基于垂直石墨烯的信号记录芯片及其制备方法和系统

1.本发明涉及细胞信号监测技术领域，尤其涉及一种基于垂直石墨烯的信号记录芯片及其制备方法和系统。背景技术：2.心血管疾病(cardio vascular disease,cvd)为心脏和其相关血管的疾病的总称，常见的心血管疾病包括冠心病、中风和周围血管疾病等。现有的心肌细胞信号监测技术主要有膜片钳技术、晶体管生物传感技术和微电极阵列技术三类。3.传统的微电极阵列技术的电极表面形貌为平面型，虽然能够实现心肌细胞电生理信号的无创、长期、无标签、高通量的记录，但由于平面型电极同细胞发生的耦合较为疏松，得到信号的信噪比和精度往往比较低，同膜片钳测得的信号质量有较大差距。而提高微电极阵列技术信号测量质量的一项重要改进，是电极表面的微纳结构化。通过改进微纳加工技术，在阵列化电极表面构建不同的三维微纳结构，增强细胞膜表面和电极耦合程度，从而获得更高的封接电阻，提高信号质量并降低穿孔电压。设计并加工同心肌细胞具有更高程度耦合的微结构，并基于此结构研发非侵入式高通量、长时间稳定的信号监测系统，进而开发实现细胞信号测量精度和高通量之间理想平衡的平台，为研究人员更深入地研究心肌细胞电生理特性提供更灵活、低成本、高效率的解决方案，成为了现今微电极阵列技术的重点研究方向。4.石墨烯(graphene)是一种以sp杂化连接的碳原子紧密堆积成单层二维蜂窝状晶格结构的材料。意大利理工学院大学和卡耐基梅隆大学的michele dipalo等人，曾制备了基于三维模糊石墨烯(three-dimensional fuzzy graphene，3dfg)的细胞电生理测量芯片，用于细胞的外场电位记录，同时结合超快激光脉冲穿孔，捕捉细胞内动作电位的主要特征。3dfg是一种高比表面积石墨烯，通过以三维硅纳米线(silicon nanowire，sinw)网格作为模板，可精确控制其单层到多层的合成。研究证明，经过适当的条件控制，光照石墨烯基的材料可产生热载流子，进而诱发细胞膜的局部穿孔。激光诱发细胞膜穿孔可以避免传统电穿孔中，施加电压刺激对细胞生理状态的影响，导致实验结果不准确。然而，3dfg的生长以sinw网格作为模板，而sinw的三维拓扑结构形貌具有一定随机性，因此难以形成电极同细胞之间的紧密耦合，进而限制了石墨烯微电极在体外电生理中的应用。技术实现要素：5.为至少一定程度上解决现有技术中存在的技术问题之一，本发明的目的在于提供一种基于垂直石墨烯的信号记录芯片及其制备方法和系统。6.本发明所采用的技术方案是：7.一种基于垂直石墨烯的信号记录芯片，包括：8.玻璃基底；9.垂直石墨烯微电极阵列，设置在所述玻璃基底上；10.所述垂直石墨烯微电极阵列包括n个石墨烯电极，每个石墨烯电极对应一个电极通道，所述石墨烯电极用于与待测心肌细胞发生电学耦合，以采集待测心肌细胞的电位信号。11.进一步地，所述信号记录芯片呈正方形，所述垂直石墨烯微电极阵列为4×8的电极阵列。12.本发明所采用的另一技术方案是：13.一种基于垂直石墨烯的信号记录系统，包括14.垂直石墨烯微电极阵列传感器，包括pcb基板、细胞玻璃培养腔、参考电极、n个排针以及如上所述的信号记录芯片；所述信号记录芯片固定在pcb基板上；所述细胞玻璃培养腔固定在信号记录芯片的玻璃基底上，形成一个密闭空间；参考电极的一端置于细胞玻璃培养腔内，另一端接地；信号记录芯片的n个石墨烯电极与n个排针对应连接；15.电信号调理模块，与排针连接，用于对采集到的电位信号进行放大和滤波处理；16.信号采集模块，与电信号调理模块连接，用于记录处理后的电位信号；17.