基于微流控技术的单细胞电学特性研究

郑 磊，黄明宇，张华丽

（南通大学机械工程学院，江苏 南通 226019）

1 引言

库尔特计数器是由库尔特于1953 年提出的一种无标记技术，其基本原理是当颗粒穿过检测孔时，电路特性会根据颗粒特性和液体的性质发生相应的变化。经过多年的发展，库尔特计数器被广泛用于实验室医学和病理学，临床诊断，环境监测和食物病原体筛查［1-2］。

在微流控技术领域，学者们将库尔特计数器与微流控技术相结合，用来检测细胞电学特性、确定细胞大小和数量。根据电路的不同可分为微流控库尔特计数器和微流控细胞阻抗仪。微流控库尔特计数器［3］采用直流电源，根据细胞穿过微流道内电极检测区域所引起的电流变化，获得脉冲数和脉冲大小，从而确定细胞数和细胞尺寸。微流控细胞阻抗仪［4］采用交流电源，根据细胞穿过微流道内电极检测区域所引起的阻抗变化，从而获得细胞的阻抗信息。在交流电检测中，阻抗包含电阻和电抗两种信息并且不同种类的细胞包含不同的阻抗信息［5］。根据这些信息可以分辨细胞的生理和病理特征［6］。无论是微流控库尔特计数器还是微流控细胞阻抗仪，电极是检测细胞电学特性的重要结构，电极结构对于检测精度和抗干扰能力有着重要的影响。目前电极结构主要有共面电极结构、平行电极结构、液体电极结构、双微米孔结构。

这里采用数值仿真的方法研究了单细胞在直流与交流电源情况下的电学特性。仿真结果显示，不同细胞大小在电极检测区域引起的电信号变化，显示出不同的电学特性。同时，基于微流控技术对浓度为105个/ml的聚苯乙烯微球，在3V直流电源下所引起的电流变化进行研究。对比仿真结果可以发现，该模型可以较好的反应细胞在电极检测区域内的电学特性。

2 仿真模型与理论

2.1 仿真理论

在细胞电学特性研究中，通常使用电学比拟法，即将细胞比拟为电阻/电容来进行计算［7］。利用COMSOL仿真软件中AC/DC模块提供了电流接口，计算导电介质中的电场、电流及电势分布，并直接观察。该模块均基于Maxwell方程组求解计算。其中，电流接口求解微分方程如下：

式中：σ—电导率；V—电极电势；Je—外部电流密度；Qi—电荷数。

2.2 仿真模型

为研究细胞的电学特性，建立了成熟的红细胞模型，因为成熟的红细胞内部无细胞核，所以该细胞模型仅具有细胞质和细胞膜。该模型为二维结构，如图1所示。由于细胞膜与细胞质之间的电导率和相对介电常数不同［8］，模型分为外椭圆和内椭圆，外椭圆与内椭圆中间部分为细胞膜，内椭圆的部分为细胞质。细胞在鞘流夹逼的作用下，将在微流道中轴线位置向出口移动，因此利用仿真软件中参数化扫描功能，模拟细胞在微流道内不同位置下的电学特性。电极垂直于微流道且两电极平行设置，其中，靠近进口一侧为终端电极，靠近出口一侧为接地电极。通过研究细胞不同位置引起的电极变化，获得细胞电学特性。

图1 电学特性检测概念图Fig.1 Conceptual Diagram of Electrical Characteristics Testing

3 仿真结果

3.1 直流电源下细胞电学特性研究

微流控库尔特计数器是在直流电源下研究细胞电学特性，以电流脉冲形式记录细胞大小和数量。L表示细胞在横坐标不同的位置，单位为μm，入口1为横坐标零点，出口1为横坐标500μm，在电极两端施加直流电源。利用COMSOL 的参数化扫描功能，将细胞按流动方向分布至横坐标各个点，并记录终端电流变化，其研究结果，如图2、图3所示。细胞在电极检测区域内，排挤出相应体积的溶液，从而导致检测区域内的终端电流变化，且当细胞位于电极检测区域中心时，终端电流变化达到峰值。将细胞模型的a、b轴都缩小2μm，如图4所示。在电压为3V的情况下，电流变化情况。随着细胞表面积减小，从而使得排挤出电极检测区域内的溶液减小，终端电流变化相应减小，所以其峰值由16.9023A增大到17.3182A。因此，不同的细胞大小所引起的电流变化是不一样的，可以根据电流的变化，来识别细胞的尺寸。

