(57) Реферат / Формула:
Акустически фокусирующий капилляр включает капилляр, присоединенный по крайней мере к одному источнику вибрации, имеющему канавку. Способ изготовления подобного акустического фокусирующего капилляра включает обеспечение капилляра и источника вибрации, изготовление канавки в источнике вибрации и присоединение источника вибрации к капилляру у канавки. Другой способ относится к фокусировке потока частиц и включает пропускание потока защитной жидкости в наружную границу капилляра, пропускание потока частиц в центральную сердцевину капилляра и акустическую фокусировку потока частиц путем применения акустического давления излучения к потоку частиц в первом местоположении вдоль капилляра. Поток частиц может быть далее сфокусирован путем гидродинамической фокусировки во втором местоположении вдоль нижнего потока капилляра в первом местоположении.
(19)
Евразийское
патентное
ведомство
(21) 201001165 (13) A1
(12) ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ К ЕВРАЗИЙСКОЙ ЗАЯВКЕ
(43) Дата публикации заявки: 2011.02.28
(22) Дата подачи заявки: 2009.01.15
(51) Int. Cl. G10K11/28 (2006.01) G01N15/14 (2006.01)
(54) СИСТЕМА И СПОСОБ ДЛЯ ОБОРУДОВАНИЯ АКУСТИЧЕСКОЙ ФОКУСИРОВКИ И ВАРИАНТЫ РЕАЛИЗАЦИИ
(31) 61/021,443; 12/209,084
(32) 2008.01.16; 2008.09.11
(33) US
(86) PCT/US2009/031154
(87) WO 2009/091925 2009.07.23
(88) 2009.10.08
(71) Заявитель:
ЛАЙФ ТЕКНОЛОДЖИЗ КОРПОРЕЙШН (US)
(72) Изобретатель:
Кадучак Грэгори, Уард Майкл (US)
(74) Представитель:
Курапов Г.П. (RU)
(57) Акустически фокусирующий капилляр включает капилляр, присоединенный по крайней мере к одному источнику вибрации, имеющему канавку. Способ изготовления подобного акустического фокусирующего капилляра включает обеспечение капилляра и источника вибрации, изготовление канавки в источнике вибрации и присоединение источника вибрации к капилляру у канавки. Другой способ относится к фокусировке потока частиц и включает пропускание потока защитной жидкости в наружную границу капилляра, пропускание потока частиц в центральную сердцевину капилляра и акустическую фокусировку потока частиц путем применения акустического давления излучения к потоку частиц в первом местоположении вдоль капилляра. Поток частиц может быть далее сфокусирован путем гидродинамической фокусировки во втором местоположении вдоль нижнего потока капилляра в первом местоположении.
"СИСТЕМА И СПОСОБ ДЛЯ ОБОРУДОВАНИЯ АКУСТИЧЕСКОЙ ФОКУСИРОВКИ
И ВАРИАНТЫ РЕАЛИЗАЦИИ"
ССЫЛКИ НА ОТНОСЯЩИЕСЯ ЗАЯВКИ Эта заявка утверждает приоритет и преимущество предварительной заявки на патент США № 61/021,443, озаглавленной "Система и способ для оборудования акустической фокусировки и варианты реализации", автор Кадучак, поданной 16 января 2008 г. и заявки на патент США 12/209,084, озаглавленной "Система и способ для оборудования акустической фокусировки и варианты реализации", поданной 11 сентября 2008, которые обе полностью включены в данное изобретение путем ссылки.
ПРЕДПОСЫЛКИ СОЗДАНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Область изобретения (Область техникиV.
Примеры осуществления настоящего изобретения относятся к акустической цитометрии и более конкретно к оборудованию акустической фокусировки и вариантам реализации.
Предпосылки создания изобретения
Обратите внимание, что следующее рассмотрение относится к ряду систем проточной цитометрии. Рассмотрение подобных систем приведено здесь для более полного описания предпосылок создания изобретения, и не должно толковаться как признание факта, что подобные системы являются предшествующим уровнем для целей определения патентоспособности.
Проточная цитометрия является мощным инструментом, используемым для анализа частиц и клеток в мириаде применений, в первую очередь в био-научных исследованиях и медицине. Аналитическая мощь методики заключается в ее способности пропускать отдельные частицы (включая биочастицы, такие как клетки, бактерии и вирусы) через сфокусированную точку источника света, обычно лазера или лазеров, в быстрой последовательности, на скоростях, превышающих тысячи частиц в секунду. Высокий поток фотонов в данной фокусной точке производит рассеяние света частицей и/или эмиссию света от частицы или ярлыков, присвоенных частице, которые могут быть собраны и проанализированы. Это дает пользователю богатую информацию об индивидуальных частицах, которая может быть быстро переведена в статистическую информацию о популяциях частиц или клеток.
В традиционной проточной цитометрии частицы пропускаются через фокусированную опросную точку, в которой лазер направляет лазерный луч к сфокусированной точке, включающей диаметр сердцевины внутри канала. Жидкость образца, содержащая частицы, гидродинамически фокусируется до очень небольшого диаметра сердцевины приблизительно 10-15 микрон, путем пропускания жидкости оболочки вокруг потока образца на очень высокой объемной скорости порядка 100-1 ООО раз превышающей объемную скорость образца. Это приводит к очень быстрым линейным скоростям для сфокусированных частиц порядка нескольких метров в секунду. Это в свою очередь означает, что каждая частица проводит очень ограниченное время в месте возбуждения, часто только 1-10 микросекунд. Когда линейный поток гидродинамического потока оболочки останавливается, частицы более не фокусируются. Только возобновление гидродинамического потока жидкости оболочки будет повторно фокусировать частицы. Далее, как только частицы проходят опросную точку, частица не может быть перенаправлена вновь к опросной точке потому, что скорость линейного потока не может быть направлена обратно. Помимо этого, частица не может удерживаться в опросной точке в течение определенного пользователем периода времени для дальнейшего проведения опроса, потому что фокусировка теряется без потока гидродинамической жидкости оболочки. В связи с очень высоким потоком фотонов в месте возбуждения, проточная цитометрия все еще является очень чувствительным методом, но быстрое время перехода ограничивает чувствительность и разрешающую способность, которые могут быть достигнуты. Часто, используется повышенная мощность лазера для увеличения потока фотонов в попытке извлечь сигнал, но этот подход является ограничительным потому, что слишком много света может часто привести к фото-отбеливанию (или возбудить неизлучающие состояния) флуорофоров, используемых для генерации сигнала, и может увеличить фоновое рассеяние Рейлея, рассеяние Рамана, а также флуоресценцию.
