CN110823787B - 双t形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置及方法 - Google Patents

Abstract

一种检测细胞膜电容、细胞质电导率的装置及方法，该方法包括如下步骤：将细胞悬液加入所述微流控芯片的细胞流入通道，利用所述压力控制模块，在微流控芯片的细胞回收通道施加压力，使细胞在主压缩通道中穿行，依次通过前端辅压缩通道、后端辅压缩通道；采用所述阻抗测量模块，检测前端电极和后端电极之间的双频阻抗，作为原始数据；对得到的原始数据进行处理，依次计算细胞拉伸长度、检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻、细胞的细胞膜电容及细胞质电导率；本发明的检测过程依赖的外部硬件设备包括阻抗测量模块和压力控制模块，与已有方法相比，未使用高速摄像机等设备，所以不会受限于高速光学拍照，故能保证高的检测通量。

Description

双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置及方法

技术领域

本发明涉及细胞电学特性检测技术领域，尤其涉及一种双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置及方法。

背景技术

恶性肿瘤指控制细胞生长增殖机制失常而引起的疾病，是全球范围内导致人类死亡的第二大原因。严峻的抗癌形势使癌症研究意义重大。而肿瘤异质性的研究是理解肿瘤机理的核心环节和关键组成部分；目前研究的瓶颈是缺乏有效的单细胞高通量表征工具，不能采集大量的单个肿瘤细胞生物学特性。单细胞电学特性作为一种重要的单细胞生物物理特性，已经被证明可以用于区分不同的肿瘤细胞、血细胞等。所以，细胞电学特性参数(例如细胞膜电容和细胞质电导率)的高通量检测具有重要意义。

研究细胞电学特性的传统方法主要有介电泳法和电致旋转法等。介电泳法工作原理是细胞在非匀强电场的作用下发生极化，在沿着电极方向上会受到介电泳力的作用而移动，统计一段时间后附着在电极表面的细胞数量随电场频率变化关系，通过拟合Claussius-Mossotti系数频谱，即可表征细胞电学特性。该方法的优势是可以相对快速地得到细胞电学特性参数；缺陷是仅能得到群体细胞层面的结果，无法表征单细胞之间的差异。电致旋转法主要原理是在两两互相垂直的四对电极上分别施加频率、幅值相同，相位相差90°的交流电压信号，悬浮在电极之间的单细胞受到电场影响，会在旋转力矩与流体阻力矩作用下匀速旋转。利用倒置显微镜和高速照相机得到细胞旋转速度随频率变化关系，再根据力平衡方程即可表征单细胞电学特性。该方法的优势是可以得到单细胞电学特性参数；缺陷是细胞操纵和定位耗时较长，检测通量较低。

研究细胞电学特性的基于微流控技术的方法主要有微流式细胞仪阻抗测量法和基于“十字型”压缩通道的方法。微流式细胞仪阻抗测量法工作原理是：将两对电极分别集成在细胞流道的上下两侧，并且在上电极施加交流电压，当细胞通过电极之间位置时，会引起相应的电流变化，这一变化以差分形式记录，可转化为阻抗数据。该方法的优势是测量通量很高，大约每秒一百个细胞；缺陷是漏电流较大，只能得到有无细胞通过检测区域的微弱阻抗变化。基于“十字型”压缩通道的方法工作原理是：细胞在主压缩通道中穿行，同时在辅压缩通道中检测双频阻抗变化，利用一定的电路模型即可得到单细胞电学特性参数。该方法的优势是通量高，约为每秒一百个细胞、可得到单细胞电学特性参数细胞膜比电容和细胞质电导率；缺陷是无法得到细胞尺寸信息，也就无法得到细胞膜电容。

因此发展一种高通量检测细胞膜电容、细胞质电导率的装置及方法是非常有意义的。

发明内容

有鉴于此，本发明的主要目的在于提供一种双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置及方法，以期至少部分地解决上述技术问题中的至少之一。

为了实现上述目的，作为本发明的一方面，提供了一种双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置，包括：一种微流控芯片，所述微流控芯片包括绝缘承载体和绝缘衬底，其中所述绝缘承载体上依次设置有细胞流入通道、主压缩通道、前端辅压缩通道、后端辅压缩通道和细胞回收通道，其中，前端辅压缩通道和后端辅压缩通道是不对称的，细胞在通过二者之间位置时会阻挡电场线而引起阻抗变化；所述绝缘衬底包括金属电极，所述金属电极分别设置于前端辅压缩通道、后端辅压缩通道中。

