理想情況下，神經探針陣列應具有良好的生物相容性、具有高信噪比的高密度電極、通過柔性電纜實現的互連功能、高度集成的電子架構，以及集成型微執行器，從而驅動電極柄實現神經元運動跟蹤。
人類的大腦通過其神經元活動來協調我們的感知、想法和行動。神經科學家正努力通過采用能夠在行為期間以單神經元和單峰分辨率分離、識別和操縱神經元的方法來理解大腦的功能。神經探針不僅在細胞外記錄、腦機接口（BMI）和深部腦刺激（DBS）方面取得了成功，而且在腦電圖、神經元功能恢復和腦部疾病研究等一些新的應用中也成績斐然。理想情況下，神經探針陣列應具有良好的生物相容性、具有高信噪比的高密度電極、通過柔性電纜實現的互連功能、高度集成的電子架構，以及集成型微執行器，從而驅動電極柄實現神經元運動跟蹤。
為了能夠在大腦的多個區域內大規模記錄單個神經元，神經探針需要高密度、大數量的電極。遺憾的是，最新的高密度CMOS神經探針有一個很大的“柄”，它是探針的一部分，會植入到大腦區域。這個“柄”部分需要做到盡可能薄，以避免干擾或損害正常的大腦功能，眼下，它們還達不到神經科學家希望的那么小。另外，目前的電子設計架構也不是最佳。探針設計由大量小型有源電極組成，用于放大和緩沖神經信號。CMOS像素放大器（PA）位于電極下方極小的空間內，由于空間不足，信號處理被迫在探針的底座完成。想象一下這種非理想信號路由中的噪聲問題，理想情況下希望信號處理緊挨著PA進行。
微型光機械（MOM）壓力傳感器
我們從壓力傳感器設計開始。MEMS壓力傳感器有電容式和壓電式，它們體積小，性能相當好。再就是光纖傳感器，它們具有超敏感性和低噪聲特性，但在集成度較低的設計架構中使用最佳。
現在，我們將上述兩種傳感器特性合并為一個集成傳感器，即微型光機械（MOM）壓力傳感器。與壓電和電容傳感器設計相比，這種器件可帶來更高的靈敏度和更好的噪聲特性，但封裝尺寸卻相同。
MOM器件采用馬赫-曾德耳干涉儀（MZI）系統或環形諧振器進行演示（圖1）。
圖1：帶有光柵耦合器、多模干涉儀（MMI）分離器和螺旋波導臂的不平衡馬赫-曾德耳干涉儀布局。
如圖1所示，典型的MZI MOM壓力傳感器由1個MMI分離器、2個波導臂和1個MMI組合器構成。該設計將其中一個MZI臂置于柔性膜上（圖2）以承受差壓；另一個MZI臂用作固定參考。在設計中確定螺旋中的環路數量時要做出權衡：增加環路數量會提高靈敏度，但卻會降低壓力范圍；反之亦然。
在功能上，從MZI發出的光強取決于兩個臂之間的相位差及其所承受的差壓。由于其中一個臂比另一個長得多，MZI是“不平衡的”。
在制造該器件的過程中，創制了一個傳感膜。當膜彎曲時，波導的位置發生變化，從而引起光路延伸，導致該特定臂發生相移（圖2）。
圖2：在這個微型光學壓力傳感器橫截面中，下半部分顯示了壓力下的彎曲。
激光
光譜帶寬是個重要參數，它極大地影響了激光的靈敏度。平衡MZI的實現會考慮這種影響。
由于量子噪聲和激光腔體的變化，激光輸出會產生噪聲。強度噪聲和波長漂移是兩種重要噪聲。強度噪聲可以通過添加一個電源分接頭來校正，該抽頭會直接將信號中的噪聲減掉。波長漂移可以通過在電路輸入端添加濾波器（如環形諧振器）來減少。
修改后的設計
改進后的MOM壓力傳感器設計，MZI是平衡的；第一個是大范圍測量用單回路，第二個將敏感螺旋臂中的信號分成兩路去相位輸出，這樣就能始終對每一壓力進行靈敏測量（圖3）。
圖3：改進的MOM壓力傳感器。
神經探針
一個好的有源神經探針會盡可能靠近源/電極來緩沖/放大輸入信號，從而增強信號，獲取最佳記錄質量。這種方法可減少源阻抗，并最小化附近長柄線耦合效應引起的串擾。
PA的面積受到電極大小的限制。其功率受限于可接受的組織加熱限制。噪聲需要比最小信號幅度（可能低至幾十微伏）更低。通常，降低噪聲的簡單方法是為PA晶體管提供更多電流，這也將帶來更高帶寬。
神經探針的信號帶寬約為7.5kHz，可以采用15kHz對PA輸出采樣。設計人員發現可以將時分復用技術嵌入柄中（圖4a）。這樣做可以使每個獨特的柄線上有M個PA輸出。如果沒有加抗混疊濾波器進行限制，則PA帶寬會由于折疊而產生帶內噪聲。在采樣發生之前，將低通濾波器裝入這個小PA區域是不可能的。設計人員選擇使用能夠在Ti時間段對信號進行積分的架構（圖4b）來衰減超出采樣頻率fi的信號，從而提高信噪比（SNR）。
圖4：（a）顯示了在沒有濾波器的情況下，電路多路復用時發生的情況；（b）顯示通過積分對信號進行濾波，降低了帶外噪聲電平。
探針架構設計（圖5）中的信號流，通過一條共享柄線從8個多路復用PA陣列的輸出流向底座。然后，該信號進入探針底座中的積分器，積分器的輸出通過8個標記為Vo的采樣保持電路進行解復用。接下來，8個單獨的Vo中的每一個都進入自己的信道模塊，它們對信號進行放大和濾波，使得輸出僅有感興趣的頻帶。接下來，所有20個通道經過多路復用并由10位逐次逼近寄存器式（SAR）模數轉換器（ADC）進行數字化，并發送至為ADC和多路復用/多路解復用器（MUX/DEMUX）提供時鐘的數字控制模塊。在此，所有ADC的并行輸出經串行化后僅有6條數據線。
圖5：探針架構設計和信號流具有從輸入到輸出的偽差分信號路徑。
像素放大器（PA）
設計人員將其PA架構設計成兩個區域很有創意。PA本質上是個電壓電流轉換器（圖6）。
圖6：像素放大器架構。
圖6顯示電壓電流轉換器的輸出電流由電容器Ci積分2.5μs，然后經過采樣并移動到解復用器上。信號鏈的更多細節可參見《Double MZI Micro-Opto-Mechanical Pressure Sensors for increased sensitivity and pressure range（用于提高靈敏度和壓力范圍的雙MZI微型光機械壓力傳感器）》一文。
最終，與現有頂尖水準的探針相比，這種設計架構實現的同時記錄信道數量至少增加了2倍。
我充分預計，未來該電子領域的架構進步將會層出不窮。醫療電子將極大地受益于MEMS和傳感器以及其他架構進步，加之半導體創新，將幫助改善患者及健康和健身人群的生活。讓我們用工程技術令世界變得更美好，人們更健康。