オルガン

Scientific Reports volume 13、記事番号: 8062 (2023) この記事を引用

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組織微小生理学を継続的にモニタリングすることは、インビトロ薬物スクリーニングおよび疾患モデリングのためのオルガンオンチップ (OoC) アプローチを可能にする重要な機能です。統合されたセンシングユニットは、微環境モニタリングに特に便利です。ただし、OoC デバイスは本質的に小さいサイズ、一般的に使用される材料の特性、およびセンシングユニットをサポートするために必要な外部ハードウェア設定により、高感度の in vitro およびリアルタイム測定は困難です。今回我々は、感知領域におけるポリマーの透明性と生体適合性を包含し、本質的に優れた電気特性とシリコンのアクティブエレクトロニクスを収容する能力を備えたシリコンポリマーハイブリッドOoCデバイスを提案する。このマルチモーダルデバイスには 2 つのセンシングユニットが含まれています。最初のユニットはフローティングゲート電界効果トランジスタ (FG-FET) で構成され、センシングエリアの pH の変化を監視するために使用されます。 FG-FET のしきい値電圧は、容量結合されたゲートと、検出電極として機能するフローティングゲートの延長部分のすぐ近くの電荷濃度の変化によって調整されます。 2 番目のユニットは、電気的に活性な細胞の活動電位を監視するために、FG の延長部分を微小電極として使用します。チップのレイアウトとそのパッケージングは、電気生理学研究室で一般的に使用される複数電極アレイ測定セットアップと互換性があります。多機能センシングは、人工多能性幹細胞由来の皮質ニューロンの成長をモニタリングすることによって実証されます。当社のマルチモーダルセンサーは、将来の OoC プラットフォーム向けに、同じデバイス上で生理学的に関連するさまざまなパラメーターを組み合わせて監視するマイルストーンです。

Organ-on-chips (OoC) は、インビトロで臓器の微小生理学的環境を模倣することを目的とした動的組織培養デバイスです。これらは、疾患モデリングの関連性と医薬品開発の効率を高めるために使用されてきました1。マイクロ流体工学のチップへの統合は、細胞化学製剤分析 2 の分野をリードします。これは、たとえば、細胞毒性モニタリング 3 や腫瘍診断 4 にとって重要です。ただし、臓器生理学をチップ上で再現するには、組織にかかる機械的力、電気的に活性な細胞タイプ間の電気生理学的シグナル伝達、細胞外マトリックスにおける生物学的合図のモニタリングなど、いくつかの側面を考慮する必要があります。 OoC のこれらの側面には、システムの信頼性と生理学的関連性を向上させる機能があります5。この点で、最終的な光学標識技術を使用せずに、細胞培養からの生物学的手がかりを継続的かつリアルタイムでモニタリングすることが重要です。したがって、特に pH や酸素レベル 6 などの環境信号の場合、リアルタイム測定のために複数のセンサーを OoC に統合することが標準になりつつあり、電気化学的センシングが特に便利です。したがって、感知ユニットの性能が重要になります。外部回路を必要とせずに出力信号の増幅を高めるために、電界効果トランジスタ (FET) が電気化学センサーとして実装され、生化学的に関連した情報が抽出されています7。イオン感応性 FET (ISFET) の場合と同様、トランジスタ電極のコーティングに応じて、特定の検体に対する選択性が実証されました。 ISFET は、電荷変動を検出するために 50 年以上使用されてきました8。ただし、ISFET は通常、外部の大きな参照電極を必要とし、本質的に小型の OoCs デバイスに統合するのは困難です。さらに、参照電極は通常 Ag/AgCl をベースにしており、近接した電荷の変化によりチャネルが「オフ」になる可能性があります9。さらに、FET ベースのセンサーは通常、不透明な基板 (シリコンなど) 上に製造されるため、OoC デバイスでの使用には適していません 10。

統合されたマルチモーダルセンシングを備えた提案された OoC デバイスの概略図。 (a) 正面のスケッチ。ピンクの矢印は、pH 変化の監視に使用されるフローティングゲート FET の電気接続と、電気的に活性な細胞からの活動を記録するための微小電極として使用されるフローティングゲートの延長を示します。 (b) 裏面のスケッチ。電極は表面に作製され、裏面からシリコンをエッチングすることによって高分子膜が剥離され、試験対象の分析物を収容するための井戸のような構造が形成されます。 (c) ラベル付き端子を備えた 1 つのセンサーのスケッチ。 (d) FG-FETとして使用した場合のデバイスの等価回路図。電気二重層による静電容量は、センシング領域で \(C_S\) および \(C_A\) として表示されます。 (e) FG-FET の動作原理の概略図。 FG 延長部のすぐ近くで正味電荷が変化すると、センサーの動作点が変化します。この変化は、トランジスタのドレイン電流を監視することで検出できます。

これらのアプローチの代替として、有機電荷変調 FET (OCMFET) が導入されました。これらはフローティングゲートに基づいており、生体適合性と透明性を備えているため、チップ 9、11、12 での細胞培養アプリケーションに最適です。この場合、外部基準電極を使用する代わりに、フローティングゲート (FG) をコントロールゲート (CG) に容量結合し、FG 端子に電圧を印加せずに使用して、トランジスタの動作点を設定しました。 FG 電極の延長部に近接した検体の検出は、正味電荷に対する電荷変調によって実現され、これによりトランジスタの動作点が変化しました。独特の信号対雑音比にもかかわらず、OCMFET は通常、トランジスタを「オン」にするために高電圧値を印加する必要があります。これらの値は、臓器モデルによっては細胞の生理機能を混乱させる可能性があります。さらに、電荷変調による出力信号の変化が nA7、12 のレベルで報告され、感度が低いことが証明されました。

ここでは、統合されたマルチモーダル電気（電荷および電場）センシング機能を備えたシリコンポリマーハイブリッド OoC デバイスを紹介します（図 1）。このデバイスは、シリコンの優れた電気的性能とポリマーの生体適合性、柔らかさ、透明性を組み合わせています。このチップには 8 個の FG-FET ベースのセンサーが含まれており、その本体と端子は周囲のシリコンフレーム上にあります (図 1a)。 FG の伸長は、組織培養およびセンシング領域を構成する中央の懸濁ポリマー膜を越えて、pH 変化をリアルタイムで追跡します (図 1b)。チップには 8 つの FET ベースのセンサーが含まれていますが、カスタマイズされたモバイル測定セットアップの現在の機能により、この研究では pH 変化の追跡にセンサーのうちの 1 つだけが使用されました。チップのサイズが小さいため、特にセンシング領域のサイズが小さいため、中程度の体積 (\(\sim 30\,\upmu \hbox {L}\)) での変化を監視できます。さらに、端子の選択に応じて、FG 電極の延長部分を微小電極として使用して、ニューロンなどの起電力細胞の活動を監視することができます。