其中，所述主压缩通道的横截面积小于细胞横截面积，宽度为8-12μm，高度为8-12μm；

其中，所述前端辅压缩通道和后端辅压缩通道的横截面积小于在主压缩通道中拉伸的细胞的侧边横截面积，宽度为3-5μm，高度与所述主压缩通道的高度相同；

其中，所述前端辅压缩通道和后端辅压缩通道的间距大于细胞在主压缩通道中的拉伸长度，长度为40-50μm。

一种检测细胞膜电容、细胞质电导率的装置，所述装置包括：

如上所述的微流控芯片；

阻抗测量模块，其测量端分别连接所述微流控芯片模块中的金属电极，用于检测通道内的细胞阻抗；

压力控制模块，其压力输出端连接所述微流控芯片模块的细胞回收通道，用于控制输出压强。

作为本发明的另一方面，还提供了一种双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的方法，包括如下步骤：

将细胞悬液加入所述微流控芯片的细胞流入通道，利用所述压力控制模块，在微流控芯片的细胞回收通道施加压力，使细胞在主压缩通道中穿行，依次通过前端辅压缩通道、后端辅压缩通道；

细胞在微流控芯片主压缩通道中穿行的过程中，采用所述阻抗测量模块，检测前端电极和后端电极之间的双频阻抗，作为原始数据；

对得到的原始数据进行处理，依次计算细胞拉伸长度、检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻、细胞的细胞膜电容及细胞质电导率；

其中，所述细胞拉伸长度的计算是根据前端辅压缩通道和后端辅压缩通道之间有细胞通过时的阻抗幅值或者相位变化来得到的；

所述检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻的计算是根据所述微流控芯片的主压缩通道中无细胞通过和有细胞时的双频阻抗数据求解得到的；

所述细胞的细胞膜电容及细胞质电导率的计算是根据上述细胞拉伸长度和检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻得到的。

其中，在所述细胞拉伸长度计算的过程中，建立一个如下所述的计算模型：

细胞在主压缩通道中穿行，当细胞穿行到前端辅压缩通道位置前时，细胞不阻挡阻抗线，阻抗幅值不变；当细胞在前端辅压缩通道位置处穿行时，细胞逐渐阻挡电场线，且过程中存在阻挡前端辅压缩通道电场线最强的点，故阻抗幅值逐渐上升后再下降；当细胞穿行到前端辅压缩通道和后端辅压缩通道位置之间时，细胞阻挡电场线程度维持不变，故阻抗幅值不变；当细胞在后端辅压缩通道位置处穿行时，细胞阻挡电场线情况与在前端辅压缩通道位置处的情况类似，阻抗幅值呈现先上升后下降的趋势。

其中，根据所述计算模型得到细胞拉伸长度计算公式：

l_cell＝(l_mc-ε×l_sc)/(1+ε)；

其中，l_cell为细胞拉伸长度，l_mc为前端辅压缩通道和后端辅压缩通道的间距，l_sc为前端辅压缩通道和后端辅压缩通道的宽度，系数ε计算公式如下：

ε＝2×(t₃-t₂)/[(t₂-t₁)+(t₄-t₃)]；

其中，t₁为细胞到达前端辅压缩通道的时刻，t₂为细胞离开前端辅压缩通道的时刻，t₃为细胞到达后端辅压缩通道的时刻，t₄为细胞离开后端辅压缩通道的时刻。

其中，所述检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻计算的计算公式如下：

其中，Z_measurement为无细胞通过时的单一频率下阻抗测量值，R_channel为通道电阻，

为通道寄生电容容抗。

其中，Z_measurement为有细胞通过时的单一频率下阻抗测量值，R_cytoplasm为检测区域细胞质电阻，

为检测区域细胞膜电容C_membrane的容抗，R_leak为漏电阻，R_channel1和R_channel2表示电极之间的阻抗值除去细胞填充部分的电阻，计算依赖于如上所述细胞拉伸长度，

表示与R_channel1和R_channel2并联的通道寄生电容的容抗。

其中，所述细胞膜电容及细胞质电导率计算公式如下：

C_cellmembrane＝C_membrane×S_cell/S_majorchannel；

σ_{cellcytoplasm}＝l_cell/R_cytoplasm×S_majorchannel；

其中，C_cellmembrane为细胞膜电容，σ_{cellcytoplasm}为细胞质电导率，C_membrane为如上所述检测区域细胞膜电容，S_cell为细胞表面积，S_majorchannel为主压缩通道横截面积，l_cell为如上所述细胞拉伸长度，R_cytoplasm为如上所述检测区域细胞质电阻。

