Contribution à l'étude et à la réalisation d'un système...

Institut National des Sciences Appliques de Lyon

THESE

pour obtenir le grade de

DOCTEUR

Ecole doctorale : Electronique, Electrotechnique, Automatique

Spcialit : Electronique

Contribution ltude et la ralisation dun systme lectronique de mesure et excitation de

tissu nerveux matrices de microlectrodes

Prsente et soutenue publiquement

par

Cline MOULIN Le 29 septembre 2006

Composition du jury

GENTIL Pierre Professeur Prsident du jury

BARBIER Daniel Professeur Directeur de thse

GUILLEMAUD Rgis Ingnieur Examinateur

CESPUGLIO Raymond Directeur de recherche Rapporteur

NOUET Pascal Professeur Rapporteur

YVERT Blaise Charg de recherche Examinateur

Thse prpare au Dpartement des Microtechnologies pour la Biologie et la Sant

CEA LETI - Recherche Technologique

SIGLE ECOLE DOCTORALE NOM ET COORDONNEES DU RESPONSABLE

CHIMIE DE LYON Responsable : M. Denis SINOU

M. Denis SINOU Universit Claude Bernard Lyon 1 Lab Synthse Asymtrique UMR UCB/CNRS 5622 Bt 308 2me tage 43 bd du 11 novembre 1918 69622 VILLEURBANNE Cedex Tl : 04.72.44.81.83 Fax : 04 78 89 89 14 [email protected]

E2MC

ECONOMIE, ESPACE ET MODELISATION DES COMPORTEMENTS Responsable : M. Alain BONNAFOUS

M. Alain BONNAFOUS Universit Lyon 2 14 avenue Berthelot MRASH M. Alain BONNAFOUS Laboratoire dEconomie des Transports 69363 LYON Cedex 07 Tl : 04.78.69.72.76 Alain.bonnafousish-lyon.cnrs.fr

E.E.A.

ELECTRONIQUE, ELECTROTECHNIQUE, AUTOMATIQUE M. Daniel BARBIER

M. Daniel BARBIER INSA DE LYON Laboratoire Physique de la Matire Btiment Blaise Pascal 69621 VILLEURBANNE Cedex Tl : 04.72.43.64.43 Fax 04 72 43 60 82 [email protected]

E2M2

EVOLUTION, ECOSYSTEME, MICROBIOLOGIE, MODELISATION http://biomserv.univ-lyon1.fr/E2M2 M. Jean-Pierre FLANDROIS

M. Jean-Pierre FLANDROIS UMR 5558 Biomtrie et Biologie Evolutive Equipe Dynamique des Populations Bactriennes Facult de Mdecine Lyon-Sud Laboratoire de Bactriologie BP 1269600 OULLINS Tl : 04.78.86.31.50 Fax 04 72 43 13 88 E2m2biomserv.univ-lyon1.fr

EDIIS

INFORMATIQUE ET INFORMATION POUR LA SOCIETE http://www.insa-lyon.fr/ediis M. Lionel BRUNIE

M. Lionel BRUNIE INSA DE LYON EDIIS Btiment Blaise Pascal 69621 VILLEURBANNE Cedex Tl : 04.72.43.60.55 Fax 04 72 43 60 71 [email protected]

EDISS

INTERDISCIPLINAIRE SCIENCES-SANTEhttp://www.ibcp.fr/ediss M. Alain Jean COZZONE

M. Alain Jean COZZONE IBCP (UCBL1) 7 passage du Vercors 69367 LYON Cedex 07 Tl : 04.72.72.26.75 Fax : 04 72 72 26 01 [email protected]

MATERIAUX DE LYON http://www.ec-lyon.fr/sites/edml M. Jacques JOSEPH

M. Jacques JOSEPH Ecole Centrale de Lyon Bt F7 Lab. Sciences et Techniques des Matriaux et des Surfaces 36 Avenue Guy de Collongue BP 163 69131 ECULLY Cedex Tl : 04.72.18.62.51 Fax 04 72 18 60 90 [email protected]

Math IF

MATHEMATIQUES ET INFORMATIQUE FONDAMENTALE http://www.ens-lyon.fr/MathIS M. Franck WAGNER

M. Franck WAGNER Universit Claude Bernard Lyon1 Institut Girard Desargues UMR 5028 MATHEMATIQUES Btiment Doyen Jean Braconnier Bureau 101 Bis, 1er tage 69622 VILLEURBANNE Cedex Tl : 04.72.43.27.86 Fax : 04 72 43 16 87 [email protected]

MEGA

MECANIQUE, ENERGETIQUE, GENIE CIVIL, ACOUSTIQUE http://www.lmfa.ec-lyon.fr/autres/MEGA/index.html M. Franois SIDOROFF

M. Franois SIDOROFF Ecole Centrale de Lyon Lab. Tribologie et Dynamique des Systmes Bt G8 36 avenue Guy de Collongue BP 163 69131 ECULLY Cedex Tl :04.72.18.62.14 Fax : 04 72 18 65 37 [email protected]

mailto:[email protected]:[email protected]://biomserv.univ-lyon1.fr/E2M2http://www.insa-lyon.fr/ediismailto:[email protected]://www.ibcp.fr/edissmailto:[email protected]://www.ec-lyon.fr/sites/edmlmailto:[email protected]://www.ens-lyon.fr/MathISmailto:[email protected]://www.lmfa.ec-lyon.fr/autres/MEGA/index.htmlhttp://www.lmfa.ec-lyon.fr/autres/MEGA/index.htmlmailto:[email protected]

Contribution ltude et la ralisation dun systme lectronique de mesure et excitation de tissu nerveux matrices de microlectrodes

Rsum - Cette tude avait pour objectif de contribuer la dfinition dun dispositif intgr de mesure et stimulation de lactivit biolectrique neuronale par matrice de microlectrodes (MEAs). La dmarche a consist tudier les phnomnes et problmatiques de mesure et stimulation lis lenvironnement capteur associant phnomnes biolectriques et lectrochimiques hautement variables. Les tudes bibliographique et exprimentale ont permis de mettre en vidence la relation entre paramtres exprimentaux de lenvironnement capteur et dimensionnement de llectronique. De plus, les rsultats de la campagne exprimentale ont permis de mieux comprendre et caractriser le comportement de linterface capteur et les phnomnes mis en jeu lors de la mesure et de la stimulation biolectriques. Les informations recueillies ont ainsi contribu la dfinition de larchitecture et au dimensionnement de llectronique de mesure et stimulation dactivit biolectrique avec une MEA. Un circuit intgr analogique faible bruit, actuellement en cours de test, a pu tre ralis en sappuyant sur les informations obtenues pendant les tudes bibliographies et exprimentales de la thse. Dans la dernire phase de ce travail, un modle de la mesure extracellulaire dactivit biolectrique unitaire dun neurone (potentiel daction) a t mis en place afin de pouvoir dune part obtenir des informations supplmentaires sur la transduction du signal depuis le neurone jusquau circuit de mesure, et dautre part de pouvoir disposer dun outil doptimisation de la mesure des biosignaux en terme de rapport signal sur bruit. Le modle mis en place a permis dobtenir des rsultats conformes aux donnes exprimentales. Il a notamment permis de montrer linfluence de la position relative de llectrode et du neurone sur la forme et lamplitude des signaux. Il a galement permis de montrer quil existe une dimension optimum de microlectrode pour une impdance surfacique dlectrode donne, et pour une position relative entre le neurone et llectrode donne. Lexploitation du modle permettra, en y intgrant le bruit des microlectrodes, doptimiser les paramtres des MEAs en termes de rapport signal sur bruit (SNR).

Mots-clefs : MEA, interface lectrochimique, neurones, biopotentiels, circuit intgr, mesure et stimulation, banc de test, caractrisation de signaux, SNR, modle lments finis, approximation en couche mince.

Contribution to the study and realization of a microelectrode array based electronic system for the recording and stimulation of the nervous tissue

Abstract - This study aimed at contributing to the definition of an integrated device for the measurement and stimulation of neuronal bioelectric activities with a microelectrode array (MEA). The first step consisted in studying the measurement and stimulation phenomena related to the sensor environment, where highly variable bioelectric and electrochemical phenomena occur. The bibliography and experimental study highlighted the relation between experimental parameters of the MEA environment and the specifications of the electronic circuits. Moreover, the results of the experimental study made it possible to better understand and characterize the behavior of the MEA interface and the phenomena occurring during the bioelectric measurements and stimulations. Information collected thus contributed to the definition of the integrated electronic circuit specifications for the measurement and stimulation of bioelectric activities with a MEA. An application specific integrated circuit, currently under testing, has been developed based on information obtained during the PhD. In the last phase of this work, a finite element model has been developed to simulate extracellular action potential recordings of a tissue slice on a planar microelectrode array, in order to obtain additional information on the signal transduction from the neuron to the measuring circuit, and to be able to have a tool for the optimization of the biosignal measurements in terms of signal to ratio. The model is able to simulate extracellular recordings with properties similar to those observed in biological experiments. It was able to show the influence of the relative position between the electrode and the neuron on the shapes and amplitudes of the signals. It also showed that there is an optimum microelectrode surface area for a given electrode surface impedance, and for a relative neuron - electrode position. The exploitation of the model will allow, by incorporating the electrodes noise in it, to optimize the parameters of MEAs in terms of signal to noise ratio.

Key-words: MEA, electrochemical interface, neurons, biosignals, integrated circuit, recording and stimulation, test bench, signals characterization, SNR, finite element model, thin film approximation.

