一种基于电阻抗技术的微流控芯片微粒计数系统

摘要

本发明公开一种基于电阻抗技术的微流控芯片微粒计数系统，包括微流控芯片和信号检测电路，其中微流控芯片包括：玻璃基片、PDMS基片和两对用作电极的金属针，在微流控芯片中利用常见的导电金属针作为微流控芯片的电极，从而产生用于产生横跨微通道的电场，使得芯片的制造工艺及成本相对简单。信号检测电路包括：两个I/V转换电路、差分电路、包络检波电路、高通滤波电路、低通滤波电路和放大电路。在信号检测电路中利用信号差分检测的方法对其阻抗信号进行检测，以保证信号检测的精确性。

说明书

技术领域

发明涉及一种微粒计数系统，具体涉及一种基于电阻抗技术的微流控芯片微粒计数系统，属于电学检测技术领域。 

背景技术

电阻抗计数技术是最早用于微粒/细胞计数的自动化技术。由于微粒/细胞在一定程度上可以当作绝缘物体，当微粒/细胞穿越某一固定区域电场时，会使该固定电场区域的阻抗变大；当微粒/细胞离开电场区域时，阻抗又恢复正常；阻抗信号的大小和微粒/细胞的体积成正比。因此人们利用这个特性对微粒/细胞进行计数和分类。但现在的商用电阻抗计数器一般相对较大，无法满足便携式的要求；而基于微流控芯片技术的计数技术，针对这项要求提供了解决的可能性。 

微流控芯片技术是指把生物和化学等领域中所涉及的样品制备、反应、分离、检测等基本操作单元集成或基本集成到一块几平方厘米(甚至更小)的芯片上，由微通道形成网络，以可控流体贯穿整个系统，用以取代常规生物或化学实验室的各种功能的一种技术平台。显然，微流控芯片技术具有体积小、便携性高、应用方便等一系列特征，使得对一些病理学参数的现场即时检测成为可能，应用空间十分广泛。近十年来，微流控芯片技术发展十分迅速，尤其是在针对微粒/细胞计数和分选的研究领域。 

但现阶段的微流控芯片微粒计数装置都需要在微流控芯片上电镀或者溅射金属作为电极，并将电极用于产生横跨微通道的电场。这种设计使得芯片制造工艺和成本相对复杂，成本比较高昂。同时这种设计，电极彼此间隔很近，容易导致通道内感应电场强度不均匀。即使同一类大小的微粒，由于流经微通道的位置不同，也会导致信号强度不一；严重影响计数装置的具体应用。为了解决这类问题，研究人员引入各种聚焦方法，例如介电泳聚焦，超声波聚焦等方法对微粒/细胞进行聚焦，这样虽然在一定程度上改进了信号稳定性，但是也同时提高了整套装置的复杂度和成本。 

同时，现阶段的微流控芯片微粒计数装置中，由于信噪比较低，所以检测系统一般采用比较复杂的技术，例如同步检波技术，或者使用非常昂贵的仪器，例如锁相放大器等来实现对微弱信号的检测。使得整个装置的成本负担很大，同时专用的仪器，也无法满足便携化，低成本的要求。 

发明内容

有鉴于此，本发明提供一种基于电阻抗技术的微流控芯片微粒计数系统，该系统结构简单、制造方便、成本低且便于携带。 

该系统包括微流控芯片和信号检测电路；所述微流控芯片包括：玻璃基片、聚二甲基硅氧烷PDMS基片和两对用作电极的金属针；所述信号检测电路包括：两个I/V转换电路、差分电路、包络检波电路、高通滤波电路、低通滤波电路和放大电路。 