基于上述技术方案可知，本发明的双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置及方法相对于现有技术至少具有如下有益效果之一：

(1)本发明的双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置及方法可以提高单细胞电学特性参数检测通量。检测过程依赖的外部硬件设备包括阻抗测量模块和压力控制模块，与已有方法相比，未使用高速摄像机等设备，所以不会受限于高速光学拍照，故能保证高的检测通量。

(2)本发明的双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置及方法可以实现细胞膜电容和细胞质电导率的检测。

附图说明

图1是本发明高通量检测细胞膜电容、细胞质电导率的硬件装置；

图2是本发明硬件装置中的微流控芯片模块的结构示意图；

图3是本发明硬件装置中的微流控芯片模块的加工流程；

图4是本发明细胞拉伸长度的计算模型；

图5是本发明细胞及压缩通道电学模型。

上述附图中，附图标记含义如下：

1、微流控芯片；2、阻抗测量模块；3、压力控制模块；

10、前端辅压缩通道；11、细胞；12、细胞流入通道；

13、主压缩通道；14、后端电极；15、后端辅压缩通道；

16、细胞回收通道；17、前端电极。

具体实施方式

本发明提供了一种双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置及方法。主要包括实现该方法所必需的硬件系统(微流控芯片模块、压力控制模块、阻抗测量模块)，以及基于硬件系统得到细胞膜电容、细胞质电导率的方法。工作时，利用压力控制模块施加负压，吸取细胞通过微流控芯片的主压缩通道，在分别与之垂直且不对称的两个侧压缩通道中，利用阻抗测量模块检测有无细胞通过时的双频阻抗幅值及相位作为原始数据。利用任意频率下阻抗幅值数据，结合本专利提供的算法，可得到细胞拉伸长度；利用双频阻抗幅值及相位数据，以及前述得到的细胞拉伸长度信息，结合本专利提供的算法，即可得到细胞膜电容和细胞质电导率。与已有方法相比，本专利不受限于高速光学拍照，可避免复杂的图像处理过程；同时可得到细胞尺寸信息，故可实现细胞膜电容和细胞质电导率的高通量检测。

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚明白，以下结合具体实施例，并参照附图，对本发明作进一步的详细说明。

本实施例主要包括硬件装置、实现方法。

本实施例所需硬件装置如图1所示，主要包括微流控芯片1、阻抗测量模块2以及压力控制模块3三部分。

微流控芯片1为硬件装置中的核心模块，由绝缘承载体和绝缘衬底通过键合形成，结构示意图如图2所示。微流控芯片1的绝缘承载体依次包含细胞流入通道12、主压缩通道13、前端辅压缩通道10、后端辅压缩通道15和细胞回收通道16。具体地，细胞流入通道12结构特征是横截面积远大于细胞直径(可使细胞快速流动并经过后续的主压缩通道13)，该通道横截面积最小尺寸至少应为30微米以上(大部分细胞直径在15～20微米左右，该最小宽度可保证大部分尺寸的细胞顺利流动)；主压缩通道13结构特征是横截面积小于细胞横截面积(即能使流经的细胞发生压缩)，该通道横截面积宽度为约10微米左右，高度为约10微米左右；而前端辅压缩通道10和后端辅压缩通道15结构特征是横截面积小于在主压缩通道13中拉伸的细胞的侧边横截面积，该通道横截面宽度为约3～5微米，横截面积高度与主压缩通道13相同；间距大于细胞拉伸长度。微流控芯片1的绝缘衬底主要包含金属电极，即前端电极17和后端电极14。具体地，可通过该片上电极实现前述绝缘承载体中的前端辅压缩通道10、后端辅压缩通道15与外端阻抗测量模块2的导电连接，此处前端电极17和后端电极14分别与前端辅压缩通道10、后端辅压缩通道15之间重叠面积不能过小，以防止串联于检测系统中的双电层电容容抗过大，影响测量有效性。