电穿孔模块，与垂直石墨烯微电极阵列传感器连接，用于控制电穿孔信号的开启关闭，以实现对石墨烯电极施加不同的电穿孔信号；18.处理器，用于控制信号采集模块和电穿孔模块的工作状态。19.进一步地，所述信号记录系统还包括金属屏蔽箱，所述金属屏蔽箱用于屏蔽工频噪声及高频噪声。20.进一步地，所述电信号调理模块包括一级放大器、高通滤波器、低通滤波器以及二级放大器；所述电信号调理模块包括32个通道，每个32通道对应一个石墨烯电极。21.进一步地，所述电穿孔模块包括电穿孔电路模块排针、电穿孔电路输出端子、数据采集卡输出端、电穿孔电路模块电源输入端、电穿孔电路pcb基板以及电穿孔电路；22.所述电穿孔模块通过所述电穿孔电路模块排针与垂直石墨烯微电极阵列传感器连接；23.所述电穿孔电路包括压放大器和电压跟随器，输入的脉冲信号依次通过电压放大器和电压跟随器后，同步输出脉冲信号。24.本发明所采用的另一技术方案是：25.一种用于制作如上所述的基于垂直石墨烯的信号记录芯片的方法，包括以下步骤：26.获取平面玻璃；27.在平面玻璃上生长一层垂直石墨烯；28.通过激光切割机雕刻技术，实现石墨烯电极的图案化；其中，图案为包含6×6的电极芯片阵列，单个芯片含有32个电极通道；29.切割获取单个垂直石墨烯电极芯片，为垂直石墨烯电极芯片覆盖绝缘层。30.进一步地，所述在平面玻璃上生长一层垂直石墨烯，包括：31.采用感应耦合等离子体化学气相沉积技术完成石墨烯的生长。32.进一步地，所述为垂直石墨烯电极芯片覆盖绝缘层，包括：33.获取大分子聚二甲基硅氧烷端活性基团与固化剂，将聚二甲基硅氧烷与固化剂以预设的比例进行混合，发生耦合反应，获得pdms材料；在需要绝缘的部分涂抹一层pdms，并加热固化；或，34.获取预设的光刻胶，将光刻胶涂在垂直石墨烯电极芯片上；利用绝缘掩模版对涂了光刻胶的垂直石墨烯电极芯片进行处理。35.进一步地，还包括封装步骤：36.获取聚二甲基硅氧烷端活性基团与固化剂，将聚二甲基硅氧烷与固化剂以预设的比例进行混合，发生耦合反应，获得pdms材料；37.在pcb基板的预设位置上涂上一层pdms材料，将芯片粘贴固定在pcb基板上，使芯片的电极末端与pcb基板的金属接口对齐；38.通过pdms材料将玻璃培养腔固定在芯片的玻璃基底上，并加热使pdms固化。39.本发明的有益效果是：本发明通过垂直石墨烯电极与待测心肌细胞发生电学耦合，能够实现非侵入式的高通量、长时间稳定测量心肌细胞电信号记录，为进一步监测细胞内动作电位的潜质做贡献。附图说明40.为了更清楚地说明本发明实施例或者现有技术中的技术方案，下面对本发明实施例或者现有技术中的相关技术方案附图作以下介绍，应当理解的是，下面介绍中的附图仅仅为了方便清晰表述本发明的技术方案中的部分实施例，对于本领域的技术人员而言，在无需付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获取到其他附图。41.图1是本发明实施例中透明垂直石墨烯微电极阵列的传感器件的示意图；42.图2是本发明实施例中透明垂直石墨烯微电极阵列芯片加工过程示意图43.图3是本发明实施例中透明垂直石墨烯微电极阵列芯片示意图；44.图4是本发明实施例中阵列信号传输pcb示意图；45.图5是本发明实施例中电信号调理模块示意图；46.图6是本发明实施例中电穿孔模块示意图；47.图7是本发明实施例中高通量心肌细胞电信号记录系统的系统框图；48.图8是本发明实施例中细胞电信号调理电路原理图；49.图9是本发明实施例中电穿孔电路原理图；50.