Были разработаны системы с более медленной проточной цитометрией, чтобы продвинуть пределы чувствительности, и они продемонстрировали пределы детектирования до уровня отдельной молекулы. В одной из таких систем, было показано, что меньшая мощность лазера ( <1 мВ) была на самом деле предпочтительна для детектирования отдельной молекулы для двух-нитевых фрагментов ДНК, включенных с флуоресцентными красителями. В связи с медленным временем перехода (сотни микросекунд до миллисекунд), было возможно получить максимальный выход флуоресценции из красок, в то же время уменьшая фон, фото-отбеливание и неизлучающие тройственные состояния при более низкой мощности лазера.
Гидродинамические системы с медленным потоком, будучи невероятно чувствительным, широко не используются в связи с тем, что размеры жидкости обычно очень малы, что приводит к легкому засорению и очень ограниченному прохождению образца. Для того, чтобы сфокусировать поток образца на диаметре сердцевины, достаточно малом для поддержания однородного освещения и скорости потока, требующейся для точного измерения частиц, поток оболочки должен поставляться с очень высоким соотношением объема к образцу. Для того, чтобы достичь медленной линейной скорости, объемная скорость образца должна быть чрезвычайно мала. Следовательно, для обработки заметного числа событий, образец должен иметь очень высокую концентрацию. Если, например, относительно низкая линейная скорость в 1 сантиметр в секунду желательна при типичном диаметре сердцевины, составляющем около 10 микрон, образец должен быть доставлен на скорости около 0,05 микрон в минуту. Для обработки только 100 клеток в секунду, концентрация клеток должна быть 120.000 на микро-литр или 120 миллионов на миллиметр. Это требование к концентрации в свою очередь делает засорение еще более вероятным. Эта проблема далее усложняется тенденцией клеток многих типов скапливаться при высокой концентрации и оседать и прилипать к поверхности при низких скоростях доставки образца. Система созданная Дурнбосом (Doornbos), преодолевает проблему засорения путем использования обычного потока клеток с резисторами потока для его замедления, но он с трудом контролировал точную сфокусированную доставку образца. Данный метод не устраняет необходимости медленной объемной доставки и высоко концентрированных образцов.
Были разработаны проточные цитометры без оболочки, не фокусирующие, но эти инструменты страдают от низкой чувствительности в связи с необходимостью размера фокусной точки, который будет возбуждать частицы по всему каналу. Размер точки снижается путем использования очень небольших капиллярных каналов, но частицы протекают по каналу на различных скоростях в соответствии с профилем ламинарного потока, развивающегося в канале. Это приводит к различному времени перехода и совпадению частиц в лазерной точке, что совместно затрудняет анализ. Также, фон не может быть снижен оптикой пространственного фильтрования, предназначенной для сбора света от жестко сфокусированного потока сердцевины. Это ограничивает чувствительность и разрешающую способность.
Было продемонстрировано, что другие подходы манипулируют частицами, используя акустическое давление излучения в лабораторных условиях. Эти устройства являются планарными устройствам, смоделированными в декартовых координатах.
Применение акустического поля генерирует квази-одномерное поле силы, фокусирующее частицы в ленту в прямоугольной камере. Для ламинарного потока, получаемое в результате распределение частиц внутри камеры размещает частицы в линии потока различной скорости. Частицы в различных линиях потока не только будут находиться в разном местоположении, но они будут протекать на различных скоростях. Это в свою очередь приводит к различному времени нахождения внутри устройства для частиц. Планарное фокусирование не выравнивает частицы таким образом, как это приемлемо для использования в проточных цитометрах.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ СУТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Пример осуществления настоящего изобретения включает акустически фокусирующий капилляр, далее включающий капилляр, присоединенный к, по крайней мере, одному источнику вибрации и, по крайней мере, один источник вибрации, имеющий канавку. Капилляр по данному изобретению предпочтительно присоединен к источнику вибрации у канавки. Канавка предпочтительно имеет такую же геометрию сечения, что и капилляр. Капилляр может быть круглым, эллиптическим, сплющенным и/ или прямоугольным. Источник вибрации предпочтительно включает пьезоэлектрический материал. В данном примере осуществления изобретения, канавка предпочтительно увеличивает апертуру акустического источника капилляра.
Другой пример осуществления изобретения включает способ изготовления акустически фокусирующего капилляра. Данный пример осуществления изобретения включает подготовку капилляра и, по крайней мере, одного источника вибрации, изготовление канавки в источнике вибрации и присоединение, по крайней мере, одного источника вибрации к капилляру у канавки. Канавка предпочтительно имеет такую же геометрию сечения, что и капилляр. Капилляр может быть круглым, эллиптическим, сплющенными или прямоугольным. Источник вибрации предпочтительно включает пьезоэлектрический материал. Данный пример осуществления изобретения может дополнительно включать увеличение апертуры акустического источника капилляра.
В еще одном примере осуществления изобретения аппарат, гидро динами чески и акустически фокусирующий частицы в потоке частиц, включает проточную камеру, наружную границу проточной камеры для пропускания через нее потока гидродинамической жидкости, центральную сердцевину проточной камеры для пропускания через нее потока частиц образца и, по крайней мере, один преобразователь, присоединенный к камере, создающий давление акустического излучения.
Преобразователь по данному примеру осуществления изобретения предпочтительно присоединен к наружной стенке проточной камеры. Альтернативно, преобразователь может образовывать стенку проточной камеры.
Еще один пример осуществления настоящего изобретения включает способ гидродинамической и акустической фокусировки потока частиц. Этот способ предпочтительно включает пропускание потока жидкости оболочки в наружные границы капилляра, пропускание потока частиц в центральную сердцевину капилляра и приложение акустического давления излучения к потоку частиц внутри жидкости оболочки. Поток частиц по данному способу может быть гидродинамически сфокусирован, а затем сфокусирован акустически. Альтернативно, поток частиц одновременно фокусируется акустически и гидродинамически.
