Mikroelektroden werden genutzt, um z.B. im Gehirn neuronale Aktivitäten robust und einfach messen zu können. Um nicht nur die neuronale Aktivität jeweils eini- ger weniger Zellen zu messen, werden Elektroden in Arrays bzw. Matrizen angeordnet, die bis zu einige tausend einzelne Elektroden umfassen können. Durch die hohe Kanalzahl wird es damit möglich, von so vielen Neuronen gleichzeitig abzuleiten, dass die Daten für die Realisierung z.B. von Hirn-Computer-Schnittstellen (Brain Machine Inferfaces, BMI) genutzt werden können. Hierdurch können nicht nur neuronale Kodierungsmuster analysiert werden. Solche Mikroelektrodenarrays können auch dazu genutzt werden, Patienten die Kommunikation mit der Außenwelt zu erleichtern oder eine Interaktion zu ermöglichen.

US 2013/0046148 A1 zeigt ein Elektrodenarray mit konisch spitz zulaufenden, na- delförmigen Elektroden, die einen aus einem zentralen Schaft gebildeten optischen Wellenleiter haben. Die Außenseiten der konischen, spitz zulaufenden Elektroden ist voll umfänglich elektrisch leitend beschichtet, um mit jeder Elektrodenspitze eine neurale Aktivität zu messen. Eine ähnliche Ausführungsform eines Mikroelektrodenarrays mit einem optisch leitenden Kern, der zur Lichtführung und elektrischen Ableitung voll umfänglich mit einer Metallschicht umgeben ist, wird in J. Zhang, F. Laiwalla, J.A. Kim, H. Urabe, R. Van Wagenen, Y.-K. Song, B.B. Connors, F. Zhang, K. Deisseroth, A.V. Nur- mikko:„Integrated device for optical Stimulation and spatiotemporal electrical re- cording of neural activity in light-sensitized brain tissue", in: J Neural Eng. 2009 October; 6(5) beschrieben.

DE 10 2012 1 10 358 A1 beschreibt ein Mikroelektrodenarray mit einer Vielzahl von Elektroden, die in Form einer oder mehrerer Metallisierungsebenen in einem Substrat bereitgestellt werden. Zudem sind elektrische Lichtquellen einer optischen Stimulationseinheit über die flächige Ausdehnung des Substrats verteilt an der Oberfläche des Substrats angeordnet oder in dem Substrat aufgenommen. S. Chen, W. Pei, Q. Gui, Y. Chen, S. Zhao, H. Wang, H. Chen:„A fiber-based im- plantable mulit-optrode array with contiguous optical and electrical Sites", in: J. Neural Eng. 10 (2013) beschreiben eine Elektrodenanordnung mit mehreren stab- förmigen und am Ende spitz zulaufenden Elektroden, die einen lichtleitenden Kern und einen den Kern umgebene Schicht haben. An der Spitze ist eine Elektroden- fläche umlaufend angeordnet, die über eine elektrisch leitende Schicht um die

Mantelfläche der Stiftelektrode zu einem Anschlusspunkt an einem Steckverbinder geführt wird. Die Stiftelektroden werden in das Isolierstoffgehäuse des Steckverbinders eingesetzt und dort elektrisch leitend kontaktiert. Bei der Anwendung der Elektroden wird das Gewebe in der Umgebung der Elektrodenspitzen geschädigt, so dass die neurale Aktivität in der direkten Umgebung der Elektrodenspitzen nachlässt. Zudem ist der Zusammenbau der Mikroelektrodenarrays aufwendig und schwierig. Ausgehend hiervon ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung ein verbessertes Mikroelektrodenarray sowie ein verbessertes Verfahren zur Herstellung von solchen Mikroelektrodenarrays zu schaffen. Die Aufgabe wird mit dem Mikroelektrodenarray mit den Merkmalen des Anspruchs 1 sowie durch das Verfahren mit Merkmalen des Anspruchs 1 1 gelöst. Vorteilhafte Ausführungsformen sind in den Unteransprüchen beschrieben. Für ein Mikroelektrodenarray der eingangs genannten Art wird vorgeschlagen, dass um den Kern herum mehrere elektrisch voneinander isolierte Messleitungen angeordnet sind. Benachbart zu der Endfläche des Kerns sind am Ende der Elektroden mehrere räumlich um die Endfläche verteilt angeordnete Elektrodenflächen vorhanden, die jeweils elektrisch leitend mit einer zugehörigen Messleitung ver- bunden sind. Die zugehörigen Messleitungen können in der gleichen Schichtebene und/oder in unterschiedlichen Schichtebenen im Mikroelektrodenarray integriert sein.