图10是本发明实施例中基于垂直石墨烯的信号记录系统记录到的细胞电信号图。51.图11是本发明实施例中透明垂直石墨烯微电极阵列的传感器件的正视图52.附图标记：53.1、排针；2、细胞培养玻璃腔；3、参考铂丝电极；4、pcb基板；5、玻璃基底；6、垂直石墨烯工作电极；7、垂直石墨烯微电极阵列传感器；8、细胞电信号调理电路；9、供微电极阵列传感器芯片连接的排针插孔；10、电信号调理电路pcb基板；11、电信号调理电路输出端子；12、数据采集卡输入端；13、电信号调理电路模块电源输入端；14、供电穿孔电路模块连接的排针插孔；15、电穿孔电路模块排针；16、电穿孔电路输出端子；17、数据采集卡输出端；18、电穿孔电路模块电源输入端；19、电穿孔电路pcb基板；20、电穿孔电路；21、一段心肌细胞电信号；22、一个心肌细胞电信号。具体实施方式54.下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，仅用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。对于以下实施例中的步骤编号，其仅为了便于阐述说明而设置，对步骤之间的顺序不做任何限定，实施例中的各步骤的执行顺序均可根据本领域技术人员的理解来进行适应性调整。55.在本发明的描述中，需要理解的是，涉及到方位描述，例如上、下、前、后、左、右等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。56.在本发明的描述中，若干的含义是一个或者多个，多个的含义是两个以上，大于、小于、超过等理解为不包括本数，以上、以下、以内等理解为包括本数。如果有描述到第一、第二只是用于区分技术特征为目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量或者隐含指明所指示的技术特征的先后关系。57.本发明的描述中，除非另有明确的限定，设置、安装、连接等词语应做广义理解，所属技术领域技术人员可以结合技术方案的具体内容合理确定上述词语在本发明中的具体含义。58.现有的膜片钳技术、晶体管生物传感技术和和微电极阵列这三种技术的工作原理及缺陷如下：59.膜片钳技术通过将尖端经过处理的玻璃微管内嵌微电极，并施加负压等处理与待测细胞的细胞膜紧密接触，使得微管同膜之间形成gω级的封接阻抗，以使电极接触的一小部分细胞膜同细胞膜的其他部分电学独立，甚至物理分离，使电极接触细胞内液，以测量胞内电势。膜片钳技术能反应真实的跨膜电位，其测量信号的幅值和信噪比都很高，可以精准检测单细胞电位变化，被称为研究离子通道的“金标准”。然而，膜片钳技术并非无创式测量，长期测量可能对细胞产生不可逆的生理损伤，影响测量结果的准确性；同时，该技术的通量小，传统膜片钳技术每次只能记录一个细胞(或一对细胞)，难以实现多位点同时记录；另外，膜片钳技术操作难度高，需经过长期专业练习才能掌握其使用方法，对于实验人员来说是一项耗时耗力的工作。这些缺点导致膜片钳不适合进行记录对象为大量细胞的基础实验研究，也不适合药物开发前中期大量化合物的筛选工作。60.晶体管生物传感技术的工作原理与传统场效应晶体管器件相同，即改变栅极电压以控制输出电流。生物场效应晶体管的栅极经过一系列加工处理，以同细胞表面发生高度耦合，使得细胞的电位能够施加在栅极上。当器件被施加一定的偏置电压后，源极和漏极之间就会存在电流。此时栅极细胞电位变化就能够调控沟道电流的大小，以反映细胞的电生理信号。晶体管生物传感技术获得的细胞信号具有质量高、幅值高、通量大的优点。