在微流體裝置中濃縮顆粒的制作方法

相關申請的交叉引用

本申請要求2014年11月3日提交的美國臨時申請no.62/074,213和2014年11月3日提交的美國臨時申請no.62/074,315的權益，上述每一個申請通過引用完整地并入本文。

本公開涉及在微流體裝置中濃縮顆粒。

背景技術：

顆粒分離和過濾已被廣泛應用于各個行業和領域。這些應用的示例包括化學過程和發酵過濾、水凈化/廢水處理、分選和過濾血液成分、濃縮膠體溶液以及凈化和濃縮環境樣品。已經開發用于這些應用的各種宏觀技術，包括諸如離心和基于過濾器的技術的方法。典型地，這樣的技術需要大型、龐大且昂貴并且具有復雜移動部件的系統。

在某些情況下，微觀技術提供優于宏觀技術的優勢在于按比例縮小允許使用獨特的流體動力學效應進行顆粒分選和過濾，并且因此消除對具有復雜移動部件的大型系統的需要。而且，微觀技術提供了能夠以比較大的宏觀系統低得多的成本執行分選和過濾的便攜式裝置的可能性。然而，典型的微觀分選和過濾裝置可能在它們在指定時間段內可以處理的流體量上受到限制(即，低產量)，潛在地使這樣的裝置相對于其宏觀對應物處于不利地位。

技術實現要素：

本公開至少部分地基于以下發現：如果仔細地控制微流體裝置的幾何形狀和尺寸，則不僅可以操縱懸浮在流體樣品內的顆粒的位置，而且可以操縱流體本身的部分以能夠顯著增加大量流體樣品的顆粒濃度或過濾不期望顆粒的流體樣品。例如，在某些實施方式中，微流體裝置的幾何形狀和尺寸的仔細控制可以用于通過穿越流體流線移動顆粒來改變流體樣品內顆粒的濃度。

特別地，通過流體提取和慣性升力的組合，可以操縱顆粒和承載它們的流體兩者以改變流體內的一種或多種類型的顆粒的濃度。例如，包含顆粒的流體可以被引入到微流體通道中，所述微流體通道具有將通道與相鄰的微流體通道分離的剛性島結構的陣列。當流體通過島結構之間的間隙從第一微流體通道提取到第二微流體通道中時，顆粒更靠近島結構被牽引。當顆粒到達更靠近島結構時，顆粒經歷離開流體提取方向的慣性升力，使得顆粒橫穿流體流線并且保留在第一微流體通道中，同時第一微流體通道中的流體量減少(即，導致顆粒濃度的增加)。

流體提取和慣性升力的組合能夠實現操縱流體和顆粒的多種方式。例如，顆粒可以從一種流體移動到另一種流體。在另一示例中，組合的流體提取和慣性升力可以用于將顆粒聚集到微流體通道內的期望位置。這些和其它應用可以通過大量的微流體通道進行擴展，以便以低的裝置制造成本實現顆粒濃度的高產量增加。

一般而言，在一方面，本公開的主題可以體現在微流體裝置中，所述微流體裝置具有第一微流體通道，沿著所述第一微流體通道延伸的第二微流體通道，以及將所述第一微流體通道與所述第二微流體通道分離的島的第一陣列，其中每個島通過將所述第一微流體通道流體地聯接到所述第二微流體通道的開口與所述陣列中的相鄰島分離，其中所述第一微流體通道、所述第二微流體通道和所述島布置成，使得所述第一微流體通道的流體阻力相對于所述第二微流體通道的流體阻力沿著所述第一微流體通道或所述第二微流體通道的縱向截面變化，使得在所述微流體裝置的使用期間，在所述第一微流體通道或所述第二微流體通道中流動的流體樣品的一部分通過相鄰島之間的所述開口中的一個或多個被虹吸。

一般而言，在另一方面，本公開的主題可以體現在微流體裝置中，所述微流體裝置包括：第一微流體通道；沿著所述第一微流體通道延伸的第二微流體通道；以及將所述第一微流體通道與所述第二微流體通道分離的島的第一陣列，其中每個島通過將所述第一微流體通道流體地聯接到所述第二微流體通道的開口與所述陣列中的相鄰島分離，其中所述第一微流體通道、所述第二微流體通道和所述島布置成，使得所述第一微流體通道的流體阻力相對于所述第二微流體通道的流體阻力沿著所述第一微流體通道的縱向方向增加，使得在所述微流體裝置的使用期間，流動通過所述第一微流體通道的流體樣品的一部分通過相鄰島之間的所述開口中的一個或多個傳到所述第二微流體通道中，并且其中所述第一微流體通道的寬度沿著所述第一微流體的縱向方向在狹窄區域和擴大區域之間重復地交替。

裝置的實現方式可以具有以下特征中的一個或多個。例如，在一些實現方式中，所述第一微流體通道、所述第二微流體通道和所述島的第一陣列還布置成在所述微流體裝置的使用期間基本上防止流體樣品中的多個第一類型的顆粒與流體一起通過相鄰島之間的所述開口中的一個或多個傳播到所述第二微流體通道中。所述第一微流體通道、所述第二微流體通道和所述島的第一陣列可以布置成在所述微流體裝置的使用期間對所述多個第一類型的顆粒施加慣性升力以防止所述多個第一類型的顆粒與流體一起通過相鄰島之間的所述開口中的一個或多個傳播到所述第二微流體通道中。所述第一微流體通道、所述第二微流體通道和所述島的第一陣列可以布置成在所述微流體裝置的使用期間對所述多個第一類型的顆粒施加碰撞力以防止所述多個第一類型的顆粒與流體一起通過相鄰島之間的所述開口中的一個或多個傳播到所述第二微流體通道中。流體通過其從所述第一微流體通道傳到所述第二微流體通道中的每個開口的橫截面面積可以大于所述第一類型的顆粒。

在一些實現方式中，所述第一通道的流體阻力相對于所述第二通道的流體阻力的增加包括所述第一微流體通道或所述第二微流體通道的橫截面面積沿著所述第一微流體通道的縱向方向的變化。所述第二微流體通道的橫截面面積的變化可以包括所述第二微流體通道的橫截面面積相對于所述第一微流體通道的橫截面面積沿著縱向方向的增加。所述第一微流體通道的橫截面面積的變化可以包括所述第一微流體通道的橫截面面積相對于所述第二微流體通道的橫截面面積沿著縱向方向的減小。

在一些實現方式中，所述島的陣列包括多個開口，并且所述開口的尺寸沿著所述第一微流體通道的縱向方向增加。所述陣列中的每個開口的尺寸可以大于所述陣列中的在前開口的尺寸。

在一些實現方式中，所述擴大區域中的至少一個與所述島之間的相應開口對準。所述第一微流體通道可以具有近似正弦形狀。

在一些實現方式中，對于每個島，所述島的第一側的輪廓基本上匹配面向所述島的第一側的所述第一通道的壁的輪廓。

在一些實現方式中，所述微流體裝置還包括：沿著所述第一微流體通道延伸的第三微流體通道；以及島的第二陣列，其將所述第一微流體通道與所述第三微流體通道分離，使得所述第一微流體通道在所述第二微流體通道和第三微流體通道之間，其中所述第二陣列中的每個島通過將所述第一微流體通道流體地聯接到所述第三微流體通道的開口與所述第二陣列中的相鄰島分離，并且其中所述第三微流體通道、所述第一微流體通道和所述島的第二陣列布置成使得所述第一微流體通道的流體阻力相對于所述第三微流體通道的流體阻力沿著所述第一微流體通道的縱向方向增加，使得在所述微流體裝置的使用期間，流動通過所述第一微流體通道的流體樣品的一部分通過所述島的第二陣列中的相鄰島之間的所述開口中的一個或多個傳到所述第三微流體通道中。所述第一通道的流體阻力相對于所述第三通道的流體阻力的增加可以包括所述第一微流體通道或所述第三微流體通道的橫截面面積沿著所述第一微流體通道的縱向方向的變化。

在一些實現方式中，所述微流體裝置還包括：沿著所述第二微流體通道延伸的第三微流體通道；以及島的第二陣列，其將所述第二微流體通道與所述第三微流體通道分離，使得所述第二微流體通道在所述第一微流體通道和第三微流體通道之間，其中所述第二陣列中的每個島通過將所述第二微流體通道流體地聯接到所述第三微流體通道的開口與所述第二陣列中的相鄰島分離，并且其中所述第三微流體通道、所述第二微流體通道和所述島的第二陣列布置成使得所述第三微流體通道的流體阻力相對于所述第二微流體通道的流體阻力沿著所述第三微流體通道的縱向方向增加，使得在所述微流體裝置的使用期間，流動通過所述第三微流體通道的流體樣品的一部分通過所述島的第二陣列中的相鄰島之間的所述開口中的一個或多個傳到所述第二微流體通道中。

在一些實現方式中，所述微流體裝置還包括：第一入口通道；以及第二入口通道，其中所述第一入口通道和所述第二入口通道中的每一個流體地聯接到所述第一微流體通道和所述第二微流體通道。在一些實施方式中，所述微流體裝置還包括：第一入口通道；以及第二入口通道，其中所述第一入口通道和所述第二入口通道中的每一個流體地聯接到所述第一微流體通道、所述第二微流體通道和所述第三微流體通道。

在一些實現方式中，所述第一微流體通道、所述第二微流體通道和所述島的第一陣列對應于組合的慣性聚集和流體虹吸區域，其中所述微流體裝置包括并聯布置的多個組合的慣性聚集和流體虹吸區域。

在一些實現方式中，所述微流體裝置還包括建立穿越所述第一微流體通道和/或第二微流體通道的磁場梯度的一個或多個磁體。

在一些實施方式中，所述第一微流體通道和所述第二微流體通道以螺旋配置布置。

在一些實現方式中，所述第一陣列包括至少三個島。

一般而言，在另一方面，本公開的主題可以體現在微流體裝置中，所述微流體裝置包括：第一微流體通道；沿著所述第一微流體通道延伸的第二微流體通道；以及將所述第一微流體通道與所述第二微流體通道分離的島的第一陣列，其中每個島通過將所述第一微流體通道流體地聯接到所述第二微流體通道的開口與所述陣列中的相鄰島分離，其中所述第一微流體通道、所述第二微流體通道和所述島布置成使得所述第一微流體通道的流體阻力相對于所述第二微流體通道的流體阻力沿著所述第一微流體通道的縱向方向增加，使得在所述微流體裝置的使用期間，流動通過所述第一微流體通道的流體樣品的一部分通過相鄰島之間的所述開口中的一個或多個傳到所述第二微流體通道中。