Um die Endfläche herum sind somit mehrere Elektroden angeordnet. Damit kann eine räumliche Messung neuraler Aktivität erfolgen. Dies ist insbesondere von Vorteil, wenn das in der direkten Umgebung der Elektrodenspitze liegende Gewebe geschädigt wird, und die neurale Aktivität von entfernteren Stellen herrührt. Mit den mehreren Elektroden pro Elektrodenspitze kann somit ein differenzierteres Signal gewonnen werden, aus dem eine Auswertung neuraler Aktivität in der Um- gebung des Mikroelektrodenarrays gut möglich ist.

Durch das Vorsehen mehrerer Messstellen ist die Kontaktierung selbiger mit einzelnen Messleitungen nötig, welche als möglichst schmale Streifenleiter ausge- führt sind. Dadurch reduziert sich die immense Kapazität bisheriger konzentrischer Metallisierungen zum umgebenden Gewebe, was nun die Messung einzelner Aktionspotentiale erlaubt. Auch die Trennung der räumlich verteilt gemessenen Signale der einzelnen Elektrodenöffnungen wird möglich, da sie sich kaum noch inter- einander und zum Gewebe hin beeinflussen.

Der Kern stellt mit seinem hohen Aspektverhältnis, d.h. einer größeren Länge als Dicke (Durchmesser) einen Träger für die Elektroden und zugehörigen Messleitungen bereit. Er kann zudem bei Bedarf in Form eines lichtleitenden Kerns mit einer Lichtaustrittsfläche als Endfläche als Wellenleiter für elektromagnetische Wellen im sichtbaren und/oder unsichtbaren Wellenlängenbereich (z.B. Infrarot, Ultraviolett, Terahertz) genutzt werden, um Zellen zu stimulieren.

Anders als das einfache herkömmliche Beschichten der Mantelfläche einer ko- nisch zulaufenden Elektrode wird durch die Anordnung mehrerer Messleitungen an der Mantelfläche an der Außenfläche des Kerns erreicht, dass das elektrische Verhalten verbessert wird.

Hierzu können die Messleitungen um den Umfang der Außenfläche des Kerns herum verteilt angeordnet sein. Zudem kann ein Multilayeraufbau die elektromagnetische Schirmung einzelner Messleitungen voneinander erlauben.

Wenn anstelle von konzentrischen oder teilkonzentrischen elektrisch leitenden Schichten zur Bildung von Messleitungen auf die Mantelfläche der Kerne direkt Leiterbahnen strukturiert werden, reduziert sich die Kapazität der leitenden Fläche zum umgebenden Gewebe hin. Da die Impedanz der Elektroden kontakte relativ hoch ist, führen die bei der konzentrischen Beschichtung der Mantelfläche der Kerne auftretenden parasitären Kapazitäten zu einer starken Dämpfung hochfrequenter Signale, insbesondere der Signale der Aktionspotentiale der Zellen. Dies wird durch die Aufbringung einer Mehrzahl von elektrisch voneinander isolierten Messleitungen an der Außenfläche des Kerns vermieden. Zumindest werden die parasitären Kapazitäten wesentlich verringert.