然而，由于生物场效应晶体管具有复杂的器件结构，通常需要步骤繁琐、操作复杂的微纳加工制备工艺，生产成本高昂且器件良率低、使用寿命短，难以满足药物筛选高实验强度和成本控制的要求。此外，在使用生物场效应晶体管进行电信号测量时，器件的源漏极之间需要施加偏置电压，由此极易引入较大基线噪声，限制了信噪比的进一步提升。61.微电极阵列技术(multi-electrode array,mea)通过在具有较好生物相容性的绝缘衬底上制造图案化、多通路的微型电极阵列芯片，并在电极阵列上培养待测细胞，使细胞膜同电极形成电学耦合，以采集细胞的电生理信号。微电极阵列技术记录的电信号通常为原细胞的跨膜电位经过结膜阻抗、溶液阻抗、电极阻抗干扰后的胞外信号，可用于获取心肌细胞搏动频率、观察是否出现心律失常。但由于胞外信号相比真实的跨膜电位缺少了部分关键特征，微电极阵列技术往往需要结合电穿孔技术，在阵列化微电极上施加低电压(～3v)的电脉冲将细胞膜穿孔，实现微电极接触细胞内环境，从而记录到更准确的细胞内动作电位。微电极阵列芯片的电极密度很高，单个芯片上的电极通路数可达几十个甚至数百个，电极间距可达单细胞数量级，通过记录成百上千个细胞的电信号来监测大型体外培养细胞群，实现极高通量的同步信号记录；微型阵列化电极同细胞膜的耦合为非侵入式，能够长时间进行信号采集而不对监测细胞产生损伤，实现细胞电生理信号的连续监测；微电极阵列芯片器件通过技术成熟、制程标准的微纳加工工艺制备，具有良率高、加工效率高、低成本的生产优势。微电极阵列技术提供了电信号测量精度和高通量连续监测之间的理想平衡，目前已广泛应用于心肌细胞生理基础研究、心脏药物筛选、心血管疾病致病机制研究等领域。62.石墨烯(graphene)于2004年首次以机械剥离法得到。石墨烯材料体系是第一个二维材料体系，其优越的力学特性、热学特性、电学特性、光学特性、化学特性等众多材料特性，吸引了众多基础物理学、传感器技术、储能和新型显示技术、柔性电子学等领域的研究人员的注意力。63.石墨烯具有非凡的力学特性，其碳原子之间的连接非常柔韧，当施加外部机械力时，碳原子面会弯曲变形而不会重新排列来适应外力。整体的稳定结构不仅使得石墨烯可以作为高强度的材料，也结合石墨烯的电子输运特性使其在力学传感方面具备一定的应用。以往研究已经发现单层石墨烯能够实现负压电效应，而不同于单层石墨烯，双层和多层石墨烯则可以实现正压电电导效应。在外界应力下，单层石墨烯中碳原子的间距增大，近邻跃迁能量降低，从而导致电子的费米速度变小，进一步引起电导降低，从而产生负的压电效应。然而，在多层石墨烯中，外界应力不仅拉长了面内碳原子间距，同时也减小了石墨烯的层间距，导致层间碳原子的间跃迁能量增大，由层间相互作用引入的格点位能的修正，从而引起受压区间内费米面变化，增加了导电通道，增强电导，产生正压电效应。石墨烯的压电效应使其在纳米机电系统和柔性电子器件中具有广阔的应用。64.电学特性方面，石墨稀具有超高的电迁移率，其导电性远髙于目前任何高温超导材料。测量研究表明，室温下含有杂质的单层石墨烯分子的电子迁移率可达10000cm2/(v·s)。后续哥伦比亚大学的相关研究小组又证明，高纯度石墨烯中的电荷迁移率可以提高到250000cm2/(v·s)，超过晶体管的主要材料单晶硅150倍以上。此外，石墨烯的电子迁移率较稳定，几乎不随温度发生变化。65.光学特性方面，石墨烯只吸收约2.3％的可见光，光透率高达97.7％，有较好的透明性能。石墨烯层的光吸收与层数成比例，数层石墨烯样品中的每一层均可视做二维电子气，受临近层的扰动很小，光学上等效为几乎互不作用的单层石墨烯的叠加。