微流控芯片1加工流程如图3所示。具体地，首先在硅片上旋涂一层AZ 5214E光刻胶，前烘、曝光、反转烘、泛曝光、显影，形成主压缩通道及前端辅压缩通道和后端辅压缩通道的刻蚀掩膜，如图3-d所示；然后进行深刻蚀，刻蚀结束后去除剩余掩膜，形成主压缩通道、前端辅压缩通道和后端辅压缩通道阳模，如图3-e所示；接下来继续在硅基上旋涂一层SU8-25，前烘、曝光、后烘、显影、坚膜，形成细胞流入通道和细胞回收通道阳模，如图3-h所示；下一步使用制作好的模具浇筑一定厚度的PDMS与固化剂混合液，如图3-i，固化后脱模即可得到含有微流控通道的PDMS，如图3-j所示；接下来在载玻片上旋涂一层AZ 1500、前烘、曝光，显影，去除有电极位置的光刻胶，如图3-l；接下来进行溅射金属Cr/Au，如图3-m；之后进行剥离操作，获得金属电极，如图3-n；最后，将得到的微流控通道(图3-j)相应位置打孔，并与上一步的含有电极的载玻片(图3-n)对准键合，即形成完整的微流控芯片1，如图3-o。

阻抗测量模块2例如可以采用公知技术，包括锁相放大器。根据实施例需要，可以精确检测至少两个频率下，幅值为1MΩ左右的阻抗，输出频率至少为100000个采样点/秒。与前述微流控芯片模块连接的接口为金属钳或其他金属夹具。

压力控制模块3例如可以采用公知技术，包括压力校准仪和导气软管。其中的压力校准仪需能够通过手动控制输出-50kPa～50kPa之间的任意压强，并通过导气软管与前述微流控模块连接。

本实施例具体实现方法如下：

首先连接微流控芯片1、阻抗测量模块2、压力控制模块3。连接方法是阻抗测量模块2的测量端分别连接微流控芯片1中前端辅压缩通道10、后端辅压缩通道15分别对应的片上电极前端电极17和后端电极14；压力控制模块3的压力输出端连接微流控芯片1的细胞回收通道16；

然后使用细胞培养基或者磷酸盐缓冲液注满微流控芯片1中的所有通道，目的是防止在微流控芯片中的细胞回收通道16施加压力时于通道中产生气泡，影响细胞流动和阻抗检测；

接下来在微流控芯片1的细胞流入通道12加入一定浓度的细胞悬浮液，利用压力控制模块3在细胞回收通道施加负压，驱动细胞进入主压缩通道13，并先后经过前端辅压缩通道10和后端辅压缩通道15；同时利用阻抗测量模块3检测分别连接前端辅压缩通道10与后端辅压缩通道15的片上电极前端电极17和后端电极14之间有无细胞通过时的双频阻抗数据，作为实验的原始数据。当采集到包含有足够细胞的阻抗数据后，实验停止。

本实施例数据处理方法主要包括细胞拉伸长度(细胞在压缩通道中压缩后的长度)计算、检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻计算、细胞的细胞膜电容及细胞质电导率计算三个步骤。

(a)细胞拉伸长度计算方法。

考虑前端辅压缩通道10和后端辅压缩通道15之间有细胞通过时的任意频率阻抗幅值或者相位变化，即可计算得到细胞拉伸长度。以单一频率下阻抗幅值变化为例，细胞拉伸长度计算模型如图4所示，图4-a中l_mc为前端辅压缩通道10和后端辅压缩通道15的间距，l_sc为前端辅压缩通道10和后端辅压缩通道15的宽度(二者宽度相等)；当细胞穿行到如图4-b所示位置前时，细胞不阻挡阻抗线，阻抗幅值不变；当细胞在如图4-b～c所示位置之间穿行时，细胞逐渐阻挡电场线，且由于细胞会进入前端辅压缩通道10，故这一过程中会存在阻挡电场线最强的点，所以阻抗幅值逐渐上升后再下降；当细胞在如图4-c～d所示位置之间穿行时，细胞阻挡电场线程度维持不变，故阻抗幅值不变；当细胞在如图4-d～e所示位置之间穿行时，细胞阻挡电场线情况与图4-b～c情况类似，所以阻抗幅值呈现先上升后下降的趋势。根据以上分析，当细胞依次通过图4-b～e位置时，单一频率下阻抗幅值会呈现图4-f所示曲线，其中，图4-b、图4-c、图4-d、图4-e中细胞的位置分别与图4-f中的t₁、t₂、t₃、t₄时刻的阻抗幅值相对应。

t₁～t₂时刻细胞运动平均速度为：v_cell12，t₂～t₃时刻细胞运动平均速度为：v_ce1l23，t₃～t₄时刻细胞运动平均速度为：v_cell34，细胞拉伸长度为l_cell，则有：