Sommaire :

INTRODUCTION................................................................................................................................. 5 ETUDE DES SIGNAUX BIOELECTRIQUES NEURONAUX ET DES SYSTEMES DE MESURE ET STIMULATION A BASE DE MATRICES DE MICROELECTRODES .............. 7

1 Activit biolectrique du tissu nerveux dans le systme nerveux central .................................... 8 2 Prsentation des interfaces entre une lectrode mtallique et le milieu biologique .................. 15 3 Les matrices de microlectrodes (MEAs)................................................................................... 18 4 Les systmes lectroniques dinterface avec les MEAs............................................................. 23

ETUDE PRELIMINAIRE DES MESURES ET STIMULATIONS DACTIVITE BIOELECTRIQUE NEURONALE AVEC UN SYSTEME A MEA ............................................. 33

1 Etude de la mesure dactivit biolectrique neuronale............................................................... 34 2 Etude de la stimulation extracellulaire dactivit biolectrique neuronale .................................. 45 3 Problmatique de la conception dun ASIC de mesure et stimulation de signaux neuronaux avec une MEA.................................................................................................................................... 52

ETUDE EXPERIMENTALE DES MESURES ET STIMULATIONS DACTIVITE BIOELECTRIQUE NEURONALE AVEC UN SYSTEME A MEA ............................................. 57

1 Cahier des charges du banc de test........................................................................................... 58 2 Dfinition du dispositif de mesure et stimulation proche capteur de la maquette ...................... 61 3 Synthse des rsultats de ltude exprimentale de la mesure et de la stimulation.................. 68

MODELISATION DE LA MESURE EXTRACELLULAIRE DE POTENTIELS DACTION NEURONAUX................................................................................................................................... 100

1 Prsentation gnrale de la modlisation ................................................................................ 101 2 Modlisation et validation du modle de la membrane neuronale ........................................... 105 3 Modlisation et validation du modle du neurone actif biolectriquement............................... 109 4 Modlisation et validation de la microlectrode de mesure ..................................................... 114 5 Exploitation du modle ............................................................................................................. 117

CONCLUSION GENERALE ET PERSPECTIVES ..................................................................... 126 ANNEXE A : PRESENTATION DES DEUX TYPES DEXPERIMENTATION MENES AU LNR AVEC DES MEAS................................................................................................................... 129 ANNEXE B : ELECTRODES DE REFERENCE ET MEAS A DISPOSITION........................ 132 ANNEXE C : ELECTROLYTES A DISPOSITION ..................................................................... 134 ANNEXE D : PROTOCOLES DE NETTOYAGE ET STERILISATION ................................. 136 ANNEXE E : PROTOCOLE DE MESURE DIMPEDANCE DES MEAS AVEC LE POTENTIOSTAT BISTAT.............................................................................................................. 137 ANNEXE F : PRESENTATION DES DIVERS BLOCS FONCTIONNELS DE LA CARTE ANALOGIQUE ................................................................................................................................. 143 ANNEXE G : SCHEMA GLOBAL DES MODULES DE LA MAQUETTE DE TEST ............ 151 ANNEXE H : PROGRAMME MATLAB MODELISANT UN POTENTIEL DACTION MEMBRANAIRE ............................................................................................................................. 152 ANNEXE I : COMMUNICATIONS SUR LE TRAVAIL DE THESE........................................ 155 REFERENCES .................................................................................................................................. 156

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INTRODUCTION

Lanalyse de lactivit du systme nerveux central est mene principalement deux chelles dtude trs diffrentes. Dun ct les techniques dimagerie fonctionnelle sont de plus en plus utilises pour tudier les grands ensembles neuronaux, jusquau cerveau dans son ensemble, et fournissent des cartes dactivits macroscopiques impliquant plusieurs millions de cellules (ex. : Imagerie par Rsonance Magntique fonctionnelle). Dun autre ct llectrophysiologie cellulaire renseigne en dtail sur le fonctionnement dun nombre rduit de cellules (ex. : patch clamp ). A lheure actuelle, un des enjeux des neurosciences, pour avancer dans la comprhension du fonctionnement des rseaux de neurones, est de parvenir combiner ces deux niveaux danalyse en enregistrant lactivit dun rseau dans sa globalit, tout en prservant laccs simultan linformation cellulaire. Pour cela, des matrices dlectrodes (ou MEAs : Micro Electrode Arrays ) sont utilises au contact du tissu nerveux, que ce soit in vivo ou in vitro, afin de recueillir son activit lectrique en plusieurs endroits simultanment (Figure 1). Les chantillons biologiques sont enregistrs sur de longues priodes afin de suivre lvolution de leurs activits au cours du temps et dtudier des phnomnes lents de type apprentissage ou reconfiguration fonctionnelle. Les MEAs permettent de mesurer deux types de signaux extracellulaires porteurs dinformation sur lactivit des neurones et groupe de neurones : les potentiels daction et les potentiels de champ locaux.

Imagerie fonctionnelle : Observation macroscopique de lactivit du cerveau. Ex. : EEG, IRMf

Electrophysiologie cellulaire :Etude de lactivit lectrique dune cellule nerveuse. Ex. : patch clamp, ou enregistrement extracellulaire ou intracellulaire unitaire par microlectrode.

Approche multi-unitaire :Etude de lactivit lectrique des cellules nerveuses dans leur rseau. Utilisation de MEAs pour lenregistrement et/ou la stimulation en parallle des neurones.

Tendance actuelle :

Approche multi-unitaire :Etude de lactivit lectrique des cellules nerveuses dans leur rseau. Utilisation de MEAs pour lenregistrement et/ou la stimulation en parallle des neurones.

Tendance actuelle :

Figure 1 : Les diffrentes chelles dtude du systme nerveux en neurosciences.

Les systmes actuellement commercialiss (voir le chapitre, 1 paragraphes 3 et 4) permettent de mesurer les potentiels daction et les potentiels de champ locaux avec des MEAs sur une centaine de voies de mesure en parallle. Ces systmes permettent galement de gnrer des stimulations sur la MEA, avec jusqu huit stimuli diffrents en parallle.

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Afin de pouvoir raliser des cartographies dtailles de lactivit biolectrique, il est ncessaire que le systme dispose dune rsolution spatiale denviron 100 m, soit la zone approximative sur laquelle lactivit dun neurone est mesurable par une microlectrode, sur toute la surface de lchantillon biologique, mesurant souvent plusieurs millimtres carr. Cela ncessite des MEAs et dispositifs de mesure de plusieurs centaines de voies. Il est galement ncessaire de pouvoir stimuler le rseau neuronal, avec une bonne rsolution spatiale et avec une grande flexibilit de stimulation, afin dtudier linfluence des stimulations sur le dveloppement de lactivit biolectrique. Les systmes disponibles actuellement ne permettent pas de rpondre ces critres.

Le Laboratoire dImagerie et Systmes dAcquisition (LISA) du Dpartement des Microtechnologies pour la Biologie et la Sant du CEA-LETI de Grenoble est impliqu dans cette problmatique de recherche travers le projet Neurocom. Ce projet, financ en partie par le Rseau des Micro et Nano Technologies, a t mis en place dans le but de raliser un dispositif MEA de plusieurs centaines de voies permettant denregistrer et de stimuler au long terme avec une bonne prcision spatiale des rseaux de neurones vivants. Laugmentation du nombre de voies de mesure et stimulation ncessite lintgration sur silicium de toute la chane damplification et de multiplexage des signaux. Une des problmatiques de ce projet de recherche est de concilier les contraintes lies lintgration de llectronique de mesure et de stimulation avec la complexit des paramtres de linterface capteur, lie la diversit des phnomnes mis en jeu (neurobiologiques, lectrochimiques, et lectroniques).

La thse sest droule au sein du LISA au CEA-LETI de Grenoble, en collaboration avec le Laboratoire de Physique de la Matire (LPM) de lINSA de Lyon et avec le Laboratoire de Neurobiologie des Rseaux (LNR) de luniversit de Bordeaux 1.

Ce travail sest inscrit dans la problmatique de ralisation dun systme intgr de mesure et stimulation dactivit neuronale devant sinterfacer avec une matrice de microlectrodes. Lobjectif de cette thse tait de dterminer les principes de mesure et stimulation extracellulaires, et de contribuer ltude et la ralisation dun systme lectronique de mesure et excitation de tissu nerveux matrices de microlectrodes.

Le premier chapitre de ce mmoire est ddi la prsentation des mcanismes de lactivit biolectrique neuronale et des diffrents phnomnes qui se produisent linterface entre des microlectrodes mtalliques et des lectrolytes. Il prsente galement ltat de lart des matrices de microlectrodes et des systmes de mesure et stimulation matrices de microlectrodes. Le deuxime chapitre prsente la synthse de ltude des principes de mesure et de stimulation dactivit biolectrique et extracellulaire et met en avant les problmatiques de conception de llectronique intgre de mesure et stimulation lies la complexit de lenvironnement capteur. Dans le troisime chapitre, le banc de test exprimental dtude et de caractrisation de linterface capteur mis en oeuvre pendant la thse est dfini, puis les principaux rsultats de ltude exprimentale et leurs implications sur llectronique de mesure et stimulation sont prsents. Enfin, le dernier chapitre prsente un nouveau modle par lments finis de la mesure de potentiels daction avec une microlectrode, mis en place pour permettre ltude des paramtres de la MEA sur la forme des potentiels daction et sur le rapport signal sur bruit. Ce modle est valid puis illustr par quelques rsultats dexploitation.

p. 7

CHAPITRE 1 ETUDE DES SIGNAUX BIOELECTRIQUES

NEURONAUX ET DES SYSTEMES DE MESURE ET STIMULATION A BASE DE MATRICES DE

MICROELECTRODES

1 Activit biolectrique du tissu nerveux dans le systme nerveux central _________________ 8

1.1 Le tissu nerveux dans le systme nerveux central _______________________________________ 8

1.2 Mcanismes de la propagation de linflux nerveux_____________________________________ 11

1.3 Les quations de Hodgkin et Huxley ________________________________________________ 13 2 Prsentation des interfaces entre une lectrode mtallique et le milieu biologique ________ 15

2.1 Phnomnes physiques linterface entre une lectrode mtallique et un lectrolyte __________ 15

2.2 Electrodes polarisables et lectrodes non polarisables _________________________________ 17 3 Les matrices de microlectrodes (MEAs) ________________________________________ 18

3.1 Dfinition ____________________________________________________________________ 18

3.2 Intrt des MEAs_______________________________________________________________ 19

3.3 Les domaines dapplication des MEAs ______________________________________________ 19

3.4 Etat de lart des MEAs __________________________________________________________ 21 4 Les systmes lectroniques dinterface avec les MEAs _____________________________ 23

4.1 Les systmes disponibles commercialement __________________________________________ 23

4.2 Etat de lart des ASICs de mesure et stimulation dactivit biolectrique MEAs ____________ 24

Introduction - Ce chapitre introduit les fondements des mcanismes de lactivit biolectrique neuronale et les diffrents phnomnes qui se produisent linterface entre des lectrodes mtalliques et des lectrolytes, et synthtise ltat de lart des matrices de microlectrodes et des systmes de mesure et stimulation matrices de microlectrodes. Les lments prsents dans ce chapitre constituent les notions essentielles sur lesquelles sappuie le travail de thse, et permettent de situer ce travail dans le contexte de recherche sur les systmes de mesure et stimulation matrices de microlectrodes.

Chapitre 1 - Etude des Signaux biolectriques neuronaux et des systmes de mesure et stimulation base de matrices de microlectrodes

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1 Activit biolectrique du tissu nerveux dans le systme nerveux central

Ce paragraphe permet dintroduire les fondements des mcanismes de lactivit biolectrique mise en jeu dans le systme nerveux central. Il permet notamment dintroduire les proprits biolectriques du tissu nerveux et de la membrane neuronale, et de dcrire les caractristiques de linflux nerveux (naissance, propagation, dcours temporel ).

