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<p>Integración de nanotubos de carbono en matrices de microelectrodos mediante impresión</p><p>por microcontacto y electropolimerización para aplicaciones de neuroestimulación y</p><p>biosensores</p><p>1. Introducción</p><p>El registro eléctrico y la estimulación del tejido cerebral in vitro e in vivo se utilizan</p><p>ampliamente para obtener una comprensión del sistema nervioso central y en el desarrollo</p><p>de neuroimplantes para el tratamiento de trastornos del sistema nervioso central [1, 2].</p><p>Hasta ahora, la interfaz entre el dispositivo eléctrico y el tejido cerebral generalmente</p><p>consiste en un electrodo de metal. Para disminuir la impedancia y mejorar la</p><p>biocompatibilidad mientras se mantiene la sensibilidad de los electrodos, se desarrollan</p><p>nuevos recubrimientos de electrodos compuestos. Las células neuronales han demostrado</p><p>una viabilidad excepcional y una integración eficiente con capas compuestas de nanotubos</p><p>de carbono (CNT) [3, 4]. Las CNT son biocompatibles y bioestables y las capas exhiben una</p><p>gran porosidad y área de superficie efectiva. Esto da como resultado una capacidad de</p><p>transferencia de carga muy favorable [5]. Por lo tanto, las capas de CNT se consideran un</p><p>candidato atractivo para la fabricación de electrodos de estimulación en neuroprótesis. El</p><p>objetivo final de esta investigación consiste en tecnologías robustas para fabricar capas de</p><p>CNT micropatterned mecánicamente estables y para su integración en neuroprostheses y</p><p>biosensores.</p><p>3 resultados</p><p>Las capas de CNT micropatterned que exhiben un espesor sintonizable dentro de 100 a 300</p><p>nm y se depositaron en conjuntos de microelectrodos por medio de μCP (Fig. 1, 2). Capa y</p><p>resistencia de contacto, nanoestructura y capacitancia del electrodo fueron investigados. El</p><p>μCP en particular permite la deposición de capas de CNT en aisladores y en materiales con</p><p>baja resistencia a la temperatura. Propiedades estructurales y electroquímicas.</p><p>hacen que estos electrodos sean adecuados para la estimulación eléctrica y el registro de</p><p>neuronas, así como para la detección electroquímica de dopamina. La electropolimerización</p><p>de monómeros electroactivos tales como pirrol o EDOT permite la fabricación de</p><p>compuestos conductores de CNT / polímero en electrodos (Fig. 3) que generalmente</p><p>muestran baja impedancia en comparación con electrodos no recubiertos.</p><p>4. Conclusión</p><p>El μCP y la electropolimerización se han utilizado para generar micropatrones bien definidos</p><p>de CNT en MEA. El espesor, la morfología y las propiedades eléctricas pueden controlarse</p><p>mediante la elección adecuada de los parámetros de deposición. Sin embargo, lograr</p><p>suficiente estabilidad mecánica y adhesión sigue siendo un requisito previo crítico para que</p><p>estos sistemas sean adecuados para aplicaciones en neuroprotésica.</p><p>Electrodos CNT para MEA y aplicaciones neuronales.</p><p>1. Introducción</p><p>En el descubrimiento de fármacos y la investigación básica, los MEA basados en vidrio son</p><p>un sistema in vitro bien establecido para registrar y estimular la actividad eléctrica del tejido</p><p>celular como las neuronas corticales o las células del corazón [1]. Más allá de los sistemas</p><p>in vitro, las matrices de electrodos en implantes intracraneales in vivo flexibles se usan en</p><p>neurocirugía para registrar electrocorticogramas (ECoG), p. en diagnóstico y seguimiento de</p><p>pacientes con epilepsia preoperatoria. Los implantes intracraneales actuales pueden</p><p>registrar la actividad eléctrica de las células neuronales durante un período de 7 a 14 días.