在t₁～t₂时刻，细胞运动距离为前端辅压缩通道10的宽度与细胞拉伸长度之和：l_sc+l_cell，有：

v_cell12×(t₂-t₁)＝l_sc+l_cell (1)

在t₃～t₄时刻，细胞运动距离为后端辅压缩通道15的宽度与细胞拉伸长度之和：l_sc+l_cell，有：

v_cell34×(t₄-t₃)＝l_sc+l_cell (2)

在t₂～t₃时刻，细胞运动距离为辅压缩通道间距与细胞拉伸长度之差：l_mc-l_cell，有：

v_cell23×(t₃-t₂)＝l_mc-l_cell (3)

考虑到主压缩通道长度足够小，故可认为细胞通过过程中为匀速运动，计算时取t₁～t₂段与t₃～t₄段的平均速度作为t₂～t₃段的速度，即：

v_cell23＝2×(l_sc+l_cell)/(t₂-t₁+t₄-t₃) (4)

联立方程(3)，(4)，可得细胞拉伸长度：

l_cell＝(l_mc-ε×l_sc)/(1+ε) (5)

其中：系数ε计算公式如下：

ε＝2×(t₃-t₂)/[(t₂-t₁)+(t₄-t₃)] (6)

(b)检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻计算方法。

根据前述实验方案可知，本方法中阻抗的有效检测区域为主压缩通道13中位于前端辅压缩通道10和后端辅压缩通道15之间的部分。

当无细胞通过检测区域时，压缩通道电学模型如图5-a所示。当细胞通过检测区域时，细胞及压缩通道电学模型如图5-b所示。

工作时，使用阻抗测量模块持续检测微流控芯片模块中前端电极17和后端电极14之间的双频阻抗，单一频率下阻抗测量值为Z_measurement，当无细胞通过检测区域时，如附图5-a所示，电极之间的阻抗值可用电阻R_channel与寄生电容C_parasitic的并联电路表征，故此时：

其中，

当有细胞通过检测区域时，如附图5-b所示，考虑到细胞膜由绝缘的磷脂双分子层和膜蛋白镶嵌和附着构成，故细胞膜呈现电容的电学特性，此外细胞质可认为呈现电阻的电学特性，所以，细胞在压缩通道中的模型由前端和后端的特定面积的检测区域电容C_membrane以及中间的检测区域细胞质电阻R_cytoplasm组成；由于细胞压缩后与主压缩通道之间还会有一定间隙，故使用漏电阻R_leak表征这种情况；电极之间的阻抗值除去细胞填充部分的电阻由R_channel1和R_channel2串联表示，同时仍然有与之并联的寄生电容C_parasitic。故此时：

其中，

而此时无细胞填充部分的通道电阻可由压缩通道电阻R_channel、(a)中得到的细胞拉伸长度l_cell、辅压缩通道间距l_mc以及主压缩通道13中介于前端辅压缩通道17和后端辅压缩通道14之间部分无细胞时的阻抗值Z_majorchannel计算得到，即：

R_channel1+R_channel2＝R_channel-Z_majorchannel×l_cell/l_mc (11)

其中，

Z_majorchannel＝R_channel×ε_simulation (12)

上式中，ε_simulation可由数值仿真软件得到。

分别将公式(8)代入公式(7)、公式(8)、(10)、(11)、(12)代入公式(9)，结合两个频率下检测到的阻抗原始数据可进行求解。具体求解方法是：使用单一频率下无细胞通过时的阻抗数据，求解公式(7)，根据实部、虚部分别对应相等，可求得各自频率下的R_channel和C_parasitic；接着，分别将计算得到的两个频率下R_channel和C_parasitic的数值代入公式(9)，使用两个频率下有细胞通过时的阻抗数据，依据R_cytoplasm、C_membrane和R_leak三个未知量的大致范围，以误差最小为原则进行拟合，即可求解得到R_cytoplasm与C_membrane的具体数值。

(c)细胞的细胞膜电容及细胞质电导率计算方法。

前述(b)中求得的检测区域的细胞膜电容C_membrane对应面积为主压缩通道13的横截面积S_majorchannel：

S_majorchannel＝W_majorchannel×H_majorchannel (13)