1.1 Le tissu nerveux dans le systme nerveux central

1.1.1 Composition du tissu nerveux

Dans le systme nerveux on trouve essentiellement deux sortes de cellules : les cellules gliales et les cellules nerveuses (neurones). Les cellules gliales ont un rle de soutien mcanique ainsi que de rgulation de la composition du milieu extracellulaire interstitiel. Le neurone est lunit fondamentale du systme nerveux. Ce sont des cellules lectriquement excitables dont la fonction premire est de transmettre et propager linflux nerveux sous forme dimpulsions lectriques sur de plus ou moins longues distances (de quelques dizaines de micromtres plusieurs dizaines de centimtres) et ce sans perte damplitude. A cette fin, le neurone dispose dune morphologie et de proprits biolectriques spcifiques qui lui permettent dintgrer linformation et de la propager.

Le tissu nerveux dans le systme nerveux central est essentiellement compos du soma des cellules nerveuses et de neurones amylinique. Dun point de vue macroscopique, le tissu nerveux dans le systme nerveux central est un tissu excitable, globalement assimilable un milieu lectrique purement conducteur dans la bande de frquence des potentiels enregistrs et pour les frquences de stimulus employes (infrieures 100 kHz). Ainsi, limpdance du tissu biologique peut tre assimile la simple composante rsistive due au milieu extracellulaire (conductivit de lordre de quelques siemens par mtres) [1].

1.1.2 Architecture de la cellule nerveuse et cheminement de linflux nerveux

Le neurone possde une architecture spcifique lui permettant :

(i) dintgrer linformation provenant en amont dautres neurones ou de cellules sensorielles,

(ii) de propager cette information sous forme dun potentiel daction le long de sa membrane cellulaire,

(iii) de transmettre linflux nerveux dautres neurones ou cellules effectrices (ex. : fibres musculaires) (Figure 2).

Linflux nerveux des cellules en amont du neurone est rceptionn au niveau du soma et des dendrites par lintermdiaire de synapses. Les informations transmises par le biais de ces synapses sont ensuite intgres dans le corps neuronal suivant une sommation spatio-temporelle. Chaque neurone amont va donc influencer la rponse dun neurone. Un potentiel daction est alors dclench sous rserve que la somme des influx transmis par les neurones en amont soit suffisante. Il est initi au niveau de la zone du neurone appele segment initial, zone se situant au dbut de laxone aprs le cne axonal. Une fois le potentiel daction dclench, celui ci sauto propage dans tout le neurone le long de sa membrane cellulaire. Nanmoins, linflux nerveux ne transite que dans une seule direction. Il nest en effet transmis


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quaux cellules en aval par lintermdiaire des synapses situes au bout de laxone au niveau de son arborisation terminale.

Corps cellulaire, soma

Axone

Dendrites

Arborisation terminaleCne axonal, segment initial

Cheminement de linflux nerveux

Ple rcepteur et intgrateur Auto propagation / dplacement

Ple transmetteur

Corps cellulaire, soma

Axone

Dendrites

Arborisation terminaleCne axonal, segment initial

Cheminement de linflux nerveux

Ple rcepteur et intgrateur Auto propagation / dplacement

Ple transmetteur

Figure 2 : Architecture du neurone et cheminement de linflux nerveux.

1.1.3 Constitution de la membrane cellulaire neuronale

La membrane cellulaire du neurone prsente des proprits particulires qui la rendent lectriquement excitable. Elle est forme dune double couche bilipidique dune paisseur denviron cinq nanomtres qui spare le milieu intracellulaire du milieu extracellulaire et forme une barrire au passage des ions solubles dans leau [2-4]. Il existe par ailleurs plusieurs voies de passage des ions travers la membrane permettant la gnration du potentiel daction. Les voies de passage impliques dans le mcanisme du potentiel daction sont les canaux ioniques, les canaux de fuite et les pompes ioniques [5].

Les canaux ioniques sont des protines imbriques dans la membrane qui fonctionnent comme des portes laissant passer un type dion prfrentiel, et qui souvrent sous laction dune tension, dune action mcanique ou dun agent chimique (ligand).

Les canaux contrls en tension, et principalement les canaux sodiques et potassiques, sont responsables de linitiation et de la propagation du potentiel daction. On en trouve sur la membrane du neurone principalement au niveau du soma et de laxone, et en plus grande concentration au niveau de la zone intermdiaire entre le soma et laxone, au niveau du cne axonal et du segment initial.

Les canaux ligands- ou chmio - dpendants sont responsables de la transmission synaptique de linflux nerveux. Les ligands sont dans ce cas appels neurotransmetteurs. Quand les canaux sont activs, les ions diffusent selon leur gradient de concentration vers le milieu de moindre concentration suivant la loi de diffusion de Fick [3, 4].

Il existe ensuite des canaux de fuite (typiquement les canaux chloriques) qui permettent une diffusion des ions travers la membrane selon leur gradient de concentration. Il existe par exemple une diffusion des ions K+ du milieu intracellulaire vers le milieu extracellulaire et une diffusion de Na+ dans le sens inverse.

La pompe sodium/potassium est une protine qui permet, par un transport actif, consommateur d'nergie, de contrebalancer la diffusion passive des ions Na+ et K+. Ces protines assurent le transport actif des ions contre-courant de leurs flux diffusionnels passifs. Elles permettent ainsi le maintien des diffrences de concentrations ioniques entre les milieux intra et extracellulaires lorigine du potentiel de repos membranaire [6].


p. 10

1.1.4 Modle lectrique de la membrane neuronale

La couche bilipidique :

Elle spare physiquement deux milieux de charges diffrentes, elle se comporte ainsi comme une capacit. La capacit membranaire Cm est donne par unit de surface. La valeur typique pour un neurone est 1 F/cm.

Les canaux ioniques :

Ils sont quivalents des rsistances variables en parallle (la conductance G est gale linverse de la rsistance R). Un canal ouvert une impdance de lordre de 5 G 500 G, ce qui correspond une impdance surfacique de 1 M.m 100 G.m. Limpdance des canaux contrls en tension est dpendante de la valeur du potentiel membranaire. Les canaux de fuite sont eux dimpdance constante.

Les gradients ioniques :

Maintenus grce aux pompes ioniques, ils sont assimilables des batteries dont la valeur est gale au potentiel de Nernst de lion considr. Le potentiel de Nernst (Equation 1) traduit en effet lquilibre pour un ion donn entre les forces de diffusion (gradient de concentration) et les forces lectriques.

out

ini C

CFzTRE ln*

**= Equation 1

Ei : potentiel de Nernst de lion i (V) ; R : constante des gaz parfaits (J/mol/K) ; T : temprature (K) ; z : valence de lion i ; F : constante de faraday (C/mol) ; Cout et Cin : concentrations extra- et intracellulaire de i (mol/l).

Le potentiel membranaire de repos :

Il existe une diffrence de potentiel de part et dautre de la membrane mme en dehors de loccurrence dun potentiel daction. Ce potentiel de repos membranaire est d au fait que les compositions ioniques de part et dautre de la membrane sont trs diffrentes. Il rsulte de lquilibre entre les forces diffusionnelles et lectriques de tous les ions prsents de part et dautre de la membrane. Pour un neurone, le potentiel de repos membranaire est de lordre de -60 mV -80 mV. Par convention, la face externe d'une cellule est positive par rapport sa face interne (potentiel de repos Vm gal au potentiel intracellulaire moins le potentiel extracellulaire).

Schma lectrique quivalent de la membrane neuronale :

ENa EK EL

Cm

GLGK(Vm,t)GNa(Vm,t)

Vm

Milieu intracellulaire

Milieu extracellulaire

Im

ENa EK EL

Cm

GLGK(Vm,t)GNa(Vm,t)

Vm

Milieu intracellulaire

Milieu extracellulaire

Im

Figure 3 : Schma lectrique quivalent de la membrane suivant le modle de Hodgkin et Huxley (voir paragraphe 1.3).

Vm : potentiel membranaire ; Cm : capacit membranaire ; ig : conductivit ionique spcifique maximum des canaux ioniques de lion i ; Ei : potentiel de Nernst de lion i ; Na

+ : ion sodium ; K+ : ion potassium ; L : dsigne les canaux de fuite ( Leakage ).

CC

GG


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1.2 Mcanismes de la propagation de linflux nerveux La propagation de linflux nerveux dans le tissu neuronal seffectue dune part de cellule cellule et dautre part lintrieur mme du neurone. La propagation de linflux nerveux dans le neurone seffectue de manire lectrique par la propagation le long de la membrane neuronale dun potentiel daction refltant lactivit lectrique unitaire du neurone. Linflux nerveux transite de manire unidirectionnelle de neurone neurone principalement de manire chimique par lintermdiaire de neurotransmetteurs au niveau de synapses [6, 7].

1.2.1 Propagation synaptique de linflux nerveux

Lorsquun potentiel daction a t gnr dans un neurone, il se propage jusqu larborisation terminale o sont situes les synapses avec les neurones en aval. Lorsque le potentiel daction arrive vers une synapse, il fait souvrir des vsicules qui librent des neurotransmetteurs dans la fente synaptique. Ces neurotransmetteurs se lient alors sur les canaux ioniques chmio - dpendants du neurone en aval au niveau de la synapse. Louverture des canaux entrane alors un flux dions dans le neurone lorigine de potentiels dit postsynaptiques (PPS). Ces PPSs peuvent tre excitateurs (PPSE) ou inhibiteurs (PPSI) suivant sils dpolarisent ou hyperpolarisent la membrane [8]. Une dpolarisation correspond une augmentation du potentiel membranaire (il devient moins ngatif) cause par exemple dun flux dions positifs entrant. Lhyperpolarisation de la membrane est le phnomne inverse la dpolarisation. Ces PPSE ou PPSI se somment spatialement et temporellement dans le corps cellulaire, entranant une hyperpolarisation ou une dpolarisation globale de la membrane : cest lintgration synaptique [4, 6]. Lactivit synaptique dun rseau de neurone peut tre mesure extracellulairement lorsquun grand nombre de neurones proche les uns des autres prsentent des activits synaptiques intenses dans le mme laps de temps. Les signaux mesurs extracellulairement reprsentant ce type dactivit sont appels potentiels de champs locaux (LFPs : Local Field Potentials ).