ここで紹介するデバイスでは、FG に電圧を印加するための端子がありません。むしろ、それらは環境および制御ゲート（CG）に容量結合されています（図1c）。シリコン部分上にある最初のコントロールゲート (\(CG_1\)) はトランジスタの動作点を指定しますが、2 番目の CG (回路図では \(CG_2\)) は回路を完成させ、電極に結合します。電解質界面（図1d）。フローティングゲート拡張部 (検出電極とも呼ばれる) のすぐ近くでの正味電荷の変化は、トランジスタのしきい値電圧の変化を引き起こし、トランジスタのドレイン電流の変化として監視できます。これは、FG 上の電荷変調がゲートの誘電体の対応する分極を誘導するためです (図 1e)。この伝達メカニズムは他の場所で詳しく説明されています 9,13 が、これも伸長の分極に基づいています。完全な分極は実験的には達成できませんが、FG は容量結合のみでゲート電流の漏れがないため、FG 延長部には電流が流れず、したがって分極は可能です 14。

OoC デバイスの製造とパッケージング。 (a) センサー製造の主な手順。紫色の挿入図は、最終的なデバイスの寸法と断面を示しています。 (b) 製造ステップとダイシング後のチップ前面。 (c) 裏面からのチップの SEM 画像。 (d) 組み立てられ、すぐに使用できるデバイス。 (e) 3D プリントされたウェルとホルダー、および光学イメージングアクセス用の中央カットを備えたカスタム設計の PCB を備えたチップのアセンブリの概略図。

人間の臓器の中で脳はおそらく最も複雑な生理機能を持ち、多くの異なる種類のニューロンとグリア細胞で構成され、複雑な方法で相互作用しています。電気的に活性な細胞、とりわけニューロンの活動をモニタリングすることは、疾患表現型の根底にある機能不全の神経生物学的メカニズムの特定につながる可能性があります。学際的な分野の研究者は、さまざまな設定で活動電位の生体内および体外記録 15 に電極、特に微小電極アレイ (MEA) を使用してきました。 MEA は通常、比較的高スループットな方法で数百のニューロンを同時に記録するために実装されており、これは健康な状態と病気の状態を区別するための堅牢な機能読み取りであることが示されています 16。さらに、MEA は創薬および試験にも適していることが示されています 17、18、19、20。さまざまな種類の神経細胞およびグリア細胞を MEA 上で培養し、複雑な神経ネットワークを形成できます。これらのニューロンネットワークは、さまざまな周波数 (0.05 Hz から数百 Hz まで) で振動を生成できます21。使い捨て 22、光刺激を備えた 3D 電極 23、信号抽出を最適化するためにマイクロ流体デバイスのインピーダンス分光法と統合された静的 MEA 24 など、さまざまな種類の MEA デバイスが存在します。ここでは、すでに説明した電荷検出に加えて、チップを MEA デバイスとして使用できるように、FG 電極の延長を受動的微小電極として使用します。

OoC デバイス製造における再現性と標準化は、堅牢な臓器モデルにとって非常に重要です。したがって、BiCMOS ベースのウェーハレベルのクリーンルーム製造方法が、名目上同一のチップのバッチを製造するために使用されました 25。製造フローは「方法」セクションで詳細に説明されており、主なステップは図 2a に示されています。チップのサイズが小さいことは、表側 (図 2b) と裏側 (図 2c) から見ることができます。感知領域での液体の取り扱いを容易にするために、3D プリントされたホルダーとウェルがチップの上に組み立てられました (図 2d)。さらに、市販の微小電極アレイ読み出しシステムと互換性のあるカスタム設計のプリント回路基板（PCB）が、デバイスのパッケージングを完了するように設計されました（図2e）。このパッケージングにより、チップは既存の実験室インフラストラクチャに準拠し、エンドユーザーに追加の技術知識を必要とせずに、電気的に活性な細胞の活動電位記録に直接使用できるようになります。さらに、デバイスの可搬性を向上させ、関連環境、たとえば \(37\,\,^ の保育器など) で FG-FET センサーを使用できるようにするために、カスタムメイドのコンパクトでモバイルな電子読み取りアナライザーが開発されました。 {\circ}C\) と \(5\%\) \(CO_2\)。

pH の変化は細胞の代謝産物によって引き起こされる可能性があるため、細胞培養中にモニターする最も重要な生化学的手がかりの 1 つは pH です。したがって、pH は培地の酸性化率 27 に関連するため、細胞の生存率および特定の疾患表現型の指標となります 9,26。

pH は水素イオン (\(H^+\)、つまりプロトン) の濃度の尺度であり、ここでは正味電荷としてモデル化されています。表面の帯電を調べるためのさまざまなモデルが過去数十年間に開発されてきました。ここでは電気二重層 (EDL) と帯電種の表面結合を使用します 28,29。このモデルは、サイトバインディング理論と電気二重層容量の両方に基づいています30。私たちのモデルでは、関連する MOSFET パラメーターが Advanced Design System (ADS) によるセンサーの乾式測定から抽出され、カスタム Matlab コードに実装され、電気二重層の方程式に結合されました。フローティングゲートと電解質によって形成される電気二重層の力学の方程式を解きます。

理論上、FG には電圧が直接印加されないため、FG にトラップされた電荷は一定のままであるはずです。電荷保存則から、電荷関係を確立できます7、9、12、14。 FG 電圧、したがってドレイン電流の変化は 3 つの変数に依存します。最初の変数は、\(CG_2\) に結合した電解質と電極の界面による表面電荷 (\(\sigma _S\)) で、感知領域の表面電位 (\(\Psi _0\)) に影響を与えます。これにより、感知領域の酸化物層の下の金属を通る電位 \(\Psi _S\) = \(-\Psi _0\) が誘導されます。 2 番目の変数は FG 内のトラップされた電荷 (\(Q_0\)) に関連し、最後の変数は \(CG_1\)(式 1) に依存します。 \(CG_2\) が PDMS 膜を通って FG に至ることも方程式に含まれていますが、\(C_{PDMS}\) は \(\およそ 10^{-16}F\ 程度であると計算されました) ）、したがって無視できます。これらのソースが合計されて、FG 電圧の最終結果が得られます (図 1d)。さらに、2 番目のコントロールゲートは、平面クリーンルーム製造フローによって統合された擬似参照電極として考えることができます (図 2a)。その結果、回路内のすべての要素が容量結合の合計として FG 電圧に寄与します 31:

\(CG_{2}\) (図 1d に示す) は、検出面の電位を変調します。合計容量 \(C_{tot}\) には、FG とシリコンボディ間の寄生容量 \(C_{CB}\)、PDMS メンブレンからの容量 \(C_{PDMS}\)、および検出面と \(CG_1\)、\(C_S\)、\(C_{C G_1}\) のそれぞれの静電容量。検出表面の電位 \(\Psi _S\) は \(V_{FG}\)、EDL の電位 \(\Psi _A\)、および対応する表面電荷 \(\sigma _S\) に依存します。 \(\sigma _A\) (詳細については「方法」セクションを参照してください)。飽和領域のドレイン電流は、しきい値電圧の変化から計算できます。

ここで、 \(\beta\) は実験結果 (次のセクションで説明) の後に含まれるフィッティングパラメーターであり、 \(\alpha\) はトランジスタ特性に関連する定数です。

表面上のさまざまなイオンと極性水分子の結合は、さまざまな材料に応じてさまざまな方法で実現できます。 Matlab コード内で、さまざまな表面解離定数の検出領域の表面電位を特徴付け、それを FG の電圧、つまりドレイン電流に実装しました (図 3a)。 pH の変化は表面電荷の形成を調節し、したがって EDL および検出表面の電位の変化を調節します。これらの変化は、FET のしきい値電圧とドレイン電流のシフトを調整します。

(a) 異なる解離定数を使用したセンサーの解析モデル。 3D プロットは、さまざまな pH および解離定数に対する EDL の電位の変化と、その結果として生じるドレイン電流の変化を示しています。 pH 校正液を使用した実験: (b) リアルタイム pH センシングのセットアップ。モバイル測定ユニットはテスト対象のチップに接続され、結果として得られる \(I_D\) は、コンピューター上の Bluetooth 接続を介して監視されました。 (c) pH の変化を継続的に監視します (ピンク = pH 4、緑 = pH 7、青 = pH 9)。記録では、プロットに示されている他の信号と比較して初期値が高い場合に、より大きなドレイン電流シフトが示されています。 (d) チップ上の飽和テスト。等量のｐＨ４およびｐＨ９の溶液を、中間のフラッシングを行わずに連続的に添加した。 3 つのイベントすべての結果の pH が同じであるため、結果の \(I_D\) 値は互いに一致します。 (e) (c) に示されているセンサーの分析ソリューションと実験データの比較。「X」は、テストされた各 pH 溶液の実験データセットの平均値を表します。 (f) pH をわずかに低下させた場合の感度分析。矢印は、pH 4 の液体の連続添加による酸性化の増加を表します。下向きのスパイクは、感知領域での追加の液体の衝撃によって発生します。

FET のドライな特性評価は他の場所で説明されています 25。さまざまな pH 値をリアルタイムで監視するために、電極上のネイティブ TiO2 層が選択層として使用され、コンパクトでモバイルな測定ユニットが開発されました (「方法」セクションを参照)。このユニットは、リアルタイムおよび連続測定のためのコンパクトなセットアップを提供します。 OoC の場合、測定環境が細胞生物学研究室のインキュベーターになる可能性があるため、携帯性とコンパクトさが重要です。外部読み取り機器は一般的ではなく、望ましくないため、最小限に抑える必要があります (図 3b)。 pH 校正液を導入する前に、チップを脱イオン (DI) 水でフラッシュし、乾燥させました。ただし、表面結合により、水分子の薄い層が表面に留まることが予想されます。これはセンサーの初期状態と考えることができます (図 3c、黒い帯)。次に、異なる pH 値 (4、7、9、AVS TITRINORM、BDH Chemicals) の標識された緩衝液が、マイクロピペット (\(\およそ \,30\, \upmu\) を使用して感知領域に導入されました。 )L)。液体の導入順序は、テスト中のセンサーの再現性を示すためにランダムでした。連続測定全体にわたって、データはセンサーの高い可逆性を示しました。これは、溶液を除去して脱イオン水で洗い流した後、センサーが次の液体の導入に備えて数秒以内に初期状態に戻ったことを意味します (図 3c)。各測定後、マイクロピペットを使用して感知領域から試験液体を除去し、チップを脱イオン水で洗い流して、センサーの読み取り値をベースラインにリセットしました。図 3c では、イベント間の脱イオン水の処理によって引き起こされるスパイクが観察されます。センサーの平均応答時間は 5.48 秒で、15 回の測定からの標準偏差は 1.3 秒でした (補足情報、図 S1)。測定値を監視しながら、溶液のpHの更新前後の読み取り値が安定した瞬間からセンサーの応答時間を計算し（補足情報、図S2）、平均値と標準偏差値を次の表に示しました。補足情報、図S3。既知の pH 値を使用したセンサーのキャリブレーションデータセットの準備では、汚染を避けるためにバッファーを再循環しませんでした。ただし、既知の pH 値のキャリブレーションデータセットを構築した後、再循環を考慮すると役立つ場合があります。ここでは、 \(V_{CG} = 5V,\) \(V_{DS} = 3V,\) \(V_{SUB} = V_S = 0V\) および \ の n 型デバイス (nMOS) を選択しました。 ({V_{CG_2}} = 3.3V.\) ドレイン電流値は酸性度の増加とともに減少することが観察され、これは文献 7 と一致しており、p 型有機デバイスでは反対方向の同じ傾向が報告されています。低い pH 値からの高いシフトは、実際に形成された層の反対の電荷を感知する感知酸化物層の分極に起因すると仮定します。実験データから、異なる pH 液体 (4、7、9) に対応するドレイン電流値を数秒の応答時間で測定できると結論付けました (補足情報図 S1)。測定データから、pH 間の変化に対する感度値 \(\frac{\Delta I_{D}}{\Delta pH}\) が \(1.5305\frac{\mu A}{pH}\) として得られました。 pH 7 と pH 9、および pH 7 と pH 4 の間の \(1.3574\frac{\mu A}{pH}\)。

