一种基于惠斯通电桥实现高通量单细胞微管吮吸的微流控芯片

摘要

一种基于惠斯通电桥实现高通量单细胞微管吮吸的微流控芯片，属于微流控芯片系统领域，能够实现高通量单细胞微管吸吮并测量单细胞力学特性。该装置模仿惠斯通电桥结构，在该装置的每个单元中，包括桥通道以及被桥通道分成四部分的平行通道等五个部分，通过控制五个部分的尺寸，使它们之间的流阻具有一定的比例关系，实现桥通道中流向等的控制，进一步实现单细胞微管吸吮，通过控制输入流量，就可以控制微管吸吮时细胞两端的压差，以便用于单细胞力学特性研究。本发明可用于单细胞微管吸吮以及单细胞力学特性的研究。

说明书

技术领域

本发明属于微流控芯片系统领域，具体涉及一种利用流体力学原理实现单细胞微管吸吮的微流控芯片装置，并提出了一种利用流体力学与惠斯通电桥原理实现单细胞微管吸吮并研究其力学特性的新方法。

背景技术

细胞是生命的基本单元，其结构和物理特性等方面的任何偏差都可能逐渐破坏细胞结构的完整性，甚至影响到细胞的生物学功能，因此，对细胞力学特性的定量研究十分必要。

以往的细胞力学特性研究大多以细胞群落作为研究对象，最终得到特征参量的平均值。但是个体细胞间具有差异性，即便是相同种类的细胞，每个细胞的特性也都有很大不同。因此，要想获取更精确的细胞力学特征信息，就需要设计和构建行之有效的单细胞力学特性分析实验平台。

常用的平行平板流动腔技术难以实现对单细胞的精确操控；而传统的微管吸吮技术虽可用来测量单细胞在吸吮压差作用下的变形能力和力学特性变化规律，但存在操作复杂、效率偏低、难以实现高通量研究等缺陷。近年来，快速发展的微流控技术以其结构微型化、所需样本微量化、能精确控制流体、易进行高通量研究且具有良好的生物兼容性等优点为开展单细胞动力学分析提供了可能性。

本发明结合微流控技术与微管吸吮技术，只需要通过荧光显微镜观察细胞在芯片中实现吸吮时的形变情况，并利用流体力学原理计算出微管吸吮时细胞两端压差，就可以进行单细胞力学特性分析。

发明内容

针对现有技术存在的问题，本发明提供一种基于微流控技术和惠斯通电桥原理实现高通量单细胞微管吸吮的实验装置，通过计算单细胞微管吸吮压压差，进而对大量单细胞的力学特性进行分析。

本发明将惠斯通电桥原理和微流控技术结合，巧妙地利用惠斯通电桥特性，结合微流控通道的物理结构，实现了对单细胞的微管吸吮，并利用等阵列结构实现了大量单细胞的捕获微管吸吮。装置设计结构简单，控制过程方便，可通过软件编程自动控制细胞悬浮液流速，从而控制微管吸吮压压差，能同时对多个单细胞实现微管吸吮，研究单细胞的力学行特性。

为了实现上述目的，本发明的技术方案如下：

一种基于惠斯通电桥实现高通量单细胞微管吮吸的微流控芯片，该装置包括细胞微管吸吮系统(如图1)以及其外围系统(如图2)。所述的细胞微管吸吮系统包括细胞悬浮液注射器、细胞培养液注射器、单细胞微管吸吮微通道阵列1、液体进口6和液体出口7，外围系统包括可编程注射泵2、计算机显示系统3、荧光显微镜4、废液回收装置5等。可编程注射泵2包括细胞悬浮液注射器、细胞培养液注射器，用于向细胞微管吸吮系统的液体进口6中注入细胞悬浮液和细胞培养液；荧光显微镜4垂直放置于细胞微管吸吮系统上方，并与计算机显示系统3相连，用于观测细胞在不同压差下的力学特性；细胞微管吸吮系统的液体出口7与废液回收装置相连。