1.2.2 Initiation dun potentiel daction dans un neurone

Un potentiel daction est dclench lorsque la membrane est dpolarise au-del dun certain potentiel de seuil. Le seuil de dcharge des PAs ne possde pas une valeur unique. Il dpend en effet de nombreux paramtres comme la densit des canaux ioniques ou bien encore la vitesse avec laquelle le potentiel de membrane est augment [9]. En pratique, le potentiel seuil se situe quelques millivolts voir quelques dizaines de millivolts au-dessus du potentiel de repos membranaire [9, 10].

Si la membrane est dpolarise mais que son potentiel natteint pas le seuil de dcharge, le potentiel membranaire volue de manire passive suivant une courbe de charge et dcharge capacitive. Les canaux contrls en tension restant majoritairement inactivs, le comportement de la membrane est alors fonction de la rsistance des canaux de fuite et de la capacit membranaire. On dit alors que la rponse est lectrotonique. La propagation de la rponse en tension le long de la membrane est passive et diminue de manire exponentielle en fonction de la distance avec une constante despace de lordre du millimtre.

Dans le cas o le potentiel membranaire dpasse la valeur critique du potentiel seuil le potentiel daction est dclench et sauto propage le long du neurone sans attnuation. Lorsque lactivit biolectrique est naturelle ou spontane (par opposition voque ou provoque par un stimulus non biologique), le potentiel daction est initi au niveau de la zone intermdiaire entre le soma et laxone au niveau du cne axonal o la concentration en canaux ioniques contrls en tension et donc lexcitabilit est la plus importante.


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1.2.3 Propagation du potentiel daction dans le neurone

Le potentiel daction suit un fonctionnement tout ou rien : lorsquil est dclench on ne peut empcher son auto propagation. Dans le cas des neurones du systme nerveux central amyliniques, la conduction seffectue par courants locaux. La dpolarisation de la membrane sopre de proche en proche de part et dautre de la zone initialement dpolarise lors de louverture des canaux Na+. La vitesse de propagation est proportionnelle la racine carre du diamtre de laxone et est de lordre de quelques mtres par seconde.

1.2.4 Comportement temporel du potentiel daction

Il faut distinguer le droulement temporel du potentiel daction qui dpend de louverture et de la fermeture des canaux ioniques un endroit donn du neurone, de la propagation du potentiel daction qui dpend de la dpolarisation de proche en proche de la membrane entranant le dplacement spatial du potentiel daction le long du neurone. On peut, pour imager, comparer le potentiel daction la forme dune vague et sa propagation celle de lavance de la vague vers la plage. Le droulement temporel dun potentiel daction un point donn de la membrane suit le schma suivant :

Figure 4 : Dcours temporel normal du potentiel daction, daprs Neurobiologie Cellulaire C. Hammond, puis.

0 - Membrane au repos 1 - Une dpolarisation de la membrane entrane louverture des canaux Na+ : Augmentation de la dpolarisation par louverture des canaux Na+ qui font rentrer des ions positifs lintrieur du neurone.


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2 - Les canaux Na+ commencent sinactiver alors que dans le mme temps les canaux K+ retards souvrent : les ions positifs K+ sortent vers lextrieur du neurone, la dpolarisation diminue.

3 - Les canaux Na+ sont maintenant tous inactivs, et les canaux K+ ouverts : on a hyperpolarisation de la membrane (excs de charges positives dans le milieu extracellulaire).

4 - Les canaux K+ et Na+ se ferment peu peu, on tend vers le potentiel de repos membranaire.

La pointe du PA dure gnralement 1 3 ms alors que la dure totale du PA peut excder 100 ms en tenant compte de la priode o la membrane reste hyperpolarise. Tant que les canaux ioniques Na+ ne sont pas revenus dans leur tat initial, on ne peut pas dclencher de potentiel daction. Cest pourquoi il existe une priode dite rfractaire suite un potentiel daction pendant laquelle il ne peut pas y avoir de nouveau dclenchement.

Lamplitude du potentiel daction transmembranaire est de lordre de 100 mV crte crte, et son contenu frquentiel de lordre de 100 Hz quelques kHz (frquence centrale 1 kHz).

1.3 Les quations de Hodgkin et Huxley

1.3.1 Prsentation des quations

Les travaux raliss par Hodgkin et Huxley en 1952 sur laxone de calamar gant qui ont dbouch sur la thorie ionique et pour lesquels ils ont reu un prix Nobel, ont permis de dterminer un modle de la membrane (Figure 3) et des quations empiriques dcrivant son comportement biolectrique un endroit donn [11]. Ces quations mettent en uvre trois types de canaux ioniques : des canaux potassiques, des canaux sodiques et des canaux de fuite. Les quations de Hodgkin et Huxley mettent en relation le potentiel transmembranaire et les courants ioniques et capacitif membranaires notamment au cours dun potentiel daction.

Les quations de Hodgkin et Huxley forment un systme de quatre quations diffrentielles non linaires. Les quations prsentes ici suivent la convention de signe du potentiel membranaire actuelle, savoir que le potentiel membranaire Vm est gal au potentiel intracellulaire moins le potentiel extracellulaire.

Le systme dquations de Hodgkin et Huxley :

( ) ( ) ( )[ ]LmLKmKNamNam

m EVgEVngEVhmgCdt

dV ++= 431 Equation 2

( ) mmdtdm

mm = 1 Equation 3

( ) nndtdn

nn = 1 Equation 4

( ) hhdtdh

hh = 1 Equation 5

Vm : potentiel membranaire ; Cm : capacit membranaire ; ig : conductivit ionique spcifique maximum des canaux ioniques de lion i ; Ei : potentiel de Nernst de lion i ; m, h et n : probabilits douverture et de fermeture des portes des canaux ioniques Na+ (m et h) et K+ (n) ; i et i : constantes de temps douverture et de fermeture des canaux ioniques ; Na+ : ion sodium ; K+ : ion potassium ; L : dsigne les canaux de fuite ( Leakage ).


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Expression des constantes de temps :

Vm est ici exprim en volts, les coefficients ci,j sont sans dimension, les coefficients et sont exprims en s-1.

( ) 1exp1000 ,,

=

m

mm c

c

; ( ) 01.0/035.0, mm Vc =

)exp(4000 ,mm c = ; ( ) 018.0/06.0, mm Vc =

)exp(70 ,hh c = ; ( ) 02.0/06.0, mh Vc =

( ) 1exp11000

, +=

hh c

; ( ) 01.0/03.0, mh Vc =

( ) 1exp100 ,,

=

n

nn c

c

; ( ) 01.0/05.0, mn Vc =

)exp(125 ,nn c = ; ( ) 08.0/06.0, mn Vc =

Constantes : Potentiels ioniques (V) : ENa = 0,05517 EK = -0,07214 EL = -0,04924 Vm(repos) = -0,06

Conductances membranaires (S/m) :

Nag = 1200 Kg = 360 Lg = 3

Capacit membranaire (F/m) : Cm = 0,01

Conditions initiales - au repos Pour mettre en uvre les quations de Hodgkin et Huxley on doit donner des conditions initiales pour les quations diffrentielles qui rgissent les variables m, n, et h. Ces conditions initiales sont obtenues partir des quations 3, 4 et 5, en prenant comme hypothse que le potentiel membranaire est stable (sa drive temporelle est donc nulle), et que sa valeur est Vm(repos), soit ici -0,06 V.

1.3.2 Signification physique des quations

La premire quation de Hodgkin et Huxley (Equation 2) exprime la loi des nuds applique au circuit lectrique quivalent de la membrane (Figure 3). Elle dfinit la relation entre le potentiel membranaire Vm et les courants membranaires capacitifs et ioniques.

Les trois quations diffrentielles suivantes dcrivent les probabilits douverture et de fermeture des canaux ioniques correspondants. Les canaux ioniques Na+ et K+ sont des canaux dont louverture est contrle par la valeur du potentiel membranaire Vm. Ces canaux


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souvrent et se ferment par lintermdiaire de portes qui laissent ou empchent les ions de passer. On peut remarquer que la conductivit ionique des canaux K+ dpend dune variable n contre deux variables m et h pour les canaux Na+. Ceci traduit le fait que les canaux K+ ont deux tats stables : ouvert et ferm et donc une seule porte, alors que les canaux Na+ ont trois tats stables : ouvert, ferm et inactiv obtenus avec deux portes (h contrle linactivation, m lactivation).

Les variables alpha et bta dfinissent les constantes de temps douverture et de fermeture de ces portes, alpha correspond au passage de ltat ferm ltat ouvert, bta linverse.

2 Prsentation des interfaces entre une lectrode mtallique et le milieu biologique

Lobjectif de ce paragraphe est de prsenter brivement les phnomnes physiques qui se produisent linterface entre une microlectrode mtallique et un lectrolyte biologique typiquement employs dans le cadre de lutilisation de matrices de microlectrodes.

2.1 Phnomnes physiques linterface entre une lectrode mtallique et un lectrolyte

2.1.1 Introduction

Une MEA permet dinterfacer le milieu biologique vivant avec llectronique dacquisition et stimulation. Pour comprendre les principes de mesures et de stimulation extracellulaires, il est ncessaire de comprendre les phnomnes de transduction des signaux linterface entre le milieu biologique et la MEA. Le milieu biologique est constitu soit dun liquide physiologique (pour les cultures de cellules dissocies par exemple), soit du milieu extracellulaire du tissu nerveux. Dans les deux cas, ce milieu peut tre assimil un lectrolyte comprenant principalement des ions sodium, potassium, et chlore. La MEA sinterface avec le milieu biologique par lintermdiaire des microlectrodes de mesure et stimulation, dune ou plusieurs lectrode(s) de rfrence. Les microlectrodes et llectrode de rfrence sont mtalliques, le plus souvent en or ou en platine pour les microlectrodes et en Ag/AgCl pour les lectrodes de rfrence. Divers phnomnes physiques se produisent linterface lorsque lon plonge ces lectrodes mtalliques dans le milieu biologique. Ces phnomnes sont introduits dans le paragraphe suivant.

2.1.2 La double couche capacitive et son potentiel lectrochimique

Le matriau dlectrode comme llectrolyte sont des matriaux conducteurs qui prsentent des charges mobiles de natures diffrentes et des potentiels lectrochimiques diffrents lorigine dune diffrence de potentiel interfaciale appel potentiel de demie cellule ou potentiel dlectrode. Ce potentiel traduit lquilibre lectrochimique qui sinstalle linterface lorsque le transfert de charge net est nu. Cet quilibre met en jeu les lectrons disponibles linterface, les espces ioniques de llectrolyte ainsi que le matriau dlectrode [12]. Les charges ioniques et lectroniques ne pouvant traverser linterface en labsence de raction, il en rsulte une accumulation de charges de part et dautre de linterface la manire dun condensateur charg que lon appelle la double couche capacitive (Figure 5).


