先溅射一层粘附层钛层50nm，接着溅射金导电薄膜层200nm。

步骤4、金属层溅射后的硅片放入丙酮溶液中进行剥离，将多余的金属层结构去除，裸露出需要的多个电生理检测位点、多个电化学敏感检测位点、焊盘组和导线。

步骤5、在表面清洗干净的导电层上再次蒸镀一层Parylene薄膜，厚度为2μm。

步骤6、在绝缘层表面涂覆一层正性光刻胶AZ9260，厚度为9μm，通过光刻显影以后裸露出需要刻蚀开窗口的的多个电生理检测位点、多个电化学敏感检测位点和焊盘组的图案。

步骤7、将硅片放入Plasma氧气中进行Parylene刻蚀，光刻胶和Parylene薄膜都会被刻蚀，检测位点和焊盘上直接刻蚀2μm厚度的Parylene薄膜作为绝缘层，别的位置刻蚀的是9μm厚度的光刻胶，Parylene和光刻胶两者刻蚀速率相差不大，电生理检测位点、电化学敏感检测位点和焊盘组上2μm厚度的Parylene薄膜刻蚀完成以后，导线上9μm厚度光刻胶还会有大部分残留在导线表面以保护绝缘层结构。

步骤8、在刻蚀出电生理检测位点、电化学敏感检测位点和焊盘以后的表面涂覆38μm厚的光刻胶，通过光刻显影以后裸露出每组双模检测电极阵列与双模检测电极阵列之间的间隙。每个微纳电极阵列植入式芯片电极芯片表面被38μm厚的光刻胶保护。

步骤9、将裸露的需要刻蚀的硅片放入氧气等离子体中进行刻蚀。

步骤10、单个微纳电极阵列植入式芯片被刻蚀分开留在电极表面，浸入水中并加热到80℃中，单个微纳电极阵列植入式芯片会释放出来。

步骤11、将微电极阵列中所有检测位点均修饰纳米功能化材料，并在电化学检测位点上修饰对应检测的生物酶膜及抗干扰薄膜。

至此，已经结合附图对本公开实施例进行了详细描述。需要说明的是，在附图或说明书正文中，未绘示或描述的实现方式，均为所属技术领域中普通技术人员所知的形式，并未进行详细说明。此外，上述对各元件和方法的定义并不仅限于实施例中提到的各种具体结构、形状或方式，本领域普通技术人员可对其进行简单地更改或替换。

依据以上描述，本领域技术人员应当对本公开微纳电极阵列植入式芯片及其制备方法有了清楚的认识。

综上所述，本公开提供一种用于双模高分辨率功能定位的微纳电极阵列植入式芯片，因其柔软，可固化，可柔软，无断裂的风险，减小了动物植入操作电极损毁的情况，适用于多种神经退行性疾病的检测，尤其适用于从正常，造模，模型成功动物的神经信号同步探测，为我们发现疾病发病点和异常信号具有深远的意义。

还需要说明的是，实施例中提到的方向用语，例如“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”等，仅是参考附图的方向，并非用来限制本公开的保护范围。贯穿附图，相同的元素由相同或相近的附图标记来表示。在可能导致对本公开的理解造成混淆时，将省略常规结构或构造。

并且图中各部件的形状和尺寸不反映真实大小和比例，而仅示意本公开实施例的内容。另外，在权利要求中，不应将位于括号之间的任何参考符号构造成对权利要求的限制。

除非有所知名为相反之意，本说明书及所附权利要求中的数值参数是近似值，能够根据通过本公开的内容所得的所需特性改变。具体而言，所有使用于说明书及权利要求中表示组成的含量、反应条件等等的数字，应理解为在所有情况中是受到「约」的用语所修饰。一般情况下，其表达的含义是指包含由特定数量在一些实施例中±10％的变化、在一些实施例中±5％的变化、在一些实施例中±1％的变化、在一些实施例中±0.5％的变化。

再者，单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。位于元件之前的单词“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。

说明书与权利要求中所使用的序数例如“第一”、“第二”、“第三”等的用词，以修饰相应的元件，其本身并不意味着该元件有任何的序数，也不代表某一元件与另一元件的顺序、或是制造方法上的顺序，该些序数的使用仅用来使具有某命名的一元件得以和另一具有相同命名的元件能做出清楚区分。

此外，除非特别描述或必须依序发生的步骤，上述步骤的顺序并无限制于以上所列，且可根据所需设计而变化或重新安排。并且上述实施例可基于设计及可靠度的考虑，彼此混合搭配使用或与其他实施例混合搭配使用，即不同实施例中的技术特征可以自由组合形成更多的实施例。