Alternativ zu einfachen Ableitelektroden können zur Detektion schwacher elektri- scher Signale bzw. elektrostatischer Potentiale Feldeffekttransitoren eingesetzt werden. Diese erfordern im Gegensatz zu einfachen Ableitelektroden sowohl eine Zuleitung als auch eine Ableitung, verstärken aber direkt das gemessene Signal und können somit zu einer empfindlicheren und rauschärmeren Detektion beitragen. Durch eine angelegte Spannung an diesen Leitungen kann das zur Neuro- nenumgebung zwischen den Kontakten offene System durch eine Potentialänderung die Leitfähigkeit und damit den fließenden Strom verändern. Dabei wirkt die offene Fläche zwischen den beiden Kontakten ganz oder zum großen Teil als Gateelektrode. Vorzugsweise kommen hier Transistoren auf der Basis polarer Halbleiter zum Einsatz, da diese eine besonders hohe Empfindlichkeit aufweisen. Hier sind Feldeffekttransistoren auf der Basis von Verbindungshalbleitern aus den Gruppe-Ill-Nitriden, insbesondere GaN sehr gut geeignet. Dabei weist GaN eine hohe Biokompatibilität und Langzeitstabilität in lebenden Organismen auf. Der Gatebereich kann aber auch zusätzlich durch Beschichtungen in seinen Eigenschaf- ten modifiziert und die Empfindlichkeit damit beeinflusst werden. Insbesondere lässt sie sich durch hochisolierende Schichten wie z.B. Siliziumdioxid oder Siliziumnitrid elektrisch sehr gut von der Neuronenumgebung isolieren um einen möglichen Einfluss zu minimieren. Der Kern kann zylinderförmig sein und eine Grundfläche an seinem freien Ende haben, auf dessen Ebene die zentrale Endfläche (z.B. die Lichtaustrittfläche eines lichtleitenden Kerns) und mehrere um den Umfang der zentralen Endfläche herum verteilt angeordnete Elektrodenflächen angeordnet sind. Anstelle von spitz zulaufenden konischen Elektroden werden somit zylinderförmige Säulenkerne vorge- schlagen. Diese lassen sich aufgrund der Unterschnittfreien aber nahezu senkrecht (95° ± 5°) zur Ebene des Substrats stehenden Mantelflächen der lichtleitenden Kerne adäquat zur Ausbildung von Messleitungen an der Mantelfläche strukturieren. Zudem lassen sich solche zylinderförmigen Säulenkerne gut im Schichtaufbau integral in dem flexiblen Substrat herstellen, wodurch ein einstückiges fle- xibles Mikroelektrodenarray geschaffen wird, das beim Einbringen in Gewebe einen wesentlich reduzierten zerstörerischen Einfluss auf das Gewebe hat. Zudem wird durch die Grundfläche des zylinderförmigen lichtleitenden Kerns ein Flächenbereich um die zentrale Endfläche herum bereitgestellt, auf der Elektrodenflächen aufgebracht werden können. Diese Grundfläche kann eben, leicht gekrümmt oder geneigt sein. Vorteilhaft ist jedoch, wenn die Grundfläche nicht spitz zulaufend ist, um die Gefahr der Zerstörung von Gewebe zu verringern.

Das flexible Substrat ist vorzugsweise polymerhaltig. Es kann beispielsweise aus einem Polyimid gebildet werden, so dass eine progressive Implantation einzelner Elektroden aufgrund der hohen Flexibilität möglich ist. Hierdurch können Gewebeschäden reduziert und die Blutzufuhr weniger beeinträchtigt werden, da der bei der Implantation auftretende Druck reduziert werden kann. Zudem lassen sich in eine solche flexible Polymerstruktur Lichtemitter, wie beispielsweise Leuchtdioden, sowie elektrische Leitungen einfach und gut einbauen. Der Kern kann aus einem Polymethylacrylat (PMMA) gebildet sein, das sich auch gut als Lichtleiter eignet. Sowohl das polymerhaltige Substrat, als auch der PMMA-Säulenkern können lithographisch gut strukturiert werden, um Elektroden- leitungen und Elektrodenflächen auszubilden. Das polymerhaltige Substrat kann sich gut mit dem PMMA-Säulenkern integral verbinden, wenn der Säulenkern schichtweise durch Aufbringen von PMMA-Material auf das Substrat ausgebildet wird. Des Weiteren kann der Säulenkern auch plattenartig aus einem Stück aufgebaut, direkt gebondet und lithographisch strukturiert werden. In allen Ausführungs- formen ist der PMMA-Säulenkern dabei selbst noch so flexibel, dass eine Gewebeschädigung hierdurch reduziert wird.

Der Kern kann oberflächenbehandelt sein. Hierbei ist es vorteilhaft durch Strukturierung der Mantelfläche eines lichtleitenden Kerns, beispielsweise den Bre- chungsindex an der Außenseite des lichtleitenden Kerns anzupassen. Durch eine Reduzierung des Brechungsindexes („Gradientenindex") an der Außenfläche des lichtleitenden Substrats wird die Lichtführung im lichtleitenden Kern (Wellenleiter) verbessert, ohne dass eine spiegelnde metallische Beschichtung an der Außenseite des lichtleitenden Kerns erforderlich ist, welche bislang zudem als Messlei- tung genutzt wird. Denkbar ist auch eine Beschichtung des lichtleitenden Kerns durch ein zweites durchsichtiges Material mit einem niedrigeren Brechungsindex (Step-Index) als der lichtleitende Kern. Die Messleitungen müssen damit nicht mehr als Teil des optischen Systems genutzt werden, sondern können ausschließlich im Hinblick auf ihre elektrische Funktion, z.B. in schmalen Bahnen an der Au- ßenseite des lichtleitenden Kerns strukturiert werden. Damit lässt sich die Messung von Aktionspotentialen verbessern.

