CN116493060A - 一种细胞分离微流控芯片、使用方法和制备方法 - Google Patents

一种细胞分离微流控芯片、使用方法和制备方法 Download PDF

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CN116493060A CN202310503678.0A CN202310503678A CN116493060A CN 116493060 A CN116493060 A CN 116493060A CN 202310503678 A CN202310503678 A CN 202310503678A CN 116493060 A CN116493060 A CN 116493060A
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薛灵钥
曹臻
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Abstract

本发明公开一种细胞分离微流控芯片、使用方法和制备方法，涉及微流控芯片技术领域，包括：样品溶液通道，导电溶液通道，设置于样品溶液通道的两侧，与样品溶液通道之间间隔有PDMS屏障，导电溶液通道通过PDMS屏障向样品溶液通道施加电压；其中，样品溶液通道与导电溶液通道重合段为cDEP段；cDEP段的样品溶液通道中设有DLD阵列，所述DLD阵列为绝缘的三角形支柱阵列。本发明将主动分选技术与被动分选技术相结合，突破单一技术的局限，利用多个操纵力同时应用于样品流，这些力的叠加决定了粒子/细胞的轨迹和平衡位置，从而可以更精确地控制粒子或细胞并提供各种功能。

Description

一种细胞分离微流控芯片、使用方法和制备方法
技术领域
本发明涉及微流控芯片技术领域，尤其涉及一种细胞分离微流控芯片、使用方法和制备方法。
背景技术
循环肿瘤细胞(CTCs)是指从原始肿瘤病灶上脱落，进入人体血液循序系统中的肿瘤细胞。它可以随着人体血液流动迁移到人体的其他器官上，并形成新的原始肿瘤病灶，从而导致癌症转移和扩散。因此，检测血液中CTCs对于癌症等重大疾病的早期诊断和精准治疗具有重要的意义，是未来生物芯片的基石技术和战略制高点。但CTCs的数目极其罕见，每毫升血液中只有1-100个CTCs，即约每十亿个血细胞才有一个循环肿瘤细胞，如何从血液中快速高效的分离出高纯度、高回收率的稀有循环肿瘤细胞是对其进行后续研究重要前提。
细胞分离技术主要是依据细胞间物理特性和生物特性的差异将样品分选成不同的种群，大致可分为主动式分选和被动式分选两大类。主动式细胞分选技术需要借助外加物理场(电场、磁场、声场、光场)对细胞施加作用力来实现细胞分选，这类技术往往具有较高的分选效率。被动分选技术是指微粒仅在流体作用力而没有其他力场的作用下实现的分离，颗粒的被动分离主要分为确定性侧向位移、压缩流分离和惯性流分离等，这类技术往往具有较高的分选通量。但是单一的技术在细胞分选的通量、回收率和纯度等指标上或多或少存在不足。
发明内容
本发明针对现有技术中的缺点，提供了一种将非接触式介电泳分选(cDEP)和被动分选中的确定性侧向位移技术(DLD)相结合，通过电场与流场的耦合高通量分离细胞的双模态微流控芯片。
为了解决上述技术问题，本发明通过下述技术方案得以解决：
一种细胞分离微流控芯片，包括：
样品溶液通道，
导电溶液通道，设置于样品溶液通道的两侧，与样品溶液通道之间间隔有PDMS屏障，导电溶液通道通过PDMS屏障向样品溶液通道施加电压；
其中，样品溶液通道与导电溶液通道重合段为cDEP段；
cDEP段部分的样品溶液通道中设有DLD阵列，所述DLD阵列为绝缘的三角形支柱阵列；
以样品溶液流向方向排列的三角形支柱为列，列与列之间均匀排列形成流道，且每列绝缘三角形支柱与样品溶液通道的两侧形成斜角，所述流道为与样品溶液通道的两侧形成斜角的流道。
其中，所述导电溶液通道包括：
导电溶液导入口，
两个导电端，与导电溶液通道电连接，两个导电端用于连接信号发生器的电信号输出端。
作为一种优选方案，所述三角形支柱阵列为等边三角形支柱阵列。
作为一种优选方案，三角形支柱阵列组成的DLD阵列的临界尺寸Dc范围为8μm-12μm。