感知領域をフラッシュせずにデバイスの飽和をテストするために、pH 4 バッファーの後に等量の pH 9 バッファーを追加しました。図 3d の最初のイベントから、pH 4 バッファーが導入された場合、pH 9 バッファーの添加による電流の増加が小さくなったことが観察されました。これはおそらく、感知領域の表面がすでに硬化していたという事実によるものです。ほとんどが pH 4 溶液の H+ イオンで覆われています。センシング領域が清掃され、最初に pH 9 バッファーが導入されたとき (2 番目と 3 番目のイベント)、\(I_D\) のシフトにもかかわらず、最初の \(I_D\) は増加し、pH 4 バッファーの追加により後に減少しました。液体を導入する前にセンサーが元の状態にあった場合、圧力はより低くなりました。結果として得られた \(I_D\) 値は、同じ最終 pH の 3 つのイベントすべてと一致しました (図 3d、紫色のバンド)。 pH センシングでは、選択層として機能するネイティブ \(TiO_2\) 32、および実験結果と解析モデルを比較するための表面解離定数 \(pK_A = 8\) および \(pK_B = 4.5\) 29,33 を使用しました。 (図3e)。分析計算と実験の両方でドレイン電流値に同じ傾向が見られました (補足情報表 1)。フィッティングパラメータ (\(\beta = 30\) \(10^{-6}\)A) がモデルに導入され、未知のパラメータ、つまり、電気二重層 (28 に基づく仮定により \(C_{Stern} = 1.078 \cdot 10^{-11}F\) と計算されます)、ネイティブ \(TiO_2\) の実際の厚さ、および内部にトラップされた電荷FG.

最後に、別のチップ上の別の n-MOS FG-FET を使用して、pH 4 緩衝液の 2 および 3 \(\upmu \hbox {L}\) を順次追加することで、pH のより小さな変化を記録しました (バッファーの初期 pH を低下させます)。液体をそれぞれ 4.4 と 4.3 に）、感知領域を洗い流すことなく（図 3f）。このテストは、溶液中の pH の小さな (0.1) 変化を検出するセンサーの感度を示しました。下限値は、現在当社のポータブルソリューションでは利用できない nA 未満の電流分解能の測定セットアップを使用してさらに調査する必要があります。

センサーの概念実証として、ヒト人工多能性幹細胞 (hiPSC) 由来の皮質ニューロンを使用し、細胞外で活動電位活動を記録するセンサーの能力を示します。この目的を達成するために、非競合的 \(GABA_A\) アンタゴニストであるピクロトキシンを導入して使用し、MEA チップを使用して検出できる細胞培養におけるバースト様の挙動を誘導しました。細胞外スパイク活動を記録する前に、チップの生体適合性をテストしました。神経前駆細胞 (NPC) を 7 日間分化させ、チップ上で 2 週間成熟させた後、細胞を固定し、染色しました。染色により、成熟ニューロンマーカー (\(\beta 3\) チューブリン/緑色) およびシナプス小胞の生成 (シナプトフィジン/赤色) が示されました。 hiPSC由来皮質ニューロンの成熟が成功したことで、ライブおよび非侵襲的測定に対するチップの生体適合性が確認されました（図4a、b）。

細胞外スパイク活動の記録には、研究室での電気生理学測定に一般的に使用されている市販のシステムであるMultichannel Systems（MCS）の読み出しセットアップを使用しました（図4c）。その理由は、標準化された読み出しシステムとの互換性と、エンドユーザーが追加の背景知識を必要とせずに、この機器を備えたどのラボでも使用できる当社のチップの能力を実証するためでした。 60 電極 MEA モデルの MCS 読み出しセットアップと互換性のある PCB を設計しました。 PCB の中央に開口部を含めると、エンドユーザーは透明な PDMS 膜により細胞培養を視認できるようになります (図 4d)。

我々は、概念実証として、1 つの微小電極からの hiPSC 由来皮質ニューロンの自発的電気生理学的信号を記録しました。記録された信号の後処理から、平均発火速度は 0.9661 Hz でした。ピクロトキシンを細胞培養物に添加して、細胞培養物にてんかん様状態を誘発し 34 、チップがニューロンの電気生理学的信号の変化を測定できるかどうかを確認しました。図4eの青い線に見られるように、記録を開始してから20秒後にピクロトキシン（50 \(\upmu \hbox {M}\)）を導入しました。図4fは記録された代表的なチャネルを示しており、発火率はピクロトキシン添加前の0.31±0.1Hzから薬物添加後の1.38±0.25Hzまで平均（N = 3）増加したことが示されました。図4fに見られるバースト様イベント（「ピクロトキシン後」挿入）を伴うhiPSC由来ニューロンからの信号生成は、ピクロトキシンへの曝露を表しています。

生体適合性および電気生理学的概念実証実験：（a、b）チップ上で分化（7 日間）および成熟（14 日間）された HiPSC 由来の皮質ニューロン。染色後、 \(\beta 3\) チューブリン陽性ニューロン (緑色) とシナプス小胞 (赤色) が見えます。 (c) マルチチャネルシステムとの互換性 PCB およびチップの MEA 記録セットアップ。 (d) チップと培地および細胞を含むウェルを示す挿入図。 (e) MEA 記録からの単一電極トレース信号。 (f) ピクロトキシン (50 \(\upmu \hbox {M}\)) の添加により、発射速度が増加しました。

我々は、FG-FET ベースのセンサーが pH の局所変化と細胞外活動電位記録をオンチップで測定できることを示しました。

当社の pH センサーは、1 時間の測定期間中に感知電極を飽和させることなく、試験対象の液体を連続的に変更しながら感知の再現性を示しました。液体の特有のドレイン電流フィンガープリントにより、液体の pH 値を正確に特定することが可能です (図 3d)。 FETのチャネルの幅と長さに応じて、異なる閾値電圧の初期値が得られました。初期ドレイン電流値の違いは、ゲート寸法の違いと、製造中に発生する可能性のある欠陥によって引き起こされます。生理学的に関連した環境で液体をテストする前に、センサーの指紋を取得するには、pH 緩衝液を使用した各 FET の校正が必要です。実験では、FET の初期動作点を測定した後、pH 変化の値を監視しました。複数の電極から同時に測定すると、電極間のクロストークや追加のノイズが誘発され、信号対雑音比が悪化する可能性があります。近接したセルラー環境間で起こり得るクロストークを確実に除去するために、デバイスの製造中にガードリング電気絶縁層 35 が追加される場合があります。

