CN115248238B - 一种纳米陷阱微电极阵列器件及其可控制备方法与应用 - Google Patents

一种纳米陷阱微电极阵列器件及其可控制备方法与应用 Download PDF

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Abstract

本发明涉及电生理传感检测技术，旨在提供一种纳米陷阱微电极阵列器件及其可控制备方法与应用。该器件包括由上至下依次布置的中空玻璃培养腔、纳米陷阱微电极阵列芯片和PCB适配器，纳米陷阱微电极阵列芯片固定在PCB适配器表面的中心位置；纳米陷阱微电极阵列芯片是以PET多孔膜为基底，以膜表面的微孔作为纳米陷阱；在基底上以点阵方式均匀设有若干个电极位点，且沿周向均匀地形成若干根由四周向中心延伸的电极引线；在PCB适配器的表面由四周向中心延伸布置了若干根微带线，与电极引线一一对应地相连。本发明的器件加工工艺相对更简单，允许高效和经济的平台构建；因此可以应用于广泛的生物医学领域，以实现高质量的细胞内外电生理记录。

Description

一种纳米陷阱微电极阵列器件及其可控制备方法与应用
技术领域
本发明涉及电生理传感检测技术，特别涉及一种纳米陷阱微电极阵列器件及其可控制备方法与应用。
背景技术
电生理研究对阐明电兴奋细胞的活动具有重要的意义，可为疾病的机制探索、预防和治疗提供丰富的生理信息，特别是离子通道方面的信息。理想情况下，电生理检测平台可以实现高分辨率和高保真地记录，同时保持大规模的可扩展性。膜片钳作为电生理检测的金标准技术，可以通过与细胞之间的高电阻密封和与细胞内部低电阻接入的方式精确测量动作电位。然而，侵入性和复杂性阻碍了其长时间、大规模的记录。基于电压敏感染料或电压敏感荧光蛋白的光学检测技术可以同时报告多个细胞的跨膜电位。但是，其很难测量动作电位的电压值，并且受到光毒性、基因传递成功率和蛋白表达效率的困扰。无标签和非侵入性细胞外检测技术，如多电极阵列或多晶体管阵列，允许长期和高通量记录。然而，其记录到的信号质量显著降低，这牺牲了动作电位的高分辨率细节，不足用以探索离子通道的特性。
在过去的十年中，人们对三维微/纳米电极的兴趣越来越大，这种电极通过结合多种膜穿孔技术进入细胞内部，以获得高质量和长期的细胞内记录。有源场效应晶体管(field-effect transistors，FET)包括一个弯曲的硅纳米线FET，一个分支的纳米管FET，一个U形的纳米线FET和一个3D FET，它们具有最小的接入阻抗和宽带宽，并通过修饰磷脂双分子层实验极好的细胞内动作电位记录。另一方面，无源电极通过化学修饰或物理辅助渗透策略实现敏感的细胞内记录，其包括由修饰多肽序列的金蘑菇状电极；电穿孔辅助的垂直纳米线电极、纳米柱电极、氧化铱纳米管电极；光穿孔辅助的三维等离子体纳米电极、多孔等离子体电极、石墨烯微电极；以及修饰自组装烷硫醇单层的纳米火山型电极。此外，结合互补金属氧化物半导体(complementary metal-oxide semiconductor，CMOS)集成技术可以构建大规模、高并行的平台。基于可寻址特性，在一个CMOS电路上直接制造成千上万个纳米电极可以实现单细胞和细胞网络记录。这些平台利用微/纳米技术结合细胞外和细胞内电极的优势，实现了高质量、长期、同时和多位点的细胞内动作电位记录。但同时，这些电路的复杂制造工艺阻碍了其广泛应用。
随着心脏病学和神经科学的不断发展，对低成本、可扩展和简便的电生理检测平台提出了迫切的需求。
发明内容
本发明要解决的技术问题是，克服现有技术中的不足，提供一种纳米陷阱微电极阵列器件及其可控制备方法与应用。
为解决技术问题，本发明的解决方案是：
提供一种纳米陷阱微电极阵列器件，包括由上至下依次布置的中空玻璃培养腔、纳米陷阱微电极阵列芯片和PCB适配器，纳米陷阱微电极阵列芯片固定在PCB适配器表面的中心位置；