作为一种优选方案，所述样品溶液通道尺寸为1mm×20mm；所述导电溶液通道的宽度为500μm；所述PDMS屏障的宽度为20μm。
该芯片实现两种工作模式，其中一种为负介电泳(nDEP)排斥模式，该模式下所述样品溶液通道，包括：
鞘流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
样品流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
小粒子分选出口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道尾部；
大粒子分选出口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道尾部。
另一种为正介电泳(pDEP)捕获模式，该模式下所述样品溶液通道，包括：
鞘流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
样品流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
出口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道尾部。
基于上述细胞分离微流控芯片，提出一种细胞分离微流控芯片的使用方法，在负介电泳(nDEP)排斥模式下，用于粒子分选应用，以负介电泳力实现大直径粒子和小直径粒子的更高效和更快速分选，包括步骤：
通过导电溶液通道向样品溶液通道施加电场，绝缘的三角形支柱阵列形成电场梯度分布；
粒子流经cDEP段，被三角形支柱周围的电场排斥，大于DLD阵列的临界尺寸的粒子受到nDEP力和斯托克斯力的合力做确定性侧向位移运动从一侧流出；
小于DLD阵列的临界尺寸的粒子做之字形运动从另一侧流出，实现分选。
基于上述细胞分离微流控芯片，提出一种细胞分离微流控芯片的使用方法，在正介电泳(pDEP)捕获模式下，用于细胞捕获应用，以正介电泳力实现肿瘤细胞的吸附，包括以下步骤：
通过导电溶液通道向样品溶液通道施加电场，绝缘的三角形支柱阵列形成电场梯度分布，同时选择合适的电场频率使肿瘤细胞受到正介电泳力，白细胞不受介电泳力或者受到负介电泳力；
肿瘤细胞流经cDEP段，处于三角支柱阵列中的肿瘤细胞受到三角支柱阵列中三角支柱周围产生的pDEP力，肿瘤细胞克服斯托克斯力被吸附在三角形立柱高电场强度梯度的周围。而白细胞由于不受介电泳力或者受到负介电泳力正常流出，达到分离的效果。
本发明的有益效果：
本发明将主动分选技术与被动分选技术相结合，突破单一技术的局限，利用多个操纵力同时应用于样品流，这些力的叠加决定了粒子/细胞的轨迹和平衡位置，从而可以更精确地控制粒子或细胞并提供各种功能。
在产品应用中，可以实现从血液中快速高效的分离出高纯度、高回收率的稀有循环肿瘤细胞。
其中，cDEP技术的电极不直接接触生物样品，防止了气泡的形成并减轻污染，保证样品中细胞的活力和样品的无菌性。介电泳力能够在被动的流场上耦合主动的电场力，在对粒子进行选择性操控的同时加速粒子的运动，并通过调节频率和电压来匹配特定样品或特定实验条件，提升样品的分选通量和分选效率。
其中DLD阵列采用三角形支柱，减少了阵列的阻塞，提高吞吐量；同时，在导电溶液通道施加电场后，三角形柱周围产生的最高电场梯度强于在圆柱周围产生的最高电场梯度，流经的粒子或细胞可以受到更大的DEP力。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1是一种细胞分离微流控芯片结构示意图；
图2是图1中的A结构的cDEP段放大图；
图3是三角形支柱阵列与导电沟道的扫描电子显微镜图；
图4是三角形支柱与圆形支柱产生的2D电场强度梯度分布图；
图5是施加电场前后粒子和细胞的受力以及运动情况示意图；
图6是未施加电压时混合聚苯乙烯粒子的流动轨迹图；
图7是施加电压时混合聚苯乙烯粒子的流动轨迹图；
图8是细胞捕获模式中肿瘤细胞被捕获的示意图。
具体实施方式
下面结合实施例对本发明做进一步的详细说明，以下实施例是对本发明的解释而本发明并不局限于以下实施例。
名词解释：
确定性侧向位移(Deterministic lateral displacement，DLD)；