其中，W_majorchannel为主压缩通道13的宽度，可利用光学照相机进行测量；H_majorchannel为主压缩通道13的高度，可利用台阶仪等设备测量。

而前述(a)中得到的细胞拉伸长度l_cell，对应的横截面积仍然为主压缩通道13的横截面积S_majorchannel，故依据体积不变原理，将细胞拉伸后的形状近似为长方体，可估算出细胞半径R_cell，即：

l_cell×S_majorchannel＝4×π×R_ceIl ³/3 (14)

利用公式(14)求得的细胞半径R_cell，进而可求得细胞表面积S_cell即：

S_cell＝4×π×R_cell ² (15)

此时，可求得细胞的细胞膜电容C_cellmembrane：

C_cellmembrane＝C_membrane×S_cell/S_majorcharnel (16)

前述(b)中求得的检测区域细胞质电阻R_cytoplasm对应横截面积为主压缩通道13的横截面积S_majorchannel，长度为细胞拉伸长度l_cell，故可计算得到细胞质电导率σ_{cellcytoplasm}：

σ_{cellcytoplasm}＝l_cell/R_cytoplasm×S_majorchannel (17)

至此，已经结合附图对本实施例进行了详细描述。依据以上描述，本领域技术人员应当对本发明双T形结构高通量检测膜电容、质电导率的装置及方法有了清楚的认识。

本实施例中，衬底采用玻璃材料，本领域技术人员应当清楚，除了玻璃之外，衬底可以为硅片、聚甲基丙烯酸甲酯(Polymethylmethacrylate，简称PMMA，英文Acrylic，又称做压克力、亚克力或有机玻璃)或聚二甲基硅氧烷(polydimethylsiloxane，简称PDMS)片等片状材料。

另外，本实施例中，承载体的材料为PDMS。本领域技术人员应当清楚，除了PDMS之外，还可以采用玻璃、SU-8、硅片等材料来形成上述承载体。

该发明中的主压缩通道和辅压缩通道设计为非垂直位置也可以达到类似效果。

该发明中所演示的微流控芯片结构是这种方法的基础单元，可以方便地进行细胞穿行方向上的串联排布，甚至某些结构的合并，会带来不同的效果。

该发明中微流控芯片中的通道横截面为矩形，也可以被替换成圆形或者半圆形等形状，不影响基础功能的实现。

该发明中使用盖板加基板封接的形式形成通道，也可以在玻璃等材料内部刻蚀实现，同样可以实现需要的功能。

该专利中使用负压驱动细胞通过主压缩通道，但是也可以使用其他方式，如在细胞流入通道端施加正压。

以上所述的具体实施例，对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，应理解的是，以上所述仅为本发明的具体实施例而已，并不用于限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种微流控芯片，其特征在于，所述微流控芯片包括绝缘承载体和绝缘衬底，其中所述绝缘承载体上依次设置有细胞流入通道、主压缩通道、前端辅压缩通道、后端辅压缩通道和细胞回收通道，细胞流入通道出口与主压缩通道入口、主压缩通道出口与细胞回收通道入口分别连接、而前端辅压缩通道和后端辅压缩通道均与主压缩通道垂直，并且前端辅压缩通道与主压缩通道的交叉位置位于主压缩通道中心位置与主压缩通道入口之间，后端辅压缩通道与主压缩通道的交叉位置位于主压缩通道中心位置与主压缩通道出口之间，其中，相对于主压缩通道沿长度方向的轴，前端辅压缩通道和后端辅压缩通道是呈非轴对称分布的，细胞在通过二者之间位置时会阻挡电场线而引起阻抗变化；所述绝缘衬底包括金属电极，所述金属电极分别设置于前端辅压缩通道、后端辅压缩通道中。

2.根据权利要求1所述的微流控芯片，其特征在于，所述主压缩通道的横截面积小于细胞横截面积，宽度为8-12μm，高度为8-12μm。

3.根据权利要求1所述的微流控芯片，其特征在于，所述前端辅压缩通道和后端辅压缩通道的横截面积小于在主压缩通道中拉伸的细胞的侧边横截面积，宽度为3-5μm，高度与所述主压缩通道的高度相同。