FG 内にトラップされた電荷は基準電極 (または擬似電極) を使用せずに操作するには非常に小さいにもかかわらず、電荷変調 FG-FET には大きな期待が寄せられています。必要に応じて、実験前に FG に直接電圧を印加すると、内部にトラップされた電荷が増加するため、しきい値電圧の変化が大きくなります。当社のシリコンポリマーハイブリッドセンサーを従来技術7,12と比較すると、より低い電圧値を採用し、より高い電流変化(nAではなく\(\upmu \hbox {A}\))が得られ、これにより細胞の生存率が向上する可能性があります。試験対象のさまざまな表現型を調べるために長い培養期間が必要な培養。さらに、ウェーハスケールのクリーンルーム製造プロセスにより、センサーの精度、再現性、歩留まりが向上し、必要に応じて複数の材料やより複雑な回路を OoC デバイスに統合することが可能になります。私たちのデバイスでは、センシング領域と電子端子は互いに分離されています。したがって、トランジスタの固有の材料（例えば、ゲート酸化物）を変更することなく、後処理ステップとして選択的コーティングを適用することができる36。この後処理ステップにより、さまざまな電荷センサーまたは親和性センサーを実現できます。

概念実証として、ここでは少数の記録電極を使用しました。ただし、クリーンルームでの処理能力により、チップの小さな面積を損なうことなく微小電極の数を増やすことができます (1 \(\hbox {cm}^2\))。細胞外活動電位記録に結合する可能性のあるノイズは、ほとんどが熱です 15。

ニューロンネットワークの活動は、調べたい情報に応じて、さまざまな頻度で記録できます。 pH センサーには、1 Hz のサンプリングレートが選択されました。活動電位イベントは通常、より高い周波数で発生しますが、同じ設定を変更せずに電気生理学にも使用できます。 hiPSC由来の皮質ニューロンの自発的電気生理学的活動をチップ上で測定することに成功し、必要に応じて局所電場電位を記録することも可能です。この研究に使用された電極は、一般的なセルサイズ (さまざまなサイズ、最大 100 \(\upmu \hbox {m}\)) に比べて比較的大きいため、低周波局所電界の良い候補となる可能性があります。録音の可能性。 \(1/f^2\) ノイズのため、電極が大きいほど有利です15。さらに、\(CG_2\) 端子と FG 端子の電位差は電場を強化することができ、これを使用して神経突起の成長の方向性を調べたり、おそらく軸索が成長する方向を決定したりすることさえできるかもしれません。ガルバノトロピズムの研究により、場の強さに応じて軸索の成長を誘導することが可能であることが示されています。これは、たとえばブレインオンチップモデルの皮質に見られるような空間構成を模倣するように軸索を指示するために溝などの地形的手がかりを使用するのとは対照的に、より自然なアプローチである可能性があります38、39、40。

我々は、異なる pH 値を持つ液体を区別するための FET のドレイン電流の追跡と、細胞外活動電位の記録という 2 つのセンシングモードのデバイスの動作原理を個別に示しましたが、将来的には測定を同時に操作できるようになります。同じチップ上で、生理学的に関連する条件下で電気的活動と pH 変化の両方を監視します。統合センサーの二峰性により、培地中の電荷濃度の変化と細胞からの外部活動電位の同時測定が明らかになり、分析のために培地を移す必要がなく、特定の疾患の表現型や細胞の生存能力に関する関連情報が明らかになる可能性があります。別のモジュールに移動します。実際の細胞培地からの経時的な pH 変化のリアルタイム測定も将来の研究の一部です。最後に、このチップは、そのコンパクトさとモバイル測定セットアップの使用により、トランスレーショナルオルガンオンチップ (TOP) プラットフォーム 41 などの OoC プラットフォームに簡単に統合できます。これにより、複数の臓器モジュールの研究と、さまざまな勾配 42 をモデル化し、流体操作や生化学アッセイ 43 用にプログラムできるマイクロ流体ボードを使用したいくつかの生物学的合図のモニタリングが容易になります。

このデバイスは、ウェハレベルの CMOS 互換プロセスフローによって製造されます。標準的な BiCMOS プロセスを使用した nMOS ベースのセンサーの製造には、4 インチ、厚さ 525 \(\upmu\)m の両面研磨された p 型 Si ウェハーが使用されました。イオン注入によってソースおよびドレイン端子を画定した後、厚さ 100 nm のゲート酸化層を熱成長させました。厚さ6μmの酸化物層がプラズマ化学気相成長法（PECVD）によって堆積され、エッチングハードマスクとしてウェハ裏面にパターン化されました（図2a、1）。厚さ1 \(\upmu \hbox {m}\) の \(Al/1\%\)Si 層をスパッタリングし、前面にパターン形成して、電気的相互接続とフローティングゲートを実装しました（図2a、2）。厚さ 150 nm の PECVD 酸化物層を CG 電極と FG 電極の間の誘電体として使用しました。次に、ポリイミド（PI、Fujifilm LTC9305、Europe NV、ベルギー）を絶縁および機械遷移層としてスピンコートしてパターン化し、OoCセンシング領域上のフローティングゲートの延長部分の大部分をカバーしました（図2a、3）。スパッタリングされた厚さ 300 nm の Ti 層は、CG および FG 拡張部として機能するだけでなく、活動電位の記録に使用される微小電極としても機能するようにパターン化されました (図 2a、4)。ポリジメチルシロキサン (PDMS、Sylgrad 184、Dow Corning、ミッドランド、ミシガン州、米国) を硬化剤と 10:1 の比率で混合し、脱気、スピンコート、硬化して厚さ 20 \(\upmu\)m の膜として機能させました。 OoC細胞培養/電荷感知エリア用。厚さ200 nmのAlSiがスパッタリングされ、PDMS膜上の保護層として機能し、その後、深い反応性イオンエッチングによって裏面からSi基板をエッチングすることで剥離されました（図2a、5）。最終的にウェハは 1 \(\hbox {cm}^2\) のフットプリントを持つ 52 個の等しい正方形のチップに分割されました。次に、3D プリントされたホルダー (MOIIN Tech Clear Resident、ハンブルク、ドイツ) が取り付けられ、チップがカスタム設計の PCB にワイヤボンディングされました。デバイスの電気接触端子に応じて、センサーを FET ベースの電荷センサーまたは微小電極として使用して、電気的に活性な細胞からの活動電位イベントを捕捉できます。最後に、液体の取り扱いを容易にするために、3D プリントされたウェル (直径 = 6 mm、高さ = 7 mm) (MOIIN Tech Clear 樹脂) を PDMS で感知領域に接着しました (図 2b)。

FG-FET を解析するには、Matlab で支配方程式系を解きます。これらの方程式は、フローティングゲートの電位 \(V_{FG}\)、センシング表面の電位 \(\Psi _S\) および EDL \(\Psi _{A}\)、および対応する表面電荷 \( \sigma _S\) および \(\sigma _{A}\)12.