非接触式介电泳(Contactless dielectrophoresis，cDEP)；
负介电泳(negative DEP，nDEP)；
正介电泳(positive DEP，pDEP)；
斯托克斯力，描述物体在粘性流体中做缓慢匀速平动时所受粘滞阻力的定律。
实施例1：
一种细胞分离微流控芯片，如图1和图2，包括：
样品溶液通道7，
导电溶液通道3、4，设置于样品溶液通道的两侧，与样品溶液通道之间间隔有PDMS屏障9，导电溶液通道通过PDMS屏障9向样品溶液通道施加电压；
其中，样品溶液通道与导电溶液通道重合段为cDEP段10；
cDEP段10的样品溶液通道中设有DLD阵列，所述DLD阵列为绝缘的三角形支柱阵列8。
以样品溶液流向方向排列的三角形支柱为列，列与列之间均匀排列形成流道11，且每列绝缘三角形支柱与样品溶液通道的两侧形成斜角，所述流道11为与样品溶液通道的两侧形成斜角的流道11。
作为一种优选方案，三角形支柱阵列组成的DLD阵列的临界尺寸Dc范围为8μm-12μm。
作为一种优选方案，所述样品溶液通道尺寸为1mm×20mm；所述导电溶液通道的宽度为500μm；所述PDMS屏障的宽度为20μm。
该芯片实现两种工作模式，其中一种为负介电泳(nDEP)排斥模式，该模式下所述样品溶液通道，包括：
鞘流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
样品流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
小粒子分选出口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道尾部；
大粒子分选出口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道尾部。
另一种为正介电泳(pDEP)捕获模式，该模式下所述样品溶液通道，包括：
鞘流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
样品流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
出口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道尾部。
其中，负介电泳(nDEP)排斥模式：例如针对两种直径不同的聚苯乙烯粒子混合样品流。电压开启后，被鞘流挤压至样品溶液通道边界的大直径粒子未处于cDEP段时只受斯托克斯力不受DEP力，且因处于通道边界受边界的影响异常流动，做之字形运动而非侧向位移。
流经cDEP段时，大直径粒子在每个三角形支柱均会受到nDEP力与斯托克斯力的合力，被推向下一流道，从而由之字形运动转变为侧向位移，从上侧出口流出；而未被挤压至沟道边界且未在cDEP段的大粒子不会受样品溶液通道边界异常流动的影响，进行侧向位移从上侧出口流出，流经cDEP段时受到nDEP力后合力大大增加，导致侧向位移运动加快，从而提高了芯片的分选速度。小直径粒子基本不受DEP力的影响，在样品溶液通道的阵列中均做之字形运动从下侧出口流出。综上，可将流经该芯片的混合聚苯乙烯粒子高效且快速的分选。
本实施例中公开的混合聚苯乙烯粒子作为一种范例，并不仅仅保护该种例子的分选结构和方法，其他能够满足负介电泳排斥模式下的其他粒子。
正介电泳(pDEP)捕获模式：针对肿瘤细胞和白细胞的混合样品流。电压开启后，肿瘤细胞流经cDEP段时会受到三角支柱周围产生的pDEP力，克服流体的斯托克斯力被吸附在三角形立柱高电场强度梯度的周围。若肿瘤细胞从某个三角形支柱逃逸走，但由于处于DLD阵列的流道中，又会立马受到下一个三角形支柱周围的pDEP力而被吸附，依此类推，密集的DLD阵列大大提高了肿瘤细胞的捕获效率。而白细胞流经该芯片的cDEP段时，受到的pDEP力不足以抵抗斯托克斯力而顺利流走，从而该芯片可在高通量高效率的条件下实现肿瘤细胞捕获和白细胞的释放。
进一步，提出一种优选的具体实施例作为参考：如图1和图2所示，其中，A为上层PDMS层，B为下层玻璃基底层，两者键合为整体形成检测芯片。以聚苯乙烯粒子的分选作为应用参考。
芯片内主沟道为样品溶液通道7，样品溶液通道7尺寸为1mm×20mm，两侧导电溶液通道3、4的宽度均为500μm，导电溶液通道与样品溶液通道之间的PDMS屏障9，宽度为20μm。