一般而言，在另一方面，本公開的主題可以體現在改變流體樣品內的顆粒的濃度的方法中，所述方法包括：將包含多個第一類型的顆粒的流體樣品流動到微流體裝置中，其中所述微流體裝置包括第一微流體通道、沿著所述第一微流體通道延伸的第二微流體通道以及將所述第一微流體通道與所述第二微流體通道分離的島的第一陣列，其中所述第一微流體通道、所述第二微流體通道和所述島布置成使得所述第一微流體通道的流體阻力相對于所述第二微流體通道的流體阻力沿著所述第一微流體通道的縱向方向增加，使得流動通過所述第一微流體通道的流體樣品的一部分通過相鄰島之間的所述開口中的一個或多個傳到所述第二微流體通道中而沒有所述第一類型的顆粒，并且其中所述第一微流體通道的寬度沿著所述第一微流體通道的縱向方向在狹窄區域和擴大區域之間重復地交替，使得慣性聚集導致所述多個第一類型的顆粒聚集到所述第一通道內的流體樣品的一個或多個流線。

方法的實現方式可以具有以下一個或多個特征。例如，在一些實現方式中，所述第一類型的顆粒的濃度在保留在所述第一微流體通道內的流體樣品內增加。

在一些實現方式中，所述微流體裝置包括沿著所述第二微流體通道延伸的第三微流體通道以及將所述第二微流體通道與所述第三微流體通道分離的島的第二陣列，其中所述第三微流體通道的流體阻力相對于所述第二微流體通道的流體阻力沿著所述第三微流體通道的縱向方向增加，使得流動通過所述第三微流體通道的流體樣品的一部分通過所述第二陣列中的島之間的開口傳到所述第二微流體通道中而沒有所述第一類型的顆粒，并且其中所述第三微流體通道的寬度沿著所述第三微流體通道的縱向方向在狹窄區域和擴大區域之間重復地交替，使得慣性聚集導致所述多個第一類型的顆粒聚集到所述第三通道內的流體樣品的一個或多個流線。所述第一類型的顆粒的濃度可以在保留在所述第三微流體通道內的流體樣品內增加。

在一些實現方式中，所述微流體裝置包括沿著所述第一微流體通道延伸的第三微流體通道以及將所述第一微流體通道與所述第三微流體通道分離的島的第二陣列，其中所述第一微流體通道的流體阻力相對于所述第三微流體通道的流體阻力沿著所述第三微流體通道的縱向方向增加，使得流動通過所述第一微流體通道的流體樣品的一部分通過所述第二陣列中的島之間的開口傳到所述第三微流體通道中而沒有所述第一類型的顆粒。

在一些實現方式中，所述第一類型的顆粒中的至少一個結合到磁珠，并且所述方法還包括將所述流體樣品暴露于磁場梯度，其中所述磁場梯度將結合到所述磁珠的所述至少一個顆粒引導遠離所述第一陣列中的相鄰島之間的所述開口中的一個或多個。

在一些實現方式中，所述流體樣品包含多個第二類型的顆粒，其中所述第二類型的顆粒結合到磁珠，并且所述方法還包括將所述流體樣品暴露于磁場中的梯度，其中所述磁場中的梯度將結合到磁珠的所述第二類型的顆粒偏轉遠離所述第一類型的顆粒，使得所述第二類型的顆粒與流體部分一起傳播通過所述第一陣列中的所述開口中的一個或多個。

在一些實現方式中，所述流體樣品具有隨著剪切率變化的動態粘度，并且所述方法還包括以導致在所述第一微流體通道的中心處或附近形成局部流線的體積流速驅動所述流體樣品通過所述第一微流體通道，其中所述多個第一類型的顆粒聚集到所述局部流線中。所述流體樣品可以包括加入到牛頓流體中的減阻聚合物。所述減阻聚合物可以包括透明質酸(ha)。

在一些實現方式中，在所述第一微流體通道的輸出處的顆粒對流體濃度大于在進入所述第一微流體通道之前的顆粒對流體濃度的10倍且小于5000倍。

在一些實施方式中，所述方法還包括在所述第一微流體通道的輸出處收集所述多個第一類型的顆粒。

在一些實現方式中，所述第一類型的顆粒具有約1μm至約100μm之間的平均直徑。

在一些實現方式中，所述島之間的每個開口的尺寸大于所述第一類型的顆粒的平均直徑。

本文中所述的主題的實現方式提供了若干優點。例如，在一些實現方式中，本文中所述的主題可以用于隔離連續流動流體內的顆粒，聚集連續流動流體內的顆粒，增加連續流動流體內的顆粒的濃度而不需要離心，和/或獲得具有低顆粒濃度的純化流體樣品。在一些實現方式中，本文中所述的主題可以用于將顆粒從一種流體移動到另一種流體。本文中所述的連續流動微流體技術可以用可以實現到各種定點護理裝置中的便宜且簡單的器械提供高體積容量和產量、相當大的和可調節的流體體積減小以及高顆粒產率。特別地，當前描述的技術可以提供優于現有離心技術的顯著優點，尤其是在離心的尺寸和費用被禁止的應用中。在一些實現方式中，當前描述的技術也可以提供簡化的處理和與其它微流體模塊的簡單整合。對于臨床應用，本文中所述的系統可以配置為獨立的和用后可棄的。相比之下，對于生物處理/工業應用，這些裝置可以配置用于連續流動/處理。

為了本公開的目的，通道是指其中流體可以流動的結構。

為了本公開的目的，微流體是指大體上具有在約10nm至約10mm的范圍內的至少一個橫截面尺寸的流體系統、裝置、通道或室。

為了本公開的目的，術語間隙或開口是指其中流體或顆粒可以流動的區域。例如，間隙或開口可以是兩個障礙物之間的流體在其中流動的空間。

為了本公開的目的，剛性島結構是指顆粒大體上不能穿透通過的物理結構。

為了本公開的目的，體積減小表示處理細胞/顆粒的懸浮液，使得處理的產物具有比輸入細胞/顆粒的更高的濃度(和因此更小的體積)。

為了本公開的目的，無顆粒層被理解為在基本上沒有一種或多種不同類型的顆粒的微流體裝置內的連續流動流體樣品的長形區域。

為了本公開的目的，絕對顆粒產率被理解為表示產物中的顆粒的總數量除以輸入中的顆粒的總數量。

為了本公開的目的，相對產率被理解為表示產品中的顆粒的總數量除以輸出中的顆粒的總數量(即，產品加上廢物)。

為了本公開的目的，長度分數被理解為表示由顆粒占據的流的分數(與顆粒之間的空間相反)。

為了本公開的目的，流體阻力是指穿越通道(例如，微流體通道)的壓降與通過通道的流體的流速的比率。

樣品內的顆粒可以具有允許它們在微流體通道內輸送的任何尺寸。例如，顆粒可以具有在1μm至100μm之間的平均流體動力學尺寸。顆粒尺寸僅僅由通道幾何形狀限制；因此，可以使用大于和小于上述顆粒的顆粒。可以使用本領域中公知的標準技術確定顆粒(例如細胞，卵，細菌，真菌，病毒，藻類，任何原核或真核細胞，細胞器，外來體，液滴，氣泡，污染物，沉淀物，有機和無機顆粒，磁珠，和/或磁標記分析物)的尺寸，例如平均流體動力學顆粒尺寸或平均直徑。

除非另有定義，本文中使用的所有技術和科學術語具有與本發明所屬領域的普通技術人員通常理解的相同的含義。盡管在本發明的實踐或測試中可以使用與本文中所述類似或等同的方法、材料和裝置，但是下面描述合適的方法、材料和裝置。本文中提及的所有出版物、專利申請、專利和其它參考文獻通過引用完整地并入本文。在沖突的情況下，包括定義的本說明書將占主導。另外，材料、方法和示例僅僅是示例性的而不是旨在限制。