二重層の電位は表面電荷 \(\Psi _S\) に影響し、溶液のバルク電位 (\(V_{B ulk}\) と相関します。\(CG_2\) から印加される電圧と同じであると想定されます。）表面に。さらに、 \(CG_2\) は、検出面上の EDL の電位を変更します。

\(CG_2\) による静電容量は、電解質 - 電極界面による別のスターン層とそのネイティブ TiO2 層を仮定して計算されました。酸化物表面の水酸基による表面電荷は、結合部位の数 \(N_s\) と表面解離定数 \(K_*\) に関係します。

閾値電圧の変化は、センシング表面の正味電荷 (\(Q_S\)) と CG から得られる初期閾値電圧から現れます。

これらの連立方程式は、さまざまな pH および解離定数の値に対する FG-FET ベースのセンサーの挙動を計算するために使用されました。

pH センシングのために、モバイル測定セットアップが開発されました (図 3c)。このデバイスには、フローティングゲートFETをバイアスし、出力電流信号を電圧に変換するセンシングボードが含まれています(nA範囲でもセンスできるように切り替え可能な抵抗を介して調整されます)。さらに、18ビットのアナログデジタルコンバーター（ADC）を使用して電圧値をデジタルコードに変換し、信号の送信はBluetooth Low Energyを介して実装されました。出力信号は、MATLAB スクリプトおよび Android デバイスによって監視されました。

hiPSC 株 LUMC0114iCTRL01 (hPSCreg 番号 LUMCi003-A)44 を使用して、STEMdiff SMADi Neural Induction キット (05835、StemCell Technologies) を使用して神経前駆細胞 (NPC) を誘導しました。チップは、100 \(\upmu μｇ／ｍＬで室温（ＲＴ）で一晩インキュベートした。翌日、チップを \(4\,\,^{\circ }\hbox {C}\) で 30 分間インキュベートした後、ラミニンコーティング (\(200\,\frac{\upmu \hbox {g}) を施しました}{\hbox {mL}}\)) が適用されました。その後、チップを \(37\,\,^{\circ }\hbox{C}\) で 2 時間インキュベートしました。 NPC はチップ上に 100,000 細胞 \(\cdot \hbox {cm}^{-2}\) の濃度で播種され、その後 STEMdiff 中脳ニューロン分化キット (100-0038、100-0038) を使用して 7 日間皮質ニューロンに分化されました。ステムセルテクノロジーズ）。最後に、hiPSC 由来の皮質ニューロンを成熟させ、実験の残りの間 BrainPhys hiPSC Neuron キット培地 (05795、StemCell Technologies) 中で維持しました。すべての培地には \(1 \%\) ペニシリン/ストレプトアビジンが添加されました。薬物実験では、阻害をブロックするために、ピクロトキシン (P1675-1G、Sigma Aldrich) を BrainPhys 培地中に 50 \(\upmu \hbox {M}\) の濃度で調製し、記録開始 20 秒後に添加しました。

MEA2100 システム (Multi Channel Systems、ロイトリンゲン、ドイツ) を使用して、加熱ステージを \(37\,\,^{\circ }\hbox{C}\) に設定してチップ上のニューロンの電気生理学的活動を記録しました。１０ｋＨｚで１分間のいくつかの記録を、インビトロ（ＤＩＶ）２１日目（すなわち、７日間の分化および１４日間の成熟）に取得した。データは、カットオフ周波数 200 Hz のバターワースハイパスフィルターを使用して収集されました。生の記録ファイル (.msrd) は MEA2100 システムから取得され、MCS ソフトウェアを使用して HDF5 ファイルに変換されました。 MEA-ToolBox45 を使用して、MATLAB 2018b (Mathworks、マサチューセッツ州、米国) で MEA データを解析しました。 MEA-ToolBox はスパイク検出のしきい値 \(5 \cdot RMS\) に設定され、平均は 3 つの記録から計算されました。

hiPSC 由来の皮質ニューロンを、\(4 \%\) パラホルムアルデヒド中で DIV 21 で室温 (RT) で 20 分間固定し、\(1 \%\) Triton X-100 (Sigma-Aldrich, St.ルイス、ミシガン州、米国）リン酸緩衝生理食塩水（PBS、Sigma-Aldrich）中で 20 分間。透過化ステップの後、細胞を室温で各5分間、PBSで3回洗浄しました。次に、細胞を \(1\%\) ウシ血清アルブミン (BSA; no 9048468、SigmaAldrich) とともに 30 分間インキュベートして非特異的結合をブロックし、再度 PBS で室温で 5 分間ずつ 3 回洗浄しました。使用した一次抗体は、\(\beta 3\) チューブリン (ウサギポリクローナル PA5-86069、Thermofisher、米国マサチューセッツ州ウォルサム)、シナプトフィジン (マウスモノクローナル ab8049、Abcam、英国ケンブリッジ) でした。これらの一次抗体を dPBS (マグネシウムとカルシウムを含まない) 中の \(1 \%\) BSA で 1:200 に希釈し、室温で 1 時間インキュベートしました。二次抗体はテキサスレッド (ヤギ抗マウス、ab7066、アブカム) および Alexa Fluor® 488 nm (ヤギ抗ウサギ、ab150077、アブカム) であり、これらを dPBS 中の \(1 \%\) BSA で 1:500 に希釈しました。これらの二次抗体を暗所、RTで1時間インキュベートした後、PBSで各5分間3回洗浄しました。細胞核を、NucBlue (Life Technologies、米国カリフォルニア州カールズバッド) を使用して 20 分間染色しました。蛍光画像は、Keyence BZ-810 顕微鏡システム (大阪、日本) を使用して撮影されました。