所述微流控芯片中，PDMS基片键合在玻璃基片的上表面，在PDMS基片上表面分别加工有样品流入口、液流出口、主流道、鞘液流入口和电极安装孔；具体为：在PDMS基片上表面的中心位置，沿其长度方向加工条形凹槽作为主流道。在主流道的两侧对称加工两组电极安装孔，在每个电极安装孔内嵌入一根金属针。四个电极安装孔与主流道之间通过矩形凹槽贯通；在主流道的一端端部加工与主流道贯通的样品流入口，另一端的端部加工与主流道贯通的液流出口。在所述样品流入口的两侧对称加工有鞘液流入口，两个鞘液流入口与主流道贯通。上述样品流入口、液流出口、鞘液流入口及电极安装孔的深度均与PDMS基片的厚度一致。将所述微流控芯片上的主流道以及与主流道贯通的通道统称为微通道，所述微通道的深度均一致；所述微流控芯片上的两对金属针中，位于主流道一侧的两个金属针分别与外部正弦波交流激励源相连，另一侧的两个金属针各与一个I/V转换电路相连。 

所述信号检测电路中，两个I/V转换电路的输出端分别与差分电路的两个输入端相连，差分电路的输出端与包络检波电路相连，包络检波电路通过高通滤波电路与低通滤波电路相连，低通滤波电路的输出端接最后一级的放大电路。所述I/V转换电路用于将采集到的电流信号转换为电压信号，两路电压信号通过差分电路产成差分信号；所述包络检波电路用于提取差分信号中的阻抗信号，并对提取到的阻抗信号进行第一级的放大；高通滤波电路滤除所接收到的阻抗信号中的直流成分后对阻抗信号进行第二级的放大；低通滤波电路滤除接收到的阻抗信号中的载波信号后，通过放大电路对阻抗信号进行最后一级的放大，最后依据输出的阻抗信号的个数实现对微粒的计数。 

所述主流道的深度和宽度均为待检测微粒直径的1.5倍至3倍；贯通电极安装孔与主流道之间矩形凹槽的宽度为10μm至50μm；所述电极安装孔与和主流道之间的距离为20μm；两组金属针之间的距离H₁为100μm至200μm。 

所述信号检测电路中，两个I/V转换电路的结构形式相同；I/V转换电路包括运算放大器A和采样电阻；其中运算放大器A的正极输入端接地，负极输入端与用作电极的金属针相连，在其输出端与负极输入端之间连接采样电阻R0；所述差分电路包括差分放大器U1、运算 放大器C、电阻R3和电阻R4；两个I/V转换电路中运算放大器的输出端分别与差分放大器U1的两个输入端相连，差分放大器U1的输出端与运算放大器C的正极输入端相连，运算放大器C的负极输入端通过电阻R3接地，同时在其负极输入端与输出端之间连接电阻R4；运算放大器C的输出端与包络检波电路相连。 

所述包络检波电路包括二极管D6、电阻R2、电容C1和运算放大器D；运算放大器C的输出端与二极管D6的阴极相连，二极管D6的阳极与运算放大器D的正极输入端相连；电阻R2和电容C1并联后接在二极管的阳极与地之间；所述运算放大器D的输出端与高通滤波电路相连。 

所述高通滤波电路包括运算放大器E、电阻R5、电阻R6、电容C2和电容C3；运算放大器D的输出端依次通过电阻R5和电阻R6后与运算放大器E的正极输入端相连，同时运算放大器E的正极输入端通过电容C3接地，电容C2的一端与运算放大器E的输出端相连，另一端接在电阻R5与电阻R6之间；在运算放大器E的负极输入端与地之间连接电阻R7，其负极输入端与输出端之间接电阻R8；运算放大器E的输出端与低通滤波电路相连。 

所述低通滤波电路包括电阻R9、电阻R12、电容C4、电容C5和运算放大器F；运算放大器E的输出端通过电容C4和电容C5与运算放大器F的正极输入端相连，同时运算放大器F的正极输入端通过电阻R9接地；电阻R12的一端与运算放大器F的输出端相连，另一端接在电容C4与电容C5之间；在运算放大器F负极输入端与地之间连接电阻R10，运算放大器F负极输入端与输出端之间接电阻R11；运算放大器F的输出端与放大电路相连。 