控制石墨烯材料适当的层数，就可以达到较好的透明效果，在光电探测器、光调制器、电容等方面得到了广泛的研究。66.石墨烯还具有良好的热学特性和化学特性。石墨烯是一种热稳定材料，热导率高达5300w/(m·k)，为铜的13倍，石墨烯片层沿平面方向导热具有各向异性的特点；石墨烯可吸附和脱附各种原子和分子，如二氧化氮、氨、钾等。其化学特性还有待更深入地研究开发，从表面化学的角度来看，石墨烯的性质类似石墨，因此可根据石墨的化学性质来进一步推测石墨烯的化学性质。石墨烯的化学性质将在今后一段时间里成为研究人员关注的热点。67.除此之外，石墨烯具有良好的生物相容性，非常适合生物材料方面的研究。碳元素是人体中非常重要的元素，而石墨烯作为单层碳原子，激发免疫系统的排斥反应的几率较小，容易与人体建立牢固联系。同时，薄层状的石墨烯易于掺杂和化学改性，从而更容易接受功能团。如植入羧基离子，可使石墨烯表面具有活性功能团，从而大幅提高材料的细胞和生物反应活性，非常适合用于生物材料方面的研究，如人工脏器、生物载药等多种医疗技术应用。意大利理工学院大学和卡耐基梅隆大学的相关研究进一步明确了细胞层面石墨烯的生物安全性和长期的生物相容性，为石墨烯材料在细胞电生理研究领域的应用奠定了基础。68.超高的电迁移率，细胞层面良好的生物相容性，使得石墨烯成为了开发微电极阵列来研究可兴奋细胞电生理学的绝佳候选材料。同时石墨烯良好的透光性，也使得直接使用光学成像设备观察阵列化电极上细胞的生长状态我们可以直接，从而结合测得电信号更准确地分析细胞的电生理现象。69.垂直石墨烯(vertical graphene，vg)是一类特殊的石墨烯材料，通过化学气相沉积(chemical vapor deposition，cvd)的方法，可以在衬底上生长接近垂直的石墨烯纳米壁。vg不仅具备传统石墨烯材料高电迁移率、高透光性、良好生物相容性的优势，同时相比传统石墨烯的平面结构，vg拥有较为明显的三维拓扑结构形貌，具有更高的比表面积。相比传统二维石墨烯平面结构，以及3dfg相对随机的三维拓扑结构形貌，vg表面的近垂直纳米壁结构更容易同细胞表面形成紧密耦合。进一步结合mea芯片操作简单、高通量、多通道、长时检测的优势，有望开发出更高效的细胞级电生理活动检测平台，在心肌细胞相关研究、神经电生理机制研究、心脏相关药物筛选等研究领域显示出强大竞争力，进一步满足科研人员的需求。70.基于上述，本发明的目的是针对细胞电生理研究非侵入式的高通量、长时间稳定监测心肌细胞电信号的需求，开发了基于透明垂直石墨烯微电极阵列的多通路细胞电信号记录芯片，实现高通量、长时间稳定测量心肌细胞电信号记录系统。通过将打磨平整的玻璃作为衬底，通过感应耦合等离子体化学气相沉积技术和激光切割技术制备图案化垂直石墨烯电极阵列，并使用su-8型光刻胶覆盖(或使用二甲基硅氧烷，pdms覆盖)，以绝缘非电极部位。通过电极与待测心肌细胞发生电学耦合，心肌细胞的动作电位信号就可以通过芯片上的引脚传导至信号采集设备。由于垂直石墨烯表面的微纳拓扑结构与细胞具有较好的耦合效应，其采集到的信号具有高幅值、高信噪比的特点，其测量幅值普遍在250μv-900μv范围内，明显高于平面型金属电极采集到的数十微伏的幅值。通过适当控制石墨烯的生长厚度，可以达到石墨烯相对透明的效果，细胞培养过程中可以从透明玻璃衬底侧使用显微镜直接观察细胞生长状态。另一方面，该电极阵列芯片具备实施细胞膜穿孔的条件：结合电脉冲生成设备使用，在微电极上施加低压脉冲实现电学穿孔，或利用石墨烯材料容易发生光致激发产生热载流子的特性，外加激光设备实现光致穿孔，具备进一步监测细胞内动作电位的潜质。