Другой способ гидродинамической и акустической фокусировки частиц является еще одним примером осуществления настоящего изобретения. Данный пример осуществления изобретения включает подготовку жидкости, содержащей частицы, пропускание жидкости оболочки в наружные границы проточной камеры, пропускание жидкости, содержащей частицы в центральную сердцевину проточной камеры и приложение акустического давления излучения к жидкости, содержащей частицы. Этот пример осуществления настоящего изобретения может также включать анализ частиц.
Один пример осуществления настоящего изобретения включает способ установки (выравнивания) частиц в одной линии, используя акустическое давление излучения. Данный пример осуществления настоящего изобретения включает обеспечение жидкости, содержащей частицы, воздействие на жидкость акустического давления излучения, вращение жидкости на 90 градусов и воздействие на жидкость акустического давления излучения второй раз для выравнивания частиц. Этот пример осуществления настоящего изобретения может также включать анализ частиц.
Еще один пример осуществления настоящего изобретения включает способ гидродинамической и акустической фокусировки частиц в жидкости. Данный пример осуществления настоящего изобретения включает пропускание потока жидкости, содержащего частицы, воздействие на жидкость давления излучения в одном планарном направлении для акустической фокусировки частиц, и пропускание жидкости оболочки во втором планарном направлении, тем самым гидродинамически фокусируя жидкость во втором планарном направлении для дальнейшей фокусировки частиц.
Настоящее изобретение далее включает способы вытеснения пузырьков в жидкостной системе. Эти способы включают обеспечение потока жидкости через канал и резонирование канала при акустической частоте. Эти способы также включают
обеспечение потока жидкости через канал и воздействие вибрации на стенки канала при низкой частоте.
Примером осуществления настоящего изобретения является аппарат, акустически фокусирующий частицы в квази-планарное расположение в жидкости. Данный пример осуществления настоящего изобретения включает капилляр со сплющенной геометрией сечения и, по крайней мере, один преобразователь, присоединенный к капилляру. Капилляр предпочтительно эллиптический. Данный пример осуществления настоящего изобретения включает устройство отображения, для построения изображения частиц.
Еще одним пример осуществления настоящего изобретения включает способ для акустической фокусировки частиц в квази-планарное расположение в жидкости, содержащей частицы. Способ предпочтительно включает пропускание потока жидкости, содержащей частицы, через проточную камеру, включающую сплющенную геометрию сечения и воздействие на жидкость акустического давления излучения. Геометрия сечения проточной камеры предпочтительно эллиптическая. Данный пример осуществления настоящего изобретения также включает построение изображения частиц.
Объекты, преимущества и новые признаки, а также дальнейший объем применимости настоящего изобретения будут изложены ниже в детальном описании, рассматриваемом совместно с прилагаемыми чертежами, а частично станут очевидными для специалистов в данной области при изучении данного материала или могут быть выяснены практикой применения изобретения. Объекты и преимущества изобретения могут быть реализованы и получены с помощь методик и комбинаций, конкретно указанных в прилагаемой формуле.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ НЕСКОЛЬКИХ ВИДОВ ЧЕРТЕЖЕЙ
Сопроводительные чертежи, включенные в описание и образующие его часть, иллюстрируют один или более примеров осуществления настоящего изобретения и, вместе с описанием, служат для объяснения принципов изобретения. Чертежи предназначены исключительно для иллюстрации одного или более предпочтительных примеров осуществления настоящего изобретения и не должны интерпретироваться как ограничивающие изобретение. На чертежах:
Фиг. 1 является примером осуществления настоящего изобретения, иллюстрирующим линейно возбуждаемый капилляр, в котором частицы акустически фокусируются к центральной оси капилляра;
Фиг. 2 иллюстрирует конструкцию линейно возбуждаемого капилляра с имеющим канавку пьезоэлектрическим преобразователем в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения;
Фиг. 3 иллюстрирует диаграмму линейно возбуждаемого капилляра с эллиптическим сечением в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения;
Фиг. 4 иллюстрирует силовой потенциал U линейно возбуждаемого капилляра с эллиптическим сечением в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения;
Фиг. 5 иллюстрирует силовой потенциал для различных аспектовых отношений для сферической латексной частицы в эллиптическом сечении линейно возбуждаемого капилляра, в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения;
Фиг. 6А и 6В иллюстрируют сфокусированные частицы, протекающие по эллиптическому сечению линейно возбуждаемого капилляра в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения;
Фиг. 7А и 7В иллюстрируют гидродинамически сфокусированные частицы, распределенные в центральном сердцевинном потоке в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения;
Фиг. 8 иллюстрирует акустическую фокусировку частиц в комбинации с гидродинамическим фокусированием в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения;
Фиг. 9А и 9В иллюстрирует акустически поддерживаемую гидродинамическую фокусировку в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения; и
Фиг. 10 иллюстрирует комбинацию акустической и гидродинамической фокусировки в микро-жидкостном канале в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения.
ДЕТАЛЬНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ При использовании здесь "а" означает один или более.
При использовании здесь "проточная камера" означает канал или капилляр, имеющий форму, выбранную из прямоугольной, квадратной, эллиптической, сплющенной круглой, круглой, восьмиугольной, семиугольной, шестиугольной, пятиугольной и треугольной. Нет необходимости, чтобы форма внутренних стенок проточной камеры была бы такая же, что и форма наружных стенок. В качестве неограничивающего примера, проточная камера может иметь внутреннюю стенку, определенную круглой формой и наружную стенку, определенную прямоугольной формой. Дополнительно, проточная камера может быть частью сложной конструкции из материалов и по геометрии, в которой одна из указанных выше форм определяет внутреннюю форму проточной камеры.
При использовании здесь "капилляр" означает канал или камеру, имеющую форму, выбранную из прямоугольной, квадратной, эллиптической, сплющенной круглой, круглой, восьмиугольной, семиугольной, шестиугольной, пятиугольной и треугольной. Нет необходимости, чтобы форма внутренних стенок проточной камеры была бы такая же, что и форма наружных стенок. В качестве неограничивающего примера, проточная камера может иметь внутреннюю стенку, определенную круглой формой и наружную стенку, определенную прямоугольной формой.