所述放大电路包括运算放大器H、电阻R13和电阻R14；所述运算放大器F的输出端与运算放大器H的正极输入端相连，运算放大器H的负极输入端通过电阻R13接地，同时在运算放大器H的输出端与负极输入端间连接电阻R14。 

所述正弦波交流激励源频率为500KHz～1.2MHz，峰值为3V～5V。 

所述I/V转换电路中采样电阻的阻值为30KΩ～300KΩ，所述差分放大器U1的放大倍数小于等于10倍，所述低通滤波电路截止频率为正弦波激励输入信号频率的十分之一。 

所述用作电极的金属针为金针或铂金针。 

基于电阻抗技术的微流控芯片微粒计数系统中微流控芯片的加工方法为： 

步骤一、已知微流控芯片上微通道各部分的尺寸后，在计算机上绘制微通道平面设计图； 

步骤二、将设计好的微通道平面设计图加工到掩膜上，加工后的掩膜只有在微通道部分透明； 

步骤三、将负性光刻胶均匀涂抹到硅片上表面，负性光刻胶的厚度与微通道的深度值一致；然后将硅片在100℃的恒温条件下加热1分钟，使其上表面的负性光刻胶固化； 

步骤四、将步骤二中的掩膜作为光罩，透过光罩对硅片进行紫外曝光10秒钟，此时紫外线透过掩膜上的透明部分照射硅片上的负性光刻胶，接受到紫外照射的负性光刻胶发生交联反应而聚合； 

步骤五、利用与步骤三中的负性光刻胶匹配的显影液溶解掉硅片上未发生交联反应的负性光刻胶；然后采用纯水冲洗硅片，洗净后用氮气吹干硅片上的纯水；此时硅片上表面剩下的负性光刻胶结构即为微流控芯片的阳模部分，所述阳模部分指微通道的立体结构，其厚度与微通道的深度一致； 

步骤六、对步骤五得到的硅片进行烷化处理； 

步骤七、将PDMS和硬化剂以质量比10:1的比例混合并搅拌均匀，除去其内部气泡，然后将混合后的液体倾倒在硅片上的阳模部分，并完全覆盖阳模部分；将硅片在100℃的恒温下加热4个小时使其固化，然后揭下硅片上表面的PDMS层，由此得到具有微通道的PDMS基片； 

步骤八、利用打孔器在PDMS基片的上表面标注有样品流入口、液流出口、鞘液流入口及电极安装孔的位置打上通孔； 

步骤九、将PDMS基片与玻璃基片进行氧气等离子表面处理，然后将两个基片中接受等离子处理的表面紧密贴合，使得两者接触面上的化学键互相键合在一起；最后将四根导电金属针分别嵌入四个电极安装孔中，由此形成微流控芯片。 

所述步骤四中，曝光完成后，对曝光后的硅片在100℃的恒温下加热1分钟。 

所述步骤九中将已键合在一起的PDMS基片和玻璃基片在100℃的恒温下加热4小时。 

有益效果： 

该系统直接将导电金属针安装在微流控芯片上作为电极，从而产生横跨微通道的电场，使得芯片制造工艺简单、成本低；同时该种设计，电极彼此间的间隔由主流道的宽度决定，两个电极对称安装于主流道两侧，使感应区内的感应电场强度均匀，保证阻抗信号的稳定性。 