71.参见图1和图11，本实施例提供提供一种基于透明垂直石墨烯微电极阵列的多通路细胞电信号传感器，该传感器包括排针1、细胞玻璃培养腔2、参考铂丝电极3、pcb基板4、玻璃基底5以及垂直石墨烯工作电极6。72.其中，垂直石墨烯工作电极6是一个微电极阵列(即垂直石墨烯微电极阵列)，尺寸为20mm×20mm，共32个工作电极，每个工作电极的宽度为50μm，工作电极通过导电银胶与pcb基板4连接。细胞玻璃培养腔2用pdms固化剂固定在玻璃基底5上，参考铂丝电极3一端与地连接，一端置于细胞玻璃培养腔内。73.进一步作为可选的实施方式，透明垂直石墨烯微电极记录芯片的加工流程如图2所示，芯片加工完成后，用pdms固化剂将芯片固定在pcb基板4上，同时pcb基板4上分布4组排针1，通过排针1与供微电极阵列传感器连接的排针插孔9连接，将多通路细胞电信号传感器与电信号调理模块连接。74.进一步作为可选的实施方式，透明垂直石墨烯微电极阵列芯片如图3所示，芯片的面积为2cm×2cm，总共包含32个信号记录位点。在芯片外围，有对应32记录位点的32接口，用于和阵列信号传输pcb连接，芯片芯部心肌细胞生长位置的电极宽度为50μm。75.进一步作为可选的实施方式，阵列信号传输pcb如图4所示，pcb板上共有32个信号传输通道，对应透明垂直石墨烯微电极阵列芯片的32个信号记录位点。信号通道的内部接口用于和芯片上的接口相连，外部接口则和排针1相接，将芯片接收的信号传导出去。76.基于上述的传感器，本实施例还提供一种基于垂直石墨烯的信号记录系统，包括：77.如图1所示的电信号传感器，用于采集细胞的电信号；78.电信号调理模块，对采集到的电生理信号进行放大、滤波处理，并传输至后级模块；79.信号采集模块，该模块以数据采集卡作为核心，数据采集卡同电信号调理模块连接，以记录传感器检测到的细胞电信号；同时，本模块也同电穿孔电路模块连接，作为脉冲源产生不同条件的电脉冲；80.电穿孔模块，该模块以电穿孔控制电路作为核心，并与垂直石墨烯微电极阵列传感器上的电极连接。该模块作为采集卡与电极之间的开关，控制着电穿孔信号的开启关闭，以达到在任意时间内对电极施加不同电穿孔信号的目的81.上位机模块，主要用来控制数据采集卡产生不同的脉冲信号；82.电源模块，主要电信号调理模块、电穿孔模块以及信号采集模块提供电。83.基于透明垂直石墨烯微电极阵列的多通路细胞电信号记录芯片上设置的排针，可以同电信号调理电路板上相应的插孔连接，每个排针均与一个工作电极相连，而电路板上的插孔与电信号调理电路连接；同时数据采集卡的输入端与电信号调理电路的输出端相接，数据采集卡的模拟输出端与电穿孔电路的输出线连接，采集卡的输出端与上位机的输入端连接。84.进一步作为可选的实施方式，本基于垂直石墨烯的信号记录系统在电路系统的外部，附加了一个金属屏蔽箱，以屏蔽工频噪声及高频噪声。85.进一步作为可选的实施方式，如图5所示，电信号调理模块主要由基于透明垂直石墨烯微电极阵列的多通路细胞电信号传感器7、细胞电信号调理电路8、供微电极阵列传感器芯片连接的排针插孔9、电信号调理电路pcb基板10、电信号调理电路输出端子11、数据采集卡输入端12、电信号调理电路模块电源输入端13、供电穿孔电路模块连接的排针插孔14组成。基于透明垂直石墨烯微电极阵列的多通路细胞电信号传感器7通过排针1插在排针插孔9上。细胞电信号调理电路8的单通路原理图如图8所示，电信号调理电路主要由一级放大器、高通滤波器、低通滤波器、二级放大器组成，电路的输入通过排针1与工作电极相连。