</p><p>Desde un punto de vista clínico, se favorece una implantación a largo plazo, lo que requiere</p><p>altos estándares de bioestabilidad. Además, para registrar la actividad eléctrica es deseable</p><p>una baja relación señal / ruido (SNR) y, por lo tanto, una baja impedancia de los electrodos.</p><p>También un atributo importante de los electrodos para aplicaciones neuronales es su</p><p>capacidad de transferencia de carga en caso de estimular el tejido neuronal.</p><p>Los electrodos hechos de nanotubos de carbono proporcionan una alta capacidad de</p><p>transferencia de carga, baja impedancia y propiedades químicamente inertes [2, 3]. En</p><p>particular, electrodos CNT basados en flexibles y biocompatibles</p><p>Los sustratos de poliimida son un sistema apropiado para aplicaciones neuronales in vivo.</p><p>Debido al hecho de que la síntesis de CNT generalmente requiere temperaturas de proceso</p><p>superiores a 500 ° C, la fabricación de electrodos a partir de CNT orientados verticalmente</p><p>en sustratos sensibles a la temperatura como la poliimida sigue siendo un desafío. En este</p><p>proyecto, nuestro objetivo es desarrollar un proceso de síntesis a baja temperatura para la</p><p>deposición de CNT en sustratos de vidrio y poliimida.</p><p>3 resultados</p><p>La figura 1 muestra el prototipo de un electrodo de CNT cultivado mediante CVD térmico a</p><p>700 ° C sobre vidrio de cuarzo como sustrato.</p><p>Los procesos de crecimiento de PECVD que aplican una descarga de plasma DC se han</p><p>evaluado con respecto a las bajas temperaturas del sustrato. En sustratos de prueba de</p><p>silicio, se encontraron parámetros de crecimiento de CNT optimizados a una presión de 1,6</p><p>mbar, 10 W de potencia de plasma y una relación NH3 a C2H2 de 8 a 1. La figura 2 muestra</p><p>las alturas de CNT logradas con estos parámetros para diferentes temperaturas de sustrato</p><p>y tiempos de crecimiento.</p><p>Normalmente se usó una capa de catalizador de Ni de 10 nm de espesor. Con un espesor</p><p>de Ni reducido de 2 nm, el crecimiento con los parámetros optimizados produjo una altura</p><p>total de CNT de 1 μm a una temperatura de crecimiento de 350 ° C (Fig. 3).</p><p>Sin embargo, el proceso de plasma DC aplicado está restringido a sustratos conductores</p><p>como el silicio. Para sustratos aislantes como portaobjetos de vidrio o poliimidas, en el</p><p>futuro se utilizará plasma de alta frecuencia (RF).</p><p>Simultáneamente al trabajo experimental, se realizan simulaciones numéricas de los</p><p>procesos fundamentales relacionados con el crecimiento catalítico. En estas simulaciones,</p><p>la deshumectación del catalizador de níquel se estudia utilizando simulaciones de dinámica</p><p>molecular (Fig. 4). En particular, estas simulaciones reproducen los eventos antideslizantes</p><p>observados en estudios anteriores de microscopía electrónica de transmisión in situ del</p><p>crecimiento de la punta [5]. La deshumectación general ocurre a través de la difusión de</p><p>átomos de níquel en la interfaz níquel-CNT. Estos resultados brindan información sobre el</p><p>envenenamiento del catalizador y, por lo tanto, sugieren una optimización de los procesos</p><p>reales.</p><p>https://www.cambridge.org/core/journals/mrs-online-proceedings-library-archive/article/carbo</p><p>n-nanotube-based-electrodes-for-neuroprosthetic-applications/6825026F8D675388A2988B1</p><p>43533641B</p><p>Carbon Nanotube Based Electrodes for Neuroprosthetic</p><p>Applications</p><p>Foster-Miller, Inc., junto con InnerSea Technology, NanoTechLabs y la Dra. Lois Robblee, ha</p><p>demostrado un proceso simple y de bajo costo para la fabricación de electrodos de</p><p>nanotubos de carbono (CNT) de alta capacidad, baja impedancia y alta área superficial para</p><p>su uso como microelectrodos implantables. Los microelectrodos implantables para la</p><p>estimulación eléctrica de las neuronas y el registro de las respuestas neuronales son</p><p>herramientas