为保证信号检测的精确性，该系统中在样品流入口的两侧对称加工鞘液流入口，利用鞘液流将微粒逐个地聚集到比较固定的流体位置，从而便于信号的检测。 

同时在该系统中采用差分信号检测电路来提高检测的精确度，不仅能够提高信号检测的灵敏度，同时使得整个系统的成本小，能够满足便携化，低成本的要求。 

附图说明

图1为用于微粒计数的微流控芯片的结构示意图； 

图2为PDMS基片的俯视图； 

图3为信号感应区的放大图； 

图4为该系统的整体连接图； 

图5为I/V转换、差分放大及包络检波部分的电路原理图； 

图6为高通滤波及低通滤波部分的电路原理图； 

图7为采用本发明的系统检测到的微粒穿越电感应区而形成的差分信号； 

图8为采用本发明与现有技术的检测结果对比图。 

其中，1-玻璃基片、2-PDMS基片、3-样品流入口、4-液流出口、5-主流道、6-鞘液流入口、7-电极安装孔、8-感应核心区，9-感应盲区、10-金属针、11-信号感应区 

具体实施方式

下面结合附图并举实施例，对本发明进行详细描述。 

本实施例提供一种基于电阻抗技术的微流控芯片微粒计数系统，该系统利用常见的导电金属针作为微流控芯片的电极，并利用信号差分检测的方法对其阻抗信号进行检测，具有芯片制造工艺简单、成本低廉且便于携带等特征。 

该系统包括微流控芯片和信号检测电路。其中微流控芯片包括：玻璃基片、PDMS（聚二甲基硅氧烷）基片和两对用作电极的金属针。信号检测电路包括：两个I/V转换电路、差分电路、包络检波电路、高通滤波电路、低通滤波电路和放大电路。该系统的整体连接关系为：微流控芯片上的两对金属针中，位于主流道一侧的两个金属针分别与外部正弦波交流激励源相连，另一侧的两个金属针各与一个I/V转换电路相连。所述正弦波交流激励源频率范围选择为500KHz～1.2MHz之间，峰值范围在3V到5V之间。 

本实施例所提供的用于微粒计数的微流控芯片的具体结构如图1所示，其中金属针要求能够导电，有一定的生物相容性和稳定性，本实施例中采用金针。PDMS基片键合在玻璃基片的上表面，在PDMS基片上分别加工有样品流入口、液流出口、主流道、鞘液流入口和电极安装孔，如图2所示。具体为：在PDMS基片上表面的中心位置，沿其长度方向加工条形凹槽作为主流道；在主流道的两侧对称加工有两组（每组两个）电极安装孔（沿主流道对称的两个为一组），在每个电极安装孔内嵌入一根金属针。所述电极安装孔的深度与PDMS基片的厚度一致；四个电极安装孔与主流道之间通过矩形凹槽贯通。在主流道的一端端部加工与主流道贯通的圆孔用作样品流入口，另一端的端部加工与主流道贯通的圆孔用作液流出口。有些微粒，例如细胞等很容易粘连在一起，影响信号的检测；为保证信号检测的精确性，本实施例中利用鞘液流将微粒逐个地聚集到比较固定的流体位置，为此在样品流入口的两侧对称加工 圆孔用作鞘液流入口，所述两个鞘液流入口通过倾斜的条形槽与主流道贯通。上述样品流入口、液流出口及鞘液流入口的深度均与PDMS基片的厚度一致。 