一個或多個實施例的細節在附圖和下面的描述中闡述。其它特征、目的將從描述、附圖和權利要求顯而易見。

附圖說明

圖1是示意圖，示出了能夠在流體流線內并穿越流體流線移動顆粒的位置的微流體裝置的示例的俯視圖。

圖2是示意圖，示出用于顆粒和流體移動的裝置的示例的俯視圖，其中顆粒移動區域包括用于提取流體的兩個不同的微流體通道。

圖3是示意圖，示出了其中顆粒移動沿著兩個不同的微流體通道從一個流濃縮顆粒的裝置的示例的俯視圖。

圖4是示意圖，示出了能夠將顆粒從一種載體流體移動到另一種載體流體的裝置的示例的俯視圖。

圖5是示意圖，示出了依賴于慣性聚集和流體提取的微流體裝置的顆粒移動區域的示例的俯視圖。

圖6a是示意圖，描繪了流體流線在將慣性聚集與重復流體提取組合的微流體裝置內可以如何表現。

圖6b包括圖6a中所示的裝置的不同橫截面的模擬流體流動的繪圖。

圖7是描繪作為圖6b中所示的裝置結構的虹吸聚集單元對的數量的函數的無細胞流動分數的繪圖。

圖8是示意圖，示出了包括顆粒移動區域的微流體系統的示例。

圖9a-9c是示意圖，示出了微流體系統的示例，其中顆粒移動區域流體地聯接到磁泳區域。

圖9d-9f是示意圖，示出了微流體系統的示例，其中顆粒移動區域和磁泳區域組合。

圖10是通過微流體裝置的無細胞分數對樣品流速的繪圖。

圖11a-11d是流動通過微流體裝置的聚集虹吸單元的熒光標記顆粒的不同虹吸百分比的照片。

圖12是相對白細胞產率對流速的繪圖。

圖13是微流體裝置中的相對顆粒產率對流速的繪圖。

圖14是示出不同輸入濃度的微流體裝置內的白血細胞的相對產率的繪圖。

圖15是示意圖，示出了微流體系統的設計的俯視圖。

圖16是示意圖，示出了微流體裝置的示例性顆粒和流體移動區域的俯視圖。

具體實施方式

流體內的顆粒(例如，細胞，例如通常是血細胞以及母體血液中的胎兒血細胞，骨髓細胞，和循環腫瘤細胞(ctc)，精子，卵，細菌，真菌，病毒，藻類，任何原核或真核細胞，細胞簇，細胞器，外來體，液滴，氣泡，污染物，沉淀物，有機和無機顆粒，珠，珠標記分析物，磁珠，和/或磁標記分析物)、顆粒可以在其中行進的流體(例如，血液，水溶液，油，或氣體)和剛性結構之間的相互作用可以被控制以對顆粒和流體執行各種微流控操作。特別地，這樣的相互作用可能需要通過流體或顆粒本身的位移使顆粒穿越流體流線移動。可以通過控制這些相互作用執行的微流體操作的示例包括但不限于增加載體流體中的顆粒的濃度，減小流體樣品的體積，減小流體內的顆粒的濃度，將顆粒從一種載體流體移動到另一種流體，基于顆粒尺寸(例如，平均直徑)分離流體內的顆粒，將載體流體內的顆粒聚集到單流線(或多個不同的流線)，在微通道內的任何位置處精確定位顆粒，以及混合(解聚)顆粒。而且，可以與其它技術(例如，磁分選)同時執行以上任何操作以增強操作的有效性。

可以使用幾種不同的機制產生能夠穿越流體流線移動顆粒的力。任何以下技術可以單獨或組合使用以誘導流體內的顆粒移動。第一種類型的力稱為“碰撞”(也稱為確定性橫向位移(dld))。碰撞是由于顆粒相對于壁的尺寸而產生的、結構的剛性壁和顆粒之間的直接相互作用。由于具有半徑rp的顆粒的中心不能比rp更接近相鄰的結構，因此如果顆粒中心位于離結構小于rp的流線上，則顆粒將由結構碰撞到至少為rp的距離。該碰撞可以穿越流體流線移動顆粒。

另一種類型的力稱為慣性升力(也稱為壁力或壁誘導慣性)。慣性升力是當顆粒和流體靠近壁流動時產生的作用于顆粒的流體力。盡管不太清楚，但是慣性升力是當顆粒靠近壁時由于顆粒生成的流動擾動而產生的排斥力。與碰撞相反，慣性升力是作用于顆粒的流體力，而不是由于與剛性結構的接觸引起的力。靠近微通道壁流動的顆粒承受正交于壁的慣性升力。在高流速下，慣性升力非常強并且可以穿越流線移動顆粒。

另一種類型的力是來自dean流動的壓力拖拽的結果。具有曲率的微流體通道可以產生作用于顆粒的附加拖拽力。當將曲率引入矩形通道時，由于流體的不均勻慣性，二次流動(即，dean流動)可以垂直于流動流的方向產生。結果，在彎曲通道的中心內的更快移動流體元素可以產生比通道邊緣附近的元素更大的慣性。在高dean流動的情況下，作用于流體內的懸浮顆粒的拖拽會變得顯著。

另一種類型的顆粒移動在高斯托克斯數流動的情況下發生。斯托克斯數(stk)描述了顆粒軌跡如何響應于流體軌跡的變化而快速變化。對于stk大于1，流體軌跡的變化和顆粒軌跡的變化之間存在滯后。在高斯托克斯流動條件(例如，斯托克斯數大于約0.01)下，改變流體流動方向可以用于迫使顆粒穿越流線。關于dean流動和高斯托克斯數的更多細節可以在例如美國專利no.8,186,913中找到，其通過引用完整地并入本文。在高斯托克斯流動應用和dean流動應用中，流體位移導致顆粒橫穿流體流線。

用于移動顆粒的其它技術包括粘彈性和慣性彈性聚集。關于那些方法的細節可以在以下文獻中找到：“sheathlesselasto-inertialparticlefocusingandcontinuousseparationinastraightrectangularmicrochannel”，yang等人，labchip(11)，266-273，2011；“singlelineparticlefocusinginducedbyviscoelasticityofthesuspendingliquid:theory,experimentsandsimulationstodesignamicropipeflow-focuser”，d’avino等人，labchip(12)，1638-1645，2012；以及“inertio-elasticfocusingofbioparticlesinmicrochannelsathighthroughput”，lim等人，naturecommunications，5(5120)，1-9，2014，其中的每一個通過引用完整地并入本文。

用于移動顆粒的前述技術是“內部的”，原因是它們使用微流體通道本身的流體流動和/或結構生成穿越流線移動顆粒所需的力。在一些情況下，其它外部機制也可以與內力中的一個或多個結合使用以改變顆粒在流體內行進的過程。例如，在一些情況下，可以使用外部施加的磁力、重力/離心力、電力或聲力以導致穿越流體流線的顆粒位置的移動。關于如何施加這樣的力的更多信息可以在例如以下文獻中找到：名稱為“sortingparticlesusinghighgradientmagneticfields”的wo2004/004577；名稱為“acousticfocusing”的美國專利no.7,837,040；名稱為“dielectrophoreticfocusing”的wo2004/074814；以及“microfluidic，standard-freeenrichmentofprostatecancercellsinbloodbasedonacoustophoresis”，augustsson等人，anal.chem.，84(18)，2012年9月18日。

本公開主要涉及將慣性升力與周期性流體提取組合以穿越流體流線移動顆粒，從而改變流體中的顆粒的濃度和/或過濾顆粒，但是應當理解慣性升力可以用其它力(例如上述的那些)代替或與其它力結合使用。作為組合慣性的示例，包含顆粒的流體可以被引入到微流體通道中，所述微流體通道具有將通道與相鄰的微流體通道分離的剛性島結構的陣列。當流體通過島結構之間的間隙從第一微流體通道提取到第二微流體通道中時，顆粒被牽引更靠近島結構。當顆粒到達更靠近島結構時，顆粒經歷遠離流體提取方向的排斥力(例如，慣性升力)，使得顆粒橫穿流體流線。流體提取和排斥力的組合可以用于執行顆粒的定位，增加流體內的顆粒的濃度，減小流體內的顆粒的濃度、顆粒混合、流體混合、和/或穿越顆粒流移動流體，以及其它操作。

用于移動顆粒的機制可以是基于尺寸的，并且因此可以用于執行基于尺寸的顆粒操作(例如，基于顆粒的平均直徑)。通過使用任何上述技術重復移動顆粒和/或移位流體，可以執行各種不同的微流體操作，例如將顆粒聚集到一個或多個流體流線，增加流體內顆粒的濃度，執行流體的體積減小，從流體過濾顆粒，和/或混合來自不同流體流的不同顆粒。一般而言，“聚集”顆粒是指穿越通道的橫向范圍并且在小于通道寬度的寬度內重新定位顆粒。例如，本文中公開的技術可以將懸浮在流體中的顆粒定位在具有顆粒的平均直徑的1.05，2，4，6，8，10，20，30，40，50，60，70，80，90或100倍的寬度的一段長度的通道內。在一些實現方式中，顆粒被聚集到流體的流線。在一些實現方式中，流線限定的寬度基本上等于或稍大于顆粒的液壓直徑。顆粒可以具有各種尺寸，包括但不限于約1μm至約100μm之間的平均直徑。

使用慣性升力改變顆粒濃度

圖1是示意圖，示出了當流體傳播通過微流體裝置100時能夠穿越流體流線移動顆粒102的位置的微流體裝置100的示例的俯視圖。如將解釋的，穿越流體流線移動的顆粒依賴于當從微流體通道周期性地提取流體時由顆粒經歷的慣性升力，但是其它排斥力可以代替慣性升力或與慣性升力結合使用。作為參考，示出了笛卡爾坐標系，其中x方向延伸進出頁面。

在裝置100的操作期間，承載顆粒102的流體通過入口微流體通道104被引入。在顆粒移動裝置的這個和其它實現方式中，可以通過使用泵或其它流體致動機構引入流體。入口通道104分成由剛性島結構110的一維陣列分離的兩個不同的流體流動通道(第二微流體通道106和基本上平行于第二微流體通道106的第一微流體通道108)。島結構110的一維陣列基本上在與通過第二和第一微流體通道的流體的流動相同的方向上延伸。陣列中的每個島結構110通過流體可以流動通過的開口或間隙114與相鄰島110分離。圖1的示例中的每個間隙114具有相鄰島110之間的相同距離。在其它實現方式中，不同的間隙可以具有相鄰島110之間的不同距離。例如，在一些實現方式中，每個后續開口的長度(例如，沿著流體傳播方向—圖1中的z方向測量)大于陣列中在前的開口的尺寸。此外，盡管圖1中示出了一維陣列，但是島110可以以不同的配置布置，包括例如島的二維陣列。微流體通道內的流體流動區域的邊界由裝置壁112和島110的壁限定。

當流體基本上沿著z方向(即縱向方向)從入口通道104傳播到通道(106、108)時，顆粒102經歷使顆粒102穿越流體流線移動并且沿著第一微流體通道108行進的力(在該示例中，慣性升力)。這些慣性升力在負y方向上(參見與圖1中的每個顆粒102相鄰的短箭頭)。

例如，當顆粒102位于入口通道104中并且接近頂壁112時，顆粒經歷慣性升力，其朝著第一微流體通道108向下推動顆粒。一旦在第一微流體通道108中，顆粒102可以接近第一島110的壁，使得它再次經歷向下推動顆粒102的慣性升力，將顆粒保持在第一微流體通道108內。將慣性升力重復地施加到圖1中所示的“顆粒移動”區域的每一個中的顆粒102因此用于從傳播通過第二微流體通道106的流體分離/過濾顆粒。