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Figure 5 : Modle de Stern de la double couche interfaciale, comprenant une couche compacte (couche de Helmholtz) et une couche diffuse (couche de Gouy-Chapman).

2.1.3 Les diffrents types de transfert de charge

On a un transfert de charge ds que lon dsquilibre le systme lectrochimique linterface :

soit parce quon a modifi un des paramtres de lquilibre (temprature, concentration des espces ioniques), ce qui a pour effet de faire varier le potentiel dlectrode jusqu tablissement dun autre quilibre,

soit parce quon a impos une surtension llectrode par rapport au potentiel dlectrode lquilibre (stimulation positive ou ngative en tension ou courant), ce qui a pour effet de modifier la concentration des espces proximit de llectrode et de dplacer lquilibre dans le sens de la rduction ou de loxydation.

Il existe deux mcanismes de transfert de charge principaux. Le premier est de nature capacitive : le transfert de charges a lieu au niveau de la double couche interfaciale par dplacement des charges (accumulation ou dpltion). Le deuxime est de nature faradique : il traduit lchange de charges de part et dautre de linterface au cours de ractions lectrochimiques doxydorduction entre le matriau dlectrode et les ions en solution [12]. Ces ractions sont renversables ou non selon que les produits de raction restent proximit de linterface, sen chappent, ou disparaissent comme cest le cas lors de llectrolyse de leau (dgagement dO2). Les ractions irrversibles modifient de manire irrmdiable la composition du milieu et/ou du matriau.

2.1.4 Modle de linterface lectrode lectrolyte

Il existe de nombreux modle de linterface entre llectrode et llectrolyte mise en jeu dans le cas de mesures biologiques. Un modle simple de limpdance interfaciale, qui permet dintroduire les transferts de charges voqus prcdemment, consiste reprsenter la capacit de double couche Cdl rendant compte des transferts capacitifs, en parallle avec une rsistance de transfert de charge Rtc qui rend compte des transferts de charges faradiques lors de ractions doxydorduction [13]. Lordre de grandeur des capacits de double couche lectrochimique est, en solution aqueuse de 5 50 F.cm-2. Une rsistance srie Rm reprsentant la rsistivit du milieu conducteur extracellulaire vient sajouter en srie avec ce circuit RC (Figure 6). Dans le cas o deux lectrodes sont plonges dans le mme milieu, on observe un potentiel lectrochimique gal la diffrence des potentiels de demie cellule de chaque lectrode. Si les matriaux des lectrodes sont identiques et les interfaces soumises aux mmes conditions, le potentiel lectrochimique est en thorie nul.


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Cdl1

Rtc1Rm

Cdl2

Rtc2

Electrode 1 Electrode 2Milieu biologique lectrolytique

Potentiel lectrochimique

Cdl1

Rtc1Rm

Cdl2

Rtc2

Electrode 1 Electrode 2Milieu biologique lectrolytique

Potentiel lectrochimique

Figure 6 : Modle lectrique simplifi des interfaces entre deux lectrodes plonges dans un milieu biologique.

Ce modle simplifi, sil permet de reprsenter les phnomnes de transfert de charge aux interfaces, ne rend pas compte de la complexit des phnomnes rellement mis en jeu linterface. En effet, ces phnomnes sont en gnral non linaires [14, 15], et il nexiste pas par exemple de modle valide pour reprsenter linterface lors de la stimulation. Limpdance de linterface entre une lectrode et llectrolyte dpend de nombreux paramtres tels que :

le type de matriau,

la composition de llectrolyte et le type dinteraction possible linterface,

la frquence et la densit du courant qui la traverse,

laire de la surface de contact,

ainsi que les conditions thermodynamiques (temprature, circulation du fluide).

2.2 Electrodes polarisables et lectrodes non polarisables On distingue deux grandes familles dlectrodes suivant si elles sont ou non polarisables, ce qui leur confre diffrentes proprits. La polarisation ou surtension reprsente la variation de potentiel induite aux bornes de limpdance interfaciale lorsquun courant y circule, qui sajoute ou se retranche la valeur du potentiel dlectrode au repos (Eeq) (Figure 7 et Figure 8).

2.2.1 Electrode non polarisable : exemple de lAg/AgCl

Les lectrodes non polarisables sont des lectrodes qui prsentent une faible surtension quel que soit le courant qui circule travers leur interface (Figure 7). Cest le cas par exemple des lectrodes en Ag/AgCl lorsquelles sont plonges dans un lectrolyte contenant du chlore en solution, car dans ce cas elles peuvent facilement changer des charges travers linterface par le biais de la raction doxydorduction :

AgClClAg + +

Limpdance interfaciale dune lectrode Ag/AgCl est assimilable une rsistance de faible amplitude (la double couche est facilement traverse pendant loxydorduction). La raction redox mise en jeu cette lectrode fixe le potentiel lectrochimique selon le potentiel de Nernst qui lui est associ. Le potentiel dlectrode dpend donc uniquement de la temprature et de la concentration de lion chlorure de llectrolyte au contact avec lectrode. Dans un


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milieu biologique contrl en temprature et en concentration, le potentiel de demie cellule dune lectrode en Ag/AgCl est donc stable.

Figure 7 : Surtension sur la courbe courant-potentiel dun systme non polarisable. La courbe prsente une pente importante grossirement gale linverse de la rsistance dinterface, la polarisation est faible quel que soit le courant qui circule.

2.2.2 Electrode polarisable : exemple du platine lisse

Les systmes polarisables sont des ensembles lectrode - lectrolyte pour lesquels il nexiste pas de raction doxydorduction pour une large plage de surtension limite dans labsolu par les ractions doxydation et de rduction avec le solvant (ex. : lectrolyse de leau). Certaines lectrodes comme celles en platine lisse prsentent cette caractristique pour la plupart des lectrolytes. La surtension dlectrode ou polarisation peut varier de manire importante, sans que lon ait de raction, le courant rsiduel faradique traversant linterface reste alors faible (Figure 8). Limpdance de ces lectrodes peut tre grossirement reprsente par leur seule capacit interfaciale. Le potentiel de repos de llectrode est fix par le courant dchange. Compte tenu de sa faible valeur, ce courant peut tre perturb par nimporte quel parasite (impurets, tat de surface). Le potentiel de demie cellule de ce type dlectrode nest donc gnralement pas reproductible et peut varier facilement. Ces lectrodes, galement dites inertes, sont la plupart du temps en matriau noble (or, platine). Lavantage de ce type dlectrode est quelles nont pas de raction avec llectrolyte, ce qui vite de perturber le milieu biologique et leur confre donc une bonne biocompatibilit.

Figure 8 : Systme polarisable : le moindre courant traversant linterface fait varier de manire importante le potentiel de demie cellule.

3 Les matrices de microlectrodes (MEAs) Lobjectif de ce paragraphe est de prsenter les matrices de microlectrodes. Le paragraphe dbute par une dfinition des MEAs. Il prsente ensuite les avantages des MEAs lis leurs procds de fabrication. Ensuite les domaines dapplication des MEAs sont abords avant de terminer par une prsentation de ltat de lart des MEAs pour les applications in vivo et ex vivo.

3.1 Dfinition Les MEAs ont pour vocation de faire de lenregistrement et/ou de la stimulation lectrique (extracellulaire) de cellules lectriquement actives, sur plusieurs sites en parallle. Classiquement, des micropipettes et des micro-fils ont ts utiliss pour la stimulation et lenregistrement de cellules nerveuses. Leur utilisation devient fastidieuse lorsque lon a


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besoin de nombreux sites dtudes et/ou lorsque lon veut travailler sur un tissu nerveux avec une bonne rsolution spatiale. Une MEA est un systme qui possde une forte densit de microlectrodes avec une rsolution spatiale et une organisation de sites dfinis. Elles se situent mi chemin entre llectrophysiologie cellulaire (patch clamp) et limagerie fonctionnelle. En effet, la taille micromtrique des lectrodes leur permet dtre lchelle des neurones et ainsi de pouvoir accder leurs activits unitaires (les potentiels daction), et aux LFPs, tout en permettant une cartographie de lactivit de rseaux de neurones complets par la densit de microlectrodes quelles proposent (plusieurs dizaines de microlectrodes par MEA). Les matriaux des microlectrodes doivent tre des matriaux lectrochimiquement inertes dans le milieu biologique et biocompatibles, tels que lor, le platine lisse et lIndium Tin Oxyde (ITO, matriau conducteur transparent).

3.2 Intrt des MEAs Lessor des MEAs a t favoris depuis une trentaine danne par les techniques de microfabrication dveloppes pour lindustrie de la microlectronique [16, 17]. Les principaux avantages des MEAs par rapport aux micropipettes ou aux micro fils sont lis leur procd de fabrication (photolithographie, gravures anisotropes, isotropes, humides ou sches). Tout dabord, les techniques de microfabrication employes sont classiquement utilises et matrises, elles sont hautement reproductibles. Elles permettent dobtenir une densit leve de microlectrodes sur le mme support, une rsolution spatiale et des dispositions de microlectrodes bien dfinies et adaptes au tissu biologique, ainsi quune bonne matrise de la forme et de la surface des microlectrodes [18]. Les MEAs sont classiquement ralises sur trois types de support : le verre, le silicium ou des supports souples (polymres). Un substrat en verre avec des lignes conductrices en ITO permet davoir un substrat transparent afin de pouvoir observer lchantillon biologique sur la MEA au moyen dun microscope [19]. Un substrat souple comme le PDMS permet la matrice dtre plus flexible et donc de provoquer moins de dgts lorsquelle est implante in vivo lors du mouvement du porteur, mais alors la densit de sites est limite [20, 21]. Un substrat en silicium permet dintgrer sur le mme substrat une partie de llectronique dacquisition / stimulation. On parle alors de sondes ou MEA actives (ou de on-chip circuitry ) [22-25]. Cela permet de placer le systme lectronique au plus proche du capteur, limitant ainsi les problmes de couplage au niveau de la connectique. Cela permet galement de rduire le nombre de fils de connexion, ce qui est primordial pour pouvoir envisager dimplanter le systme in vivo, en intgrant un module de multiplexage [26]. Il est mme possible de supprimer tout lien physique en utilisant un module sans fil (RF) de tltransmission et de tl alimentation [27].

3.3 Les domaines dapplication des MEAs Les MEAs sont classiquement utilises dans 3 grands domaines dapplication : la recherche de base en neurosciences, les implants neuronaux ou neuroprothses, et les biocapteurs. Plusieurs types de microlectrodes ont t dvelopps pour sadapter aux diffrents chantillons biologiques et types dexpriences.