Eine Verbesserung des Lichtemitters, insbesondere ein kleineres Lichtanregungsvolumen und damit eine gezieltere Anregung der Neuronen, lässt sich durch die Verwendung stark gerichteter Lichtquellen deutlich besser erreichen als mit einem in den gesamten Halbraum abstrahlenden Emitter. Hierfür eignen sich als Erweiterung einfacher LEDs sogenannte Resonant Cavity LEDs (RCLED), welche meist einen dielektrischen oder monolitischen Braggspiegel aufweisen. Dadurch ist die Emission aus der Oberfläche der LED stark gerichtet. Eine weitere Verbesserung lässt sich durch vertikal emittierende Laser (Vertical Cavity Surface Emitting Laser, VCSEL) erzielen, bei denen zusätzlich ein zweiter Braggspiegel über der RCLED zu einer stark gerichteten kohärenten Lichtemission mit geringem Öffnungswinkel führt, womit sich, je nach Bauelementdurchmesser, Lichtstrahlen im Nahfeld mit Durchmessern unter 10 μιτι und geringem Öffnungswinkel realisieren lassen. Damit lassen sich prinzipiell z. B. einzelne Neuronen, bzw. Neuronen-Populationen mit hoher Genauigkeit adressieren. Ein Vorteil solcher Lichtemitter ist zudem, obwohl sie klein ausgelegt sind, dass sich mit ihnen trotzdem eine hohe Lichtleistung in einem kleinen Volumen erzielen lässt und sie zum anderen nur eine geringe Leistung aufnehmen was zu einer Vereinfachung der Ansteuerung führt, da zum einen die Leitungen dünn sind, und zum anderen die als Wärme mit eingebrachte Verlustleistung gering ist.

Prinzipiell kann eine gute Fokussierung des Lichts auch durch eine veränderte Ausgestaltung des lichtleitenden Kerns bewerkstelligt werden. Hier gibt es mehrere Möglichkeiten, dies zu erzielen. Zum einen kann eine Wölbung des Lichtaustritts bzw. die Ausgestaltung der Zylinderendfläche als Linse zu einer Kollimation des Lichtstrahls führen. Bei Kenntnis der Eindringtiefe und des ungefähren Ab- stands der zu adressierenden Neuronen, lässt die Fokussierung eine gezielte Adressierung der Neuronen zu, da der Strahl bei kurzer Brennweite nur in einem kleinen Tiefenbereich bzw. Abstand von der Lichtaustrittsöffnung eine ausreichende Intensität zum Anregen eines Neurons bzw. einer Gruppe von Neuronen aufweist. Eine andere Verbesserungsmöglichkeit ergibt sich durch eine Strukturierung der Oberfläche des lichtleitenden Zylinders durch Einbringen bzw. Aufbringen von Dickenmodulationen oder aufgedampften Materialien wie Metallen oder anderen Dielektrika als Lichtleiter in regelmäßigen Abständen. Dies bewirkt, ähnlich wie ein Braggspiegel, die Reflektion eines Wellenlängenbands, welches so gewählt wer- den kann, dass nur ein Wellenlängenbereich des von der LED emittierten Lichts eine hohe Transmission durch den Wellenleiter aufweist, womit die insgesamt auf die Neuronen eingestrahlte Leistung verringert wird und, bei breitbandigeren Quellen, nur die für die Anregung geeignete Wellenlänge in das Gewebe eindringt. Prinzipiell kann der Lichtwellenleiter ganz oder teilweise auch als oberer Spiegel für einen VCSEL genutzt werden. So besteht in diesem Fall die Lichtquelle aus einer RC-LED mit untenliegendem Spiegel und der Lichtwellenleiter der durch eins der obigen Verfahren als oberer Spiegel, nun in Resonanz mit dem unteren Spiegel und der Kavität in der die lichtemittierende Schicht sitzt. Durch gerichtete Licht- quellen lässt sich aufgrund der höheren Lichtintensität in Emissionsrichtung die Bauelementgröße deutlich verkleinern und die Packungsdichte solcher einzeln adressierbarer Lichtquellen auf dem Träger deutlich erhöhen, womit eine genauere Adressierung einzelner Neuronen bzw. kleiner Gruppen von Neuronen möglich ist und einfacher komplexe Anregungsmuster übertragen werden können.