同時，在第一微流體通道108中行進的流體的部分在裝置100中的一個或多個“流體移動”區域(參見圖1)處被提取(例如，虹吸)/傳到第二微流體通道中。在圖1的示例中，每個流體移動區域對應于在第一微流體通道108和第二微流體通道106之間延伸的開口或間隙。每個“流體移動”區域主要允許流體從第一微流體通道108提取到第二微流體通道106中。流體移動到間隙中也傾向于朝著間隙牽拉顆粒102，原因是顆粒遵循流體流線。然而，當顆粒移動到更靠近間隙114時，它們接近島結構112，其施加使入射顆粒在遠離間隙114的方向上橫穿流體流線的慣性升力。也就是說，顆粒102從傳到第二微流體通道106中的流體流線移動到繼續在第一微流體通道108中流動的流體流線。結果，顆粒102繼續在第一微流體通道108中傳播，并且不會與流體一起移動到第二微流體通道106中。如果沒有流體從第一微流體通道108移動到第二微流體通道106，則顆粒將由于朝著平衡聚集位置的慣性聚集而遷移，在所述平衡聚焦位置處慣性升力和剪切梯度力平衡。然而，通過穿越通道移動流體，顆粒102傾向于朝著慣性升力比剪切梯度力強得多的區域跟隨流體，因此使顆粒以非常高效和受控的方式穿越流線移動。

在本示例中，流體由于沿著流體移動區域的縱向截面的流體阻力的減小而通過流體移動區域被提取。也就是說，對于恒定粘度的流體，相鄰島110之間的間隙114增加流體可以流動通過的通道面積，導致減小的流體阻力。當流體傳播通過裝置100并且到達間隙114時，流體的一部分將流動到間隙114中并且隨后進入第二微流體通道106(即，流體部分被提取到通道106中)。流體阻力的減小也會由于第二微流體通道106中的增加通道寬度而發生。特別地，第二微流體通道壁112遠離島成角度傾斜，使得第二微流體通道106的寬度沿著通道的縱向方向(即，在流體傳播方向或正z方向上)增加，因此導致流體阻力的減小。沿著第一微流體通道的縱向方向的通道106的橫截面面積的任何增加(不僅僅是寬度的增加)也可以用于減小流體阻力。替代地或附加地，流體可以經歷通道108中的流體阻力相對于通道106的流體阻力的增加(例如，通過沿著縱向方向的通道108的橫截面面積的減小)。因此，可以說流體響應于第二和第一微流體通道之間的相對流體阻力的變化被提取。相對流體阻力的變化可能發生在整個顆粒分選區域上或小于整個顆粒分選區域的分選區域的一部分上。相對流體阻力的變化可以沿著通過顆粒分選區域的流體流動的方向(例如，沿著如圖1中所示的顆粒分選區域的縱向方向)發生。

隨著間隙114處和/或通道106中的逐漸減小的流體阻力，更大量的流體流動到第二微流體通道106中。此外，流體重復移動到第二通道106中減少第一通道108中的流體的量。該恒定流體提取因此增加第一通道108中的顆粒對流體濃度，同時減小第二微流體通道106中的顆粒的濃度，使得第二微流體通道106中的流體被“過濾”或“純化”。在一些實現方式中，本文中公開的顆粒移動技術可能能夠將來自初始流體樣品的顆粒濃度增加高達初始顆粒對流體濃度的10，25，50，75，100，200，300，400，或500倍。這樣的濃度增加可以導致高達90％，高達95％，高達99％，或甚至100％的來自流體樣品的顆粒產率。

在一些實現方式中，可以使用配置成采用本文中公開的顆粒移動技術的多個微流體裝置實現顆粒濃度的增加。例如，配置成將進入流體樣品的顆粒濃度增加10倍的第一微流體裝置的輸出可以聯接到配置成將進入流體樣品的顆粒濃度增加50倍的第二微流體裝置的輸入，來自初始流體樣品的顆粒濃度的總體增加500倍。

除了增加顆粒濃度之外，重復顆粒移動也可以用于沿著傳播通過下通道108的流體內的一個或多個期望位置/流線聚集顆粒。例如，如在前所述，可以將流體的部分從初始微流體通道提取到一個或多個平行微流體通道中。在一些情況下，包含提取的流體的平行微流體通道可以與下游的初始微流體通道重新組合，使得顆粒被限制到單個通道中的指定流線。將流體移動與慣性升力組合的該技術的優點是通過控制從初始通道的每一側去除多少流體，顆粒可以被聚集到下游通道內的期望位置(例如，靠近通道壁，在通道的中間，或在通道壁和通道的中間之間的中途，以及其它位置)，為微流體裝置的設計和使用提供增加的靈活性。相比之下，對于主要基于慣性聚集的微流體系統，不能選擇通道內的聚集流的位置。

所得到的濃縮和聚集顆粒流線可以聯接到微流體裝置100的獨立處理區域或從裝置100去除以用于附加處理和/或分析。類似地，第二通道106中的“被過濾”流體可以聯接到微流體裝置100的獨立區域或從裝置100去除以用于附加處理和/或分析。在一些實現方式中，進入裝置100的顆粒102被“預聚集”到與第一微流體通道108對準的期望流體流線位置。通過將顆粒102預聚集到期望位置，顆粒無意中進入第二微流體通道106的可能性可以減小。

與圖1中所示的實現方式不同的其它微流體裝置配置也可以被使用以基于重復顆粒和流體移動濃縮顆粒。例如，圖2是示意圖，示出了用于顆粒和流體移動的裝置200的示例，其中顆粒移動區域包括用于提取流體的兩個不同的微流體通道，而不是一個微流體通道。裝置200包括流體地聯接到具有三個不同流體流動區域(第二微流體通道206，第一微流體通道208，和第三微流體通道210)的顆粒移動區域的入口微流體通道204。第二微流體通道206通過島216的第一陣列212與第一微流體通道208分離。第三微流體通道210通過島216的第二陣列214與第一微流體通道208分離。第一陣列212中的每個相鄰島和第二陣列214中的每個相鄰島由用于流體移動的間隙分離。微流體通道的邊界由裝置壁218和島的壁限定。微流體通道壁218遠離島成角度傾斜，使得第二和第三微流體通道(206、210)的寬度沿著流體傳播方向(即，正z方向)增加，因此導致每個通道中的流體阻力的減小。

裝置200以與裝置100類似的方式操作。特別地，當流體基本上沿著z方向從入口通道204傳播到通道(206、208、210)時，流體內的顆粒202在接近入口通道204的壁和島結構216的壁時在“顆粒移動”區域中經歷慣性升力。入口通道204中的慣性升力朝著流體流動的中心推動顆粒202(即，慣性升力朝著中心流體流線“聚集”顆粒)，使得它們主要流動到第一微流體通道208中。一旦顆粒202進入第一微流體通道208，它們經歷來自島結構216的慣性升力，其繼續沿著延伸通過通道208的一個或多個中心流線聚集顆粒202。同時，流體由于減小的流體阻力被提取到“流體移動”區域中的第二和第三微流體通道(206、210)中。流體移動區域和顆粒移動區域的組合用于將來自進入流體的顆粒聚集到第一通道208中，同時增加顆粒的濃度。所得到的流體流中的任何一個(來自第二、第一或第三通道)可以聯接到微流體裝置200的獨立區域或從裝置200去除以用于附加的處理或分析。在一些實現方式中，可以設置第二和第三通道的尺寸/流體阻力的變化，從而確保等量的流體在每個單元處從第三通道流入并流出第二通道。

在一些情況下，可以使用顆粒和流體移動以產生多個不同的聚集/濃縮顆粒流。例如，圖3是裝置300的示意圖，其中顆粒移動沿著兩個不同的微流體通道從一個流濃縮顆粒。裝置300包括流體地聯接到兩個不同流體流動區域(第二微流體通道306和第三微流體通道310)的入口微流體通道304。位于入口通道404與第二和第三通道(306、310)之間的聯接點處的單個島結構312將從入口通道304傳播的流體分成兩個流：一個沿著第二通道306傳播并且一個沿著第三通道310傳播。在第一島結構312的下游，第二微流體通道306通過島318的第一陣列314和島318的第二陣列316與第三微流體通道310分離。第一陣列中的每個相鄰島314和第二陣列316中的每個相鄰島由用于流體移動的間隙分離。

在裝置300的操作期間，包含顆粒302的流體從入口通道304進入。流體由島312分離，導致流體和流體內的顆粒流動到第二微流體通道306或第三微流體通道310中。一旦顆粒302已進入第二和第三通道(306、310)，顆粒由于當顆粒302接近島318時發生的重復顆粒移動(例如，由于慣性升力)在那些通道內保持濃縮。第一微流體通道308用于從第二和第三通道(306、310)重復地提取流體。特別地，第一通道308在寬度上逐漸增加，導致較低的流體阻力。流體在島318之間的間隙處從第二和第三通道306、310被提取并且遵循該較低阻力的路徑。裝置300因此接收包含隨機分布的顆粒的流體，并且將這些顆粒聚集/濃縮到第二和第三微流體通道306、310中的兩個獨立流線中。所得到的顆粒流線可以被聯接到獨立輸出以用于附加的處理或分析。

本文中所述的顆粒和移動技術也可以用于將顆粒從第一流體移動到第二不同流體，其中第二流體中的顆粒的濃度可以增加。圖4是示出能夠將顆粒從一個載體流體移動到另一個載體流體的裝置400的示例的示意圖。裝置400包括聯接到用于合并流體的單個微流體通道405的兩個入口微流體通道(404、406)。合并通道405又聯接到包括兩個不同流動區域(第二微流體通道408和第一微流體通道410)的顆粒移動區域。第二微流體通道408通過島結構412的陣列與第一微流體通道410分離，其中每個島412通過用于流體移動的間隙414與相鄰島412分離。另外，第二微流體通道408的頂壁416遠離島412成角度傾斜以便沿著下游流體方向減小第二和第一微流體通道之間的流體阻力。

