一種柔性應變傳感器、心肌細胞收縮力檢測系統及方法技術方案

本發明專利技術提供了一種柔性應變傳感器、心肌細胞收縮力檢測系統及方法，傳感器包括從下到上依次設置的第一封裝層、第一粘合層、第一電極層、負摩擦層、間隔層、第二電極層、第二粘合層和第二封裝層，第二電極層同時作為正摩擦層；第二封裝層表面設置有若干微溝道；間隔層包括多個并排布設的條狀支撐物；負摩擦層表面具有納米裂紋，以增加摩擦的有效接觸面積。本發明專利技術通過將基于摩擦納米發電機的橋式結構柔性應變傳感器的兩個摩擦層由間隔物隔開，以捕獲心肌細胞收縮的微弱應變，有效地減少了重力引起的塌陷，提高了穩定性和信噪比。提高了穩定性和信噪比。提高了穩定性和信噪比。

【技術實現步驟摘要】
一種柔性應變傳感器、心肌細胞收縮力檢測系統及方法


[0001]本專利技術屬于測量
，具體涉及一種柔性應變傳感器、心肌細胞收縮力檢測系統及方法。

技術介紹

[0002]本部分的陳述僅僅是提供了與本專利技術相關的
技術介紹
信息，不必然構成在先技術。
[0003]在新藥開發過程中，高信噪比、高穩定性的傳感平臺對于評估大規模藥物庫的治療潛力極具價值，目前，已經提出了幾種通過測量心肌細胞的收縮力變化來評估藥物誘導的心臟毒性的體外方法。微柱陣列和嵌入熒光珠(TFFB)的薄膜已被用作培養和傳感心肌細胞收縮的裝置。然而，微柱的地形模式對心肌細胞的形態、聚集和分化具有不可忽視的影響。對于TFFB薄膜，將這些由心肌細胞收縮產生的熒光珠的位置變化轉換為應力場是耗時的。對于直接收縮力測量，開發了微懸臂梁和細胞鼓薄膜來測量心肌細胞的收縮力。然而，微懸臂梁測量中激光照射產生的熱量會對細胞代謝產生不利影響。而且由于信噪比低，細胞鼓技術測量的心肌細胞收縮應力是不準確的。盡管這些基于光學的方法已被深入研究，但數據的密集采集導致無法方便和快速分析藥物引起的心臟毒性效應。因此，構建快速、實時、高SNR、高穩定性的心血管藥物篩選平臺仍然具有挑戰性。
[0004]摩擦納米發電機(TENG)傳感器已被廣泛開發用于健康監測中的應變檢測。目前的TENG傳感器不足以準確檢測細胞尺度上的微弱應變(<1％，例如心肌細胞的收縮)。這是因為大多數TENG傳感器中兩個摩擦層之間的間隙在μm或厘米范圍內。為了捕捉微弱的心肌細胞的收縮應力，器件的總厚度需要超薄且具有柔韌性，并且TENG器件的兩個摩擦層之間的間隙應最小化到微或納米級。據專利技術人了解，一種在聚二甲基硅氧烷(PDMS)包裹層和銅芯層之間具有約3μm間隙的網狀TENG裝置被開發了，用于測量心肌細胞的收縮。但是，器件的網狀結構使兩個摩擦層不能有效分離，導致了較低的信噪比(<2)和導致無法捕捉清晰的心肌細胞收縮波形。因此，TENG設備在信噪比、檢測限和穩定性方面仍有改進空間。