Один аспект одного примера осуществления настоящего изобретения предусматривает простоту выравнивания во время изготовления устройства и более крупные апертуры акустического источника. Другой аспект одного примера осуществления настоящего изобретения предусматривает линейно возбуждаемый капилляр со сплющенным сечением для получения квази-планарной концентрации частиц. Другой аспект предусматривает планарную концентрацию частиц без вступления в контакт частицами и/или нахождения в контакте с внутренней стенкой капилляра. Другой аспект предусматривает построение изображения, при котором частицы распространяются по плоскости при узкой глубине поля. Другой аспект предусматривает приложение акустического давления излучения для оказания помощи в стабилизации стандартных гидродинамических систем фокусировки частиц. Еще один аспект предусматривает сниженное потребление оболочки в гидродинамических системах с медленным потоком и для оказания помощи в фокусировке частиц в планарных системах (например, системах основанных на чипах). И еще один аспект предусматривает способ вытеснения пузырьков из жидкостных систем.
Конструкция линейно возбуждаемых капилляров с источником с канавкой
Линейно возбуждаемые капилляры используются для акустической концентрации частиц в потоке, протекающем внутри капилляра. Частицы испытывают усредненную во времени акустическую силу, происходящую от давления акустического излучения. На фиг. 1 показан линейно возбуждаемый капилляр 10 работающий в режиме диполя, в котором частицы 12 акустически фокусируются к центральной оси капилляра 14 в положение акустически сформированной ловушки частиц в соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения. (Пример осуществления настоящего изобретения показанный на фиг. 1 применим к любому режиму вибрации системы, независимо от того, является ли она монополюсной, дипольной, четырех-полюсной и т.д., или любой комбинации режимов). Возможно приводить в действие любые конфигурации режимов с помощью различной пространственной конфигурации источников, присоединенных к капилляру.
Другой аспект одного примера осуществления настоящего изобретения предусматривает линейно возбуждаемую капиллярную систему, которая как поставляет стабильные акустические сигналы внутри капилляра, так и обладает существенными, повторяющимися свойствами электромеханической цепи, приводящей в действие систему.
В одном примере осуществления настоящего изобретения линейно возбуждаемый капилляр 10 состоит из капилляра 14, присоединенного к источнику вибрации 16. Капилляр 14 может быть изготовлен, без ограничения, из стекла, металла, пластика, или любой их комбинации. Материалы с малыми потерями является предпочтительными концентраторами частиц, и нержавеющая сталь является одним из самых лучших материалов для капилляров. Источник вибрации 16 предпочтительно состоит из пьезоэлектрического материала. Примеры пьезоэлектрических материалов включают, без ограничения, свинцово-циркониевый титанат, литиевый ниобат, кварц, и их комбинации. Источник вибрации 16 может также быть генератором вибраций, таким как преобразователь Лангевина (Langevin) или любой другой материал или устройство, способные генерировать вибрации или смещение поверхности капилляра. Другой аспект примера осуществления настоящего изобретения включает акустически сфокусированный линейно возбуждаемый капилляр, дающий более крупную апертуру акустического источника, чем стандартный линейный контакт.
В соответствии с одним примером осуществления настоящего изобретения, канавка 18 изготовлена в источнике вибрации 16, в которую помещен капилляр 14, как показано на фиг.2. На фиг. 2 показана диаграмма, включающая линейно возбуждаемый капилляр 10 с источником вибрации 16 с канавкой, небольшой пластиной из свинцово-циркониевого титаната с выточенной круглой канавкой 18 прикрепленной к капилляру 14 для улучшения возможности производства и акустических характеристик. Канавка 18 имеет круглую форму, совпадающую с наружным радиусом капилляра 14 плюс небольшой слой клея. Число имеющих канавку источников вибрации, присоединенных к капилляру 14, не ограничивается одним. Использование более одного источника вибрации с канавкой имеет преимущество в наведении различных акустических режимов, требующих специфической пространственной зависимости. Например, режим диполя приводится в действие отдельным источником или двумя источниками, присоединяемыми к противоположным стенкам капилляра 14 и возбуждаемого на 180 градусов вне фазы. Четырех-полюсный режим приводится в действие путем присоединения источников в ортогональных позициях (смещение 90 градусов друг от друга) и возбуждается вне фазы. Для капилляров с некруговым сечением, канавка 18 обычно будет зависеть от геометрии сечения капилляра 14. Например, для капилляра с эллиптическим сечением потребуется канавка с эллиптическим сечением. Капилляр 14 предпочтительно прикреплять к источнику вибрации 16 с помощью небольшого слоя клея. При использовании пьезоэлектрического кристалла в качестве источника вибрации 16 нет необходимости иметь электрический проводящий слой внутри канавки 18, которая врезается в кристалл. Были продемонстрированы конструкции с и без проводников в канавке 18.
Другой аспект одного примера осуществления настоящего изобретения предусматривает простоту создания устройства.
Еще один аспект одного примера осуществления настоящего изобретения предусматривает увеличенную апертуру акустического источника по сравнению с подлинным линейно возбуждаемым устройством.
И еще один аспект одного примера осуществления настоящего изобретения предусматривает повторяющиеся акустические/электрические характеристики.
Другой аспект одного примера осуществления настоящего изобретения предусматривает простоту выравнивания капилляра 14 с источником вибрации 16.
И еще другой аспект одного примера осуществления настоящего изобретения предусматривает большую поверхность с клеем для присоединения преобразователя.
Дополнительно, нет необходимости, чтобы капилляр имел круглое сечение. В одном примере осуществления настоящего изобретения используется квадратная канавка в PZT (свинцово-циркониевом титанате). Капилляры могут быть созданы с геометрией, включающей, без ограничения, эллиптическую, квадратную, прямоугольную, общие сплющенные формы, а также любую геометрию сечения.