Die Mantelfläche des Kerns kann zur Ausbildung der Messleitung und Elektrodenflächen lithographisch strukturiert werden. Vorzugsweise sind Lichtemitter von dem Substrat getragen, die jeweils angrenzend an den Übergang eines lichtleitenden Kerns zu dem Substrat angeordnet sind. Durch den Aufbau oder Einbau eines Lichtemitters, wie beispielsweise einer Leuchtdiode im Übergang zwischen Substrat und lichtleitendem Kern wird das von dem Lichtemitter emittierte Licht nahezu verlustlos über den lichtleitenden Kern an die Lichtaustrittfläche am freien Ende der jeweiligen Elektrode übertragen. Die Kerne des Mikroelektrodenarrays können in unterschiedlichen Längen ausgebildet sein, um unterschiedlich tiefe kortikale Bereiche zu erreichen. Dabei ist auch denkbar, dass Elektroden und/oder Lichtemitter auf der Substratoberfläche vorhanden sind (d.h. die Höhe der Elektroden ist Null). Damit kann eine planare Messung mit einer dreidimensionalen Messung neuronaler Aktivität kombiniert werden.

Die Herstellung des Mikroelektrodenarrays gelingt dadurch, dass ein Material auf ein flexibles Substrat schichtweise aufgetragen wird oder als plattenförmigen Materialschicht direkt auf ein flexibles Substrat gebondet wird, um säulenförmige lichtleitende Kerne zu bilden. Diese Kerne können beispielsweise als lichtleitende Kerne auf oder in dem Substrat angeordneten Lichtemitter (beispielsweise Leuchtdioden) direkt aufgebracht werden und verbinden sich integral mit dem flexiblen Substrat. Anschließend erfolgt ein Einlaminierungsschritt der Kerne und/oder die direkte Ausbildung einer Mehrzahl von Messleitungen an der Mantelfläche der Kerne durch lithographische Strukturierung. Diese lithographische Strukturierung kann direkt auf dem Material des Kerns vorgenommen werden oder auf einer Be- schichtung des Kerns oder auf einem dünnen Polymerstrukturlayer (Laminations- layer), welche/r dann jeweils die Mantelfläche bildet. Für die lithographische Strukturierung kann beispielsweise ein fotoempfindlicher Lack auf die Mantelfläche der Kerne aufgebracht werden und nach Belichtung und Entfernung der weniger oder mehr belichteten Bereiche durch Sputtern, Bedampfen oder Ähnliches mit elektrisch leitendem Material befüllt werden, um die Mehrzahl von Messleitungen in dem Vergleich zum Umfang der Mantelfläche reduzierter Breite sowie ggf. auch die Elektrodenflächen in beispielsweise einem Lift-off Prozess auszubilden.

Es ist eine mehrschichtige Metallisierung der im Wesentlichen zylinderförmigen Säulenstrukturen von oben, d.h. von der dem Substrat gegenüberliegenden Seite möglich. Dies erlaubt die Verwendung von Standardprozessen auf Si-Wafern, ohne dass Glaswafer zur Strukturierung der Kerne von unten, d.h. durch das Sub- strat hindurch benötigt werden.

Auf diese Weise wird auf einfache Weise ein monolithisches Mikroelektrodenarray geschaffen, das benachbart zur Endfläche des Kerns eine Mehrzahl von Elektrodenflächen hat, die über jeweils zugeordnete Messleitungen mit einer Messeinheit bzw. Auswerteeinheit verbunden werden können.

Das Mikroelektrodenarray sollte mit einem polymerhaltigen Material, wie z.B. Po- lyimid, so passiviert sein, dass nur die Elektroden mit ihren Elektrodenflächen neuronales Gewebe elektrisch kontaktieren.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels mit den beigefügten Zeichnungen näher erläutert: Es zeigen:

Fig. 1 - perspektivische Skizze eines Mikroelektrodenarrays;

Fig. 2 - Ausschnittsansicht des Mikroelektrodenarrays aus Fig. 1 mit einer auf einem Substrat angeordneten Elektrode;

Fig. 3 - Skizze eines auf in ein Gewebe eingebrachtes Mikroelektrodenarray, das mit einer Auswerteeinheit verbunden ist mit beispielhaften Elektrodensignalen mit und ohne optische Stimulation.