3.3.1 La recherche de base en neurosciences

On retrouve tout dabord la recherche de base en neurosciences qui seffectue principalement avec des tissus biologiques prsentant des rseaux de neurones complets.


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Figure 9 : A gauche photographie dune culture organotypique de moelle pinire dembryon de souris ralise au LNR sur une matrice Ayanda. On peut observer des neurones qui ont pouss sur les cots de la moelle, preuve que la culture est russie. A droite, photographie dune MEA planaire dAyanda [28].

Les MEAs utilises en recherche de base sont principalement des MEAs planaires (sur un substrat plan) employes le plus souvent avec des cultures organotypiques ex vivo (par exemple une moelle pinire de souris), ou des tranches de tissus maintenus vivants in vitro (mesures aigus ou acute experiments ) [29, 30]. Elles sont composes dune boite de ptri dans laquelle lchantillon biologique est dispos et au fond de laquelle se trouvent les microlectrodes de mesures (Figure 9). Cette cuve permet lchantillon biologique de baigner dans un milieu biologique qui le maintient vivant.

3.3.2 Les neuroprothses

Un grand champ dapplication des MEAs concerne les neuroprothses qui sont utilises in vivo pour la rhabilitation motrice et/ou sensorielle. On retrouve notamment les implants rtiniens et cochlaires [31-33], les interfaces homme machine [34, 35] et les MEAs de rgnration dans le systme nerveux priphrique [36-38]. Les MEAs employes sont le plus souvent pntrantes (sondes) ou traversantes dans le cas des MEAs de rgnration utilises dans le systme nerveux priphrique.

3.3.3 Les biocapteurs pharmacologie et toxicologie

Un dernier grand domaine dapplication des MEAs concerne les biocapteurs qui emploient classiquement des cultures de cellules dissocies pour la dtection de toxines et le criblage de composs pharmacologiques [39, 40]. Lavantage principal des biocapteurs est quils permettent dutiliser un capteur physiologique qui nest pas spcifique et de dtecter dagents toxiques dont ont ne connat pas les proprits a priori [41-46]. Le plus souvent on trouve dans ces systmes une cellule par lectrode, chaque cellule tant isole ou non de ces voisines. On utilise alors des MEAs planaires avec des microlectrodes planaires ou lgrement concave pour piger la cellule et offrir une surface de contact plus grande. Certains systmes utilisent des traitements de surface spcifiques ou des structures mcaniques afin dobtenir une meilleure accroche et un meilleur positionnement de la cellule sur llectrode [47, 48].


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Figure 10 : A gauche : traitement surfacique permettant de restreindre la culture de neurones sur des zones prcises [47]. A droite : structures mcaniques sous forme de plots permettant disoler les neurones [48].

3.4 Etat de lart des MEAs

3.4.1 Les MEAs pour la mesure et la stimulation ex vivo Les MEAs utilises pour des applications ex vivo sont gnralement planaires et ralises sur un substrat en verre. Lchantillon biologique est positionn sur la MEA et non linverse par opposition avec les applications in vivo pour lesquelles la MEA pntre le tissu biologique.

3.4.1.a MEAs planaires

Il existe actuellement plusieurs MEAs planaires disponibles commercialement. On retrouve principalement les MEAs dAyanda [19, 28], celles de Med Systems [49, 50], celles de Multichannel Systems (MCS) [51], et celles de luniversit du Texas du Nord [52, 53]. Ces MEAs prsentent toutes au maximum 64 microlectrodes pour la mesure et/ou la stimulation. Les microlectrodes ont une base circulaire ou carre avec un diamtre ou cot de 10 m 50 m. Ayanda propose des MEAs avec des microlectrodes microstructures en forme de cnes ou de pyramides dont le but est de pouvoir traverser la couche de neurones morts engendre lors de la dcoupe du tissu nerveux, et datteindre ainsi les neurones actifs pour avoir un niveau de signal plus important [19]. Le pas des matrices varie de 100 m 1 mm. Lorganisation des microlectrodes de la MEA peut tre adapte lchantillon biologique observ (ex. : matrice hexagonale pour la mesure sur une rtine [54]).

En ce qui concerne les dispositifs non commerciaux on peut noter le travail de Mathieson et al. qui a permis de dvelopper une MEA de 512 microlectrodes, et de valider son fonctionnement avec des mesures dactivit rtinienne [54]. La MEA prsente un pas de 60 m et des microlectrodes circulaires de 5 m de diamtre en platine. La fonctionnalit de ces MEAs na pas t dmontre en ce qui concerne la stimulation. En revanche, elles ont permis la mesure dactivit rtinienne de 300 V damplitude.

3.4.2 Les MEAs pour la mesure et la stimulation in vivo Les MEAs utilises pour des expriences in vivo doivent pntrer le tissu nerveux vivant sans causer trop de dommages. Pour cela elles prsentent soit une structure en forme de tapis de fakir [55-57], soit une structure en forme de fourchette. On parle dans ce dernier cas de sondes.

3.4.2.a MEAs en forme de tapis de fakir

Les MEAs en tapis de fakir sont composes dun ensemble daiguilles disposes perpendiculairement un substrat plan. Chaque aiguille est isole sur sa longueur sauf son extrmit qui permet la mesure et ou la stimulation. Ces MEAs permettent de mesurer


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lactivit nerveuse du tissu sur un plan 2D paralllement la direction dinsertion, donc une profondeur donne du tissu nerveux.

Les MEAs en tapis de fakir dveloppes luniversit de lUtah disposent de 100 microlectrodes au pas de 400 m, dun diamtre de base denviron 80 m 100 m et dont la hauteur est fixe ou varie de 0,5 mm 1,5 mm (Figure 11). Les MEAs de luniversit de lUtah ont t valides exprimentalement de nombreuses reprise et sont maintenant disponibles commercialement (Cyberkinetics, Neurotechnology Systems, Inc.).

Fofonoff et al. ont pu quant eux crer une MEA de 1141 microlectrodes grce la technique de lEDM ( Electrical Discharge Machining ) [55]. Ces microlectrodes disposes tous les 290 m, mesurent de 5 mm de hauteur, et 40 m de largeur (Figure 11). Un implant comportant une MEA de 64 microlectrodes ralise avec la technique de lEDM a permis de mesurer des potentiels daction dans le cortex dune souris. La MEA de 1141 voies na pas t valide exprimentalement ce jour.

Figure 11 : A gauche : photographie de l Utah Slanted Electrode Array (USEA) [58]. Au centre : photo de la MEA de 1141 microlectrodes. A droite : photo de limplant de 64 microlectrodes [55].

3.4.2.b MEAs - sondes Les MEAs - sondes sont dveloppes dans le plan du substrat en silicium ou plus rarement en cramique [59]. Ces MEAs se prsentent sous la forme dune ou plusieurs aiguilles en parallle, chaque aiguille comportant elle-mme plusieurs microlectrodes. Ces sondes permettent de mesurer lactivit nerveuse sur un plan suivant la direction dinsertion plusieurs profondeurs dans le tissu nerveux. Lquipe la plus avance sur les MEA in vivo est celle de luniversit du Michigan. Ils ont dvelopp depuis une vingtaine dannes plus dune centaine de sondes passives (cest dire sans lectronique) [60-62], et actives [22-24]. Certaines de ces sondes ont t assembles en un montage en trois dimension permettant la mesure et la stimulation sur un volume de tissu nerveux et non plus un plan (

Figure 12) [22, 63]. Certaines sondes passives dveloppes par luniversit du Michigan sont commercialises par NeuroNexus. Elles prsentent au maximum 64 microlectrodes. Quant aux sondes actives en cours de dveloppement, elles prsentent jusqu 256 sites et sont extensibles 1024 sites [22]. Nanmoins, les sondes actives dveloppes luniversit du Michigan, ne permettent pas de pourvoir mesurer ou stimuler sur plus de 8 canaux en parallle un instant donn.

Figure 12 : Assemblage en trois dimensions de 7 sondes de 16 microlectrodes [63].


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3.4.3 Rcapitulatif de ltat de lart des MEAs

Les MEAs disponibles commercialement sont toutes passives et ne dpassent pas actuellement 100 microlectrodes (100 microlectrodes pour les MEAs tapis de fakir de luniversit de lUtah, 64 microlectrodes pour les sondes de luniversit du Michigan, et 64 microlectrodes pour les MEAs planaires dAyanda, MultiChannel Systems et Med Systems).

Plusieurs quipes de chercheurs ont dvelopp des MEAs prsentant un grand nombre de voies (MEA planaire de 512 voies pour Mathieson et al., MEA tapis de fakir de 1141 voies pour Fofonoff et al., et sonde en trois dimensions de 256 voies pour luniversit du Michigan). Nanmoins ces MEAs sont actuellement en cours de validation exprimentale, elles ncessitent notamment dtre caractrises en terme de bruit de mesure et en capacit de stimulation (valuation des interfrences entre les lignes et de la rversibilit notamment).

4 Les systmes lectroniques dinterface avec les MEAs Ce paragraphe dcrit ltat de lart des systmes commerciaux et de laboratoire pour la mesure ou la stimulation sinterfaant avec des matrices de microlectrodes. On sintresse principalement ici la description de llectronique analogique proche capteur pas aux fonctions numriques dacquisition et traitement du signal : adaptation dimpdance, filtrage, amplification, gnration de stimuli, multiplexage.

4.1 Les systmes disponibles commercialement On distingue quatre systmes matrices de microlectrodes disponibles commercialement. Ce sont les systmes commercialiss par Plexon, Cyberkinetics, Med Systems, et Multichannel Systems (MCS). Ils permettent la mesure sur 64 ou 128 microlectrodes en parallle, avec des gains damplification variant de 500 5000. Ces systmes permettent tous de mesurer des potentiels daction (frquences variant dune centaine de Hertz quelques milliers de hertz), ainsi que des LFPs (frquences de quelques Hz quelques dizaines centaines de Hz) lexception du systme de Plexon. Les niveaux de bruit de ces systmes raliss en lectronique discrte sont faibles (infrieur 1 V rms pour le systme MCS, infrieur 3 V pour le systme de Cyberkinetics) (voir le Tableau 1). Seuls deux de ces entreprises proposent galement un systme de stimulation adapt leur systme de mesure MEA. Med Systems offre la possibilit de stimuler sur deux microlectrodes en courant avec une intensit maximum de 2 mA. MCS propose un gnrateur de stimulation permettant de gnrer jusqu' 8 voies de stimulation en courant (+/- 0,8 mA au maximum) ou en tension (+/- 8 V au maximum), avec en plus un systme de masquage des artfacts ( blanking circuit ) qui permet de limiter la dure pendant laquelle les amplificateurs de mesure sont saturs aprs une stimulation (voir le Tableau 2). Wagenaar et Potter ont prsent un dispositif non commercialis en lectronique discrte qui sadapte sur le systme MCS, pour permettre la stimulation des 64 voies de la MEA [64] en tension avec une gamme de +/- 1 V avec une prcision de 8 mV. Leur lectronique permet la commutation rapide entre mesure et stimulation, ce qui coupl leur algorithme de suppression dartfacts, leur permet de mesurer des PAs, 1 2 ms aprs la fin des stimuli.