所述玻璃培养腔呈中空圆管状，其径向尺寸与纳米陷阱微电极阵列芯片适配；当其被固定在纳米陷阱微电极阵列芯片上之后能够覆盖后者从而形成顶端开口的中空腔体，且以后者的表面作为中空腔体的底面；
所述纳米陷阱微电极阵列芯片是以PET多孔膜(聚对苯二甲酸乙二醇酯，porouspolyethylene terephthalate)为基底，以膜表面的微孔作为纳米陷阱；在基底上以点阵方式均匀设有若干个电极位点，通过光刻、磁控溅射和剥离工艺在基底上沿周向均匀地形成若干根由四周向中心延伸的电极引线，各电极引线彼此之间绝缘且末端分别延伸至所述电极位点处；在PCB适配器的表面由四周向中心延伸布置了若干根微带线，其数量与电极引线的数量相同，各微带线的一端与电极引线一一对应地相连，另一端与焊接在PCB适配器边缘的排针一一对应地电连接。
作为本发明的一种改进，所述基底是正方形或圆形的PET多孔膜。
作为本发明的一种改进，所述纳米陷阱微电极阵列芯片的面积在400～625mm2之间，其电极引线的直径为10～30μm；在作为基底的PET多孔膜上，纳米陷阱的直径为200～2000nm，密度为106～108个/cm2。
作为本发明的一种改进，所述纳米陷阱微电极阵列芯片与PCB适配器表面之间、玻璃培养腔与纳米陷阱微电极阵列芯片之间，分别通过聚二甲基硅氧烷实现固定连接。
作为本发明的一种改进，所述纳米陷阱微电极阵列芯片通过下述方式制备获得：
(1)根据需要的尺寸和形状，将PET多孔膜分割成小片；
(2)在PET多孔膜上旋涂光刻胶层，烘烤后按设计布局进行曝光、显影，然后使用氧等离子体清洗样品；
(3)通过磁控溅射在样品表面沉积Ti/Au，然后使用丙酮进行剥离；
(4)在样品表面旋涂负光刻胶，对PET膜和电极引线的表面进行绝缘处理；烘烤后曝光，然后烘烤后显影；以异丙醇漂洗，最后再经烘烤，得到纳米陷阱微电极阵列芯片；其中，PET膜和电极引线的绝大部分被绝缘层覆盖，只暴露出位于芯片边缘的连接垫和位于芯片中间的电极位点。
本发明进一步提供了基于前述纳米陷阱微电极阵列器件的电生理检测系统，是将纳米陷阱微电极阵列器件置于37℃、5.0％二氧化碳气氛的培养箱中；在器件的玻璃培养腔中设置参比电极，通过排线将PCB适配器的排针一一对应地连接至电穿孔与信号记录集成系统中前端的初级放大器和脉冲发生器模块，然后通过电缆与该集成系统中后端的集成滤波器和二次放大器模块进行通信；电穿孔与信号记录集成系统的后端设于培养箱外部，并通过电缆连接计算机和电源。
本发明进一步提供了利用所述电生理检测系统实现心肌细胞兴奋收缩耦联传感检测的方法，包括以下步骤：
(1)将纳米陷阱器件用75％的乙醇消毒后置于生物安全柜中，暴露在紫外线下过夜；然后用磷酸盐缓冲盐水冲洗，以200μL 5μg/mL纤维连接蛋白溶液修饰，并置于37℃培养箱中2h，以促进细胞粘附；
(2)取已分离的大鼠心室组织，清洗、剁碎后在胰蛋白酶和胶原酶II型中进行10～12个连续的消化步骤；将消化组织进行离心、重悬、过滤以及两次差异贴壁，得到纯化的心肌细胞；
(3)将分离的原代心肌细胞种植于纳米陷阱微电极阵列器件的玻璃培养腔内，然后置培养箱中，在37℃和5％CO2的条件下进行培养；
(4)当心肌细胞出现节律性自发搏动后，利用电穿孔和电生理信号记录仪器对心肌细胞内外电生理信号进行检测。
作为本发明的一种改进，在步骤(2)中，离心时的转速为1000rpm，离心时间为5分钟；过滤时使用70μm细胞滤网；差速贴壁处理两次，每次45分钟。
作为本发明的一种改进，在步骤(3)中，原代心肌细胞的种植密度为3.0×105细胞/cm2。
作为本发明的一种改进，在步骤(4)中，电生理信号的采样率为15kHz，带通率为1～7.5kHz。
发明原理描述：