4.根据权利要求1所述的微流控芯片，其特征在于，所述前端辅压缩通道和后端辅压缩通道的间距大于细胞在主压缩通道中的拉伸长度，长度为40-50μm。

5.一种检测细胞膜电容、细胞质电导率的装置，其特征在于，所述装置包括：

如权利要求1～4任一项所述的微流控芯片；

阻抗测量模块，其测量端分别连接所述微流控芯片模块中的金属电极，用于检测通道内有无细胞通过时的阻抗；

压力控制模块，其压力输出端连接所述微流控芯片模块的细胞回收通道，用于控制输出压强。

6.一种检测细胞膜电容、细胞质电导率的方法，其特征在于，采用根据权利要求5所述的检测细胞膜电容、细胞质电导率的装置，包括如下步骤：

将细胞悬液加入所述微流控芯片的细胞流入通道，利用所述压力控制模块，在微流控芯片的细胞回收通道施加压力，使细胞在主压缩通道中穿行，依次通过前端辅压缩通道、后端辅压缩通道；

细胞在微流控芯片主压缩通道中穿行的过程中，采用所述阻抗测量模块，检测前端电极和后端电极之间的双频阻抗，作为原始数据；

对得到的原始数据进行处理，依次计算细胞拉伸长度、检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻、细胞的细胞膜电容及细胞质电导率；

其中，所述细胞拉伸长度的计算是根据前端辅压缩通道和后端辅压缩通道之间有细胞通过时的阻抗幅值或者相位变化来得到的；

所述检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻的计算是根据所述微流控芯片的主压缩通道中无细胞通过和有细胞时的双频阻抗数据求解得到的；

所述细胞的细胞膜电容及细胞质电导率的计算是根据上述细胞拉伸长度和检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻得到的。

7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，在所述细胞拉伸长度计算的过程中，建立一个如下所述的计算模型：

细胞在主压缩通道中穿行，当细胞穿行到前端辅压缩通道位置前时，细胞不阻挡阻抗线，阻抗幅值不变；当细胞在前端辅压缩通道位置处穿行时，细胞逐渐阻挡电场线，且过程中存在阻挡前端辅压缩通道电场线最强的点，故阻抗幅值逐渐上升后再下降；当细胞穿行到前端辅压缩通道和后端辅压缩通道位置之间时，细胞阻挡电场线程度维持不变，故阻抗幅值不变；当细胞在后端辅压缩通道位置处穿行时，细胞阻挡电场线情况与在前端辅压缩通道位置处的情况类似，阻抗幅值呈现先上升后下降的趋势。

8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，根据所述计算模型得到细胞拉伸长度计算公式：

l_cell＝(l_mc-ε×l_sc)/(1+ε)；

其中，l_cell为细胞拉伸长度，l_mc为前端辅压缩通道和后端辅压缩通道的间距，l_sc为前端辅压缩通道和后端辅压缩通道的宽度，系数ε计算公式如下：

ε＝2×(t₃-t₂)/[(t₂-t₁)+(t₄-t₃)]；

其中，t₁为细胞到达前端辅压缩通道的时刻，t₂为细胞离开前端辅压缩通道的时刻，t₃为细胞到达后端辅压缩通道的时刻，t₄为细胞离开后端辅压缩通道的时刻。

9.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述检测区域的细胞膜电容及细胞质电阻计算的计算公式如下：

其中，Z_{measurement_nocell}为无细胞通过时的单一频率下阻抗测量值，R_channel为通道电阻，

为通道寄生电容容抗；

其中，Z_{measurement_cell}为有细胞通过时的单一频率下阻抗测量值，R_cytoplasm为检测区域细胞质电阻，

为检测区域细胞膜电容C_membrane的容抗，R_leak为漏电阻，R_channel1和R_channel2表示电极之间除去细胞填充部分的阻抗值，计算依赖于所述细胞拉伸长度，

表示与R_channel1和R_channel2并联的通道寄生电容的容抗。

10.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述细胞膜电容及细胞质电导率计算公式如下：

C_cellmembrane＝C_membrane×S_cell/S_majorchannel；

σ_{cellcytoplasm}＝l_cell/R_cytoplasm×S_majorchannel；

其中，C_cellmembrane为细胞膜电容，σ_{cellcytoplasm}为细胞质电导率，C_membrane为检测区域细胞膜电容，S_cell为细胞表面积，S_majorchannel为主压缩通道横截面积，l_cell为所述细胞拉伸长度，R_cytoplasm为所述检测区域细胞质电阻。

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