En rsum les systmes discrets disponibles actuellement permettent au mieux la mesure sur 128 voies de PAs et de LFPs ou la mesure et la stimulation sur 64 voies de PAs et de LFPs (avec commutation rapide entre mesure et stimulation et systme de masquages des artfacts). Ces systmes raliss en lectronique discrte prsentent de bonnes performances en terme de bruit en tension (infrieur 3 V rms), et de bande passante : frquence de coupure basse


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infrieure au Hertz et frquence de coupure haute suprieure 7 kHz, permettant ainsi de couvrir toute la gamme de frquence des LFPs et des PAs.

Tableau 1 : Rcapitulatif des caractristiques des systmes de mesures MEA commerciaux :

Voies de mesure Signaux mesurs Impdance

dentre bande passante Gain Bruit ramen en

entre

PLEXON 64 PAs ? 100 Hz - 8 kHz 1000 ? Cyberkinetics 128 PAs et LFPs > 1012 0,3 ou 250 Hz - 7,5 kHz 5000 < 3 V rms

Med Systems 64 PAs et LFPs > 109 0,1 ; 1 ; 10 ou 100 Hz - 10 kHz 1000 < 10 V c-c

Mutichannel Systems 60 et 128 (2 * 64) PAs et LFPs 10

11 0,1 Hz - 10 kHz 1200 std,

500 5000 custom

< 800 nV rms

Tableau 2 : Rcapitulatif des caractristiques des systmes de stimulation MEA commerciaux :

voies de stimulation type de

stimulation amplitudes de

stimulation divers

Med Systems 2 courant < 2 mA

Mutichannel Systems (MCS) 8 courant ou tension +/- 8 V, res. 2 mV

+/- 0,8 mA, res. 200 nA

circuit de masquage des artfacts, rsolution temporelle de la

stimulation 20 s

Wagenaar - Potter / MCS 64 tension +/- 1 V, res. 8 mV logiciel de suppression d'artfacts

4.2 Etat de lart des ASICs de mesure et stimulation dactivit biolectrique MEAs

4.2.1 Avantages des systmes lectroniques intgrs sur les systmes discrets en neurosciences

Lintgration de llectronique plusieurs avantages. Tout dabord, lintgration du circuit lectronique dans un ASIC ( Application Specific Integrated Circuit ) permet de rduire la longueur de la connectique entre llectrode et la chane de mesure, limitant ainsi les perturbations lies au couplage avec des ondes lectromagntiques externes au systme. Ensuite, lintgration de llectronique permet la rduction de la dimension du dispositif et la possibilit dintroduire un systme de multiplexage pour limiter la connectique externe du systme en vue dune application in vivo. Enfin dans la mme optique on peut galement intgrer un circuit de transmission / rception (avec ventuellement compression des donnes) ou encore de tl alimentation sans fil [65, 66]. De nombreuses quipes ont travaill au dveloppement de systmes lectroniques intgrs de mesure et/ou de stimulation depuis les vingt dernires annes. Les principales ralisations sont prsentes dans les sous paragraphes qui suivent. On peut distinguer les dispositifs composs de lASIC seul, ceux composs de llectronique intgre front end sinterfaant directement avec le capteur et de MEAs ddies, et les systmes o les microlectrodes et llectronique sont intgres sur un mme substrat silicium (MEAs actives). Les FET-MEAs dont le principe et llectronique de mesure diffrent des dispositifs MEAs classiques, sont galement prsentes.

4.2.2 Systmes intgrs seuls

Morizio et al. de luniversit de Duke ont dvelopp un circuit CMOS de mesure sur 16 voies en technologie 0,5 m (surface active de 4,2 mm * 3,8 mm) [67]. Il prsente un gain


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slectionnable de 61 dB ou 73 dB, une impdance dentre de 12 M et une bande passante de 530 Hz 5300 Hz. Le filtre passe haut, permettant de supprimer la composante basse frquence du signal, est ralis laide dune capacit off chip ce qui permet de rduire de manire importante la taille du circuit sur silicium. Le bruit en tension du circuit est de 3,8 V rms. Ce circuit na pas t valid exprimentalement notre connaissance.

4.2.3 Systmes intgrs hybrids ou assembls avec une MEA ddie

Patterson et al. de luniversit de Brown ont prsent un ASIC de mesure hybrid avec une MEA en tapis de fakir de 16 microlectrodes (Figure 13) [68]. LASIC prsente une chane de mesure par microlectrode avec pour chacune, un gain de 44 dB, et une bande passante de 10 Hz 7,3 kHz. La surface active du circuit est de 2 mm * 2 mm en incluant le circuit de multiplexage analogique. Le bruit en tension ramen en entre est de 9 V rms. Ce circuit a t valid exprimentalement in vitro avec la mesure de LFPs de 500 V damplitude dans une tranche de cerveau de rat.

Figure 13 : Photographie du microsystme dvelopp par Patterson et al. [68].

Harrison et al. de luniversit de lUtah ont prsent en 2003 un systme de mesure intgr compos de 6 amplificateurs bas bruit permettant de raliser un filtrage passe bande entre 0,025 Hz et 7,02 kHz (Figure 14). Le gain mi bande mesur est de 39,5 dB, et le bruit rms sur la bande passante est de 2,2 V. Le circuit ralis avec une technologie CMOS 1,5 m mesure 2,2 mm * 2,2 mm [69]. Ils ont galement prsent en collaboration avec linstitut de technologie de Georgie, une MEA planaire sur laquelle ont t colls ( wire bonding ) deux circuits intgrs de mesure, contenant chacun deux voies de mesure soit quatre voies au total. Les performances des amplificateurs intgrs sur ces circuits sont un gain de 92,4 dB, une bande passante de 0,1 Hz 7,0 4 kHz, et un bruit en tension de llectronique de 2,27 V rms. La MEA comprend des microlectrodes de platine platin (platine noir) de 900 m. Le bruit cumul de llectronique et de la MEA en solution est de 6,58 V rms. Ce systme a permis de mesurer des potentiels daction neuronaux avec des neurones dissocis de cerveau de rat [70]. Le rapport signal sur bruit de la mesure nest pas prcis.

Figure 14 : Photographie du systme dvelopp par Harrison et al. [69].


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Dabrowski et al. de luniversit de science et technologie de Krakow ont dvelopp un systme comprenant une MEA de 512 microlectrodes en or de diamtre 5 m au pas de 60 m, et 8 circuits de deux ASICs complmentaires de 64 voies NEURO64 et PLAT64 (Figure 15) [71].

Figure 15 : Vue du systme de 512 voies [72].

Le premier ASIC (PLAT64) permet de platiner ou de stimuler les 64 microlectrodes en parallle (150 A au maximum). Il assure galement le couplage capacitif du circuit de mesure entre llectrode et lASIC de mesure (NEURO64) au moyen de 64 capacits de 150 pF. Sa surface active mesure 3,3 mm * 7,8 mm. Mme si les 64 microlectrodes possdent un gnrateur de courant, un seul signal externe de stimulation peut tre appliqu [73]. NEURO64 permet la mesure des biosignaux sur 64 microlectrodes en parallle. Sa surface active mesure 4,8 mm * 7,8 mm. Le circuit de mesure prsente une bande passante rglable (10 Hz - 130 Hz 400 Hz - 2,4 kHz), des amplificateurs de gain rglable (40 dB 80 dB) et un multiplexeur analogique [73]. Le bruit en tension du circuit de mesure est de 5 V rms. Le bruit coupl de llectronique et de la MEA plonge dans un lectrolyte est denviron 7 V rms pour une bande passante de 50 Hz 2 kHz. Ces circuits ont permis la mesure dactivit neuronale dune rtine de singe [73-75]. Les premiers signaux dtects ont une amplitude de 60 V (le bruit prsente une amplitude crte crte denviron 50 V).

4.2.4 Systmes intgrant le circuit lectronique et une MEA sur le mme substrat

DeBusschere et Kovacs (universit de Stanford) ont prsent en 2001 un systme portable de mesure dactivit biolectrique pour la dtection dagents pathognes [44]. Le systme est compos de deux chambres de cultures avec chacune une lectrode de rfrence, deux lectrodes de stimulation et 4 matrices de 16 microlectrodes de 10 m de diamtre au pas de 100 m intgrs sur le circuit. Celui-ci comprend galement une lectronique de mise en forme des signaux biologiques compose dun amplificateur oprationnel mont en suiveur par microlectrode suivi de multiplexeurs 16 voies (Figure 16). On a donc 128 microlectrodes et une lectronique intgre dans le mme circuit. Lamplification et le filtrage du signal ainsi que la gnration de stimuli sont effectus hors du circuit intgr avec des composants discrets. Le bruit en tension des montages suiveurs est de 2 V rms, le bruit total mesur avec les microlectrodes immerges est de 21 +/-3 V rms. Ce systme a permis de mesurer lactivit de cellules cardiaques HL-1 de souris, dont lamplitude des potentiels daction est suprieure 300 V crte crte.


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Figure 16 : Photographie du systme intgr comprenant 8 MEAs de 16 microlectrodes, des montages suiveurs et des multiplexeurs [44].

Berdondini et al. (universit de Neuchatel, CSEM) ont prsent en 2005 une matrice active (APS : active pixel sensor ) de 4096 (64 * 64) microlectrodes [76]. Les microlectrodes en or sont au pas de 40 m et mesurent 20 m * 20 m. Sous chaque pixel / microlectrode , un suiveur permet de faire ladaptation en impdance de llectrode. Llectronique sous le pixel ne prsente pas de filtrage ni damplification. La logique dadressage se situe sur le cot de la puce et permet un adressage squentiel de lensemble ou partie des pixel une cadence dchantillonnage maximum de 10 MHz (soit 2,44 kHz par microlectrode au maximum si tous les pixels sont lus). Ce circuit, fabriqu avec une technologie 0,5 m, mesure 2,5 mm * 2,5 mm. Le systme a permis de mesurer lactivit de neurones pour des PAs suprieurs 130 V crte crte, avec un bruit de 80 V crte crte.