技術實現思路

[0005]本專利技術為了解決上述問題，提出了一種柔性應變傳感器、心肌細胞收縮力檢測系統及方法，本專利技術通過將基于摩擦納米發電機的橋式結構柔性應變傳感器的兩個摩擦層由間隔物隔開，以捕獲心肌細胞收縮的微弱應變，有效地減少了重力引起的塌陷，提高了穩定性和信噪比。
[0006]根據一些實施例，本專利技術采用如下技術方案：
[0007]本專利技術的第一方面，提供一種柔性應變傳感器，包括從下到上依次設置的第一封裝層、第一粘合層、第一電極層、負摩擦層、間隔層、第二電極層、第二粘合層和第二封裝層，其中：
[0008]所述第二電極層同時作為正摩擦層；
[0009]所述第二封裝層表面設置有若干微溝道；
[0010]所述間隔層包括多個并排布設的條狀支撐物；
[0011]所述負摩擦層表面具有納米裂紋，以增加摩擦的有效接觸面積。
[0012]本專利技術的柔性應變傳感器可以用于微弱應力的檢測。如心肌細胞收縮力，在微溝道上培養心肌細胞，心肌細胞收縮時帶動第二電極層、第二粘合層和第二封裝層偏轉，心肌細胞舒張時，第二電極層、第二粘合層和第二封裝層恢復原狀。心肌細胞的收縮導致兩個摩擦層的分離，而兩個具有相反摩擦電荷的摩擦層之間的電位差驅動電子通過外部負載，從而產生電輸出。因此，通過檢測電輸出就可以計算心肌細胞的收縮力。
[0013]作為可選擇的實施方式，所述第一粘合層和第二粘合層的材質為鉻。
[0014]作為可選擇的實施方式，所述第一封裝層和第二封裝層的材料為聚二甲基硅氧烷。
[0015]作為可選擇的實施方式，所述間隔層的條狀支撐物材料為聚二甲基硅氧烷。
[0016]作為可選擇的實施方式，所述負摩擦層的材質為聚四氟乙烯，納米裂紋為通過等離子刻蝕形成。
[0017]作為可選擇的實施方式，所述第一電極層和第二電極層的材料為銀，且第一電極層和第二電極層的形狀對稱，形成橋式結構。
[0018]作為可選擇的實施方式，所述封裝層上，沿著第一電極層或第二電極層的邊緣處，設置有若干孔洞。
[0019]作為進一步的限定，所述孔洞為矩形孔，且有兩個，且沿第一電極層或第二電極層的邊緣對稱設置。
[0020]本專利技術的第二方面，提供上述柔性應變傳感器的制造方法，包括以下步驟：
[0021]將聚二甲基硅氧烷和固化劑以預定比例混合，形成封裝材料；
[0022]將封裝材料以設定速度旋涂于第一玻璃基底上，形成第一封裝層；
[0023]將光刻膠以預定速度旋涂于第二玻璃基底上，并干燥，利用光刻技術獲得目標尺寸的微溝道，微溝道經過曝光和顯影；
[0024]將封裝材料以設定速度旋涂于第二玻璃基底上，形成第二封裝層；
[0025]待封裝材料凝固后，在第一玻璃基底、第二玻璃基底上覆蓋帶有圖案的掩膜版，再依次蒸發指定厚度的粘合層和電極層；
[0026]將聚四氟乙烯薄膜附著在第一玻璃基底的電極層上，并進行等離子體處理，形成負摩擦層；
[0027]在所述摩擦層上設置多個間隔物后，將兩塊玻璃基底面對面封裝，形成柔性應變傳感器。
[0028]本專利技術的第三方面，提供一種心肌細胞收縮力檢測系統，包括：
[0029]載玻片、附著在載玻片上的基礎支撐結構、設置于所述基礎支撐結構上的若干所述柔性應變傳感器，以及設置于所述柔性應變傳感器表面的培養室，所述第二封裝層的微溝道用于培養心肌細胞；
[0030]所述柔性應變傳感器的第一電極層和第二電極層分別有導線引出，連接信號處理電路。
[0031]作為可選擇的實施方式，所述信號處理電路包括依次連接的放大電路和低通濾波
電路，所述放大電路的兩端分別連接引出的導線，且放大電路的兩端和柔性應變傳感器之間并聯有第一支路和第二支路，所述第一支路包括兩個串聯的電阻，電阻之間施加有參考電壓；所述第二支路包括一電容。
[0032]作為進一步的限定，兩個串聯的電阻的電阻值相同。
[0033]所述參考電壓的值為放大電路的接入電壓的一半；
[0034]所述電容的電容值與柔性應變傳感器的初始電容值相同。
[0035]本專利技術的第四方面，提供上述心肌細胞收縮力檢測系統的工作方法，包括以下步驟：
[0036]進行柔性應變傳感器的標定，確定應力、頻率和電壓輸出的關系；
[0037]在微溝道上培養心肌細胞，根據信號處理電路對柔性應變傳感器因心肌細胞收縮力而產生的電壓信號進行處理；
[0038]根據應力、頻率和電壓輸出的關系，確定心肌細胞收縮力的大小。
[0039]與現有技術相比，本專利技術的有益效果為：
[0040]本專利技術柔性應變傳感器可以用于微弱應力的檢測，微小應力導致兩個摩擦層的分離，而兩個具有相反摩擦電荷的摩擦層之間的電位差驅動電子流通過外部負載，從而產生電輸出。因此，通過檢測電輸出就可以感應應力，且測量結果準確。可以適用于心肌細胞收縮力的本文檔來自技高網...

【技術保護點】

【技術特征摘要】
1.一種柔性應變傳感器，其特征是，包括從下到上依次設置的第一封裝層、第一粘合層、第一電極層、負摩擦層、間隔層、第二電極層、第二粘合層和第二封裝層，其中：所述第二電極層同時作為正摩擦層；所述第二封裝層表面設置有多個微溝道；所述間隔層包括多個并排布設的條狀支撐物；所述負摩擦層表面具有納米裂紋，以增加摩擦的有效接觸面積。2.如權利要求1所述的一種柔性應變傳感器，其特征是，所述第一粘合層和第二粘合層的材質為鉻；或，所述第一封裝層和第二封裝層的材料為聚二甲基硅氧烷；或，所述間隔層的條狀支撐物材料為聚二甲基硅氧烷。3.如權利要求1所述的一種柔性應變傳感器，其特征是，所述負摩擦層的材質為聚四氟乙烯，納米裂紋為通過等離子刻蝕形成。4.如權利要求1所述的一種柔性應變傳感器，其特征是，所述第一電極層和第二電極層的材料為銀，且第一電極層和第二電極層的形狀對稱，形成橋式結構。5.如權利要求1所述的一種柔性應變傳感器，其特征是，所述封裝層上，沿著第一電極層或第二電極層的邊緣處，設置有若干孔洞；或進一步的，所述孔洞為矩形孔，且有兩個，且沿第一電極層或第二電極層的邊緣對稱設置。6.權利要求1
?
5中任一項所述的柔性應變傳感器的制造方法，其特征是，包括以下步驟：將聚二甲基硅氧烷和固化劑以預定比例混合，形成封裝材料；將封裝材料以設定速度旋涂于第一玻璃基底上，形成第一封裝層；將光刻膠以預定速度旋涂于第二玻璃基底上，并干燥，利用光刻技術獲得目標尺寸的微溝道，微溝道經過曝光和顯影；將封裝材料以設定速度旋涂于第二玻璃基底上，形成第二封裝...

【專利技術屬性】
技術研發人員：王力，陳浩，陳俊，李向東，孟萌，
申請(專利權)人：山東才聚電子科技有限公司，
類型：發明
國別省市：