在裝置400的操作期間，包含顆粒402的第一流體(“流體1”)被引入第一入口通道404中，并且沒有顆粒的第二流體(“流體2”)被引入第二入口通道406中。假設流體以對應于低雷諾數(和因此層流)的流速被引入，在合并區域405中在兩種不同流體之間幾乎沒有混合，即兩種流體基本上作為彼此相鄰的層繼續流動。合并區域405內的流體路徑與第一微流體通道410的流體路徑對準，使得合并流體主要流動到第一通道410中。當兩種流體進入第一微流體通道410時，第一流體內的顆粒402經歷來自島結構412的慣性升力，其橫向于流動方向并且將顆粒402保持在第一微流體通道內。

同時，第二微流體通道408的增加寬度(由于傾斜通道壁416)減小通道之間的開口414中的流體阻力，使得第一流體的部分在島412之間的每個間隙處提取到第二通道408中。由于第一流體作為第二流體上方的層流動，因此主要是第一流體從第一通道410提取到第二通道408中。在經過島412傳播足夠的距離之后，第一流體的大部分被提取到第二通道408中，而顆粒402和第二流體的大部分保留在第一通道410中。因此，圖4中所示的微流體裝置配置有用于將顆粒從一種流體轉移到另一種不同的流體。在一些實現方式中，傳播距離足夠長，使得第二流體也被提取到第二微流體通道408中。在該情況下，可以增加第一微流體通道410中的顆粒402的濃度。盡管圖4中所示的實現方式包括兩個入口通道，但是附加的入口通道可以聯接到用于改變顆粒濃度的微流體通道。

圖1-4中所示的微流體裝置使用來自微流體通道壁和來自島結構的周期性陣列的慣性升力來實現穿越流體流線的顆粒移動。除了慣性升力之外的技術可以用于穿越流體流線移動顆粒。例如，由于碰撞島結構、高dean流動和/或高斯托克斯流動(例如慣性聚集)而產生的內部排斥力可以用于穿越流體流線移動顆粒。替代地或附加地，可以使用諸如磁力、聲力、重力/離心力和/或電力的外力穿越流體流線移動顆粒。

另外，分離不同流動區域的剛性島結構的形狀不限于圖1-4中所示的形狀。例如，剛性島結構可以具有類似于柱、立方體或其它多面體的形狀，其中頂面和底面是或可以是全等多邊形。在一些情況下，例如在高流速下，有利的是使用具有流線型、錐形端部的島(例如圖1-4中的島結構的形狀)，原因是錐形有助于最小化以不可預測和非期望的方式破壞流動的流動再循環(渦流)的形成。剛性島結構的其它形狀也是可能的。剛性島結構的長軸可以相對于流體的平均流動方向、顆粒的平均流動方向或用于改變顆粒濃度的區域的長軸成角度定向。通道段的形狀不限于圖1-4中所示的近似矩形形狀。通道段可以包括曲線或寬度的實質變化。在橫截面中，圖1-4中所述的通道可以為正方形、矩形、梯形或圓形。通道橫截面的其它形狀也是可能的。通道深度可以在用于改變顆粒濃度的區域上均勻，或者通道深度可以橫向地或縱向地變化。另外，盡管圖1-4示出了作為近似直線路徑的微流體通道，但是通道可以以其它不同的布置配置。例如，在一些實現方式中，微流體通道可以形成為具有螺旋配置。例如，第一微流體通道和第二微流體通道可以以螺旋配置布置，其中第一和第二微流體通道仍然由島結構的陣列分離，但是其中通過通道的流體流動的縱向方向將遵循大致螺旋路徑。

在一些實現方式中，微流體裝置可以被設計成包含冗余，從而防止無意中與流體一起通過島結構的第一陣列中的開口的顆粒最終與被過濾流體一起被收集。例如，在一些情況下，裝置可被設計成包括并行操作的兩個或更多個“限制通道”，即兩個或更多個通道，例如圖1中的通道108，其被設計成施加排斥力以基本上防止顆粒通過島陣列中的開口。由于顆粒將需要克服與每個附加通道關聯的排斥力，因此顆粒與通過島之間的開口的流體一起逸出的可能性減小，原因是更多的限制通道被加入。

在一些實現方式中，本文中所述的裝置可以與用于操縱流體和/或顆粒的其它微流體模塊結合使用，包括例如用于過濾某些尺寸的顆粒的亞群的過濾器。另外，本文中所述的裝置可以在微流體系統內串聯和/或并聯使用。

使用慣性聚集和流體移動改變顆粒濃度/減少流體體積

改變微流體樣品內的顆粒的濃度并不限于依賴于流體移動與慣性升力和/或碰撞力組合以引導顆粒穿越流體流線的技術。其它內部力(例如慣性聚集或粘彈性聚集)也可以與流體移動組合使用。

關于慣性聚集，固有的優點在于流體力取決于較高速度流動而不是低雷諾數操作，因此導致較高的產量，否則這是微流體裝置的常見限制。

慣性聚集使用慣性力來實現顆粒在微流體通道內的精確橫向定位，例如沿著共同的流線。慣性聚集是基于通過微流體通道的流體的層流可以導致懸浮在流體內的顆粒從隨機分布狀態的連續且準確地自排序的想法。一般而言，慣性聚集系統中的顆粒的分選、排序和聚集尤其取決于微流體通道的幾何形狀，顆粒尺寸與通道的流體動力學橫截面尺寸的比率，以及流體流動的速度。各種通道幾何形狀可能需要待聚集的顆粒的預定顆粒對體積比率以實現期望的顆粒間間隔，并且由此保持那些顆粒的排序和聚集。

一般而言，指定顆粒尺寸和單獨用于慣性聚集的通道幾何形狀的最大顆粒對體積比率可以使用以下公式確定：

其中n是通道中的聚集位置的數量，a是平均聚集顆粒直徑，h是微流體通道高度，并且w是通道寬度。當附加力施加到顆粒時可以獲得更高的比率。

可以使用不同的微流體通道幾何以實現顆粒的慣性聚集。例如，微流體通道可以是對稱彎曲通道，例如s形、正弦形或乙狀。通道可以具有各種橫截面，例如矩形、橢圓形或圓形橫截面。替代地，通道可以是不對稱彎曲通道，其具有特定應用所需的各種形狀、橫截面和配置(例如，通道中的每個曲線可以是不同的尺寸，或者例如通道中的奇數曲線可以是第一尺寸和形狀，并且偶數曲線可以是第二尺寸和形狀，或反之亦然)。例如，通道可以大體上具有大轉彎和小轉彎的波的形狀，其中在波的每個拐點之后曲率半徑可以變化。可以根據特定幾何形狀的需要調節最大顆粒對體積比率。

通道可以配置成在通道內的一個或多個平衡位置處將流體樣品內的顆粒聚集到一個或多個離散流線中。一般而言，分離、排序和聚集主要由顆粒尺寸與通道尺寸的比率和系統的流動特性控制，但是與顆粒密度無關。例如，分析物可以具有在約1000微米至約0.01微米范圍內的流體動力學尺寸。更特別地，分析物可以具有在約500微米至約0.1微米范圍內，例如在約100微米至約1微米范圍內的流體動力學尺寸。一般而言，分析物尺寸由通道幾何形狀限制。大于和小于上述范圍的分析物可以排序并聚集在具有層流條件的慣性聚集區域內。

剪切流動中的顆粒的橫向遷移由慣性升力的存在引起，主要歸因于沿剪切梯度向下朝著壁導向的剪切梯度誘導慣性(無界拋物線的升力)，以及推動顆粒遠離壁的壁誘導慣性。懸浮在流體中的顆粒受到獨立于系統的流體動力學參數調節的拖拽力和升力。可以定義兩個無量綱雷諾數來描述閉合通道系統中的顆粒的流動：描述無擾通道流動的通道雷諾數(rc)以及顆粒雷諾數(rp)，顆粒雷諾數(rp)包括描述顆粒和顆粒通過其平移的通道兩者的參數：

以及

兩個無量綱組取決于最大通道速度，um，流體的運動粘度，和ν＝μ/ρ(μ和ρ分別為流體的動態粘度和密度)，以及dh，液壓直徑，其被定義為2wh/(w+h)(對于具有矩形或正方形橫截面的通道，w和h分別是通道的寬度和高度)。顆粒雷諾數對顆粒直徑a有額外的依賴性。基于平均通道速度的雷諾數的定義可以通過re＝2/3rc與rc相關。當顆粒雷諾數rp約為1時，慣性升力主導顆粒行為。典型地，微觀通道中的顆粒流動由粘性相互作用主導，其中rp<<1。在這些系統中，由于在顆粒表面上的流體的粘性拖拽力，顆粒被加速到局部流體速度。沒有觀察到中性浮動顆粒的稀釋懸浮液穿越流線遷移，導致沿著長度在入口處和在通道的出口處看到相同的分布。當rp增加時，穿越流線的遷移發生在宏觀系統中。允許來自血液樣品的細胞流量在矩形或方形通道內的定位的rp的示例約為2.9，但是這可以在約0.02至2.9或更高的范圍內。再次，可以使用不同的微流體通道幾何形狀來實現顆粒的慣性聚集，導致適合于那些通道幾何形狀的相應的雷諾數。慣性聚集的示例和進一步討論可以在例如美國專利no.8,186,913中找到，其通過引用完整地并入本文。

一般而言，慣性聚集用于將顆粒聚集到一個或多個平衡位置，并且然后將不同聚集的顆粒流流動到不同的輸出，然后在所述輸出處收集顆粒。然而，通過加入從聚集流重復去除的流體，可以大大提高慣性聚集以顯著增加流體內的顆粒濃度(和/或減小流體樣品中的顆粒的濃度)的能力。特別地，該技術依賴于能夠顯著和快速地減小流體體積的兩種不同行為：1)近壁區域的快速消耗，以及2)顆粒到其平衡位置的減小的剪切梯度升力驅動遷移。