1、现有技术虽可以分别实现对心肌细胞内外电信号检测，但加工复杂、耗时费力阻碍了其大规模、平行的制备，限制了其在临床和基础研究中的广泛应用。现有技术如弯折的硅纳米线场效应晶体管在纳米线的制备上非常耗时费力，且不易控制，一般微加工实验室无法完成。其他垂直的纳米结构制备也通常涉及电子束曝光和离子束刻蚀等，仪器设备十分昂贵，且需要精确对准，操作非常复杂，耗时长。昂贵的仪器设备和复杂的操作不满足大规模制备的要求。
微米精度以上的光刻和磁控溅射对于一般的微加工实验室均可完成，且这些都可以进行平行大规模的操作，实现高效经济地制备器件。因此，本发明基于简单的光刻和磁控溅射微加工技术实现纳米陷阱微电极阵列器件制备，允许高效和经济的平台构建，同时实现了高质量的细胞内外电生理记录用于广泛的生物医学领域。
2、本发明所制备的纳米陷阱微电极阵列器件以PET多孔膜作为基底，具有可扩展特性。
本发明所述可扩展和可控是指，该器件所具备的三维纳米陷阱结构(直径、密度)可以根据实际需要选择不同规格、尺寸的PET多孔膜，从而实现进行可控调节。这一点充分体现了纳米陷阱微电极阵列器件的创新特点，因为本发明所获得的纳米结构不是一层不变的，具有可扩展的灵活性。
纳米陷阱在磁控溅射后，在孔的边缘会沉积有金属层从而导电，并在施加电穿孔电压的时候聚集电场，提高细胞电穿孔的效果。因此，本发明利用纳米陷阱的直径和密度的可变特性，可以进一步优化以改善细胞-电极耦合界面，增强耦合，减少信号泄露，并提高边缘电穿孔效果以实现高保真的细胞电生理检测。
与现有技术相比，本发明的有益效果是：
1、本发明的器件加工工艺相对更简单，允许高效和经济的平台构建；因此可以应用于广泛的生物医学领域，以实现高质量的细胞内外电生理记录。
2、本发明以PET多孔膜作为基底，具有可扩展特性。纳米陷阱的直径和密度可以进一步优化以改善细胞-电极耦合界面，增强耦合，减少信号泄露，并提高边缘电穿孔效果以实现高保真的细胞电生理检测。
3、本发明能够实现高质量的细胞内外电生理检测，可用于离子通道药物的敏感评估，所记录的细胞动作电位能够反映心肌细胞的离子通道信息。通过高分辨率的记录，可以检查离子通道阻断药物对心肌细胞电信号的影响，有利于药物筛选。
附图说明
图1为纳米陷阱微电极阵列芯片的光学显微镜图；
图2为不同放大倍数下纳米陷阱的扫描电子显微镜图；
图3为纳米陷阱微电极阵列器件的分解图；
图4为纳米陷阱微电极阵列器件的组装图；
图5为纳米陷阱微电极阵列器件的细胞内外电生理记录；
图6为纳米陷阱微电极阵列器件的高质量细胞内电生理记录；
图7为纳米陷阱微电极阵列器件动作电位记录用于评估离子通道药物功效。
图3中附图标记为：玻璃培养腔1；纳米陷阱微电极阵列芯片2；PCB适配器3。
具体实施方式
需要说明的是，在本文中，诸如第一和第二等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。
下面结合附图，对本发明的实现方式进行详细描述。
如图1-4所示，纳米陷阱微电极阵列器件包括由上至下依次布置的中空玻璃培养腔1、纳米陷阱微电极阵列芯片2和PCB适配器3，纳米陷阱微电极阵列芯片2固定在PCB适配器3表面的中心位置；各部件相互之间分别通过聚二甲基硅氧烷实现固定连接。
所述玻璃培养腔1呈中空圆管状，其径向尺寸与纳米陷阱微电极阵列芯片2适配；当其被固定在纳米陷阱微电极阵列芯片2上之后，能够覆盖后者从而形成顶端开口的中空腔体，且以后者的表面作为中空腔体的底面；
所述纳米陷阱微电极阵列芯片2是以PET多孔膜(聚对苯二甲酸乙二醇酯，porouspolyethylene terephthalate)为基底，以膜表面的微孔作为纳米陷阱；在基底上以点阵方式均匀设有若干个电极位点，通过光刻、磁控溅射和剥离工艺在基底上沿周向均匀地形成若干根由四周向中心延伸的电极引线，各电极引线彼此之间绝缘且末端分别延伸至所述电极位点处；在PCB适配器3的表面由四周向中心延伸布置了若干根微带线，其数量与电极引线的数量相同，各微带线的一端与电极引线一一对应地相连，另一端与焊接在PCB适配器3边缘的排针一一对应地电连接。