其中，样品溶液通道7中的三角形支柱阵列如图2所示，具体地将三角柱与三角柱之间的间隔设置为30μm，阵列周期N＝20，如此可使得DLD阵列的临界尺寸Dc约为10μm。这组参数中，DLD阵列的临界尺寸Dc约为10μm是核心参数，关系到分选粒子的位移走向。直径比该临界尺寸大的粒子流经此阵列会做侧向位移运动，而直径比该临界尺寸小的粒子流经此阵列会做之字形运动。
作为一种优选方案，三角形支柱为等边三角形，等边三角形可以使阵列的临界尺寸减小，从而降低阵列堵塞的概率。
具体地三角形支柱的边长与高度设计为50μm，使得三角形支柱处于合适的高宽比，便于后续光刻等加工步骤。
需要说明的是，三角形支柱的设置位置是三角形那一面为三角形支柱的底面和顶面。
以上公开的参数仅为多种实施例中的其中一种较优选项，尺寸设计根据需要分离的细胞或者粒子的大小进行调整。
如图3的(a)是三角形支柱阵列的扫描电子显微镜图，如图3的(b)是三角形支柱阵列与导电溶液通道的扫描电子显微镜图。如图4的(a)是样品溶液通道两侧的导电溶液通道施加电场后，样品溶液通道中设置三角形支柱阵列产生的2D电场强度梯度分布图，如图4的(b)圆形支柱阵列产生的2D电场强度梯度分布图，可知三角形支柱分布在三角形两个底角周围，圆形支柱分布在圆形左右周围，且三角形支柱产生的电场强度梯度明显强于圆形支柱。图5的(a)是施加电场后粒子受力以及运动情况，可以看到，施加电场后，粒子受到nDEP力与斯托克斯力的合力被推向下一流道从而由之字形运动转变为侧向位移，从上侧出口流出。图5的(b)是施加电场后细胞的受力以及运动情况，可以看到，施加电场后，肿瘤细胞受到pDEP力克服流体的斯托克斯力被吸附在三角形立柱高电场强度梯度的周围，而白细胞直径较小，其受到的力不足以抵抗斯托克斯力而顺利流走。
实施例2：
基于实施例1的细胞分离微流控芯片，公开一种细胞分离微流控芯片的使用方法，包括步骤：
通过导电溶液通道向样品溶液通道施加电场，绝缘的三角形支柱阵列形成电场梯度分布；
粒子流经cDEP段，被三角形支柱周围的电场排斥，大于DLD阵列的临界尺寸的粒子受到nDEP力和斯托克斯力的合力做确定性侧向位移运动从一侧流出；
小于DLD阵列的临界尺寸的粒子做之字形运动从另一侧流出，实现分选。
通过上述方式，可以实现例子的分选和细胞的捕获。通过混合聚苯乙烯粒子流以及混合细胞样品流的实验作为参考，进一步佐证本方案的优势。
混合聚苯乙烯粒子流的准备：采用直径为分别为15μm和7.5μm的聚苯乙烯荧光颗粒，缓冲液为去离子水并加入0.5％tween20(聚山梨醇酯-20)，以防止聚苯乙烯小球与通道壁非特异性黏附。
混合细胞样品流的准备：首先准备肿瘤细胞A549，用2μg/mL Calcein AM对其进行染色，在黑暗中37℃孵育20min。为防止细胞与沟道内壁黏附，将染完色的细胞用PBS+1％BSA溶液冲洗细胞2遍后重悬于300mM甘露醇溶液中，并用PBS将缓冲液电导率调节至100μS/cm。白细胞的准备：从全血中分离出白细胞，用10μg/ml Hoechst 33342对白细胞进行染色，在黑暗中37℃孵育20min。为防止细胞与沟道黏附，将染完色的细胞用PBS+1％BSA溶液冲洗2遍后重悬于300mM甘露醇溶液中，并用PBS将电导率调节至100μS/cm。最后，将肿瘤细胞和白细胞混合，配置成混合细胞溶液，细胞密度约为1x106个/ml。
步骤10，对芯片消毒灭菌并冲洗干净，用PBS+5％BSA溶液冲洗以减少细胞粘附，然后使用相同的缓冲液预处理。
步骤20，在导电溶液导入口3、4处注入10xPBS作为导电溶液。采用两个1mL注射器与管子相连分别插入入口1和入口2，入口1为鞘流入口，入口2为样品流入口。样品流和鞘流注射流量由不同的压力驱动泵独立控制，以提供精确的流速。信号发生器产生频率和电压可调的正弦波电压，并通过功率放大器与样品溶液通道两侧的导电溶液通道3、4处引出的两个导电端，如引出的银线相连接。
在配备相机的荧光显微镜下进行，用于监测流经主沟道的粒子或细胞，
其中，图6和图7为进行混合聚苯乙烯粒子分选应用时的实验结果图。