圖5是示意圖，示出了微流體裝置的顆粒移動區域500的示例的俯視圖，其中顆粒移動區域500依賴于慣性聚集與重復流體提取的組合以增強從顆粒富集流體樣品的體積減少。流體樣品可以使用例如泵以類似于關于本文中公開的其它實施例所述的方式提供給顆粒移動區域500。顆粒移動區域500包括將長形的第二流體流動區域506與長形的第一流體流動區域508分離的島結構504的陣列。第一流體流動區域508也可以被稱為“聚集通道”，并且第二流體流動區域506可以被稱為“無顆粒通道”。在本示例中，包含流體樣品的顆粒被引入到流動區域508中，而可以是與在區域508中傳播的流體相同或不同的流體的無顆粒流體樣品被引入到流動區域506中。

每個島504通過允許流體在第二和第一流動區域之間橫穿的相應間隙510與陣列中的相鄰島504分離。與圖1-4中所示的裝置相反，第一流動區域508具有波狀通道壁512(例如，近似正弦形狀)，其中通道寬度(沿著圖5中的y方向)在沿著縱向方向(沿著圖5中的z方向)變窄和擴大之間交替。另外，每個島結構504具有遵循通道壁512中的峰和谷的部分的曲率的彎曲輪廓。也就是說，每個島的一側和第二通道的相對側具有基本匹配的輪廓。在本示例中，這導致流動區域508具有波狀縱向路徑，承載顆粒的流體樣品通過所述縱向路徑傳播。

更具體地，第一轉彎流動區域508是狹窄的，并且壁512和島504的匹配輪廓具有小的曲率半徑，而第二相鄰轉彎流動區域508更寬并且壁512和島的匹配輪廓具有更大的曲率半徑。在流動區域508的長度上重復由相對較大的曲率半徑跟隨的相對較小的曲率半徑的模式。因此，微流體通道不對稱地彎曲以產生靠近壁512比遠離壁512更高的流體速度。取決于承載顆粒的流體的流速，第一流動區域508的流體路徑曲率可以生成沿著第一流動區域508內的一個或多個流體流線聚集和保持顆粒502的慣性力。

另外，在島504之間的間隙510附近的流體阻力減小，使得流體的一部分傾向于遵循低阻力路徑并且移動/流動到第二流動區域506中。該流體流動也傾向于牽拉在間隙510的方向上與流體一起行進的顆粒502。然而，在某些實現方式中，由該區域的波狀流體路徑生成的慣性力足夠大以使顆粒502穿越流體流線并遠離間隙510移動，使得顆粒502保持懸浮在行進通過第一流動區域508的流體的部分中。第二流體流動區域506可以配置成具有逐漸增加的寬度，從而該區域中的流體阻力在通道長度上減小。結果，更大量的無顆粒流體將沿著通道移動到更下游的第二流體流動區域中，并且導致第一流體流動區域508中的顆粒濃度的增加。

圖6a是示意圖，描繪了流體流線在將慣性聚集與重復流體提取組合的微流體裝置600內可以如何表現。圖6a中所示的裝置的結構類似于裝置500并且包括輸入區域601，其中引入包含稀釋濃度的顆粒(例如細胞)的流體懸浮液。因為稀釋的顆粒樣品進入裝置，所以當微流體通道朝著第一窄頸部區域603收斂時，流體樣品被加速。由于細胞通過dean流動移動離開壁，在流體樣品通過頸部區域603之后形成無顆粒層(在圖6中標記為“無細胞層”)605。該無顆粒層605的一部分然后在第一島結構612處朝著第二流體流動區域606通過/虹吸，而顆粒保留在第一流體流動區域608中。傳到第二流體流動區域606中的流體樣品的量取決于開口和第二流體流動區域606的液壓阻力相對于第一流體流動區域608的液壓阻力。加速顆粒富集流體以產生無顆粒層并且將無顆粒層傳到第二流體流動區域606中的過程在每個島612處重復多次直到裝置的端部，其中可以捕獲獨立流動以進一步處理或從裝置去除。例如，裝置600可以被理解為具有并聯布置的聚集單元和虹吸單元的重復陣列(即，“聚集-虹吸單元對”)。在圖6a中描繪了與單個聚集單元607和單個虹吸單元609對應的區域的示例。聚集單元607包括與島結構612相鄰的區域，其中微流體通道的壁具有相對較高的曲率以引起慣性聚集。虹吸單元609包括與相同島結構相鄰但與聚集單元607相對的區域，其具有相對較小的曲率并且為流體行進提供較寬的路徑，導致較低的液壓阻力。在圖6中所示的示例中，每個虹吸單元609的寬度(沿著橫向于流體流動的方向確定)沿著流體流動的方向增加，導致較低的流體阻力，并且因此導致來自第一流體流動區域608的流體的量的增加。

圖6b包括圖6a中所示的裝置600的不同橫截面的模擬流體流動的繪圖。圖6b中的繪圖描繪了導致形成無細胞層的dean流動矢量和速度分布。從這些繪圖可以看出，當流體傳到第二流體流動區域606中時，流體樣品的總體流動速度以及因此的慣性力沿著微流體通道的長度減小。換句話說，為了獲得指定水平的體積減小，流速必須減小到固定程度，與使用的單元的數量無關。

將慣性聚集與重復流體提取組合的裝置的重要設計考慮是在每個虹吸單元處虹吸的流體的百分比。理想地，在每個虹吸單元處去除的無顆粒流體的量越大，則能夠在微粒富集流體中獲得期望顆粒濃度將越快。然而，同樣的情況是，虹吸的流體的百分比越高，如果慣性力不將細胞從更大的虹吸流體分數移出，則顆粒將與虹吸流體一起被帶走的風險越大。

圖7是描繪基于圖6b中所示的裝置結構計算的結果的繪圖。執行計算以確定作為虹吸聚集單元對的數量和在裝置的島結構之間的每個開口處傳到無顆粒層中的流體的百分比的函數的無細胞流動分數。“無細胞流動分數”是指已被虹吸出的所有流體的分數。例如，如果虹吸百分比為10％，則在一個單元之后無細胞流動分數為10％。其它90％保留在聚集單元中。然后，在第二單元中去除剩余的90％的10％(即整個流體的9％)。因此，在兩個單元之后無細胞流動分數為19％。這繼續。該繪圖也包括兩條水平虛線，頂部線表示顆粒富集流體的流體體積減少50倍的因數，并且底部虛線表示顆粒富集流體的流體體積減少10倍的因數。圖7中的四個不同曲線表示四個不同百分比的虹吸，最小虹吸百分比對應于底部曲線，并且最高虹吸百分比對應于繪圖中的頂部曲線。如圖7中所示，較高的虹吸百分比(即，在每個虹吸單元處虹吸的流體的百分比)減小單元的總數量，該單元的總數量需要達到在10x和50x虛線的交點處看到的等效體積減小因數。

組合的慣性聚集和虹吸的微流體裝置不限于圖5中所示的配置。例如，在一些實現方式中，組合的慣性聚集和虹吸裝置可以類似于圖2中所示的裝置具有包括第二流體流動通道、第一(中心)流體流動通道和第三流體流動通道的配置，區別在于裝置將被構造成在中心通道中引起慣性聚集。例如，中心通道可以配置成具有波狀路徑/形狀，其中通道寬度(橫向于流體流動的方向確定)在狹窄和擴大之間交替。這可以通過將島結構的第一和第二陣列的每一個構造成具有在高和低曲率的區域之間交替的匹配輪廓來實現。與圖2的示例中一樣，流體在島結構之間的開口/間隙處傳到第二和第三通道中。替代地，在一些實現方式中，裝置可以構造成在第二和第三流體流動通道中引起慣性聚集。例如，第二和第三流體流動通道中的每一個可以配置成具有波狀路徑/形狀，其中它們的寬度在狹窄和擴大之間交替。這可以通過將島結構的相對陣列和第二通道的壁構造成具有在高和低曲率的區域之間交替的匹配輪廓來實現，而島結構的相對陣列和第三通道的壁也可以具有在高和低曲率區域之間交替的匹配輪廓。在每個陣列中的島結構之間的間隙/開口處，流體可以從第二通道傳到中心通道中，并且從第三通道傳到中心通道中。

在一些實現方式中，組合的慣性聚集和虹吸裝置可以具有兩個流體輸入，類似于圖4中所示的裝置400，使得裝置用作流體交換器，其中顆粒從第一流體轉移到第二流體。也就是說，第一流體樣品可以通過輸入406被引入，而包含顆粒402的第二不同流體樣品可以被引入到輸入404中。最初，包含顆粒402的第二流體樣品的一部分和第一流體樣品并排傳播通過通道410。第一通道410和島結構412的壁可以配置成使得第一通道410具有波狀路徑/形狀，其中通道的寬度在狹窄和擴大之間交替(類似于圖5中所示的配置)。波狀通道410導致顆粒沿著通道410中的第一流體樣品內的流線聚集。同時，在島412之間的間隙414處將沒有顆粒402的第二流體樣品的部分從通道410提取到第二通道408中。在重復提取第二流體樣品之后，顆粒402最終完全轉移到通道410內的第一流體樣品，并且第二流體樣品是無顆粒的。

在一些實現方式中，微流體裝置包括具有多個通道的顆粒移動區域，多個通道依賴于慣性聚集與重復流體提取的組合。在一些實施方式中，使用多個通道允許微流體裝置的產量的顯著增加。例如，圖5中所示的顆粒移動區域500的多個復制可以并聯布置。包含顆粒的每個通道的輸出可以被傳送到公共存儲庫。類似地，包含無顆粒流體的每個通道的輸出也可以被傳送到不同的公共存儲庫。

與常規離心相比，使用組合的慣性聚集和虹吸技術的裝置的優點是顆粒比在離心期間(例如，幾分鐘)暴露于提高力持續更短的時間(例如，分數秒)。另外，在微流體體積減小過程中不會發生顆粒的壓實。已知在離心過程中可能發生的細胞壓實機械損傷某些細胞以及改變基因表達(參見例如peterson，b.w.，sharma，p.k.，vandermei，h.c.&busscher，h.j.，“bacterialcellsurfacedamageduetocentrifugalcompaction”，appliedandenvironmentalmicrobiology78,120-125(2012)，其通過引用完整地并入本文)。另外，在組合的虹吸和慣性聚集裝置中細胞可能暴露于提高力的短持續時間幾乎不導致細胞內部的重組。相比之下，離心技術容易導致細胞器的脫位。而且，與從離心機轉移樣品時不同，組合的虹吸和慣性聚集裝置中的步驟之間不需要無菌中斷。因此，與離心相比，組合的虹吸和慣性聚集裝置提供用于執行常規生物醫學任務的更有效的閉合系統。

