号接口 281、激励电极连接端口 271、激励施加电极依次连接构成激励信号施加电路，响应传感电极、响应电极连接端口 272、跨阻放大器273、差分放大器274、响应信号接口 282、数据采集卡12和微型计算机13依次连接构成响应信号差分传感电路。微型计算机13通过软件编程实现伪随机激励信号的产生、系统响应信号的处理，以及细胞多性能参数的分析和显示。
[0039]微流控芯片11的基底层112所用材质为透明的聚二甲基硅氧烷、玻璃、聚碳酸酯或聚甲基丙烯酸甲酯中的任一一种，流道层111的流道结构所用材质为聚二甲基硅氧烷、玻璃、环氧树脂、聚碳酸酯或聚甲基丙烯酸甲酯中的任一一种。流道层111的流道结构(包括非对称正弦形流道21、检测主流道22和电导液储蓄池)可通过光刻技术或其他刻蚀技术快速加工得到，并利用化学修饰等特定方式对流道表面进行改性，以减少流道内表面对细胞的吸附。在微流道中填充聚二烯丙基二甲基氯化铵母液，利用对准光刻技术对特定位置进行曝光固化制备聚电解质凝胶23。设置微结构对准标记，借助紫外/臭氧照射或氧等离子体处理等表面改性技术实现流道层111和基底层112的不可逆键合。通过紧固件29实现基底层112和PCB板113之间的固定。
[0040]一种集成细胞聚焦与检测的方法，样品进样装置14将细胞悬浮液样品通过样品输入口 211输送至非对称正弦形流道21 ;细胞41在非对称正弦形流道21内承受惯性升力与Dean拽力的共同作用，逐渐稳定形成聚焦；当聚焦成束的细胞41随非对称正弦形流道21进入到检测主流道22的测量区域时，由微型计算机13、数据采集卡12、激励信号接口281、激励电极连接端口 271、激励施加电极构成的激励信号施加电路对聚焦成束的细胞41施加激励信号，而此时细胞41受到激励信号引起的电流响应信号通过由响应传感电极、响应电极连接端口 272、跨阻放大器273、差分放大器274、响应信号接口 282、数据采集卡12和微型计算机13依次连接构成的响应信号传感电路检测测量，从而实现对细胞的差分阻抗测量。
[0041]细胞悬浮液在非对称正弦形流道21弯流道中的运动可在流道剖面和截面上进行分解；在流道剖面方向上，细胞悬浮液的泊肃叶流动使得细胞41受到横向惯性升力F1;在流道截面上，细胞悬浮液形成Dean流，使细胞41受到横向Dean拽力Fd;且在流道截面作用相互抵消点细胞41受到的这两种力的作用相互抵消；使得非对称正弦形流道21入口处随机分散于整个流道的细胞41，在经过周期性的惯性升力&和Dean拽力Fd作用后，在非对称正弦形流道21的出口处均匀聚焦成一束。
[0042]采用伪随机序列进行阻抗测量时，在微型计算机13上编写程序产生最大长度序列，通过数据采集卡12的D/A转换器将数字信号转换成模拟信号后，分成两路施加到激励施加电极上；当细胞41经过检测主流道22的测量区域时，细胞41引起的电流响应信号通过信号传感电极传送至跨阻放大器273上转换成电压信号；两路响应电压信号通过差分放大器274进行差分运算后，通过数据采集卡12进行低通滤波和A/D转换，将得到的数字信号传送至微型计算机13 ;在微型计算机13中，对获取的数字响应信号进行快速m序列变换得到系统的脉冲响应信号，对脉冲响应信号进行快速傅里叶变化得到系统的阻抗谱。
[0043]下面以白细胞的聚焦与检测为例来阐述本发明微型化系统的工作流程和基本原理。
[0044]本发明微型化系统的主要工作流程:将全血样品进行红细胞溶解后配置白细胞悬浮液，样品进样装置14将白细胞悬浮液样品输送至非对称正弦形流道21。细胞在非对称正弦形流道21内承受惯性升力与Dean拽力的共同作用，逐渐稳定在特定的横向位置上形成聚焦。当聚焦成束的白细胞随检测主流道22进入测量区域时，微型计算机13、数据采集卡12、差分放大器274、跨阻放大器273、激励施加电极和响应传感电极构成的伪随机序列阻抗检测电路对白细胞进行差分阻抗测量。