Les quipes de luniversit du Michigan ont dvelopp, entre autres, une sonde active de 64 microlectrodes avec 8 voies de mesure en parallle [66]. Un slecteur connect directement aux microlectrodes permet de choisir 8 voies parmi les 64. Chacune des 8 voies de mesure prsente un gain de 60 dB et une bande passante avec une frquence de coupure basse rglable (1 Hz - 500 Hz) et une frquence de coupure haute 10 kHz. Le bruit lectronique en tension du pramplificateur mesur sur la bande 300 Hz - 10 kHz est de 8,9 V rms. Le circuit mesure 5 mm pour une technologie CMOS 3 m. Cette sonde a t monte en un assemblage en trois dimensions de 4 sondes identiques relies un ASIC de transmission par radio frquences, pour un total de 256 microlectrodes dont 32 peuvent tre mesure un instant donn (Figure 17) [66]. Les sondes actives de luniversit du Michigan prsentent en gnral le dsavantage dexhiber un bruit total important (suprieur 15 V rms hors biologie) et mme lorsque les assemblages en trois dimensions permettent davoir un capteur avec un trs grand nombre de microlectrodes, seul un nombre faible dlectrodes est accessible un instant donn (infrieur ou gal 64 microlectrodes pour les systmes actuels).


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Figure 17 : Assemblage en trois dimensions de 4 sondes actives de 64 microlectrodes / 8 voies de mesure chacune [66].

En ce qui concerne la stimulation, luniversit du Michigan a dvelopp une sonde active de 64 microlectrodes avec 8 voies de stimulation (Figure 18) [77]. La partie CMOS active mesure 5,7 mm * 4 mm. 8 convertisseurs numrique - analogique permettent la stimulation en courant sur +/- 127 A.

Figure 18 : Image de la sonde active de stimulation de 8 voies de stimulation sur 64 microlectrodes [77].

Heer et al. de linstitut de technologie de Zurich (ETH) ont prsent en 2005 un circuit intgr avec une MEA de 128 (8 * 16) microlectrodes en platine sur le mme substrat [25]. Llectronique associe chaque microlectrode comporte un amplificateur capacits commutes et mesure 250 m * 250 m. Le gain total du circuit peut tre de 60 dB ou 69,5 dB, et la bande passante est rglable. Les signaux sont multiplexs par groupe de 8 puis numriss laide de 16 convertisseurs analogique - numrique. Un seul signal de stimulation peut tre reli au circuit (un seul convertisseur numrique analogique). Chaque lectrode peut tre mise en stimulation, la mesure ntant alors pas dconnecte. Pour viter que la saturation de lamplificateur ne dure trop longtemps, le filtre passe haut prsente un mode reset qui permet au systme de revenir au point normal de fonctionnement aprs saturation en moins de 100 s. Le circuit complet occupe 6,5 mm * 6,5 mm de silicium, pour une technologie CMOS 0,6 m (Figure 19). Le systme a permis de mesurer des potentiels dactions de 500 V damplitude avec une culture de cellules corticales dissocies dembryons de poulet. Le bruit en tension ramen en entre sur une bande passante de 10 Hz 5 kHz est de 5,9 V rms pour le circuit seul et de 27 V rms pour le bruit total observ lors de la mesure exprimentale.


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Figure 19 : Systme dvelopp par Heer et al. [25]. A gauche : microsystme complet. A droite : photographie du circuit intgr de mesure et stimulation.

4.2.5 Les FET MEAs

Les FET MEAs sont des matrices de microlectrodes pour lesquelles les microlectrodes mtalliques sont relies directement la grille de transistors effet de champ ( Field Effect Transistor ). Dveloppes originellement par Fromherz et al., les FET MEAs prsentent la particularit dutiliser lactivit biolectrique du neurone pour moduler directement le courant dun transistor MOSFET par effet capacitif. Lavantage principale de ce genre de dispositif est que ltage dentre classiquement utilis dans les autres dispositifs, savoir un tage dadaptation dimpdance et un tage de couplage capacitif (pour liminer la composante basse frquence du potentiel lectrochimique), na pas besoin dtre intgr, ce qui permet de rduire la taille du circuit de mesure.

Ainsi un circuit intgr de 128 * 128 microlectrodes t ralis par Infineon pour la mesure de potentiels daction avec une frquence dchantillonnage sur chaque pixel de 2 kHz [78]. La surface de mesure est de 1 mm * 1 mm pour une dimension totale du circuit de 6,5 mm * 5,2 mm. Les lectrodes de 4,5 m de diamtre sont au pas de 7,8 m. Ce systme a permis la mesure de potentiels dactions dun snail neuron de 2 3 mV damplitude crte crte. Le niveau de bruit nest cependant pas prcis, les signaux gnrs par ces snail neurons sont damplitude trs importante devant celles que lon souhaite mesurer (quelques millivolts contre quelques dizaines de microvolts).

Ecken et al. [79] ont dvelopp un systme MEA de 64 microlectrodes planaires relies des transistors JFET bas bruit en composant discrets pour la mesure de potentiels daction de cellules cardiaques une frquence dchantillonnage de 10 kHz (Figure 20). Ce systme prsente un bruit crte crte denviron 180 V.

La fonction de transfert de ce type de capteur diffre de celles obtenues avec des MEAs classiques du fait du couplage capacitif linterface de llectrode et du transfert MOS qui nest pas forcment linaire. Les principaux dsavantages des FET MEAs sont quelles ne permettent pas la fois la mesure et la stimulation sur la mme lectrode, et quelles prsentent un niveau lev de bruit.


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Figure 20 : Systme de pramplification transistors JFET et MEA planaire 64 voies [79].

4.2.6 Synthse sur les systmes intgrs de mesure ou stimulation

Les systmes raliss en lectronique intgrs prsentent des performances plus contrastes que les systmes discrets cause des contraintes lies lintgration de llectronique de filtrage et damplification et de stimulation.

Les systmes les plus performants en terme de bruit et de bande passante (possibilit de mesurer des LFPs et des PAs) sont galement ceux qui prsentent le moins de voies de mesure, et des surfaces silicium par voie de mesure les plus importantes (ex. : universit de lUtah, voir Tableau 3). A linverse, les systmes qui prsentent le plus grand nombre de voies de mesure, prsentent aussi les plus mauvaises performances en terme de bruit et de bande passante (ex. : universit de Stanford et de Neuchatel). Les deux principales difficults de ralisation de ces circuits intgrs sont dune part de concilier une lectronique bas bruit et un faible encombrement de llectronique de mesure, et dautre part de pouvoir intgrer le filtre passe haut permettant dliminer la composante basse frquence du signal avec une trs basse frquence de coupure pour respecter la bande passante du signal, tout en limitant encore une fois la taille du circuit de mesure. Tous les systmes valids exprimentalement prsentent un bruit suprieur 50 V crte crte, et aucun notre connaissance nest actuellement utilis de manire courante par des neurobiologistes.

Les systmes intgrs actuels pour la stimulation avec des MEAs permettent au mieux de router 8 signaux de stimulation diffrents en courant (un stimulus par aiguille achemin vers lune ses 8 des microlectrodes, la sonde de 64 sites tant compose de 8 aiguilles) (universit du Michigan), ou 1 signal de stimulation envoy sur 64 microlectrodes en mme temps (Dabrowski et al.). Les seuls ASICs permettant la fois la mesure et la stimulation permettent au mieux dacheminer un seul stimulus sur les microlectrodes.

Pour rsumer, les systmes intgrs, permettent de rduire la taille de llectronique proche capteur, de rduire la connectique, et daugmenter le nombre de voies de mesure. Nanmoins, ils ne permettent pas encore de concurrencer les systmes discrets en terme de performances de mesure. De plus les possibilits des systmes bidirectionnels (mesure et stimulation sur chaque voie) sont trs rduites (peu de stimuli diffrents, gestion de la commutation au niveau de chaque lectrode et des artfacts limites).


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Tableau 3 : Rcapitulatif des caractristiques des principaux systmes intgrs permettant la mesure ou la stimulation de lactivit biolectrique neuronale :

mesure bande passante (Hz) bruit gain (dB) surface (mm) stimulation divers

Universit de Brown 16 voies 10 - 7,3 k

9 V rms 44 2 * 2 NA hybridation avec MEA fakir

Universit de Duke 16 voies 530 - 5300 3,8 V rms 61 ou 73 4,2 * 3,8 NA capacit de filtrage off-

chip

Universit de l'Utah 6 voies 0,025 - 7,02 k

2,2 V rms 39,5 2,2 * 2,2 NA

Hybridation sur une matrice planaire de

pramplificateurs similaires pour 4 voies de mesure au

total

Universit de Neuchatel, CSEM 4096 voies pas de filtrage

80 V c-c suiveur 2,5 * 2,5 NA

Echantillonnage max 2,44 kHz si toutes les voies sont

en mesure

Universit de Stanford 128 voies pas de filtrage

2 V rms suiveur 6 * 9 NA

Systme portable, 4 lectrodes de stimulations accessibles directement,

bruit des lectrodes intgres sur le mme substrat : 21 V rms

Universit du Michigan 32 1 - 500 10 k

8,9 V rms 60 5 mm NA

Assemblage 3D de 4 probes de 64 microlectrodes dont

8 peuvent tre slectionnes la fois.

L'assemblage 3D prsente aussi un ASIC de

transmission des donnes sans fil

Universit du Michigan NA NA NA NA 5,7 * 4

8 voies parmi 64 microlectrodes, 8 DACs :

+/- 127 A, res. 1A Alimentation en +/- 5V

ETH 128 voies rglable (ex 10 - 5 k) 5,9 V

rms 60 ou 69,54 6,5 * 6,5 1 stimulus gnr en

externe : 1 Dac + 1 buffer pour la gnration de

courant

Amplificateur capacits commutes, bruit avec les microlectrodes 27 V rms

Universit de Krakow 64 voies

10 - 130 400 - 2,4 k

3 V rms 40 - 80

3,3 * 7,8 et 4,8 * 7,8

1 stimulus externe, 64 sources de courant pour la

stimulation

Un assemblage de 8 ASICs a t ralis avec une

matrice de 512 microlectrodes. bruit avec les lectrodes : 7 V rms. Mesure neuronale valide

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Conclusion - Ce chapitre a permis dintroduire les diffrents mcanismes de lactivit biolectrique dans le tissu nerveux, lis la fois la morphologie du neurone et aux proprits biolectriques de la membrane neuronale ; la notion dexcitabilit et de dclenchement dactivit neuronale ; ainsi que les diffrents types et origines des signaux biolectriques neuronaux (PAs et LFPs). Ensuite, les diffrents phnomnes aux interfaces entre une lectrode mtallique et un milieu lectrolyte typiquement utiliss dans le cadre de mesures biolectriques avec des

Contribution à l'étude et à la réalisation d'un système...

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