使用粘彈性聚集增加顆粒濃度/減小流體體積

如上所述，粘彈性聚集也可以與流體移動組合使用以改變流體樣品內的顆粒的濃度。在一些實現方式中，粘彈性聚集包括將指定濃度(例如，微摩爾濃度或其它濃度)的一種或多種減阻聚合物(例如，透明質酸(ha))加入到流體，其導致可以用于控制不同雷諾數(re)下移動流體內顆粒的聚焦位置的流體粘彈性。

在粘彈性聚集的情況下，驅動顆粒載體流體的體積流速導致在通道的中心處或附近的流體中形成局部流線。局部流線限定了基本上等于或稍大于流體內的顆粒的液壓直徑的寬度。通過將減阻聚合物加入到牛頓流體(例如水或生理鹽水溶液)，流體中的顆粒被聚集到局部流線中，在通道的邊緣產生無顆粒的區域(例如，最靠近通道邊界或壁的區域)。

因此，類似于慣性聚集，粘彈性聚集能夠沿著共同的流線將顆粒精確地定位在流體內。與慣性聚集相比，粘彈性聚集在通道橫截面的中心處具有平衡位置，即沿著在流體流動方向上延伸并且在通道的壁之間居中的縱向路徑。粘彈性聚集也適用于大范圍的流速和雷諾數。因此粘彈性聚集的技術可以與本文中所述的流體提取(例如，從聚集流重復去除/虹吸流體)相結合以顯著地改變流體內的顆粒濃度。

本文中所述的任何裝置可以與粘彈性聚集一起使用以將顆粒聚集到流體內的流線并且改變流體內的顆粒的濃度。例如，粘彈性聚集可以與圖2中所示的裝置200一起使用。連接到通道206和210的入口的泵(未示出)可以被操作以驅動承載懸浮顆粒202的流體。在一些實現方式中，泵被操作，以導致在中心通道208的中心處或附近的流體中形成局部流線(例如由軸線220限定)的體積流速驅動流體通過通道。局部流線220限定基本上等于或大于顆粒202的液壓直徑的寬度。流體中的顆粒被聚集到局部流線220中。局部流線220表示懸浮顆粒202聚集到其中的流體的一部分。也就是說，懸浮的顆粒被聚集到由通道208的中心處或附近的流體流形成的流線中。同時，可以在將第二和第三通道206、210與中心通道208分離的島212、214之間的間隙/開口處提取流體。由于顆粒被聚集到中心流線，因此顆粒202被定位成更遠離島之間的間隙，并且不太可能與正被提取到第二和第三通道206、210中的流體樣品的部分一起被帶到中心通道208之外。也就是說，在每個間隙處，無顆粒流體的一部分從中心通道208提取到通道206或通道210中，導致中心通道208內的顆粒的濃度的增加。在間隙處的流體的重復虹吸之后，顆粒的濃度可以增加，例如從10到100倍或以上。

顆粒202懸浮在其中并且流動通過通道206、208、210的流體可以包括牛頓流體，例如水或其它牛頓流體，或與牛頓流體混合的減阻聚合物。一般而言，例如通過以本文中所述的體積流速對顆粒施加粘彈性法向應力來減小顆粒上的拖拽力的任何聚合物(或材料)可以作為ha的替代或附加被實現。換句話說，當與牛頓流體混合時相對于懸浮在沒有材料的牛頓流體中的顆粒上的拖拽力改變懸浮在流體-材料混合物中的顆粒上的拖拽力的任何材料(例如聚合物或其它材料)可以作為ha的替代或附加被實現。僅舉幾個示例，這樣的材料可以包括例如聚環氧乙烷(peo)、聚丙烯酰胺、明膠。顆粒可以包括剛性顆粒(例如珠)或可變形顆粒。在一些實現方式中，顆粒可以包括生物顆粒，例如細胞。減阻聚合物可以包括透明質酸(ha)。ha的分子量可以在350kda到1650kda之間。流體流動的雷諾數可以在0.001到4500之間，例如在0.01到20之間，在0.01到15之間，在0.01到10之間，在0.01到1之間，在0.1到1000之間，在0.1到100之間，在0.1到20之間，在0.1到10之間，在0.1到1之間，在1到1000之間，在1到100之間，或在1到20之間。減阻聚合物的濃度可以在約0.001-1％g/ml(0.00001-0.01g/ml)之間，例如在約0.01-0.1％g/ml(0.0001-0.001g/ml)之間。粘彈性聚集的進一步討論可以在例如wo2015/116990中找到，其通過引用完整地并入本文。

微流體裝置設計參數

現在將描述各種設計參數對微流體裝置的操作的影響。作為參考，圖16是示意圖，示出了包含一排島結構1610的流體移動區域1600和示例性顆粒的俯視圖。該排島結構1610將“提取”微流體通道1605與“顆粒”微流體通道1607分離。流體流動的主要方向由箭頭1601指示。提取通道1605的寬度(沿著y方向限定)沿著通道的長度擴張，而顆粒通道1607的寬度(沿著y方向限定)沿著通道的長度保持基本上恒定。在裝置的操作期間，通過島1610之間的開口將流體提取到提取通道1605中，而在顆粒通道1607內行進的顆粒通過排斥力(例如慣性升力)保持在顆粒通道1607中。為了以下討論，通道和島可被理解為布置成獨立“單元”(參見圖16中的單元1，單元2和單元3)。具體地，圖16示出了陣列的三個單元，每個單元包括外部微流體通道1605的一部分、島1610和顆粒通道1607的一部分。

顆粒和流體移動區域1600的相關設計參數包括每個單元的長度、每個通道的寬度以及每個單元的流體移動。流體移動fs是在每個單元(即，島結構之間的開口處)的通道之間的流體流動q的分數。這些參數一起確定裝置的每個單元中的通道的流體傳導。因此，每個單元具有顆粒通道，其具有長度li、顆粒通道寬度wp,i和顆粒通道流體傳導gp,i，其中i是指單元數量。每個單元也具有提取流體通道，其具有長度li、提取通道寬度we,i和提取通道流體傳導ge,i，其中i是指單元數量。在這里描述的示例中，所有通道在形狀上為矩形，并且每個單元的流體移動是相同的。這里給出的基本方法可以容易地修改用于非矩形(例如，彎曲)通道和變化的移動。

在每個單元處，總流動在顆粒和提取流體通道之間與它們的相對流體傳導成比例地分割。因此，流動通過第i個單元中的顆粒通道1607的總流動的分數為

其中qp,i和qe,i分別是顆粒和提取流體通道的流速。類似地，流動通過第i個單元中的提取流體通道1605的總流動的分數是

顆粒通道1607的尺寸被選擇成穿越流線最佳地移動顆粒(例如，遠離提取流體通道1605)。由于流速qp,i沿著裝置的長度變化，因此可以改變顆粒通道尺寸以保持最佳的顆粒移動。例如，當qp,i減小時，可以增加單元長度li以補償作用于顆粒的弱化慣性升力。

提取流體通道1605的尺寸被選擇成提供傳導ge,i，使得顆粒通道1607中的流體的精確分數在每個單元處移動到提取流體通道。該分數量稱為流體移動fs。該移動的結果是顆粒通道中的流動的分數在每個單元處減小固定因數：

fp，i＝(1-fs)fp，i-1

例如，如果fs＝0.1，則顆粒通道中的流動的分數將為在前單元的顆粒通道中的流動的分數的90％。更一般地，由于fp,0＝1，

fp，i＝(1-fs)i

因此，對于顆粒和流體移動區域被分成三個單元的圖16中所示的示例情況，fs＝0.1，fp,1＝0.9，fp,2＝0.81，并且fp,3＝0.729。

回想到顆粒通道中的流動的分數也由下式描述

代入fp,i并且求解ge,i：

ge，i＝((1-fs)^-i-1)gp，i

因此，對于每個單元，提取流體通道的傳導可以根據顆粒通道的傳導和流體移動而被寫入。每個通道的流體傳導g是其尺寸和流體粘度的函數。在這里描述的裝置中，每個通道為矩形并且因此具有可以表示為下式的傳導

這里，η是流體粘度，l是通道長度，w是通道寬度，h是通道高度，并且α＝h/w。更精確的基于無限級數的公式也是可用的(tanyeri等人，“amicrofluidic-basedhydrodynamictrap:designandimplementation(supplementalmaterial)”，labonachip(2011))。計算建模或經驗方法可以用于確定更復雜的通道幾何形狀的傳導。(應當注意，在本說明書中關注流體傳導g而不是流體阻力r更為簡單。兩個量通過g＝1/r簡單地相關。)

使用以上公式，用于增加流體樣品內的顆粒濃度的微流體裝置可以如下實現：

1.為裝置中的每個單元選擇顆粒通道的尺寸。如上所述，尺寸被選擇成遠離提取流體通道最佳地移動顆粒。

2.使用這些尺寸和流體粘度，使用矩形通道傳導公式(或等效方法)為每個單元確定顆粒通道傳導gp,i。

3.然后使用在前確定的gp,i和fs對每個單元評估提取流體通道傳導ge,i。然后選擇提取流體通道的寬度we,i以給予每個單元的期望ge,i。在實踐中，可以通過評估寬范圍的通道寬度上的流體傳導(使用以上公式)然后內插以找到給出期望的通道傳導的通道寬度來確定寬度。

對于具有依賴于慣性升力穿越流線移動顆粒的直通道的濃縮器，以下是裝置設計和操作指南：

第一，如“inertialmicrofluidics”，dicarlo，labchip(9)，3038-3046，2009(其通過引用完整地并入本文)中所述，橫向(穿越通道)顆粒速度uy與縱向(在流體流動的方向上)速度uz的比率與顆粒雷諾數rp成比例：