图2 终端电流（电压为3V）Fig.2 Terminal Current（Voltage：3V）

图3 终端电流（电压为30V）Fig.3 Terminal Current（Voltage：30V）

图4 终端电流（电压为3V）Fig.4 Terminal Current（Voltage：3V）

3.2 交流电源下细胞电学特性研究

微流控细胞阻抗仪是在交流电源下研究细胞电学特性。将直流电源改为交流电源，电压为30V。频率分别设置为10Hz，100Hz，10MHz，研究细胞在不同频率下对阻抗的影响，研究结果，如图5（a）～图5（c）所示。从研究结果中可以看出，随着频率的增加，阻抗逐渐减小，这是由于细胞膜具有低频高阻抗性［9］，即在低频时细胞膜呈现高阻值状态，随着频率的增加，电场可以穿过细胞膜，从而使得阻抗减小。将细胞模型的a、b轴都缩小2μm，在电压为3V、10Hz的情况下，研究阻抗变化，其研究结果，如图5（d）所示。随着细胞表面积减小，阻抗变小，其阻抗值由0.1775Ω减小到0.1732Ω。这是由于随着细胞表面积的减小，细胞在电极检测区域内所排挤出的溶液体积也相应减小，电极检测区域内的阻抗也减小。

图5 不同频率下的阻抗变化Fig.5 Impedance Variation at Different Frequencies

4 实验与验证

4.1 实验设备

本实验以直径为8μm 的聚苯乙烯微球为被测对象，使用直流电源提供电压为3V的直流电，并与电化学工作站（CHI660C）串联，电化学工作站设置为开路电压，选择时间-电流曲线功能实时记录电极检测区域内的电流变化，并将数据传输给计算机。使用程序控制泵将浓度为105个/ml的聚苯乙烯样品溶液以2μl/min的速度泵入微流控芯片内的主流道，将鞘液以10μl/min的速度泵入到微流控芯片内的鞘液流道。为了避免周围环境对测试结果的影响，实验在屏蔽箱内进行。实验设备图，如图6所示。

图6 实验设备Fig.6 Experimental Set-up

4.2 实验结果

实验测试了直径为8μm的聚苯乙烯微球在3V直流电源下的电学特性。经过数据处理后，其结果，如图7所示。电极检测区域内无粒子时，电流值在13nA上下变化。单个粒子经过电极检测区域时，所引起的电流值变化在（8～11）nA之间。当多个粒子经过电极检测区域时，所引起的电流值变化在（3～8）nA之间。从图中可以看出，在直流电源下，当粒子在电极检测区域时，会排挤出与其相应体积的溶液，而聚苯乙烯微球的电导率小于溶液的电导率，从而导致电流变小。而多个粒子因团聚同时进入到电极检测区域时，排挤出更多的溶液，使得电流幅值减小更大。当粒子离开电极检测区域时，溶液重新补充进入到电极检测区域，而且受到粒子的压缩作用，使得电流在减小后又随之出现增大的现象。

图7 聚苯乙烯微球的电流幅值变化（电压为3V）Fig.7 Current Amplitude Variation of Polystyrene Microspheres（Voltage 3V）

通过仿真结果和实验结果，可以看出仿真结果可以较好的反应出电流的变化趋势，而由于仿真中设置的是细胞膜和细胞质的电导率，而实验中使用聚苯乙烯微球代替细胞，因此图2的电流幅值与图7的电流幅值相差比较大。但是，仿真模型没有很好的表现细胞与溶液之间的流动关系，还有待进一步完善。

5 结论

采用数值仿真的方法研究了成熟红细胞在直流和交流电源下的电学特性，仿真结果表明，不同细胞大小在电极检测区域引起的电信号变化，显示出不同的电学特性。进一步进行实验验证，基于微流控技术对浓度为105个/ml的聚苯乙烯微球，在3V直流电源下所引起的电流变化进行研究。研究结果表明，该模型可以较好的反应细胞在电极检测区域内的电学特性。

通过对单细胞的电学特性研究，可以有效的对单细胞进行无标记检测。利用单细胞引起的电信号变化来驱动有源微阀，可以实现对细胞的分选。同时，利用高度集成的微阀为分选后的细胞提供生长场所并培养［10］，这对于单细胞研究具有重大意义。