下面对PDMS基片上直接影响系统灵敏度的尺寸选择进行详细介绍。 

在PDMS基片上，沿主流道对称的两个金属针之间的区域为信号感应区，信号感应区的放大图如图3所示。在阻抗信号检测中，信号感应区的体积与待检测微粒/细胞的体积比是一个非常重要的参数。如果这个比值太大，会导致信号检测灵敏度低。信号感应区包括感应核心区和感应盲区，其中主流道位于对称两个金属针之间的区域为感应核心区；主流道与电极安装孔之间的连接部分为感应盲区。其中感应核心区的体积由主流道的深度、宽度及电极安装孔与主流道之间的矩形凹槽的宽度决定，理想情况下，待检测微粒/细胞的体积与感应核心区的体积越接近越好；但在实际情况中，如果太接近，很容易导致主流道被阻塞。因此，本实施例中将主流道的深度和宽度均取为待检测微粒直径的1.5倍，能够在保证检测灵敏度的同时不阻塞主流道。电极安装孔与主流道之间矩形凹槽的宽度则定义了电场的影响范围，如果太小，不利于加工实现；如果太大，则使得感应核心区的体积与待检测微粒的体积比增大，进而降低了系统的灵敏度；本实施例中将该矩形凹槽的宽度设置为20μm。感应盲区的体积由电极安装孔与主流道之间的矩形凹槽的深度、宽度及电极安装孔与和主流道之间的距离决定。理论上，电极安装孔与主流道之间的距离越小越好。局限于微加工工艺，若加工到很小，会导致成品率太低，因此在保证较高成品率的前提下，本实施例中电极安装孔与和主流道之间的距离选择为20μm。。将所述微流控芯片上的主流道以及与主流道贯通的通道（包括电极安装孔与主流道之间的矩形凹槽、两个鞘液流入口与主流道之间的条形）统称为微通道，微通道的深度一致。 

为提高检测的精确度，该系统对两组阻抗信号进行差分处理，两组金属针之间的距离H直接影响信号检测的效果。虽然电场的位置被主流道的尺寸所限制，但是电场在感应核心区向外本身需要一个衰减过程；如果两对电极接触太近，两对电极间产生的电场容易互相干扰，不利于信号检测；但是如果相距太远，则会严重的降低微粒的检测速率。本实施例中两组金属针之间的距离H₁为100μm，在该距离下，即保证了微粒的检测速率，同时两对电极间产生的电场也不会互相干扰。 

当微粒/细胞等非导体穿越信号感应区时，信号感应区的总体电阻抗增加；一旦微粒/细胞离开，信号感应区的电阻抗又恢复正常；时间阻抗信号上的一个凸起反应了上述整个过程。由于在感应区的电场是一个交流电场，而微粒/细胞流动速率又相应较快，所以阻抗信号在特征上，非常接近一个调幅信号。针对这种判断，本发明利用包络检波的调制解调原理，设计出相应阻抗信号检测电路。同时为了提高检测精度和灵敏度，利用差分检测方法，利用两对 电极针组合来实现差分信号。在信号检测电路中，其中两个I/V转换电路的输出端分别与差分电路的两个输入端相连，差分电路的输出端与包络检波电路相连，包络检波电路的输出信号经过放大电路放大后，再通过高通滤波电路与低通滤波电路对信号进行处理，低通滤波电路的输出端接最后一级的放大电路。 

所述I/V转换电路用于将电流信号转换为电压信号，两路电压信号通过差分电路产成差分信号，包络检波电路用于提取差分信号的粗略包络，即微粒/细胞穿越电场的阻抗信号；然后通过高通滤波电路滤除直流成分，随后的放大电路将信号放大，然后发送给低通滤波电路进一步滤除载波信号，最后利用放大电路对信号进行放大，以便于识别；然后便可将信号采集或者显示出来。包络检波电路和滤波电路的参数取决于待测微粒/细胞穿过电感应区的速度。电路中运算放大器的选择，必须同时满足较高的增益带宽积和较低的偏置电流输入要求，噪声输入误差也要尽可能的小。 