整个电信号调理模块共32通道，与32个工作电极相对应，各通道输出汇集到电信号调理电路输出端子11，同时电信号调理电路输出端子11与数据采集卡的输入端12连接，电信号调理电路模块电源输入端13外接±5v电源供电。此外，供电穿孔电路模块连接的排针插孔14与电穿孔电路模块连接。86.进一步作为可选的实施方式，如图6所示，电穿孔模块由电穿孔电路模块排针15、电穿孔电路输出端子16、数据采集卡输出端17、电穿孔电路模块电源输入端18、电穿孔电路pcb基板19、电穿孔电路20组成。电穿孔电路模块通过排针15插在排针插孔14上，从而与垂直石墨烯微电极阵列传感器7连接。电穿孔电路20的原理图如图9所示，脉冲信号依次通过电压放大器和电压跟随器，同步输出脉冲信号。图9所示原理图中的运放是单运放，实际电穿孔电路模块中电穿孔电路20用的是四运放，控制四个通道的电穿孔，电穿孔模块中共8个同样的电路，共32个通道，对应32个工作电极，每个通道的输出汇集到电穿孔电路输出端子16上，同时电穿孔电路输出端子16与数据采集卡的输入端17相连，电穿孔的脉冲信号由数据采集卡提供。87.进一步作为可选的实施方式，本实施例中基于透明垂直石墨烯微电极阵列的多通路细胞电信号监测系统的整体结构如图7所示，在pcb基板4、电信号调理电路pcb基板10、电穿孔电路pcb基板19完成传感器芯片以及电子元器件的搭建后，将垂直石墨烯微电极阵列传感器7以及电穿孔电路模块通过排针与微电极阵列传感器电信号调理模块连接，信号采集卡一方面与电信号调理模块，另一方面与电穿孔模块连接，上位机负责接收保存采集到的细胞电信号。88.进一步作为可选的实施方式，本实施例的细胞电信号采集工作过程如下：在细胞玻璃培养腔中培养小鼠的心肌细胞，开启电源，微电极阵列传感器电信号调理模块开始工作，上位机控制数据采集卡发出电穿孔脉冲信号，同时数据保存在上位机上。具体地，其中本发明记录到的电信号数据波形如图10所示，即细胞外电信号，具体表现为一段心肌细胞电信号21、一个心肌细胞电信号22。微电极共能记录到32通路的心肌细胞的细胞外电信号。通过微电极施加电穿孔，微电极所记录到的细胞电信号，可以由细胞外电信号转变为细胞内电信号。89.如图2所示，本实施例还提供一种垂直石墨烯微电极阵列传感器的制备方法，包括以下步骤：90.s1、选用基底厚度为5mm、面积为12cm×12cm的平整玻璃，清洁处理。91.s2、在玻璃基底上生长一层垂直石墨烯，主要通过了感应耦合等离子体化学气相沉积技术(inductively coupled plasma chemical vapour deposition，icpcvd)完成。92.首先使用丙酮和乙醇清洗玻璃衬底，再使用去离子水(di water)进行约15分钟的超声波清洗。将清洗洁净的衬底放置在icpcvd制备室的样品台上，然后抽真空至腔室压力为5×10-5torr，并将试样台加热至900℃。将氢气和氩气以15sccm的流速注入腔室，到腔室压力增加至0.04torr。过将射频(rf)功率从300w缓慢增加至900w，并在衬底上施加100v偏压15分钟来产生等离子体。随后依次关闭偏压、射频功率、氢气和氩气流，注入60sccm ch4和10sccm h2，然后压力稳定在0.05torr。通过将射频功率从300w增加到1100w，并在衬底上施加150v的偏压，持续20分钟，产生供石墨烯生长的等离子体。93.s3、通过激光切割机雕刻技术，实现石墨烯电极的图案化。