Figur 1 lässt eine perspektivische Skizze eines Mikroelektrodenarrays 1 erkennen, das ein flexibles Substrat 2 hat. Das flexible Substrat 2 ist beispielsweise aus einem Polymer ausgebildet und damit relativ weich und bei der Implantierung des Mikroelektrodenarraysl in Gewebe nachgiebig. Geeignet ist z.B. Polyimid als Grundmaterial zur Herstellung des Substrats 2.

In oder auf das Substrat können optional Lichtemitter befestigt sein (nicht sicht- bar). Auf dem Substrat 2, optional über jeweils einem Lichtemitter, werden dann Elektroden 3 schichtweise aufgebaut. Die Elektroden 3 sind in einer Matrix bevorzugt mit gleichen Abständen reihenweise im Abstand zueinander angeordnet. Die Elektroden 3 haben einen auf das Substrat 2 schichtweise oder monolithisch aufgebrachten Kern 4, der aus einem anderen Material als eine den Kern 4 umge- bende Schichtstruktur 5 besteht, beispielsweise PMMA oder SU8. Diese

Schichtstruktur 5 bildet zusammen mit dem Kern 4 eine Elektrodensäule, die in etwa zylinderförmig ist und eine Grundfläche 6 hat. Erkennbar ist, dass die Elektroden 3 an der Grundfläche 6 nicht spitz zulaufen und die Elektrodenwände nahezu senkrecht zur Ebene des darunterliegenden Substrats 2 stehen. Sie können auch leicht geneigt sein (im Bereich von etwa 0 bis 5 Grad, ohne Unterschnitt), sollten jedoch nicht kegelförmig sein. Der Kern 4 kann aus einem lichtleitenden Material gebildet sein, um als Wellenleiter für sichtbares und/oder unsichtbares Licht für die Stimulation von Zellen zu dienen. An der Grundfläche 6 ist eine zentrale Endfläche 7 des Kerns 4 vorhanden. Diese Endfläche 7 bildet für die z.B. lichtleitenden Kerne 4 eine Lichtaustrittsfläche. Weiterhin sind auf der Grundfläche 6 Elektrodenflächen 8 im Umfang um die zentrale Endfläche 7 herum verteilt angeordnet. Diese Elektrodenflächen 8 sind elektrisch leitend mit jeweils einer zugeordneten Messleitung 9 verbunden, die an der Mantelfläche der Elektroden zum Substrat 2 hingeführt sind. In dem Substrat 2 sind dann die Messleitungen 8 zu einer Anschlussleitung 10 hingeführt, über die dann eine Auswerteeinheit angeschlossen werden kann. Figur 2 lässt eine Skizze eines Ausschnitts eines Mikroelektrodenarrays 1 aus Figur 1 erkennen. Deutlich wird nun, dass das Substrat 2 einen Lichtemitter 1 1 , z.B. eine Leuchtdiode tragen kann, die über eine Steuerleitung 12 wahlweise angesteuert werden kann, um Lichtsignale abzugeben und damit Gewebe optisch zu stimulieren. Das vom Lichtemitter 1 1 emittierte Licht wird dann über den lichtleiten- den Kern 4 an der zentralen Endfläche 7 (Lichtaustrittsfläche) abgestrahlt. Die nach einer solchen optischen Stimulation resultierende neurale Aktivität kann dann mit Hilfe der Elektrodenflächen 8 gemessen werden, die räumlich um die Endfläche 7 herum angeordnet sind. Über die Anordnung von Elektrodenflächen 8 auf der Grundfläche 6 hinaus können auch noch weitere Elektrodenflächen 8 am Um- fang der Mantelfläche der Elektrode 3 vorhanden sein.

Die den Kern 4 umgebende Schichtstruktur 5 ist nun so ausgebildet, dass Messleitungen 9 an der Mantelfläche von der Grundfläche 6 der Elektrode 3 zur Struktur 2 hin geführt sind. Die Messleitungen 9 sind dabei elektrisch voneinander isoliert und über den Umfang verteilt angeordnet. Sie können, anders als skizziert, auch in den Kern 4 eingearbeitet sein, oder in eine Zwischenschicht, die dann von einer elektrisch isolierenden Schicht umgeben ist, welche dann die Außenfläche der Elektrode 3 bildet. Deutlich wird, das die Messleitungen 9 dann auf der Oberfläche des Substrats 2 oder in dem Substrat 2 z.B. parallel zur Ebene des Substrats 2 an einer Randkante des Substrats 2 geführt werden, um dort zusammengefasst in eine Auswerteeinheit führbar zu sein. Das Zusammenfassen der Messleitungen 9 kann auch in einem Steckverbinder erfolgen, an das dann ein Messkabel einer Auswerteeinheit angeklemmt wird.

