”和“下面”包括第一特征在第二特征正下方和斜下方，或仅仅表示第一特征水平高度小于第二特征。
[0043]下面参照附图描述根据本发明实施例提出的用于单细胞捕获及三维旋转的微流控器件。参照图1所示，该微流控器件10包括:单细胞捕获器20、三维旋转器30和控制器40。单细胞捕获器20包括第一导电基底21和微流道22。三维旋转器30包括第二导电基底31和多个竖直电极32。
[0044]其中，单细胞捕获器20用于捕获细胞悬浮液中单细胞。微流道22与第一导电基底21通过不可逆方式进行贴合。三维旋转器30与单细胞捕获器20通过可逆方式进行贴合，用于对捕获的单细胞进行三维旋转。多个竖直电极32嵌入在微流道22中，多个竖直电极32与信号发生装置相连，以形成电极腔室，从而接通并施加电信号时在电极腔室内产生三维旋转电场，以对捕获的单细胞进行三维旋转。控制器40分别与第一导电基底21、微流道22、第二导电基底31和多个竖直电极32相连，控制器40用于控制微流道22内细胞悬浮液流速和方向，并对第一导电基底21、多个竖直电极32和第二导电基底31施加电信号。
[0045]在本发明的实施例中，本发明实施例的微流控器件10为一种基于流体力学和介电泳学的集单细胞高效捕获和三维旋转功能为一体的器件，其能够实现高效精确捕捉单细胞，并能准确将细胞转移至电极腔室，实现简便快捷的实验单细胞样品的进给，为单细胞三维旋转提供便利，同时设计的新型芯片能够实现细胞的三维旋转，为研究单细胞电学特性和三维成像等提供了更全面有效的手段。
[0046]进一步地，在本发明的一个实施例中，参照图1所示，电极腔室与微流道22对准贴合，以使电极腔室与流道相连通。
[0047]具体地，本发明实施例的微流控器件10包括上下两个部分组成，上层器件为单细胞捕获器件20，如图2所示，具体流道尺寸设计如图3所示，下层为单细胞的三维旋转器件30，如图4所示，图5为电极所围成的电极腔室示意图。其中，上层的单细胞捕获器件20与下层的三维旋转器件30通过可逆的方式进行贴合，以便后续进行拆洗重复利用，其中上层的流道的捕获区域需要与下层的旋转腔体进行对准贴合，保证流道与旋转腔体相连通，以便将捕获住的细胞由上层流道转移到下层电极围成的电极腔室中。集成的芯片结构图如图6所示。
[0048]应理解，细胞的尺度范围在微米级别，但类型不限于细胞，可包括微米珠(microbeads)、细胞、细胞内亚结构(cell organelles)、DNA、蛋白质、微小动物如秀丽隐杆线虫等。另外，器件使用时可以完全浸没在溶液中使用。
[0049]进一步地，在本发明的一个实施例中，微流道22包括:细胞悬浮液进口与出口、主流道和细胞捕获区。其中，细胞捕获区与主流道具有预设体积流率比。
[0050]具体地，参照图2所示，单细胞捕获器20由透明的导电基底和微流道组成，导电基底100和微流道200以不可逆的方式贴合在一起，微流道200包括细胞悬浮液进出口 201，202、主流道203、细胞捕获区204。其中，流道的尺寸可以根据细胞的尺寸进行调整，不局限于本发明中的尺寸。流道的主流道203和捕获区204有一个体积流率比，该值决定于流道的几何结构和尺寸。对于给定的几何结构，以体积流率比为目标函数，对流道的尺寸来说，合适的选择应使体积流率比可以在1-4之间。
[0051]进一步地，在本发明的一个实施例中，三维旋转器30还包括:绝缘层(图中未具体标示)。绝缘层设置于第二导电基底31与多个竖直电极32之间。
[0052]具体地，参照图4所示，下层的三维旋转器件30由透明的导电基底，绝缘层和嵌入在微流道中的4个竖直电极(401-404)组成。由竖直电极围成一个电极腔室，细胞600将在这个电极腔室内进行旋转。绝缘层300的作用是为了防止导电基底和竖直电极之间发生短路。
[0053]应理解，每一个电极指的是一整块导电物质，如果多块导电物质通过导电介质或半导体相互连接在一起则也指一个电极。每一个电极的形状可以是规则或不规则的任意几何形状。在每一个方向上的有效尺寸在I μπι-lOcm。电极与外接电源相连，在空腔内形成旋转电场。其中，上层流道的透明导电基底作为电极腔室的顶部电极。
[0054]进一步地，在本发明的一个实施例中，上述微流控器件10还包括:支撑基底(图中未具体标示)。支撑基底用于支撑第二导电基底31与多个竖直电极32。
[0055]进一步地，在本发明的一个实施例中，参照图1所示，多个竖直电极32高于第二导电基底31的上边面预设长度。也就是说，竖直电极必须高于底部电极的上表面预设长度如
Iμm以上。