图6是未施加电压时，混合聚苯乙烯粒子在通道10与出口5、6处的流动轨迹。在通道10观察到部分15μm聚苯乙烯粒子受到边界的影响无法做确定性侧向位移运动而做之字形运动，从而集中在通道10下侧，而7.5μm粒子也做之字形运动集中在通道10下侧，于是导致出口6无法成功分选。
图7是施加电压后，混合聚苯乙烯粒子的在通道10与出口5、6处的流动轨迹。通道10为cDEP段，在通道10观察到15μm粒子受到nDEP力和斯托克斯力的合力成功做确定性侧向位移运动，从而集中在通道10上侧从出口5流出，而7.5μm粒子仍做之字形运动集中在10下侧，7.5μm粒子从出口6流出，能成功分选。
由此可以看出，在聚苯乙烯粒子分选模式中，利用nDEP力可以使15μm和7.5μm粒子的分选效率高，不仅将非边界处15μm粒子的移动速度提高了2.5倍，还为边界处15μm粒子异常流动的问题提供了新的解决办法。
图8是进行细胞捕获应用时的实验结果图，在细胞捕获模式中，利用pDEP力可以在更高通量下实现91％的A549肿瘤细胞被捕获回收和93％的白细胞被移除。
在结构方面，该芯片中DLD阵列采用三角形支柱阵列，与圆形支柱阵列相比，减少了阵列的阻塞，提高吞吐量；同时，在样品溶液沟道两侧施加电场后，三角形柱周围产生的最高电场梯度强于在圆柱周围产生的最高电场梯度，约是圆形的2.6倍左右，可以提供更强的DEP力。
在技术方面，外加电场采用cDEP技术，电极无需直接接触生物样品，防止了主沟道内气泡的形成并减轻污染，保证样品中细胞的活力和样品的无菌性。
实施例3：
基于实施例1和实施例2公开的内容，进一步公开一种细胞分离微流控芯片的制备方法，包括如下步骤：
清洗硅片，并做干燥处理；
利用光刻技术，根据细胞分离微流控芯片所需高度对硅片进行图形化处理，制作出芯片模具；
通过PDMS的微流控加工工艺制备样品溶液通道和导电溶液通道：配置PDMS与固化剂混合溶液，倒入制作好的芯片模具，固化后脱模；
将脱模后的PDMS与玻璃片键合封装。
进一步提出一种优选的方案，步骤如下：
I.清洗：使用丙酮、异丙醇和去离子水将硅片冲洗干净，然后用氮气吹干来去除表面杂质并放置于恒温箱内进行干燥处理；
II.旋涂光刻胶：首先将硅片放在旋涂机的正中心位置，然后在硅片中心倒入适量的光刻胶，最后根据芯片所需高度(50μm)设置旋转速度和时间，使光刻胶均匀的布满硅片表面后进行前烘，将旋涂好光刻胶的硅片放置在热板上加热15min，且温度保持在95℃，加热完成后将硅片进行冷却处理3min。
III.曝光：冷却后硅片曝光，设置曝光时间5s。紫外曝光的目的是显影定型，紫外线穿过掩膜底片后将照射到光刻胶上，使曝光区域固化成型后进行后烘，将曝光后的硅片放在加热台上65℃，1min，然后再将硅片放在95℃的加热器上加热5min，加热完成后冷却处理5min。后烘的作用是提高光刻胶的胶体属性，让其不易破损，利于后续步骤处理。
Ⅳ.显影：后烘完成后先将硅片置于显影液中浸泡7-8min，此时未曝光区域的光刻胶将被显影液冲洗掉，保留曝光区域的图案。为使多余光刻胶去除干净的同时不会去除图案边缘的光刻胶，浸泡硅片的时间需掌握好，不能时间过短亦不能时间过长。
最后再用丙酮、异丙醇和去离子水冲洗硅片，之后氮气吹干，基于此便完成了分选芯片模具的制作。
接下来是芯片的微通道部分。微通道主要部分为提供液体流动的一个通道，通过该通道可以实现粒子的分选和细胞的捕获。微流道部分主要是基于PDMS的微流控加工工艺制备的，最终通过PDMS与检测芯片的键合实现完整的检测芯片。
先配置PDMS与固化剂的质量比为10:1，并充分搅拌均匀，放置真空(<20000pa)中抽真空1小时取出，倒入之前制备好的芯片模具SU-8模板上，放置于热板80℃上加热2小时。
步骤Ⅵ.将PDMS接下脱模。将单个微流道从整个PDMS上切割分离，依次用丙酮、异丙醇、去离子水超声清洗5min，根据PDMS上的定位打孔，便于后续电极的引出和通道的进出口。
最终，步骤VII为使用制备好的单个PDMS器件与玻璃片键合，形成完整的测试芯片，详细步骤如下：
(1)PDMS有沟道的一面和玻璃片表面朝上放置于等离子体清洗机中；
(2)设置功率为60W，时间1min，氧气流量为80sccm，开启射频，使用等离子体清洗。
(3)破真空后取出，根据提前定位的点对准，并按压使两者键合在一起。