Теперь обратимся к фиг. 3, линейно возбуждаемые капилляры с круглым сечением могут возбуждаться для выравнивания частиц вдоль оси цилиндрического капилляра при работе в режиме диполя в одном примере осуществления настоящего изобретения. В этом примере осуществления настоящего изобретения может быть желательно в некоторых применениях локализовать частицы только в специфической плоскости внутри капилляра, а не в точке или линии. В данном случае для применений с отображением, частицы должны быть распределены в плоскости внутри узкой глубины поля изображающей оптики. Способ пространственного распределения частиц состоит в нарушении круговой симметрии системы. Делая сечение капилляра более сплющенным (например, эллиптическим), можно сохранить плотную пространственную локализацию и в то же время дать возможность частицам распределится в другое измерение. Этот способ имеет преимущества для систем, требующих расположения в планарном (квази-планарном) порядке.
Например, акустически возбуждаемый капилляр 10 с эллиптическим сечением показан на фиг. 3. В данном примере осуществления изобретения, акустический источник 16 пространственно распределяет частицы в плоскости вдоль основной оси и плотно ограничивает частицы вдоль малой оси. Аспектовое отношение А эллипса задается соотношением малой оси к крупной оси как А=ау/ах. Чтобы рассчитать акустическую силу на частицах в капилляре, акустическую силу давления на сжимаемой, сферической частице, имеющей объем V, в произвольном акустическом поле можно записать как силу потенциала акустического давления U (Горькое 1962):
Здесь а это радиус частицы, Ро это сжимаемость окружающей жидкости и р0 является плотностью окружающей жидкости. Давление и скорость акустического поля в
Квази-планарная фокусировка частиц в линейно возбуждаемых
сплющенных капиллярах
отсутствии частицы описываются р и v. соответственно, а скобки соответствуют усредненному во времени количеству. Члены Г] и t\ это контрастные члены, которые определяют, как механические свойства частицы отличаются от фоновой среды. Они задаются:
2 (рр -
[2 р_ - ps
Подстрочный индекс р соответствует присущим свойствам частиц. Сила F, действующая на частицу, связана с градиентом потенциала силы с помощью:
F = -??1
Частицы локализуются в позициях, в которых потенциал U проявляет минимум. (Для капилляра с круглым сечением, минимум потенциала совпадает с осью капилляра, образующего ловушку частиц на фиг. 1).
Потенциал силы U для капилляра с эллиптическим сечением, линейно возбуждаемым в режиме диполя, показан на фиг. 4. Потенциал рассчитывается для латексных сфер в воде. В данной конфигурации частицы подвержены действию силы, транспортирующей их к колодцу потенциала, который простирается между точками эллипса. Частицы также более плотно сфокусированы в направлении малой оси и "простираются" более в направлении основной оси.
В зависимости от аспектового отношения эллипса, потенциал силы в ортогональных направлениях может значительно различаться. Это иллюстрируется на фиг. 5. На фиг. 5 показан потенциал силы для различных аспектовых отношений для сферических латексных частиц в эллиптическом сечении возбуждаемого капилляра. Для данной конфигурации, частицы более локализуются вдоль малой оси и менее локализуются вдоль основной оси. Изменение частоты может вызвать большую локализацию вдоль основной оси и меньшую локализацию вдоль малой оси. Для аспектовых отношений, приближающихся к единице, колодец потенциала более проявлен, чем для аспектовых отношений удаляющихся от единицы. Обратите внимание,
что градиент потенциала меньше в направлении основной оси. Пониженный градиент подразумевает меньшую локализацию частиц вдоль этого направления. По мере уменьшения аспектового отношения эллипса, глубина колодца потенциала уменьшается, что приводит к более слабым градиентам и меньшей локализации. Следовательно, по мере снижения аспектового отношения, частицы испытывают большее распространение вдоль основной оси эллипса (сниженная сила в связи со сниженным градиентом). (Также имеется распространение частиц вдоль малой оси, но гораздо меньшее по сравнению с распространением в направлении основной оси).
Результаты, показывающие этот эффект приводятся на фиг. 6. Фиг. 6А показывает пример частиц, протекающих через капилляр с эллиптическим сечением. В данном примере частицы являются флуоресцентными латексными сферами диаметром около 5,6 мм (более конкретно шарики полистирола) и они проявляются как горизонтальные полоски на изображении. Поток проходит слева направо. Плоскость изображения содержит основную ось эллипса и центральную ось капилляра. Частицы распространяются по приблизительно половине ширины капилляра, образуя ленту из капилляров. В данном примере недостаточно силы, действующей на частицы в направлении оси капилляра, чтобы удерживать их вдали от стенок. На фиг. 6В плоскость изображения поворачивалась на 90 градусов, чтобы включить малую ось эллипса и центральную ось капилляра. В этом направлении градиент вдоль стенок потенциальной ямы больше, приводят к большему сосредоточению частиц вдоль оси капилляра. Здесь они сосредотачиваются в отдельной линии, совпадающей с центральной осью капилляра.
Существуют несколько характеристик режимов данных типов:
Частицы могут быть плотно сфокусированы вдоль основной или малой оси эллипса, со "слабой" фокусировкой вдоль ортогонального направления (выбор того, какая ось в направлении слабой фокусировки является зависящей от режима).
В измерении со слабой фокусировкой, может существовать достаточно силы, чтобы удерживать частицы вне стенок устройства.
Частицы сосредотачиваются в плоскости, которая является проводящей для использования при построении изображения, где необходимо поместить частицы на общую плоскость, особенно когда глубина фокуса является небольшой.
Гидродинамическая фокусировка частиц с акустической поддержкой
Гидродинамически сфокусированные потоки частиц используются в проточной цитометрии, а также и в других областях, где требуется точное выравнивание частиц в
протекающем потоке сердцевины. Гидродинамическая фокусировка традиционно используется в проточной цитометрии для фокусировки частиц в плотный поток для лазерного опроса. Диаграмма гидродинамически сфокусированного потока частиц показана на фиг. 7.А. В данном примере, образец впрыскивается в центральный поток сердцевины внутри коаксиального потока оболочки. Жидкость оболочки обычно является прозрачным буферным раствором, передвигающимся на скорости во много раз превышающей скорость образца, для того чтобы гидродинамически сосредоточить центральный поток образца в область с меньшим размером сечения. Под влиянием этого действия частицы сосредотачиваются в цилиндрическом потоке сердцевины, имеющем очень узкую ширину. Радиус гидродинамически сфокусированного потока сердцевины г дается приблизительно как
где Q является объемным расходом потока сердцевины и v скоростью потока сердцевины. Обратите внимание, что большая поставка объемного образца и/или меньшие скорости дают большие диаметры потока сердцевины.