信号检测电路的具体结构如图5和图6所示。所述I/V转换电路通过运算放大器和采样电阻实现。本实施例中选用了含有四个运算放大器（分别为运算放大器A、B、C、D）的集成运算放大器U2。其中运算放大器A和运算放大器B分别用于两个I/V转换电路，两个I/V转换电路采样完全相同的结构形式。以运算放大器A为例，运算放大器A的正极输入端接地，负极输入端与用作电极的金属针相连，在其输出端与负极输入端之间连接采样电阻R0，为了减少误差，R0选择高精密电阻，其阻值与信号感应区的体积成正比，范围在30KΩ到300KΩ之间。所述差分电路包括差分放大器U1和运算放大器C；运算放大器A和运算放大器B的输出端分别与差分放大器U1的两个输入端相连，差分放大器U1的放大倍数不能设置太大，10倍以内为佳。差分放大器U1的输出端与运算放大器C的正极输入端相连，运算放大器C的负极输入端通过电阻R3接地，同时在其负极输入端与输出端之间连接电阻R4，本实施例中利用运算放大器C和电阻R3、R4对差分放大器U1的输出信号进一步放大23倍。运算放大器C的输出端与包络检波电路相连，所述包络检波电路包括二极管D6、电阻R2、电容C1和运算放大器D。运算放大器C的输出端与二极管D6的阴极相连，二极管D6的阳极与运算放大器D的正极输入端相连；电阻R2和电容C1并联后接在二极管D6的阳极与地之间。本实施例的包络检波电路中，二极管D6的方向和常用包络检波器中二极管方向相反；因为I/V转换电路采集的信号为一个电流信号，由于微粒/细胞流过信号感应区时，该区域阻抗增大，电流值降低，因此采集到的信号为一个峰值向下的信号；这里利用反向的二极管设置对信号进行倒向处理，使信号的峰值向上。电阻R2和电容C1的值决定了包络检波的检波范围，因此其值的选择应远小于正弦波激励的输入频率，同时也要大于微粒切割感应区电场频率。运算放大器D用于跟随器，起到阻抗匹配的作用。 

运算放大器D的输出端与高通滤波电路相连。所述高通滤波电路和低通滤波电路的详细结构如图6所示，该部分选用了含有四个运算放大器的集成运算放大器U3，本实施例中只用了其中三个，分别为运算放大器E、F、H。其中运算放大器E和电阻R5、电阻R6、电容C2、电容C3形成二阶RC高通滤波电路，运算放大器D的输出端依次通过电阻R5和电阻R6后与运算放大器E的正极输入端相连，同时运算放大器E的正极输入端通过电容C3接地，电容C3的一端与运算放大器E的输出端相连，另一端接在电阻R5与电阻R6之间。本实施例中高通滤波电路的截止频率在10Hz左右，用于滤除包络检波后的直流分量。然后利用接在运算放大器E的负极输入端与地之间的电阻R7，及其负极输入端与输出端之间的电阻R8对其输出信号放大一倍。 

运算放大器E的输出端与低通滤波电路相连。所述低通滤波电路为由电阻R9、电阻R12、电容C4、电容C5及运算放大器U3中的运算放大器F构成的二阶RC低通滤波器。运算放大器E的输出端通过电容C4和电容C5与运算放大器F的正极输入端相连，同时运算放大器F的正极输入端通过电阻R9接地。电阻R12的一端与运算放大器F的输出端相连，另一端接在电容C4与电容C5之间。低通滤波电路用于进一步滤除信号中的正弦波激励信号分量，其截止频率与输入正弦波激励分量有关，本实施例中选为正弦波激励输入信号频率的十分之一。然后利用运算放大器F负极输入端与地之间的电阻R10，及运算放大器F负极输入端与输出端之间的电阻R11对其输出信号放大一倍。 

运算放大器F的输出端与运算放大器H的正极输入端相连，运算放大器F的负极输入端通过电阻R13接地，同时在运算放大器H的输出端与负极输入端间连接电阻R14，运算放大器H和电阻R13及电阻R14对信号构成最终一级的放大，运算放大器G的输出端将最终的信号输出到显示设备或者采集设备上。 