类似地，应当理解，为了精简本公开并帮助理解各个公开方面中的一个或多个，在上面对本公开的示例性实施例的描述中，本公开的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或者对其的描述中。然而，并不应将该公开的方法解释成反映如下意图：即所要求保护的本公开要求比在每个权利要求中所明确记载的特征更多的特征。更确切地说，如下面的权利要求书所反映的那样，公开方面在于少于前面公开的单个实施例的所有特征。因此，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本公开的单独实施例。

以上所述的具体实施例，对本公开的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本公开的具体实施例而已，并不用于限制本公开，凡在本公开的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本公开的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种柔性微纳电极阵列植入式芯片，其中，包括：

基底层，为柔性材料；所述基底层呈T型结构，其前端呈尖状；

导电层，形成于所述基底层上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；所述导电层包括：

多组双模检测电极阵列，形成于所述基底层的前端上，用于检测大脑多个核团区域的双模神经信号；每组所述双模检测电极阵列包括多个电生理检测位点和多个电化学敏感检测位点，分别沿所述前端纵向设置且分布于多个被测核团区域；

绝缘层，为柔性材料；所述绝缘层形成于除所述双模检测电极阵列所在区域之外的所述基底层上。

2.根据权利要求1所述的柔性微纳电极阵列植入式芯片，其中，

多个所述电生理检测位点，分布于多个被测核团区域中，且每个被测核团区域中有多个电生理检测位点，用于检测大脑多个核团区域的神经电生理信号；

多个所述电化学敏感检测位点，分布于多个被测核团区域中，且每个被测核团区域中至少包括一个所述电化学敏感检测位点，用于检测大脑多个核团区域的神经递质电化学信号。

3.根据权利要求1所述的柔性微纳电极阵列植入式芯片，其中，每个所述被测核团区域内，所述电生理检测位点和所述电化学敏感检测位点分布于所述被测核团区域的不同深度，且所述电化学敏感检测位点置于多个所述电生理检测位点间。

4.根据权利要求1所述的柔性微纳电极阵列植入式芯片，其中，所述被测核团区域的数量为四个；每个所述被测核团区域包括一个所述电化学敏感检测位点和四个所述电生理检测位点。

5.根据权利要求1所述的柔性微纳电极阵列植入式芯片，其中，所述电生理检测位点呈圆形，直径为1～25μm，高空间分辨率达到亚细胞水平的1μm；所述电化学敏感检测位点呈矩形。

6.根据权利要求1所述的柔性微纳电极阵列植入式芯片，其中，

所述电生理检测位点上修饰纳米材料和/或生物膜材料；

所述电化学敏感检测位点上修饰纳米材料；

所述基底层和绝缘层的材料为Parylene C薄膜。

7.根据权利要求1至6任一项所述的柔性微纳电极阵列植入式芯片，其中，所述导电层还包括：

焊盘组，形成于所述基底层的后端，且所述绝缘层形成于除所述双模检测电极阵列和所述焊盘组所在区域之外的所述基底层上；所述双模检测电极阵列中的每个所述电生理检测位点和所述电化学敏感检测位点分别通过导线与所述焊盘组中对应的焊盘相连；所述焊盘组用于接收所述双模检测电极阵列输出的双模神经信号。

8.根据权利要求7所述的柔性微纳电极阵列植入式芯片，其中，所述焊盘组呈矩形，所述焊盘组包括20个焊盘，且相邻焊盘间隔为1mm。

9.根据权利要求1至6任一项所述的柔性微纳电极阵列植入式芯片，其中，还包括：

PEG材料层，包覆于所述柔性微纳电极阵列植入式芯片前端的外表面。

10.一种柔性微纳电极阵列植入式芯片的制备方法，包括如下步骤：

在干净的硅片或玻璃表面进行Parylene C薄膜的沉积形成基底层，在基底层上进行甩胶，光刻，显影，溅射和剥离获得导电层；

在剥离后的导电层上进行第二次Parylene C薄膜的沉积，得到绝缘层；

通过第二次甩胶光刻显影显露出需要刻蚀掉的Parylene C薄膜，包括双模检测电极阵列和焊盘组所在区域，并进行氧气等离子体刻蚀；

进行第三次光刻，暴露出电极与电极之间需要刻蚀的部分，进行干法刻蚀；

进行清洗后，后端的焊盘组与转接口连接，在多个电生理检测位点表面修饰纳米材料和/或生物膜材料；在多个电化学敏感检测位点上修饰纳米材料。

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