Гидродинамически сфокусированные потоки образца могут страдать от нестабильности позиции центрального потока образца, являющейся функцией многих факторов. Это может включать, без ограничения, зарождение пузырьков на стенках клеток, изменяющих линии потока, турбулентность и их комбинацию. Преимущества достигаются путем оказания гидродинамически сфокусированным системам помощи внешней силой, стабилизирующей пространственную позицию центрального потока сердцевины. Пример осуществления настоящего изобретения включает устройство, использующее множественные жидкостные системы для управления центральным потоком сердцевины.
На фиг. 7В показан пример осуществления настоящего изобретения, включающий гидродинамически сфокусированный поток образца с оказанием акустической помощи. На фиг. 7В, наружный коаксиальный поток жидкости оболочки ограничивает центральный поток сердцевины, содержащий образец. Путем приложения акустических сил к частицам в гидродинамически сфокусированном потоке сердцевины, частицы предпочтительно фокусируются далее внутри потока.
Один пример осуществления настоящего изобретения комбинирует акустическую
фокусировку частиц с гидродинамической фокусировкой. Акустическая фокусировка
оказывает помощь системам гидродинамической фокусировки путем стабилизации
абсолютного местонахождения потока частиц относительно внешних сил. Акустическая фокусировка также используется для дальнейшего уплотнения фокуса потока частиц внутри гидродинамически сфокусированной системы, где желательны снижение потребления потока оболочки или увеличение пропускной способности образца без потери качества фокуса частиц внутри потока. Это особенно важно для применений, где образец разбавлен. Первичным примером является высокоскоростная сортировка "клейких" клеток, которые должны удерживаться при более низких концентрациях для предотвращения скоплений. Другой пример, где снижение жидкости потока имеет приоритет без принесения в жертву фокуса частиц. Далее, в некоторых системах, в которых используется акустическая фокусировка, нежелательно, чтобы образец вступал в контакт со стенками. (Например, это будет удерживать скопление белков и небольших частиц, на которых не влияет давление акустического излучения, вне стенок капилляра. Эти системы могут использовать медленную, низко-объемную оболочку для включения образца. Акустическая фокусировка частиц может затем использоваться для плотной фокусировки частиц внутри потока образца).
Пример гидродинамической фокусировки с оказанием помощи акустической фокусировкой показан на фиг. 7В. В данном примере, стандартная гидродинамически сфокусированная система снабжена ультразвуковыми преобразователями для установки стоячей волны в полости с жидкостью. Первоначально частицы фокусируются гидродинамически. Давление ультразвукового излучения затем фокусирует частицы к минимуму силового потенциала, расположенного вдоль оси центрального потока сердцевины, где они далее выравниваются внутри центрального потока сердцевины.
Обратимся теперь к фиг. 8, где показана схема устройства, способного прилагать акустическую фокусировку до, во время или как до, так и во время гидродинамической фокусировки в соответствии с одним из примеров осуществления настоящего изобретения. Данный пример осуществления изобретения включает образец 20 протекающий через капилляр 22. Жидкость оболочки 24 гидродинамически фокусирует частицы 26. Преобразователи 28 и 30 акустически фокусируют частицы 26 вдоль оси центральной сердцевины перед гидродинамическим фокусированием, в то время как преобразователи 32 и 34 акустически фокусируют частицы 26 во время гидродинамической фокусировки.
Измерения, демонстрирующие гидродинамическую фокусировку с оказанием помощи акустической фокусировкой, показаны на фиг. 9. Изображение слева (фиг. 9А) демонстрирует гидродинамическую фокусировку в цилиндрическом канале с шириной 500 микрон. Поток центральной сердцевины включает частицы полистирола с диаметром
приблизительно 5,6 мкм в растворе (приблизительно 0,0025% по объему). Поток центральной сердцевины окружен коаксиальным потоком оболочки, содержащим фосфатный буферный раствор. Изображение справа (фиг. 9В) показывается частицы в центральном потоке сердцевины во время гидродинамической фокусировки. Жидкость оболочки вводится при объемной норме расхода между приблизительно 100 до 1,000 мкл/мин и приблизительно на скорости 400 мкл/мин, а поток образца в сердцевине вводится при объемной норме расхода между 50 и 500 мкл/мин и предпочтительно на скорости приблизительно 100 мкл/мин. Частота акустического возбуждения составляет 2,1 МГц. На изображении справа активируется акустическое поле, предназначенное для продуцирования ловушки частиц вдоль оси потока образца сердцевины. Частицы внутри потока образца сердцевины далее выделяются с помощью акустического поля.
Аспекты гидродинамически сфокусированных потоков образца с помощью акустической фокусировки включают, но не ограничиваются, следующее:
• Повторяемое расположение потока сфокусированных частиц.
• Увеличенную фокусировку при гидродинамически сфокусированных потоках при более низкой скорости, тем самым снижая требования к потоку оболочки (частицы пространственно ограниченные более мелким по диаметру потоком, чем поток сердцевины)
• Увеличенную пропускную способность разбавленных образцов, при этом сохраняя плотное пространственное позиционирование
• Меньшее воздействие турбулентности и других внешних воздействий на точное местоположение сфокусированных частиц.
• Способ изоляции потока образца от стенок капилляра в системе, в которой преобладающая фокусировка частиц проводится акустическим давлением излучения (например, линейно возбуждаемые капилляры)
Существует много устройств, где будет иметь преимущество как акустическая, так
и гидродинамическая фокусировка. На фиг.7В показано устройство с двумя
преобразователями, прилагаемое к гидродинамически фокусируемой клетке.
Акустическое поле может использоваться в клетке, которая является круглой,
квадратной и иметь любую другую геометрию. Количество показанных на фиг. 7В
преобразователей равно двум. Минимальное число преобразователей равно единице.