图案为包含6×6的电极芯片阵列，单个芯片含有32个电极通道，电极的芯部宽度为50μm。激光切割完毕后，对芯片进行物理切割操作，得到尺寸为2cm×2cm的单个垂直石墨烯电极芯片。94.s4、为所述电极阵列芯片覆盖绝缘层。在本实施例中，提供两种绝缘方案，具体如下：95.方案一：准备聚二甲基硅氧烷(pdms)和固化剂，pdms与固化剂比例为10：1，然后在电极绝缘部分涂抹一层pdms固化剂，露出同细胞接触的部分。然后放到80℃的烘箱中加热8分钟左右，完成固化。96.方案二：准备su-8 2002型光刻胶，使用匀胶机旋涂厚度2μm至芯片，在95℃的热板上加热1分钟，利用绝缘掩模版曝光后在95℃下加热1分钟，再显影1分钟，最后用异丙醇清洗，用氮气枪干燥并在150℃下坚膜一小时。97.s5、传感器芯片制备完成后，需要对芯片进行封装。98.在本实施例中，封装的主要流程如下：准备聚二甲基硅氧烷(pdms)和固化剂，将pdms与固化剂按照10：1的比例均匀混合，然后在特定的32通道pcb基板上涂抹一层混合物，再将芯片粘贴固定在pcb基板上，让芯片的电极末端与pcb基板的金属接口对齐。在接口与电极间使用导电银胶连接导通，然后放置到80℃的烘箱中加热8分钟左右，完成固化。接着在芯片中心部位用pdms固化剂固定高度为1cm，内径为8mm的玻璃培养腔，放置于80℃烘箱中加热固化4h。最后在pcb基板上焊接排针，完成封装。99.综上所述，本实施例相对于现有技术，具有如下优点及有益效果：100.(1)本发明使用的垂直石墨烯电极阵列表面为具有高比表面积的三维拓扑结构，可以有效增大电极与细胞之间的接触面积，使待测细胞的细胞膜同电极表面产生比平面电极更加紧密的电学耦合，从而能够获得幅值更高、信噪比更高的心肌细胞电生理信号；同时，紧密耦合可以有效降低穿孔电压，使该技术具备实现低电压穿孔的潜质，减少对被监测细胞生理状态的影响。101.(2)本发明使用了透明玻璃作为电极阵列基底，同时基底上的垂直石墨烯微电极阵列也具备较好的透光性能。结合基底和电极透明的特性，本器件可以实现在细胞培养过程中对电极阵列上生长的细胞进行光学观察，从而更全面地分析被监测细胞的生理状态，使得本技术有望成为比传统平面电极阵列更可靠的药物筛选和细胞电生理研究平台。102.(3)本发明使用感应耦合等离子体化学气相沉积技术生长垂直石墨烯材料，并结合激光切割技术获得图形化的电极阵列，生产周期短，加工流程简单，避免了使用传统微纳加工技术获得三维微纳结构和图形化电极阵列耗时长、良率低、成本高昂的问题。103.在本说明书的上述描述中，参考术语“一个实施方式/实施例”、“另一实施方式/实施例”或“某些实施方式/实施例”等的描述意指结合实施方式或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施方式或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施方式或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施方式或示例中以合适的方式结合。104.尽管已经示出和描述了本发明的实施方式，本领域的普通技术人员可以理解：在不脱离本发明的原理和宗旨的情况下可以对这些实施方式进行多种变化、修改、替换和变型，本发明的范围由权利要求及其等同物限定。105.以上是对本发明的较佳实施进行了具体说明，但本发明并不限于上述实施例，熟悉本领域的技术人员在不违背本发明精神的前提下还可做作出种种的等同变形或替换，这些等同的变形或替换均包含在本技术权利要求所限定的范围内。