所述微流控芯片的加工工艺为： 

步骤一、已知微流控芯片上微通道各部分的尺寸后，在计算机上绘制如图7所示的微通道平面设计图； 

步骤二、将设计好的微通道平面设计图加工到掩膜上，加工后的掩膜在微通道部分透明，其余部分则为黑色，不透光； 

步骤三、将负性光刻胶（SU-8）均匀涂抹到硅片上表面，负性光刻胶的厚度与微通道的深度值一致；然后将硅片在100℃加热1分钟，使其上表面的负性光刻胶固化； 

步骤四、将步骤二中的掩膜作为光罩，紫外曝光机透过光罩对硅片曝光10秒钟，紫外线透过掩膜上的透明部分照射硅片上的负性光刻胶，接受到紫外照射的负性光刻胶发生交联反应而聚合，然后利用加热仪器对曝光后的硅片在100℃下加热1分钟，以增强聚合效果； 

步骤五、利用SU-8显影液溶解掉硅片上未发生交联反应的部分，然后利用纯水冲洗硅片，洗净后用氮气吹干纯水，此时硅片上表面剩下的SU-8结构即为微流控芯片的阳模部分（即微通道的立体结构，其厚度与微通道的深度一致）； 

步骤六、对步骤五得到的硅片进行烷化处理，便于以后分离阳模和倾倒在其上的PDMS层； 

步骤七、将PDMS和硬化剂以质量比10:1的比例混合，搅拌均匀，除去气泡，然后倾倒在硅片上的阳模部分，并完全覆盖阳模部分；然后将其置于100°烤箱固化4个小时候，取出，揭下PDMS层，由此得到具有微通道的PDMS基片； 

步骤八、利用打孔器在PDMS基片的上表面标注有样品流入口、液流出口、鞘液流入口及电极安装孔的位置打上通孔。 

步骤九、将PDMS基片与比PDMS基片表面积略大的玻璃基片进行氧气等离子表面处理，然后将两个基片中接受等离子处理的表面紧密贴合在一起，使得两者接触面上的化学键互相键合在一起；为增强键合效果，可将已键合在一起的PDMS基片和玻璃基片放入100°烤箱烤4小时。最后将四根导电金属针分别嵌入四个电极安装孔中，由此形成微流控芯片。 

该微粒计数系统的工作原理为： 

测量过程开始之前，先在微通道内充满导电溶液，主流道一端的两个电极接正弦波交流激励（频率范围选择为500KHz～1.2MHz之间，峰值范围在3V到5V之间），另一端的两个电极接阻抗信号检测电路。这样，每两个对称的电极之间就形成了一个电场，这个电场和微通道相交部分形成信号感应区。 

当微粒/细胞流经第一对电极构建的电场时，此时有阻抗信号产生，而随后的第二对电极构建的电场中，由于没有微粒/细胞流过，所以并没有任何信号出现。信号检测电路利用这两路信号之差对流经信号感应区的微粒/细胞进行计数，可有效的增加系统灵敏度。 

图7是采用本系统时，10μm微粒通过电场区后的检测结果，该曲线表示了一个微粒穿越电感应区而形成的差分信号。 

图8是将本系统与现有的流式细胞仪进一步的实验对比结果，采用混合微粒样品（5μm、10μm和15μm），然后将样品分成两个部分，一部分利用流式细胞仪进行测试，另外一部分利用本发明的系统进行测试。图8（a）是流式细胞仪的输出结果，横坐标是前向散射光，纵坐标是侧向散射光；图中清楚的显示出三个样品聚集区，其分别代表5μm（A）、10μm（B）和15μm（C）的微粒样品，其比例分别是54.3%（9），28.5%（10）和12.6%（11）。将测量结果化为基于前向散射光的直方图，如图8（b）所示。采用本发明所述系统的测量结果如图8（c）所示，有非常明显的三个分块，每块占整个数量的比例分别为49.7%，32.4%，14,1%，与图8（a）和（b）一致性非常好。 

本发明所述微流控芯片微粒计数装置，设计简单、制造方便、成本低廉，可以满足人们对现场即时检测的需要，在环境检测、生物学研究和医学诊断等方面有广阔的应用价值。 

综上所述，以上仅为本发明的较佳实施例而已，并非用于限定本发明的保护范围。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。