[0045]如图3，4所示，细胞在非对称正弦形流道21内的惯性聚焦原理为:在非对称正弦形流道21弯流道中，流体的运动可在流道剖面和截面上进行分解。在流道剖面方向上，抛物线形的泊肃叶流使得细胞41受到指向壁面的剪切诱导惯性升力和指向流道中心的壁面诱导惯性升力，这两种作用力的合力称为惯性升力K。弯流道中心处的流体因流速最高而受到最强的离心力作用，离心力的不平衡致使流道中心区域的流体远离内壁面31流动，为满足封闭流道中流体的质量守恒，靠近外壁面32的流体将沿着流道上下底面回流，在流道截面上形成Dean流33。弯流道中Dean流33的引入，将对流体中细胞41施加一个额外的横向Dean拽力FD。因此，在流道截面上细胞将受到惯性升力&和Dean拽力Fd的共同作用，且只有在位置①处这两种力的作用相互抵消。这就使得非对称正弦形流道21入口处随机分散于整个流道的细胞41，在经过周期性的惯性升力&和Dean拽力Fd作用后，在非对称正弦形流道21的出口处均匀聚焦成一束。
[0046]如图5所示，经过非对称正弦形流道21形成聚焦的细胞41，随着检测主流道22进入电阻抗测量区域。在电导液储蓄池内添加电导液，将银-氯化银导线插入电导液中，聚电解质凝胶23将电导液与检测主流道22中的细胞悬浮液隔离，避免了银-氯化银导线与细胞41直接接触。采用非极化的银-氯化银导线构建检测电极，解决了双电层现象对低频阻抗测量的影响。设计的两对电极结构用于实现阻抗信号的差分测量，提高了检测系统的稳定性，且根据细胞41经过两对电极的时间间隔，可计算得到细胞41的运动速度。
[0047]如图6所示，采用伪随机序列进行阻抗测量时，在微型计算机13上编写程序产生最大长度序列，通过数据采集卡12的D/A转换器将数字信号转换成模拟信号后，分成两路施加到激励施加电极上。当细胞41经过测量区域时，细胞41引起的电流响应信号通过信号传感电极传送至跨阻放大器273上转换成电压信号。两路响应电压信号通过差分放大器274进行差分运算后，通过数据采集卡12进行低通滤波和A/D转换，将得到的数字信号传送至微型计算机13。数据采集卡12的D/A转换器和A/D转换器同步采样，且采样频率与最大长度序列的时钟频率保持一致。在微型计算机13中，对获取的数字响应信号进行快速m序列变换得到系统的脉冲响应信号，对脉冲响应信号进行快速傅里叶变化得到系统的传递函数(系统的阻抗谱)。在对响应信号处理过程中，可采用自适应过滤器等方法进行降噪。根据奈奎斯特-香农采样定理，系统测量的最高频率为采样频率的一半，且由于最大长度序列的时钟频率与采样频率一致，因此当选用高速数据采集卡时，即可方便地实现快速的宽频阻抗测量。
[0048]细胞的阻抗信息依赖于频率，低频时细胞膜的电容性阻碍电流通过，阻抗的幅值与细胞体积成比例；而高频时交流信号可以穿透细胞膜和细胞内液，此时得到的阻抗值反映细胞的内部电学性能。因此，通过建立细胞悬浮液系统宽频阻抗谱的电学模型，即可实现对细胞个数、体积以及内部电学特性的表征。最后，绘制细胞各性能参数的散点图，完成具有实际意义的统计学分析。
[0049]以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出:对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。
【主权项】
1.一种集成细胞聚焦与检测的微型化系统，其特征在于:包括微流