纳米陷阱微电极阵列芯片2通过下述方式制备获得：(1)根据需要的尺寸和形状，将PET多孔膜分割成小片；(2)在PET多孔膜上旋涂光刻胶层，烘烤后按设计布局进行曝光、显影，然后使用氧等离子体清洗样品；(3)通过磁控溅射在样品表面沉积Ti/Au，然后使用丙酮进行剥离；(4)在样品表面旋涂负光刻胶，对电极引线进行绝缘；烘烤后曝光，然后烘烤后显影；以异丙醇漂洗，最后再经烘烤，得到纳米陷阱微电极阵列芯片。
作为可选的方案，所述基底是正方形或圆形的PET多孔膜。纳米陷阱微电极阵列芯片2的面积在400～625mm2之间，其电极引线的直径为10～30μm；在作为基底的PET多孔膜上，纳米陷阱的直径为200～2000nm，密度为106～108个/cm2。
本发明的电生理检测系统，是将纳米陷阱微电极阵列器件置于37℃、5.0％二氧化碳气氛的培养箱中；在器件的玻璃培养腔1中设置参比电极，通过排线将PCB适配器的排针一一对应地连接至电穿孔与信号记录集成系统中前端的初级放大器和脉冲发生器模块，然后通过电缆与该集成系统中后端的集成滤波器和二次放大器模块进行通信；电穿孔与信号记录集成系统的后端设于培养箱外部，并通过电缆连接计算机和电源。
电穿孔与信号记录集成系统为现有技术，其实现方案具体可参考“Xu D,Fang J,Zhang M,et al.Porous Polyethylene Terephthalate Nanotemplate Electrodes forSensitive Intracellular Recording of Action Potentials[J].Nano Letters,2022,22(6):2479-2489.”文献的记载。
利用前述电生理检测系统，可以实现心肌细胞兴奋收缩耦联传感检测的方法，包括以下步骤：
(1)将纳米陷阱器件用75％的乙醇消毒后置于生物安全柜中，暴露在紫外线下过夜；然后用磷酸盐缓冲盐水冲洗，以200μL 5μg/mL纤维连接蛋白溶液修饰，并置于37℃培养箱中2h，以促进细胞粘附；
(2)取已分离的大鼠心室组织，清洗、剁碎后在胰蛋白酶和胶原酶II型中进行10～12个连续的消化步骤；将消化组织进行离心、重悬、过滤以及两次差异贴壁，得到纯化的心肌细胞；离心时的转速为1000rpm，离心时间为5分钟；过滤时使用70μm细胞滤网；差速贴壁处理两次，每次45分钟。
(3)将分离的原代心肌细胞种植于纳米陷阱微电极阵列器件的玻璃培养腔内，然后置培养箱中，在37℃和5％CO2的条件下进行培养；原代心肌细胞的种植密度为3.0×105细胞/cm2。
(4)当心肌细胞出现节律性自发搏动后，利用电穿孔和电生理信号记录仪器对心肌细胞内外电生理信号进行检测。电生理信号的采样率为15kHz，带通率为1～7.5kHz。
更为细化的具体实施例子：
步骤1：
纳米陷阱微电极阵列芯片2可采用现有通用的光刻、磁控溅射、剥离技术制备而成。示例如下：
将不同孔径和密度的PET多孔膜(武威科近新发科技)分割成20×20mm2一片的圆形或正方形片状，每片旋涂2μm厚的S1813光刻胶层。在110℃烘烤1分钟后，以130mJ/cm2的剂量进行曝光，并显影40s。使用60W氧等离子体清洗样品30s后，通过磁控溅射沉积10nm/50nm的Ti/Au，然后使用丙酮进行剥离。随后，在电极上旋涂5μm厚的SU-8 2005，对引线进行绝缘。SU-8 2005层在95℃烘烤2分钟后，以量160mJ/cm2的剂量进行曝光，然后在95℃烘烤3分钟，并在丙二醇甲醚乙酸酯中显影1分钟，在异丙醇中漂洗1分钟,最后在150℃烘烤30分钟完成纳米陷阱微电极阵列芯片的制备。
作为示例，单个多模态微电极阵列芯片的尺寸为20mm×20mm，具备32个电极，电极有效区域直径为30μm，相邻电极间距为300μm。
步骤2：
将制备的纳米陷阱微电极阵列芯片2组装成纳米陷阱微电极阵列器件。