所述的单细胞微管吸吮微通道阵列1由多个单细胞微管吸吮单元构成；每个单细胞微管吸吮单元包括微流控通道、一个入口和一个出口。所述的单细胞微管吸吮单元的入口与细胞悬浮液入口通道和细胞培养液入口通道相通，出口与阵列中下一个单细胞微管吸吮单元的入口相通。第一个单细胞微管吸吮单元的入口为单细胞微管吸吮微通道阵列1的液体进口6，最后一个单细胞微管吸吮单元的出口为单细胞微管吸吮微通道阵列1的液体出口7。细胞悬浮液注射器、细胞培养液注射器分别向细胞悬浮液入口通道和细胞培养液入口通道中注入细胞悬浮液、细胞培养液。所述的微流控通道形如惠斯通电桥，由桥通道将微流控通道分为四个部分，利用惠斯通电桥的特性，控制桥通道上各个部分的流向及流量，使细胞悬浮液可以优先通过桥通道，从而在桥通道中实现单细胞的微管吸吮并控制吸吮压差。具体地，在单个细胞微管吸吮单元中，构建两个以入口为起点的并行分支通道，并通过与并行分支通道相垂直的桥通道相连，桥通道将分支通道分为四个部分；四个部分的通道尺寸不同，则其流阻各不相同，通过对通道尺寸的设计控制通道流阻，进而控制流体通过桥通道的方向，并以桥通道为吸吮通道，实现单细胞微管吸吮；可通过对微通道中流体力学的计算，设计合适的微流控芯片参数，并利用其计算微管吸吮时的吸吮压差，具体计算过程如下：

在微管吸吮装置中，使用Darcy-Weisbach方程确定微通道中的压降或压差，其压力差：

其中，f是Darcy摩擦系数；L是通道的长度；ρ是流体的密度；V是流体的平均速度；D是水动力学直径，在矩形通道中可表示为A为通道横截面积，P为横截面周长。Darcy摩擦系数f与纵横比α以及雷诺数相关，其中，纵横比α为高比宽或者宽比高，满足0≤α≤1，η为流体粘度，即Darcy摩擦系数f与雷诺数的乘积为一个与α相关的常数：

f·Re＝C(α) (2)

其中，C(α)＝96(1-1.3553α+1.9467α²-1.7012α³+0.9564α⁴-0.2537α⁵)。

经过简化，可得压力差表达式

在流体通道中，有

其中，Q为通道中的流量，R表示通道流阻。因此流阻R可表示为

因此，只需知道流体粘度η，以及微通道尺寸，便可计算出流阻R的大小。

如前所述，微管吮吸单元中通道被分为四个部分，如图5(a)，并行两个分支中的流阻分别表示为R₁、R₂、R₃、R₄，其中，R₁、R₂为桥通道中同一分支的流阻，流阻R₁所在流体位于流阻R₂所在流体的上游，R₃、R₄为另一分支的流阻，R₁与R₄对应，R₂与R₃对应；电桥的流阻则表示为R_B。

当R₁、R₂、R₃、R₄满足如下关系时，

R₂R₄＜R₁R₃(6a)

R₂R₄＝R₁R₃(6b)

R₂R₄＞R₁R₃(6c)

桥通道中流体分别向上、无流动或向下流动(图中方向)，如图5(b)。

本装置设计是采取R₂R₄＜R₁R₃，则在桥通道中，流体由下向上流通，当细胞悬浮液注入装置中时，细胞悬浮液会在桥通道中由下向上流动，直到细胞在桥通道中实现微管吮吸，桥通道被细胞悬浮液堵塞。

有惠斯通电桥原理可知，桥通道中流量Q_B为：

再由式(4)可得，桥通道的压降：

当细胞实现微管吮吸，桥通道被堵塞时，并行分支的等效流阻：

则从并行分支通道起点到终点的压降为：

则从分支通道起点到桥通道上端的压降为：

从分支通道起点到桥通道下端的压降为：

微管吮吸时，吮吸压差为：

Δp_m＝Δp_s-Δp_x(13)