Der Kern 4 kann beispielsweise aus Polymethylacrylat PMMA gebildet werden. Die den Kern 4 umgebende Schichtstruktur 5 kann wiederum aus dem flexiblen Material des Substrats 2, wie beispielsweise Polyimid gebildet sein. Denkbar ist aber auch eine mikrotechnisch aufgebrachte weiche Außenbeschichtung, die z.B. aus Parylene oder Polydimethylsiloxan (PDMS) bestehen kann. Hierdurch kann in Verbindung mit der intrinsischen Flexibilität der Polymerstruktur des Substrats 2 die Immunantwort weiter reduziert werden.

Die lichtleitenden Kerne 4 haben einen höheren Brechungsindex (Gradientenindex) als das umgebende Strukturmaterial 5. Dies kann auch durch unterschiedliche Materialien oder durch Oberflächenbearbeitung der Mantelfläche des lichtlei- tenden Kerns 4 sichergestellt werden. Durch die Verringerung des Brechungsindexes des lichtleitenden Kerns 4 an seiner Säulenaußenfläche (Mantelfläche) oder durch Beschichtung der Mantelfläche des lichtleitenden Kerns 4 mit einem zweiten durchsichtigen Material mit niedrigerem Brechungsindex (Step-Index) wird eine gute Lichtführung mit möglichst geringen Lichtverlusten erreicht. Das von dem Lichtemitter 1 1 abgestrahlte Licht wird dann weitestgehend nur an der zentralen Lichtaustrittsfläche 7 emittiert.

Durch die Strukturierung der Messleitungen 9 als Leiterbahnen auf der Mantelfläche der Elektrode 3 wird im Vergleich zur konzentrischen oder teilkonzentrischen Ausbildung von Messleitungen 9 die Kapazität der leitenden Fläche zum umgebenden Gewebe erheblich reduziert. Aufgrund der hohen Impedanz der Elektrodenflächen 8 (Elektrodenkontakte) sind hohe parasitäre Kapazitäten vor allem für hochfrequente Signale störend, wie sie bei Aktionspotentialen der Zellen auftreten. Die Bereitstellung mehrerer elektrophysiologisch ableitender Elektrodenflächen 8 verteilt um die Endfläche 7 herum erlaubt mit Hilfe von Triangulationsverfahren die Ableitung bzw. Unterscheidung tieferliegender Signalquellen, d.h. von neuronaler Aktivität. Dies ist insbesondere wichtig, wenn um die Elektroden 3 direkt herum liegendes Gewebe durch das Einbringen des Mikroelektrodenarrays 1 geschädigt wurde. Dadurch, dass die Elektrodenflächen 8 punktförmig oder rechteckig, jedenfalls nicht konzentrisch sind, gelingt eine Reduktion signaldegradierender Effekte durch parasitäre Kapazitäten, die aufgrund einer konzentrischen Komplettmetallisierung entstehen würden. Durch die Reduktion der Breite der Messleitungen 9, d.h. der Zuleitungen über den Umfang der säulenförmigen Elektroden 3 werden die parasitären Kapazitäten weiter verringert, die auf dieser Leiterbahn entlang der säulenförmigen Elektroden 3, d.h. auf unterschiedlichen Mantelflächen der Elektrode 3 mit voneinander unterschiedlichen Radien aufgebracht werden. Figur 3 lässt eine Skizze des Mikroelektrodenarrays 1 aus Figur 1 in einem Zustand erkennen, bei dem es in ein Gewebe 13, beispielsweise eine Gehirns, implantiert ist. Das Mikroelektrodenarray 1 hat an seinen Elektroden 3 um die Endfläche 7 des Kerns 4 herum verteilte Elektroden 8, von denen beispielhaft zwei Elektroden E1 , E2 skizziert sind. Deutlich wird, dass das Mikroelektrodenarray 1 über ein Messkabel 14 mit einer Auswerteeinheit 15 verbunden ist. Die Auswerteeinheit 15 kann geeignete Messverstärker haben und ist auch zur wahlweisen Ansteue- rung der Lichtemitter 1 1 eingerichtet.

Neuronen C1 , C2 des Gewebes 13 sind beispielhaft skizziert.