[0056]具体地，竖直电极和底部电极位于同一块绝缘支撑基底上。支撑基底可以是透明材料，也可以是非透明材料。竖直电极指包含有一定高度(Iym以上)的电极，其外轮廓并非一定需要竖直于水平面，形状可以是规则或不规则的任意几何形状。竖直电极的个数最少是两个，可以是三个、四个、一直到一百个。底部电极的形状可以是规则或不规则的任意几何形状，厚度从纳米级别到厘米级别。电极材料可以是任意的导电物质。底部电极可以是透明材料，也可以是非透明材料。
[0057]进一步地，在本发明的一个实施例中，控制器40采用注射栗驱动或重力驱动等推动微流道内细胞悬浮液。也就是说，对流速的控制可以采用注射栗，重力等驱动方式来推动流体流动，改变流体流向可以采用改变注射栗运动方向，调整重力的相对高度等方法来实现。
[0058]在本发明的实施例中，本发明实施例可以利用对流道内的流速和方向控制完成细胞的捕捉和释放，对竖直电极和底部电极施加电信号产生旋转电场，进而对在所述器件空腔内的细胞产生三维旋转。该方法属于非接触式旋转，且无需给细胞连接任何外来物质，也属于非侵入式旋转。
[0059]进一步地，在本发明的一个实施例中，控制器40通过调整输入电信号实现对三轴中任一轴的正方向与反方向的旋转。本发明实施例对电极施加的电信号可以是交流电信号，也可以是直流电信号，但是必须在电极腔室内的空间产生三维旋转电场。
[0060] 具体地，本发明实施例对不同轴的旋转需要对不同的电极组合施加电信号，而保持某些电极浮置，并且通过调整输入电信号实现对三轴中任一轴的正、反两方向的旋转。[0061 ] 进一步地，在本发明的一个实施例中，参照图1所示，控制器40对多个竖直电极32和第一导电基底21施加初相位相反的交流电信号或交替施加直流电信号，并保持第二导电基底31浮置，从而在主流道内形成竖直向上的介电泳力以抬升细胞悬浮液中单细胞，以利于其流至细胞捕获区。
[0062]在实现细胞在流道中的抬升时，对竖直电极和顶部电极分别施加初相位相反的交流电信号或交替施加直流电信号，保持底部电极浮置，在流道内会形成竖直向上的介电泳力，在介电泳力的作用下细胞会被抬升，随着流体流动顺利到达捕获区。交流电压的振幅100V以下，角频率最高达到101Qrad/s。
[0063]进一步地，在本发明的一个实施例中，参照图1所示，在实现绕z轴的旋转时，则对多个竖直电极32同时施加交流电信号或交替施加直流电信号，保持第一导电基底21和第二导电基底31浮置，在腔内产生绕z轴的旋转电场，每个竖直电极的初相位依次增加或减少；在实现绕I轴的旋转时，则对以y_z平面对称的竖直电极、第一导电基底21和第二导电基底31施加初相位不同的交流电信号或交替施加直流电信号，保持其它竖直电极浮置，在腔内产生绕I轴的旋转电场，或者对y-ζ平面对称的竖直电极和第二导电基底31施加初相位不同的交流电信号或交替施加直流电信号，保持第一导电基底21和其余竖直电极浮置；以及在实现绕X轴的旋转时，则对以x-z平面对称的竖直电极、第一导电基底21和第二导电基底31施加初相位不同的交流电信号或交替施加直流电信号，保持其它竖直电极浮置，在腔内产生绕X轴的旋转电场，或者对x-z平面对称的竖直电极和第二导31电基底施加初相位不同的交流电信号或交替施加直流电信号，保持第一导电基底21和其余竖直电极浮置。
[0064]在实现细胞的χ-y平面中心位置约束时，对竖直电极施加初相位不同的交流电信号或交替施加直流电信号，保持顶部电极和底部电极浮置，在电极腔室x-y平面中心位置会形成介电泳力的平衡点，细胞因此被束缚在腔体中心位置。
[0065]在实现悬浮细胞时，对以竖直电极和底部电极施加初相位相反的交流电信号或交替施加直流电信号，保持顶部电极浮置，所引起的场强变化会在腔内产生方向竖直向上的介电泳力。当细胞所受介电泳力和细胞所受浮力之和等于细胞重力时，细胞将会悬浮在溶液中。细胞的悬浮高度可以通过改变信号的幅值和频率来进行调节。
[0066]最后，在施加电信号时旋转细胞，停止施加电信号后细胞可停止旋转。
[0067]在本发明的实施例中，通过非接触方式来旋转细胞，避免了对细胞造成机械损伤，对结构精巧易变形的生物细胞三维旋转具有特别的优势。使用中，无需对细胞添加任何附着物(如表面或内部连接磁珠)，既节省了成本，也控制了原材料消耗和对环境的影响。器件结构简单，加工容易，使用方便，易于与现有的x-y-z位移台集成使用，构成完整的x-y-z位移和角度控制系统，成为一种通用性更强的基本的细胞操作工具。
[0068]为了使本领域的技术人员更容易理解，下面结合附图对本发明实施例的微流控器件10进行详细介绍。首先对附图进行介绍:
[0069]图2为本发明器件的上层微流道部分示意图，基于“最小流阻原理”设计，流道层200以不可逆的方式与导电基底100贴合在一起。细胞悬浮液通过注射栗从单细胞捕获芯片的入口 201栗入，经过芯片内特殊设计的流道(包括主流道203，细胞捕获区204)进行单细胞捕获，多余的细胞和培养液从出口 202流回到装有细胞悬浮液的装置，从