現在の研究中に生成されたデータセットは、責任著者から入手できます。分析されたデータセットは、この公開記事に含まれています。

マルクス、U. et al. 生物学にヒントを得た微小生理学的システムのアプローチにより、物質検査の予測ジレンマを解決します。アルテックス 33、272–321 (2016)。

記事 PubMed PubMed Central Google Scholar

Preetam, S. et al. 次世代の生物医学装置のためのマイクロ流体工学の出現。バイオセンス。バイオ電子。 X、100106 (2022)。

Google スカラー

ベンドル、A.ら。生物医学用ナノ材料の合成および毒性効率研究のためのマイクロ流体技術の最近の開発。メーター。今日はAdv. 13、100205 (2022)。

記事 CAS Google Scholar

バート議員ら。循環腫瘍細胞の物理的および免疫学的検出および捕捉のためのマイクロ流体プラットフォームの最近の進歩。バイオセンサー 12、220 (2022)。

論文 CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Mastrangeli, M. & van den Eijnden-van Raaij, J. Organs-on-chip: 今後の方向性。投票セル代表 16、2037 ～ 2043 (2021)。

記事 CAS Google Scholar

Zhang、YSら。オルガノイドの挙動を自動かつ継続的にその場でモニタリングするための、マルチセンサーが統合されたオルガンオンチッププラットフォーム。手順国立アカド。科学。 114、E2293–E2302 (2017)。

CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Spanu, A. et al. 調整可能な感度を備えた有機電界効果トランジスタに基づくリファレンスレス ph センサー。組織電子。 48、188–193 (2017)。

記事 CAS Google Scholar

Bousse, L.、De Rooij, NF & Bergveld, P. 絶縁体と電解質の界面の関数としての化学感受性電界効果センサーの動作。 IEEEトランス。電子デバイス 30、1263–1270 (1983)。

記事 ADS Google Scholar

デメラス、M.ら。有機電荷変調電界効果トランジスタによる電荷感知: 生体関連効果の検出への応用。 J. メーター。化学。 B 1、3811–3819 (2013)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Chen, B.、Parashar, A.、Pandey, S. 荷電した生化学分子を検出するための折りたたみフローティングゲート cmos バイオセンサー。 IEEE Sens. J. 11、2906–2910 (2011)。

記事 ADS CAS Google Scholar

Barbaro, M.、Bonfiglio, A. & Raffo, L. 生体分子プロセス検出のための電荷変調 FET: 概念、モデリング、およびシミュレーション。 IEEEトランス。電子デバイス 53、158–166 (2005)。

記事 ADS Google Scholar

Spanu, A. et al. 興奮性細胞のリファレンスレス電気生理学的モニタリングのための有機トランジスタベースのシステム。科学。議員 5、1–7 (2015)。

記事 Google Scholar

Thomas, MS、White, SP、Dorfman, KD & Frisbie, CD 界面電荷は、フローティングゲートを備えた電解質ゲートトランジスタによる化学センシングに寄与します。Ｊ．Ｐｈｙｓ．化学。レット。 9、1335–1339 (2018)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Spanu、A. In Vitro 電気生理学的アプリケーションのための有機トランジスタデバイス (Springer、2016)。

Obien, MEJ、Deligkaris, K.、Bullmann, T.、Bakkum, DJ & Frey, U. 微小電極アレイ記録による神経機能の解明。フロント。神経科学。 8、423 (2015)。

記事 PubMed PubMed Central Google Scholar

モシンク、B.ら。微小電極アレイ上のヒトニューロンネットワークは、疾患特異的な遺伝子型と表現型の相関を in vitro で研究するための非常に堅牢なツールです。 Stem Cell Rep. 16、2182–2196 (2021)。

記事 CAS Google Scholar

Cao、Z.ら。 fmr1 前変異海馬ニューロンにおけるクラスター化したバースト発火: アロプレグナノロンによる改善。ハム。モル。ジュネット。 21、2923–2935 (2012)。

論文 CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

ベイトアップ、HS et al. 興奮性/抑制性シナプスの不均衡は、結節性硬化症のマウスモデルにおいて海馬の過剰興奮を引き起こします。ニューロン 78、510–522 (2013)。

論文 CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Wainger、BJ et al. 筋萎縮性側索硬化症患者由来の運動ニューロンの内因性膜過興奮性。 Cell Rep. 7、1–11 (2014)。

論文 CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Bradley, JA、Luithardt, HH、Metea, MR & Strock, CJ 微小電極アレイ技術を使用した発作責任のインビトロスクリーニング。有毒。科学。 163、240–253 (2018)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Buzsaki, G. & Draguhn, A. 皮質ネットワークにおける神経振動。サイエンス 304、1926 ～ 1929 年 (2004)。

論文 ADS CAS PubMed Google Scholar

Charkhkar、H. et al. 市販のアレイと同等の性能を示す、培養神経ネットワーク記録用の新規使い捨て微小電極アレイ。 Sens. アクチュエーター B Chem. 226、232–238 (2016)。

記事 CAS Google Scholar

Shin, H. et al. 神経回路のダイナミクスを調査するための、光刺激と薬物送達を備えた 3D 高密度微小電極アレイ。ナット。共通。 12、1–18 (2021)。

記事 ADS Google Scholar

ジッツマン、FD 他。ライブモードでの npy 受容体活性化のモニタリングを大幅に強化するための新しいマイクロ流体微小電極チップ。ラボチップ 17、4294–4302 (2017)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Aydogmus、H.ら。オルガンオンチップアプリケーション向けの Fet ベースの統合電荷センサー、2020 IEEE Sensors、1 ～ 4 (IEEE、2020)。

Odijk、M.ら。生きたげっ歯類の脳内のカリウムを測定するための微細加工された固体イオン選択性電極プローブ: 蔓延するうつ病を研究するための dc-eeg 記録との互換性。 Sens. アクチュエーター B Chem. 207、945–953 (2015)。

記事 CAS Google Scholar

ミュラー、B.ら。熱可塑性マイクロ流体デバイスにおける哺乳動物細胞の呼吸速度と酸性化速度の測定。 Sens. アクチュエーター B Chem. 334、129664 (2021)。