Использование более одного преобразователя обеспечивает обратную связь для
управления акустическим полем внутри камеры. Дополнительно, преобразователи могут
добавляться в ортогональном направлении для создания силовых полей, которые
оптимизируются для данного применения. В данном примере осуществления настоящего изобретения можно фокусировать частицы единым файлом в линию внутри потока образца сердцевины. В другом примере осуществления настоящего изобретения можно сфокусировать частицы в одном измерении и дать им возможность распространиться в ортогональном направлении.
Способность использовать гидродинамическую фокусировку с оказанием помощи акустической фокусировкой частиц имеет преимущества при использовании микрожидкостей. Гидродинамически сфокусированные потоки частиц в микро-каналах, микрожидкостных чипах или при другой прямоугольной (или квази-прямоугольной) геометрии канала могут быть усилены комбинированием акустической фокусировки и гидродинамической фокусировки. В одном примере осуществления настоящего изобретения для того, чтобы снизить потребление потока оболочки, может использоваться одномерная гидродинамическая фокусировка, как показано на фиг. 10. Показана комбинация акустической и гидродинамической фокусировки в микрожидкостных каналах. Гидродинамическая фокусировка локализует частицы в горизонтальном направлении, а акустическая фокусировка локализует частицы в вертикальном направлении. Простота выполнения как акустической, так и гидродинамической фокусировки в планарных устройствах используется в данном примере осуществления настоящего изобретения. (Это может также сработать, если силовая диаграмма на фиг. 10 будет повернута на 90 градусов). Использование как акустической фокусировки, так и гидродинамической фокусировки, удерживает небольшие частицы и молекулярные виды от контакта со стенками канала.
Другой пример осуществления настоящего изобретения позволяет проводить серийную акустическую фокусировку в микро-жидкостных применениях. Акустическая фокусировка, применяемая к протекающему потоку частиц в квази-прямоугольном сечении камеры фокусирует частицы в структуру, напоминающую ленту. Для того, чтобы сохранить слоистую конструкцию, используемую во многих микро-жидкостных узлах, можно сохранить расположение преобразователей в параллельных плоскостях. Таким образом, способ фокусировки частиц в узкой пространственной конфигурации включает акустическую фокусировку частиц в плоскость, вращение потока на 90 градусов, и вновь акустическую фокусировку в новую ортогональную плоскость. Чистым результатом является узкое пространственное распределение частиц. Когда преобразователь используется для возбуждения режима типа диполя внутри проточной камеры, результат состоит в том, что частицы узко фокусируются около центральной оси в камере потока.
Вытеснение пузырьков из жидкостных систем
В традиционной проточной цитометрии пузырьки, прикрепляющиеся к стенкам жидкостной системы, вызывают проблемы. Они могут мешать путем перемещения линий ламинарного потока, воздействия на местные реакции, отклонения потоков сфокусированных частиц. Например, в проточной цитометрии, пузырьки в жидкостной системе могут иметь воздействие в виде перемещения позиции гидродинамически сфокусированного потока образца. Это перемещение проявляется пользователю как расцентровка оптической системы и требуется перекалибровка. Очень желательны приемы вытеснения пузырьков с мест зарождения в жидкостной системе, особенно микро-жидкостных системах.
Было показано, что давление акустического излучения имеет большое влияние на пузырьки в жидкости в связи с большим рассогласованием плотности и сжимаемости между жидкостями и газами. Акустическая энергия может использоваться для вытеснения пузырьков из жидкостных систем несколькими разными способами.
В одном примере осуществления настоящего изобретения разработана жидкостная система, при которой при резонировании на соответствующей акустической частоте, пузырьки испытывают действие силы, которая оттягивает их от стенки и стабилизирует их равновесие внутри потока жидкости, существующее в месте узлового давления (для пузырьков, приводимых в движение при частотах ниже их монопольного резонанса). Камера предпочтительно приводится в действие акустически либо с помощью внутреннего акустического источника или неинвазивно, с помощью источника, присоединенного к наружной стенке камеры. Это хороший способ смещения пузырьков со стенок.
В другом примере осуществления настоящего изобретения вибрация стенок канала при низких частотах предпочтительно используется для вытеснения пузырьков. Путем вибрирования стенки как части структурной системы резонанса, достигаются большие поверхностные смещения. (Эти смещения обычно больше при низких частотах). Большие силы в соединении с крупными смещениями предпочтительно используются для разрыва связи между пузырьками и поверхностью камеры. Инерционные силы вместе с локализованными потоками жидкости у поверхности стенок камеры эффективны при вытеснении пузырьков.
Предшествующие примеры могут быть выполнены с аналогичным успехом путем замены реактивов описанных в общем виде или конкретно, и/или использования условий данного изобретения использованных в предыдущих примерах.
Хотя изобретение было детально описано с конкретной ссылкой на эти предпочтительные примеры осуществления изобретения, с помощью других примеров осуществления изобретения можно добиться таких же результатов. Изменения и модификации настоящего изобретения будут очевидны специалистам в данной области, и предполагается раскрыть все подобные модификации и эквиваленты в прилагаемой формуле. Полное раскрытие всех ссылок, применений, патентов и публикации, приведенное выше и/или в приложениях, и соответствующих заявках данным включаются в настоящее изобретение путем ссылки.
ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
1. Акустически фокусирующий капилляр, включающий:
капилляр присоединенный, по крайней мере, к одному источнику вибрации, по крайней мере, один источник вибрации, обладающий канавкой.
2. Акустически фокусирующий капилляр по пункту 1, отличающийся тем, что указанный капилляр присоединен к указанному источнику вибрации у указанной канавки.
3. Акустически фокусирующий капилляр по пункту 1, отличающийся тем, что указанная канавка и указанный капилляр имеют практически одинаковую геометрию сечения.
4. Акустически фокусирующий капилляр по пункту 1, отличающийся тем, что указанный капилляр имеет внутреннюю стенку, имеющую круговое сечение.
5. Акустически фокусирующий капилляр по пункту 1, отличающийся тем, что указанный капилляр имеет внутреннюю стенку, имеющую эллиптическое сечение.
6. Акустически фокусирующий капилляр по пункту 1, отличающийся тем, что указанный капилляр имеет внутреннюю стенку, имеющую сплющенное сечение.