Für eine spontane Aktivität ergeben sich beispielsweise die von den Elektroden E1 und E2 aufgenommenen Signale der Nervenzellen C1 und C2. Die schwarze Linie ist dabei die von der zur Elektronenfläche E1 näher liegende Aktivität der Nervenzelle C1 . Die gestrichelte Linie ist die der zweiten Elektrodenfläche E2 näher lie- gende spontane Aktivität der Nervenzelle C2.

Erkennbar ist, dass die Elektrodenfläche E1 in Aktivität der nähergelegenen Nervenzelle C2 der höheren und die Aktivität der entfernteren Nervenzelle C2 mit einer niedrigeren Amplitude aufzeichnet. Für die zweite Elektrode E2 ist das Signal- Verhältnis entsprechend umgekehrt.

Wenn es sich bei der zweiten Nervenzelle C2 um eine mit einem exzitatorischen optogenetischen Opsin lichtsensitiv gemachten Zelle handelt, so antwortet nur diese Nervenzelle C2 auf Lichtimpulse aus dem lichtleitenden Kern 4 (Licht an). Die Nervenzelle C1 zeigt dann keine Aktivität (durchgezogene schwarze Linie für die Aktivität der Nervenzelle C1 ).

Durch räumliche Selektivität der nahe beieinander liegenden Elektrodenflächen E1 , E2, von denen deshalb immer mindestens zwei Elektrodenflächen 8 pro Elektrode 3 vorhanden sein sollten, ergibt sich eine bessere Trennungsmöglichkeit von Signalen unterschiedlicher Nervenzellen.

Die Herstellung des Mikroelektrodenarrays 1 erfolgt mit einem Verfahren mit den Schritten:

a) Auftragen von Material auf ein flexibles Substrat 2 zur Bildung von säulenförmigen Kernen 4, und

b) lithographisches Strukturerzeugung auf den Mantelflächen der säulenförmigen Elektrode 3, um an dem Kern 4 oder einen den Kern 4 umgebenden Mantelfläche eine Mehrzahl von Messleitungen 9 auszubilden, die elektrisch voneinander isoliert sind, und von Elektrodenflächen 8, die mit jeweils einer zugeordneten Messleitung 9 verbunden werden, wobei die Elektrodenflächen 9 räumlich um die Endfläche 7 des Kerns 4 verteilt angeordnet sind, c) Passivierung der gebildeten Gesamtstruktur unter Offenhaltung oder Öffnung der Elektrodenflächen.

Die Passivierung der Oberfläche der Gesamtstruktur kann z.B. durch Beschichtung mit einem Polymer, wie z.B. Polyimid erfolgen. Die Elektrodenflächen 8, E1 , E2 können dabei durch Abdeckung offengehalten werden, um eine zur Außenseite frei zugängliche Fläche bereitzustellen. Es kann aber auch nach der Beschichtung eine z.B. Lithographie basierte Öffnung der Elektroden 3 durch beispielsweise ein Trockenätzverfahren erfolgen.

Die lithographische Strukturierung kann mit Fotolacken (z.B. SU8 und Poly-Acryl) als Material für den Kern 4 erfolgen. Denkbar ist aber auch eine Herstellung mit Druck- oder Gießverfahren zum Aufbau der säulenförmigen Elektroden 3 und insbesondere der Kerne 4, möglichst auch ein 3D-Rapid Prototype-Prozess zur schichtweisen Ausbildung der säulenförmigen Elektroden 3. Durch den Kern 4 kann eine Penetration des Gehirngewebes orthogonal zur Fläche des Mikroelektrodenarrays 1 erfolgen, und es ist nicht nötig, Teile des Mikroelektrodenarrays 1 umzufalten. Die Mikroelektrodenarrays 1 werden in einem solchen Mikrofabrikati- onsprozess monolithisch hergestellt.

Die Elektroden 3 selbst können als Öffnungen auf der Grundfläche 6 oder der Mantelfläche der Elektroden 3 realisiert werden, an die sich eine elektrisch leitende Elektrodenfläche 8 anschließt. Bei einem Mikroelektrodenarray 1 ist auch denkbar, dass einzelne Elektroden 3 nicht zur optischen Stimulation ausgebildet sind, aber einen stabilisierenden Kern vergleichbar zu dem lichtleitenden Kern 4 haben.

Die Kerne 4 können in unterschiedlichen Längen ausgebildet sein, um unter- schiedlich tiefe kortikale Bereiche zu erreichen.