该器件由玻璃培养腔1、纳米陷阱微电极阵列芯片2和PCB适配器3组成。纳米陷阱微电极阵列芯片2用聚二甲基硅氧烷(polydimethylsiloxane，PDMS)固定在PCB适配器3的表面上，纳米陷阱微电极阵列芯片2的电极引线通过导电银浆一一对应导电地粘接到PCB适配器3上的微带线端部。接着，将一个直径0.8厘米宽、高度1厘米的中空圆管状玻璃培养腔用PDMS固定在芯片的中心用于细胞培养。最后将排针焊接在PCB适配器3上并与各微带线另一端部一一对应，用于通过排线连接外部的电穿孔和电信号记录系统的接口。
步骤3：
在纳米陷阱微电极阵列器件上培养心肌细胞。
在细胞培养之前，每个纳米陷阱微电极阵列器件都用75％的乙醇消毒，并在生物安全柜中暴露在紫外线下过夜以灭菌。用磷酸盐缓冲盐水冲洗后，用200μL 5μg/mL纤维连接蛋白溶液包覆并置于37℃培养箱中2h，以促进细胞粘附。取新鲜的大鼠心室组织，然后在冰冷的培养基中冲洗三次以清洗血液。组织收集在冰冷的平衡盐溶液，切碎成小组织块，并用0.07％胰蛋白酶和0.05％胶原酶II型在37℃，5.0％二氧化碳培养箱进行10-12个连续的消化步骤。随后消化后的组织在1000rpm离心5分钟，重悬在培养基，并经70μm细胞筛过滤。最后经两次45min差速贴壁后，纯化后的细胞以3.0×105细胞/cm2的密度接种到纳米陷阱微电极阵列器件上。细胞培养在37℃，5.0％CO2培养箱中，每48小时更换一次培养基。
步骤4：
基于制备的纳米陷阱微电极阵列器件和培养的心肌细胞进行电生理检测。
在心肌细胞出现节律性自发搏动后(通常在培养后的2～3天)，利用集成的电穿孔与信号记录集成系统，检测培养在纳米陷阱微电极阵列器件上的心肌细胞的电生理信号。在电生理实验中，将铂丝作为参比电极放置在细胞培养基中，器件通过排针连接到系统的初级放大器和脉冲发生器模块，并始终置于37℃，5.0％二氧化碳培养箱中。培养箱内部的模块通过1.5m电缆与培养箱外部的另一个集成滤波器和二次放大器模块通信。心肌细胞的电生理信号以15kHz采样，并用1-7.5kHz的带通滤波。电穿孔时，在1秒内连续施加20个周期为200μs、振幅为3V的方波电脉冲。
图5展示了纳米陷阱微电极阵列器件对心肌细胞内外电生理信号的检测。在电穿孔之前，器件记录到细胞外动作电位，具有一个短暂的尖峰和较小的幅值。在施加电脉冲后，电极获得细胞内通路，所记录到的细胞内动作电位幅值大大增加，具有典型的去极化、复极化和静息期。
图6展示了纳米陷阱微电极阵列器件高质量的细胞内记录。纳米陷阱可以与细胞形成紧密的耦合，减少信号泄露，并通过增强的边缘电穿孔获得高质量的细胞内动作电位，具有高分辨率的离子通道信息。此外，在电穿孔后，随着细胞膜上纳米孔的不断封闭，记录到细胞内动作电位不断衰减，纳米陷阱有一定潜力延长纳米孔的再封闭从而实现长期的细胞内记录。
步骤6：
纳米陷阱微电极阵列器件用于评估离子通道阻断药物对心肌细胞电生理的影响。
在记录无药物情况下的细胞内动作电位作为对照组后，在培养液中注入100nM浓度的维拉帕米(一种Ca2+通道阻断剂)，孵育10分钟后，记录药物处理的细胞内动作电位。图7为对照和给药100nM维拉帕米后心肌细胞的细胞内动作电位。
由以上实验记录可以看出，本发明提供的纳米陷阱微电极阵列器件可以灵敏地检测细胞内动作电位的发放速率和持续时间的细微变化，具有从单个细胞到细胞网络进行药理筛选的巨大潜力。

Claims (8)

1.一种纳米陷阱微电极阵列器件，其特征在于，包括由上至下依次布置的中空玻璃培养腔、纳米陷阱微电极阵列芯片和PCB适配器，纳米陷阱微电极阵列芯片固定在PCB适配器表面的中心位置；
所述玻璃培养腔呈中空圆管状，其径向尺寸与纳米陷阱微电极阵列芯片适配；当其被固定在纳米陷阱微电极阵列芯片上之后能够覆盖后者从而形成顶端开口的中空腔体，且以后者的表面作为中空腔体的底面；