结合式(11)、(12)，有：

其中，除流量Q外，都是常量，因此只需知道流量Q，便可知道微管吮吸时压差。

本发明的有益效果在于可实现对单细胞的高通量微管吸吮，并通过可编程注射泵对流量的精确控制来控制微管吸吮的压差，可用于观察，测量各种细胞的力学特性。

附图说明

图1是细胞微管吸吮系统；

图2是外围系统；

图3是单细胞微管吸吮微通道阵列；

图4是单细胞微管吸吮单元；

图5是微通道中惠斯通电桥原理，R₁、R₂、R₃、R₄表示各部分流阻；(a)为被分为四个部分d微管吮吸单元中的通道；(b)为桥通道中流体的流动方向图；

图6是桥通道处单细胞微管吸吮示意图；

图中，1单细胞微管吸吮微通道阵列；2可编程注射泵；3计算机显示系统；4荧光显微镜；5废液回收装置；6液体进口；7液体出口。

具体实施方式

以下结合具体实施方式对本发明做进一步说明。

一种基于惠斯通电桥原理实现高通量单细胞微管吮吸的微流控芯片，该装置包括细胞微管吸吮系统，如图1所示，以及其外围系统如图2所示。所述的细胞微管吸吮系统包括细胞悬浮液注射器、细胞培养液注射器、单细胞微管吸吮微通道阵列1、液体进口6和液体出口7，外围系统包括可编程注射泵2、计算机显示系统3、荧光显微镜4、废液回收装置5等。可编程注射泵2包括细胞悬浮液注射器、细胞培养液注射器，用于向细胞微管吸吮系统的液体进口6中注入细胞悬浮液和细胞培养液；荧光显微镜4垂直放置于细胞微管吸吮系统上方，并与计算机显示系统3相连，用于观测细胞在不同压差下的力学特性；细胞微管吸吮系统的液体出口7与废液回收装置相连。

所述的单细胞微管吸吮微通道阵列1由多个单细胞微管吸吮单元构成；每个单细胞微管吸吮单元包括微流控通道、一个入口和一个出口。所述的单细胞微管吸吮单元的入口与细胞悬浮液入口通道和细胞培养液入口通道相通，出口与阵列中下一个单细胞微管吸吮单元的入口相通。第一个单细胞微管吸吮单元的入口为单细胞微管吸吮微通道阵列1的液体进口6，最后一个单细胞微管吸吮单元的出口为单细胞微管吸吮微通道阵列1的液体出口7。细胞悬浮液注射器、细胞培养液注射器分别向细胞悬浮液入口通道和细胞培养液入口通道中注入细胞悬浮液、细胞培养液。

首先，根据实验需求，结合流体力学特性与惠斯通电桥原理，设计合理的实验装置。实验时需要在桥通道中实现单细胞的微管吸吮，这就要求在实现微管吸吮之前，桥通道中的流量占比要足以使流体优先通过桥通道，保证有细胞随着流体进入桥通道，以实现单细胞微管吸吮。

由式(7)可知，微管吸吮之前桥通道中的流量占比由装置中各个部分流阻的比例关系确定。由于桥通道处需要实现微管吸吮，因此其尺寸基本固定，需通过调整其他部分尺寸已满足流阻比例关系。经过计算，若以R₁、R₃为R，R₂、R₄大约为其1/6，R_B大约为其1/3时，桥通道中流量约为输入流量的5成，可保证细胞能够进入桥通道中。

综上，得出微芯片单元中通道尺寸及流阻如下表：

W(μm)H(μm)L(μm)R(Pa·s·m^-5)R₁3030400007.9×10¹⁴R₂303060001.2×10¹⁴R₃3030400007.9×10¹⁴R₄303060001.2×10¹⁴R_B55102.6×10¹⁴

表1：微芯片单元通道尺寸及流阻

其次，要保障微管吸吮时细胞两端的压差在一个合理的范围内，通过查阅以往的文献，可知单细胞吸吮压差约在100Pa到1000Pa数量级。

结合式(14)可知，单细胞吸吮压差由输入流量与各部分流阻之间的比例关系决定，而流阻之间的比例关系已经确定，因此需由输入流量决定，计算可知，所需输入流量从数微升每小时到数十微升每小时。

根据以上结果，准备好相应的实验装置以及光学显微镜等外围装置。

当实验开始时，使用可编程注射泵向微管吸吮装置输入细胞悬浮液，此时，由于没有微管吸吮，桥通道畅通，桥通道中会有由下向上的流体流动，随着桥通道中的细胞被桥通道捕获实现单细胞微管吸吮，如图6所示，桥通道被堵塞。桥通道被堵塞后，桥通道中流体流量为零，惠斯通电桥不存在，并行分支通道中流量趋于稳定。此时，便可通过可编程注射泵控制流量大小，改变桥通道两端压差，并通过显微镜记录细胞的形变情况。实验结束后，向出口处注入清洗液，由于通道特性，桥通道中将产生由上向下的流动趋势，可将被吸吮住的细胞冲出桥通道，然后由原入口处回收。

实验结束后，通过式(14)可计算不同流量时的吸吮压差，再与应对应的细胞形变情况对比，研究细胞的力学特性。