7. Акустически фокусирующий капилляр по пункту 1, отличающийся тем, что указанный капилляр имеет внутреннюю стенку, имеющую прямоугольное сечение.
8. Акустически фокусирующий капилляр по пункту 1, отличающийся тем, что указанный источник вибрации включает пьезоэлектрический материал.
9. Акустически фокусирующий капилляр по пункту 1, отличающийся тем, что указанная канавка имеет конфигурацию, увеличивающую апертуру акустического источника указанного капилляра.
10. Способ изготовления акустически фокусирующего капилляра, включающий: обеспечение капилляра и, по крайней мере, одного источника вибрации; изготовление канавки в источнике вибрации; и
присоединение, по крайней мере, одного источника вибрации к капилляру у канавки.
11. Способ по пункту 10, отличающийся тем, что канавка и капилляр имеют приблизительно одинаковую геометрию сечения.
12. Способ по пункту 10, отличающийся тем, что капилляр имеет круглое сечение.
13. Способ по пункту 10, отличающийся тем, что капилляр имеет эллиптическое сечение.
14. Способ по пункту 10, отличающийся тем, что капилляр имеет сплющенное сечение.
15. Способ по пункту 10, отличающийся тем, что капилляр имеет прямоугольное сечение.
16. Способ по пункту 10, отличающийся тем, что, по крайней мере, один источник вибрации включает пьезоэлектрический материал.
17. Способ по пункту 10 далее включающий увеличение апертуры акустического источника капилляра.
18. Аппарат для гидродинамической и акустической фокусировки частиц в потоке частиц, включающий:
проточную камеру;
наружную границу указанной проточной камеры для пропускания через нее гидродинамической жидкости;
центральную сердцевину указанной проточной камеры для пропускания через него потока частиц образца; и
по крайней мере, один преобразователь, присоединенный к указанной проточной камере и имеющий конфигурацию для создания акустического давления излучения.
19. Аппарат по пункту 18, отличающийся тем, что, по крайней мере, один преобразователь является одиночным преобразователем, присоединенным к наружной стенке указанной проточной камеры.
20. Аппарат по пункту 18, отличающийся тем, что, по крайней мере, один преобразователь является одиночным преобразователем, образующим стенку указанной проточной камеры.
21. Способ фокусирования потока частиц, включающий: пропускание защитной жидкости в наружную границу капилляра; пропускание потока частиц в центральную сердцевину капилляра, и
акустическую фокусировку потока частиц путем приложения давления акустического излучения к потоку частиц в первом местоположении вдоль капилляра.
22. Способ по пункту 21, далее включающий гидродинамическую фокусировку потока частиц во втором местоположении вдоль капилляра.
23. Способ по пункту 22, отличающийся тем, что второе местоположение находится вниз по потоку от первого местоположения.
24. Способ фокусирования частиц, включающий: обеспечение поступления жидкости, включающей частицы;
пропускание потока защитной жидкости в наружную границу проточной камеры;
пропускание потока жидкости, содержащей частицы, в центральную сердцевину проточной камеры;
приложение акустического давления излучения к жидкости, содержащей частицы.
25. Способ по пункту 24, далее включающий анализ частиц.
26. Способ выравнивания частиц, используя акустическое давление излучения, включающий:
обеспечение потока жидкости, включающей в себе частицы; воздействие на жидкость акустического давления излучения; вращение жидкости на 90 градусов; и
дальнейшее воздействие на жидкость акустического давления излучения после вращения жидкости.
27. Способ по пункту 26, далее включающий анализ частиц после следующего за вращением воздействием акустического давления излучения.
28. Способ гидродинамического и акустического фокусирования частиц в жидкости, включающий:
обеспечение потока жидкости, включающей в себе частицы;
воздействие на жидкость акустического давления излучения в первом планарном направлении для акустической фокусировки частиц; и
пропускание потока защитной жидкости во втором планарном направлении для того, чтобы гидродинамически сфокусировать жидкость во втором планарном направлении.
29. Способ вытеснения пузырьков в цитометрической системе, включающий: обеспечение потока жидкости через канал; и
резонирование канала при акустической частоте; и
вытеснение, по крайней мере, одного пузырька, расположенного в канале.
30. Способ вытеснения пузырьков в жидкости, включающий биочастицы или клетки, включающий:
пропускание потока жидкости через канал; и
воздействие на стенки канала вибрации при частоте, достаточно низкой для того, чтобы вызвать крупные смещения поверхности, нарушающие связь между одним или более пузырьков и внутренней поверхностью канала.
31. Аппарат для акустической фокусировки частицы в квази-планарное расположение в жидкости, включающий:
капилляр со сплющенной геометрией сечения; и
по крайней мере, один преобразователь, присоединенный к указанному капилляру.
32. Аппарат по пункту 31, отличающийся тем, что указанный капилляр имеет эллиптическую геометрию сечения и указанный, по крайней мере, один преобразователь является одиночным преобразователем.
33. Аппарат по пункту 31, далее включающий блок формирования изображения для отображения частиц.
34. Способ акустического фокусирования частиц в квази-планарное расположение в жидкости, содержащей частицы, включающий:
пропускание потока жидкости, содержащей частицы через проточную камеру, имеющую сплющенную геометрию сечения; и
воздействие на жидкость акустического давления излучения.
35. Способ по пункту 34, отличающийся тем, что геометрия сечения проточной камера является эллиптической.
36. Способ по пункту 34. далее включающий построение изображения частиц.
1/10
Фиг.1
2/10
Фиг. 2
3/10
Фиг.З
4/10
Фиг.4
5/10
-0.4 -0.3 -0.2 -0.1 0
позиция (мм)
0.1
0.2
0.3
Фиг. 5
6/10
Поток частиц при слабой
фокусировке
Поток частиц при плотной фокусировке
Фиг.бА
Фиг.бВ
7/10
Образец Образец
частицы; акустически выровненные в потоке сердцевины
ФИГ.7А
Фиг. 7В
8/10
Фиг. 8
9/10
Коаксиальный поток оболочки
частицы
в центральном потоке сердцевины
Фиг;9А
Фиг. 9В
10/10
Микро-жидкостаой канал
акустическая фокусировка, Jj
гидродинамическая фокусировка
акустический источник
Фиг, 10