所述纳米陷阱微电极阵列芯片是以PET多孔膜为基底，以膜表面的微孔作为纳米陷阱；在基底上以点阵方式均匀设有若干个电极位点，通过光刻、磁控溅射和剥离工艺在基底上沿周向均匀地形成若干根由四周向中心延伸的电极引线，各电极引线彼此之间绝缘且末端分别延伸至所述电极位点处；在PCB适配器的表面由四周向中心延伸布置了若干根微带线，其数量与电极引线的数量相同，各微带线的一端与电极引线一一对应地相连，另一端与焊接在PCB适配器边缘的排针一一对应地电连接；所述纳米陷阱微电极阵列芯片与PCB适配器表面之间、玻璃培养腔与纳米陷阱微电极阵列芯片之间，分别通过聚二甲基硅氧烷实现固定连接；
所述纳米陷阱微电极阵列芯片通过下述方式制备获得：
（1）根据需要的尺寸和形状，将PET多孔膜分割成小片；
（2）在片状PET多孔膜上旋涂光刻胶层，烘烤后按设计布局进行曝光、显影，然后使用氧等离子体清洗样品；
（3）通过磁控溅射在样品表面沉积Ti/Au，然后使用丙酮进行剥离；
（4）在样品表面旋涂负光刻胶，对PET膜和电极引线的表面进行绝缘处理；烘烤后曝光，然后烘烤后显影；以异丙醇漂洗，最后再经烘烤，得到纳米陷阱微电极阵列芯片；其中，PET膜和电极引线的绝大部分被绝缘层覆盖，只暴露出位于芯片边缘的连接垫和位于芯片中间的电极位点。
2.根据权利要求1所述的纳米陷阱微电极阵列器件，其特征在于，所述基底是正方形或圆形的PET多孔膜。
3.根据权利要求1所述的纳米陷阱微电极阵列器件，其特征在于，所述纳米陷阱微电极阵列芯片的面积在400～625 mm2之间，其电极有效区域的直径为10～30 μm；在作为基底的PET多孔膜上，纳米陷阱的直径为200～2000 nm，密度为106～108 个/cm2。
4.一种基于权利要求1所述纳米陷阱微电极阵列器件的电生理检测系统，其特征在于，是将纳米陷阱微电极阵列器件置于37℃、5.0%二氧化碳气氛的培养箱中；在器件的玻璃培养腔中设置参比电极；通过排线将PCB适配器的排针一一对应地连接至电穿孔与信号记录集成系统中前端的初级放大器和脉冲发生器模块，然后通过电缆与该集成系统中后端的集成滤波器和二次放大器模块进行通信；电穿孔与信号记录集成系统的后端设于培养箱外部，并通过电缆连接计算机和电源。
5.利用权利要求4所述电生理检测系统实现心肌细胞兴奋收缩耦联传感检测的方法，其特征在于，包括以下步骤：
（1）将纳米陷阱器件用75%的乙醇消毒后置于生物安全柜中，暴露在紫外线下过夜；然后用磷酸盐缓冲盐水冲洗，以200 μL 5 μg/mL纤维连接蛋白溶液修饰，并置于37℃培养箱中2 h，以促进细胞粘附；
（2）取已分离的大鼠心室组织，清洗、剁碎后在胰蛋白酶和胶原酶II型中进行10～12个连续的消化步骤；将消化组织进行离心、重悬、过滤以及两次差异贴壁，得到纯化的心肌细胞；
（3）将分离的原代心肌细胞种植于纳米陷阱微电极阵列器件的玻璃培养腔内，然后置培养箱中，在37℃和5% CO2的条件下进行培养；
（4）当心肌细胞出现节律性自发搏动后，利用电穿孔和电生理信号记录仪器对心肌细胞内外电生理信号进行检测。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，在步骤（2）中，离心时的转速为1000 rpm，离心时间为5分钟；过滤时使用70 µm细胞滤网；差速贴壁处理两次，每次45分钟。
7.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，在步骤（3）中，原代心肌细胞的种植密度为3.0×105细胞/cm2。
8.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，在步骤（4）中，电生理信号的采样率为15kHz，带通率为1~7.5 kHz。
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