以上所述，仅为本发明的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何在本发明揭露的技术范围内的变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。因此，本发明的保护范围应以所述权利要求的保护范围为准。

Claims (10)

1.一种细胞分离微流控芯片，其特征在于，包括：
样品溶液通道；
导电溶液通道，设置于样品溶液通道的两侧，与样品溶液通道之间间隔有PDMS屏障，导电溶液通道通过PDMS屏障向样品溶液通道施加电压；
其中，样品溶液通道与导电溶液通道重合段为cDEP段；
cDEP段的样品溶液通道中设有DLD阵列，所述DLD阵列为绝缘的三角形支柱阵列；
以样品溶液流向方向排列的三角形支柱为列，列与列之间均匀排列形成流道，且每列绝缘三角形支柱与样品溶液通道的两侧形成斜角，所述流道为与样品溶液通道的两侧形成斜角的流道。
2.根据权利要求1所述的一种细胞分离微流控芯片，其特征在于，所述三角形支柱阵列为等边三角形支柱阵列。
3.根据权利要求1所述的一种细胞分离微流控芯片，其特征在于，三角形支柱阵列组成的DLD阵列的临界尺寸Dc范围为8μm-12μm。
4.根据权利要求1所述的一种细胞分离微流控芯片，其特征在于，
所述样品溶液通道尺寸为1mm×20mm；
所述导电溶液通道的宽度为500μm；
所述PDMS屏障的宽度为20μm。
5.根据权利要求1所述的一种细胞分离微流控芯片，其特征在于，所述导电溶液通道包括：
导电溶液导入口，
两个导电端，与导电溶液通道电连接，两个导电端用于连接信号发生器的电信号输出端。
6.根据权利要求1所述的一种细胞分离微流控芯片，其特征在于，所述样品溶液通道，包括：
鞘流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
样品流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
出口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道尾部。
7.根据权利要求1所述的一种细胞分离微流控芯片，其特征在于，
鞘流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
样品流入口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道首部；
小粒子分选出口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道尾部；
大粒子分选出口，导通连接样品溶液通道，位于样品溶液通道尾部。
8.一种细胞分离微流控芯片的使用方法，其特征在于，采用权利要求1-7任意一项所述的细胞分离微流控芯片，用于粒子分选应用，以负介电泳力实现大直径粒子和小直径粒子的分选，包括步骤：
通过导电溶液通道向样品溶液通道施加电场，绝缘的三角形支柱阵列形成电场梯度分布；
粒子流经cDEP段，被三角形支柱周围的电场排斥，大于DLD阵列的临界尺寸的粒子受到nDEP力和斯托克斯力的合力做确定性侧向位移运动从一侧流出；
小于DLD阵列的临界尺寸的粒子做之字形运动从另一侧流出，实现分选。
9.一种细胞分离微流控芯片的使用方法，其特征在于，采用权利要求1-7任意一项所述的细胞分离微流控芯片，用于细胞捕获应用，以正介电泳力实现肿瘤细胞的吸附，包括以下步骤：
通过导电溶液通道向样品溶液通道施加电场，绝缘的三角形支柱阵列形成电场梯度分布；
肿瘤细胞流经cDEP段，处于三角支柱阵列中的肿瘤细胞受到三角支柱阵列中三角支柱周围产生的pDEP力，肿瘤细胞克服斯托克斯力被吸附在三角形立柱高电场强度梯度的周围。
10.一种细胞分离微流控芯片的制备方法，其特征在于，用于制备权利要求1-7任意一项所述的细胞分离微流控芯片，包括以下步骤：
清洗硅片，并做干燥处理；
利用光刻技术，根据细胞分离微流控芯片所需高度对硅片进行图形化处理，制作出芯片模具；
通过PDMS的微流控加工工艺制备样品溶液通道和导电溶液通道：配置PDMS与固化剂混合溶液，倒入制作好的芯片模具，固化后脱模；
将脱模后的PDMS与玻璃片键合封装。
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