esenciales para los neurofisiólogos que estudian el comportamiento de las</p><p>neuronas en el cerebro, la médula espinal y el nervio periférico. Las propiedades críticas de</p><p>una interfaz de electrodo deben incluir: bajo nivel de ruido, baja impedancia,</p><p>biocompatibilidad, estabilidad eléctrica durante el uso crónico y alta capacidad de carga. El</p><p>óxido de iridio tiene todas estas propiedades y, por lo tanto, se ha utilizado para desarrollos</p><p>significativos en el área de prótesis neurales. Sin embargo, estos electrodos tienen varias</p><p>deficiencias, que incluyen: alto costo de material, procesamiento intensivo en mano de obra</p><p>y deterioro de la estabilidad a largo plazo.</p><p>Los resultados de las pruebas electroquímicas de los electrodos CNT muestran alta</p><p>capacitancia y baja impedancia. Las pruebas preliminares indican que los electrodos de</p><p>fieltro CNT tienen ventajas sobre los</p><p>electrodos de óxido de iridio de última generación en</p><p>que su capacidad de carga más alta se distribuye dentro de la porción catódica de la</p><p>ventana de agua, exactamente donde la capacidad de carga de óxido de iridio es más baja.</p><p>Cuando la integración de la parte catódica de un CV se realiza en la ventana potencial de</p><p>https://www.cambridge.org/core/journals/mrs-online-proceedings-library-archive/article/carbon-nanotube-based-electrodes-for-neuroprosthetic-applications/6825026F8D675388A2988B143533641B</p><p>https://www.cambridge.org/core/journals/mrs-online-proceedings-library-archive/article/carbon-nanotube-based-electrodes-for-neuroprosthetic-applications/6825026F8D675388A2988B143533641B</p><p>https://www.cambridge.org/core/journals/mrs-online-proceedings-library-archive/article/carbon-nanotube-based-electrodes-for-neuroprosthetic-applications/6825026F8D675388A2988B143533641B</p><p>0.3 V (circuito abierto) a −0.7 V, en el cual se utilizará el electrodo, obtenemos un valor de</p><p>38 μc-cm − 2. Una integración similar para un electrodo de óxido de iridio da un valor de 15</p><p>mC cm − 2. La alta capacidad de carga del electrodo de fieltro CNT sobre el rango de</p><p>potencial catódico por debajo de 0.0 V es ventajoso para la estimulación eléctrica con</p><p>pulsos de corriente catódica. Esta es una característica que falta en los electrodos de ��xido</p><p>de iridio para los cuales se accede a la mayor parte de la capacidad de carga sobre</p><p>potenciales anódicos superiores a 0.0 V. Para que los electrodos de óxido de iridio utilicen</p><p>su capacidad de carga durante los pulsos catódicos, es necesario aplicar un sesgo anódico</p><p>al electrodo de estimulación entre pulsos de estímulo. Esto conduce a una mayor</p><p>complejidad de los circuitos de estimulación y a la posibilidad de la aparición intermitente de</p><p>baja corriente de CC, que se evitarán con los electrodos de fieltro CNT.</p><p>https://pubs.rsc.org/en/content/articlelanding/2008/jm/b805878b/unauth#!divAbstract</p><p>Microelectrodos de nanotubos de carbono para la interfaz neuronal</p><p>Resumen</p><p>Este artículo destaca nuestro progreso reciente en el desarrollo de electrodos basados en</p><p>nanotubos de carbono para aplicaciones de neurochip. Al integrar el crecimiento de</p><p>nanotubos de carbono con técnicas estándar de micro fabricación, hemos realizado nuevos</p><p>arreglos de microelectrodos basados en nanotubos de carbono para la interfaz neuronal y la</p><p>ingeniería de redes. Los nuevos electrodos poseen un conjunto único de propiedades que</p><p>los convierten en una plataforma prometedora para futuras aplicaciones de interfaz</p><p>neuronal. En particular, los electrodos de nanotubos de carbono pueden usarse</p><p>potencialmente para dispositivos neuroprotésicos o como biosensores novedosos.</p><p>https://pubs.rsc.org/en/content/articlelanding/2008/jm/b805878b/unauth#!divAbstract</p>