記事 Google Scholar

カイスティ、M.ら。イオン感応型フローティングゲート FET モデル: 動作原理と電気流体ゲート。 IEEEトランス。電子デバイス 62、2628–2635 (2015)。

記事 ADS Google Scholar

Van Hal, R.、Eijkel, J. & Bergveld, P. 電解質酸化物界面の静電ポテンシャルを説明する一般的なモデル。上級コロイド界面科学。 69、31–62 (1996)。

記事 Google Scholar

Kaisti, M.、Zhang, Q. & Levon, K. イオン感応性フローティングゲート FET のコンパクトモデルと設計に関する考慮事項。 Sens. アクチュエーター B Chem. 241、321–326 (2017)。

記事 CAS Google Scholar

Shibashi, T. & Ohmi, T. ゲートレベルの加重和と閾値演算を特徴とする機能的MOSトランジスタ。 IEEEトランス。電子デバイス 39、1444–1455 (1992)。

記事 ADS Google Scholar

Manjakkal, L.、Szwagierczak, D. & Dahiya, R. 金属酸化物ベースの電気化学 pH センサー: 現在の進歩と将来の展望。プログレスメーター。科学。 109、100635 (2020)。

記事 CAS Google Scholar

リン、S.-H.、チオウ、C.-H.、チャン、C.-K. & Juang、R.-S. 紫外線照射下における水性懸濁液中のTio2粒子の異なる相におけるフェノールの光触媒分解。Ｊ．Ｅｎｖｉｒｏｎ．管理。 92、3098–3104 (2011)。

記事 CAS Google Scholar

Rho, JM、Donevan, SD & Rogawski, MA 培養ラット海馬ニューロンにおけるバルビツール酸塩による gabaa 受容体の直接活性化。Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ． 497、509–522 (1996)。

論文 CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

ニーメン、DA 半導体の物理学とデバイス: 基本原理 (McGraw-hill、2003)。

アヴドグムス、H.ら。 mems オーガンオンチッププラットフォームの in-situ 電極装飾によって強化されたデュアルゲート fet ベースの電荷センサー、2021 年 21st International Conference on Solid-State Sensors, Actuators and Microsystems (Transducers)、180–183 (IEEE、2021) ）。

Deumens、R. et al. グリア細胞の整列は、インビトロでの中枢神経細胞の指向性神経突起成長を刺激します。神経科学 125、591–604 (2004)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Gokoffski, KK、Jia, X.、Shvarts, D.、Xia, G. & Zhao, M. 生理学的電場は、インビトロで網膜神経節細胞の軸索成長を制御します。調査します。眼科。ヴィス。科学。 60、3659–3668 (2019)。

記事 CAS Google Scholar

山下 M. 弱い電場は、in vitro で網膜神経節細胞軸索を方向付けるガイダンスキューとして機能します。生化学。生物物理学。議員 4、83–88 (2015)。

PubMed PubMed Central Google Scholar

McCaig, CD、Rajnicek, AM、Song, B. & Zhao, M. 細胞の挙動を電気的に制御: 現在の見解と将来の可能性。生理。 Rev. (2005)。

Vollertsen、AR et al. オープンプラットフォーム技術によるオルガンオンチップの実装の促進。バイオマイクロ流体学 15、051301 (2021)。

論文 CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Micheli, S.、Mocellin, P.、Sorgato, M.、Bova, L.、Cimetta, E. 生物医学用途向けのマイクロ流体勾配発生器のモデリングベースの設計仕様。生化学。工学 J. 181、108415 (2022)。

記事 CAS Google Scholar

Zhang, D.、Li, W.、Shang, Y. & Shang, L. 生物医学応用のためのプログラム可能なマイクロ流体操作。工学リジェネ。（2022年）。

ブイセン、RA 他。脊髄小脳失調症 1 型 (sca1) 患者由来の 3 つの人工多能性幹細胞株 lumci002-a、b、および c と、影響を受けていない兄弟コントロールの 2 つの人工多能性幹細胞株 lumci003-a および b の作製。幹細胞研究所 29、125–128 (2018)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

胡、M.ら。 Mea-toolbox: 多電極アレイデータの標準化された分析のためのオープンソースツールボックス。ニューロインフォマティクス 1–16 (2022)。

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著者らは、デルフト工科大学の Else Kooi 研究室のスタッフの支援に感謝したいと思います。この研究は、オランダ政府の教育、文化、科学省 (024.003.001) によって資金提供された NWO 重力プロジェクトである Netherlands Organ-on-Chip Initiative によって支援されました。

ECTM、マイクロエレクトロニクス学部、デルフト工科大学、デルフト、2628 CD、オランダ

ハンデ・アイドグムス、ロヴロ・イヴァンチェビッチ、パスカリーナ・M・サロ、マッシモ・マストランジェリ

人類遺伝学科、ライデン大学医療センター、2333 ZC、ライデン、オランダ

ミシェル・フー、ジャン＝フィリップ・フリマ、アーン MJM ファン・デン・マーグデンベルグ

神経内科、ライデン大学医療センター、2333 ZC、ライデン、オランダ

ミシェル・フー、ジャン＝フィリップ・フリマ、アーン MJM ファン・デン・マーグデンベルグ

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MM と HA は研究を提案、設計し、原稿を書きました。 LIはモバイル測定システムを開発しました。 HA はデバイスを製造し、電気的特性評価を実施しました。 JPF と MH はすべての細胞培養実験を実施し、MEA データを記録および分析しました。 JPF と MH も電気生理学セクションの執筆に貢献し、原稿にコメントを付けました。 AMJMvdM、PMS、および MM が原稿にコメントし、追加の洞察を提供しました。著者全員が原稿を確認し、承認しました。

Hande Aydogmus への対応。

著者らは競合する利害関係を宣言していません。

シュプリンガーネイチャーは、発行された地図および所属機関における管轄権の主張に関して中立を保ちます。

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転載と許可

Aydogmus、H.、Hu、M.、Ivancevic、L. 他。統合された電荷センサーと記録微小電極を備えたオルガンオンチップデバイス。 Sci Rep 13、8062 (2023)。 https://doi.org/10.1038/s41598-023-34786-5

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受信日: 2022 年 8 月 4 日

受理日: 2023 年 5 月 8 日

公開日: 2023 年 5 月 18 日

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-34786-5

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