這里um是最大通道速度，a是顆粒直徑，v是流體的運動粘度，并且dh是通道的液壓直徑。(對于具有寬度w和高度h的矩形橫截面的通道，dh＝(2wh)/(w+h)。)由于這里描述的顆粒濃縮器裝置的目的是使用慣性升力有效地穿越流線移動顆粒(例如，最大化uy/uz)，因此建議將通道尺寸和流動條件選擇成將顆粒通道中的顆粒雷諾數rp最大化到其它實際限制(例如操作壓力)允許的程度。在整個裝置中，顆粒通道中的顆粒雷諾數rp理想地應當大于約0.01，但是它可以遠大于此，可能大于100。

對于給定的顆粒直徑a和運動粘度v，目標顆粒雷諾數rp可以通過通道尺寸和通道速度的許多不同組合獲得。增加rp的一個策略將是選擇很小的(相對于a)液壓直徑dh。然而，通道阻力對dh有四分之一的依賴，并且選擇不必要小的dh是以高度增加的操作壓力為代價的。相反，操作壓力隨著通道速度um線性地縮放，所以良好的替代策略是設計具有適度液壓直徑dh的裝置，并且然后在操作時根據需要增加通道速度um(并因此增加rp)以獲得顆粒的高產率。對于具有正方形橫截面的通道，使得dh＝w＝h，約為顆粒直徑a的五倍的dh的值是合理的選擇：dh＝5a。

第二，島之間的開口的長度(在縱向方向上)應當大于約a并且小于或等于約w。如果開口的長度小于a，則開口可能被顆粒堵塞，由此破壞通過開口的流動。長度大約等于w的開口不太可能被顆粒堵塞，并且為流體在島之間橫穿到相鄰通道提供足夠的空間。長度大于w的開口將會起作用，但不會帶來任何特別的好處，而且是以浪費空間為代價。

第三，島的長度l應當大于或等于島之間的開口的長度。如上所述，顆粒濃縮器裝置的目的是使用慣性升力有效地穿越流線移動顆粒。由于顆粒僅僅當它們在島旁邊行進時才經歷慣性升力，因此顆粒應當在島旁邊行進它們的縱向距離的大部分，而不是穿越島之間的開口。換句話說，如果島的長度和島之間的開口的長度相等，則顆粒僅僅沿著它們行進的距離的50％經歷慣性升力。在另一方面，如果島的長度是開口的長度的四倍，則顆粒沿著它們行進的距離的80％經歷慣性升力。

島的長度l的寬松上限是顆粒遷移到平衡聚集位置所需的長度。超過顆粒達到平衡所需的任何附加通道長度不會有助于穿越流線移動顆粒。“inertialmicrofluidics”，dicarlo，labchip(9)，3038-3046，2009中給出了顆粒達到平衡所需的通道長度lf的公式：

這里μ是動態粘度，w是通道寬度，ρ是流體密度，um是最大通道速度，a是顆粒直徑，并且fl是對于具有約2至0.5的縱橫比(h/w)的通道，在約0.02至0.05的范圍內的無量綱常數。當lf提供上限時，它是寬松上限并且超過島的最佳長度l。這是由于在通道壁附近顆粒上的升力非常強(與a⁶成比例)，但是隨著離壁的距離而急劇下降(在通道的中心附近與a³成比例)。因此，如果顆粒通過使用明顯小于lf的島長度l而保持在通道壁附近，則濃縮器裝置將更有效地穿越流線移動顆粒。

已知這些考慮，島長度的合理中間值約為l＝4w。這是近似值并且必然取決于為其它參數選擇的值，如流體移動fs。同樣重要的是，應當注意島的長度l不需要沿著裝置的長度是恒定的。相反，當顆粒通道中的最大通道速度um和顆粒雷諾數rp減小時，島的長度可以增加以進行補償。例如，rp的減小的二的因數可以通過島長度l的增加的二的因數來補償。在一定程度上，每個單元的顆粒的橫向偏轉距離預期與島長度l大致成比例。

第四，流體移動fs應當大于0.2％并且理想地大于1.0％。如果流體移動小，例如0.1％，則實現顯著體積減小(例如10x)所需的移動(單元)的總數量非常大，并且因此裝置本身必須非常長。如果最大通道速度um足夠高以將顆粒雷諾數rp置于規定范圍內，則不需要非常小的移動，例如0.1％。取決于最大通道速度um，在約1％至5％的范圍內的流體移動fs對于如這里概述設計和操作的裝置應當表現良好。

重要的是，應當注意流體移動fs不需要沿著裝置的長度是恒定的，類似于島的長度l。相反，當顆粒通道中的最大通道速度um和顆粒雷諾數rp減小時，流體移動fs可以減小以進行補償。例如，rp的減小的二的因數可以通過流體移動fs的減小的二的因數來補償。可以實現這些補償策略中的任一個或兩個以優化裝置效率和性能。

對于任何給定的裝置設計和顆粒尺寸a，最后參數選擇是裝置操作流速，其直接確定顆粒通道中的最大通道速度um和顆粒雷諾數rp。對于如概述設計的裝置，將有良好性能所需的最小流速。在該閾值流速之下，慣性升力將不足以將顆粒從島壁移動足夠遠以避免當流體被提取(虹吸)時發生移動，因此導致顆粒的低產率。盡管這里提供的公式能夠對閾值流速進行粗略的估計，但是確定閾值流速的最精確和相關的方法是經驗的。

其它設計和優化策略也可能導致有效、高性能濃縮器裝置。

在一些實現方式中，配置成移動給定尺寸的顆粒的微流體裝置可以被縮放以有效地移動不同尺寸的顆粒。例如，對于采用慣性升力穿越流體流線移動顆粒的裝置，可以隨著顆粒尺寸縮放顆粒移動區域的尺寸并且改變流動條件，只要顆粒雷諾數rp的值被保留。顆粒雷諾數可以表達為：

其中um是最大通道速度，a是顆粒直徑，v是流體的運動粘度，并且dh是通道的液壓直徑。(對于具有寬度w和高度h的矩形橫截面的通道，dh＝(2wh)/(w+h)。)例如，考慮有效地移動尺寸a的顆粒的移位區域1。設計有效地移動尺寸2a的顆粒的移動區域2的一種方法是將移位區域1的所有尺寸縮放2的因數(即，所有特征的長度、寬度和高度加倍)。為了保持移位區域2中的相同rp，最大通道速度um必須減小2的因數。

隨著顆粒尺寸縮放顆粒移動區域的尺寸和流動條件的其它方法也是可能的。

微流體裝置制造的容易性在很大程度上由裝置結構的縱橫比(高度除以寬度)確定，較小縱橫比的裝置更容易以低成本和高制造產率制造。我們可以以兩種方式定義縱橫比。最小縱橫比是結構高度h除以最小結構寬度wmin。總縱橫比是結構高度h除以與結構相同面積的圓的直徑d。這里，d＝√(4a/π)，其中a是結構的面積。

作為示例，對于具有基本上直的通道的微流體裝置，島結構可以具有約50-1000μm的長度、約50μm的寬度和約52μm的高度。使用這些尺寸，島的最小縱橫比為1.04，總縱橫比在0.92-0.21的范圍內。通過增加島的寬度可以進一步減小縱橫比。在另一示例中，對于具有彎曲通道的微流體裝置，島結構可以具有不規則形狀，其中wmin在約42-80μm的范圍內，a在約18,000-61,000μm²的范圍內，并且高度為52μm。使用這些尺寸，島的最小縱橫比在1.24-0.65的范圍內，并且總縱橫比在0.34-0.19的范圍內。

在這兩種情況下，結構的低縱橫比能夠直接制造模制pdms和環氧樹脂裝置，以及注射模制塑料裝置。這是這類裝置的主要優點：它們不僅從功能角度看非常有用，而且它們從商業角度看也是根本上可擴展的和經濟的。

微流體裝置尺寸

對于正通過具有至少兩個由島結構的陣列分離的至少兩個通道的微流體裝置輸送的大體為球形的顆粒，其中在相鄰島之間具有間隙(參見例如圖1)，每個微流體通道的深度(例如，沿著圖1中的x方向測量)和寬度(例如，沿著圖1中的y方向測量)優選地在單個顆粒的直徑的約2倍至約50倍的范圍內。關于形成流體被提取所通過的間隙的剛性結構，結構的寬度可以高達單個微流體通道的寬度的約10倍，而結構的長度可以在通道寬度的約0.25倍至通道寬度的約50倍之間。

作為示例，對于具有約8微米的直徑的大體球形的顆粒，類似于圖1中所示的配置的具有由剛性結構的陣列分離的兩個微流體通道的微流體裝置可以具有以下參數：每個微流體通道可以具有約52μm的深度，每個微流體通道可以具有在約10μm至約5000μm之間的寬度范圍，每個島結構可以具有約50μm的寬度，每個島結構可以具有約200μm的長度。

尺寸的其它示例如下所述。

例如，包含不同流體流動區域的區域的外壁之間的距離(即，橫向于流體流動方向測量)可以配置成在約1μm至約100mm之間(例如，約10μm，約50μm，約100μm，約500μm，約1mm，約5mm，約10mm，或約50mm)。其它尺寸也是可能的。橫向于流體流動方向測量的每個流體流動區域/通道的寬度(例如，圖1中的第二和第一微流體通道106和108的寬度)可以配置成在約1μm至約10mm之間(例如，約50μm，約100μm，約250μm，約500μm，約750μm，約1mm，或約5mm)。其它距離也是可能的。

沿著流體流動方向(例如，沿著圖1中的z方向)測量的島結構之間的間隙/開口的長度可以配置成在約500nm至約1000μm之間(例如，約1約2μm，約5μm，約10μm，約50μm，約100μm，約200μm，約500μm，或約750μm)。在一些實現方式中，每個連續開口的長度大于或小于最后開口的長度。例如，在配置成具有沿著流體路徑的減小流體阻力的通道中，每個連續的開口可以更大，使得通過開口提取更大量的流體。分離不同流體流動區域的島結構可以配置成具有約10nm至約10μm之間的最大長度，以及約10nm至約10μm之間的最大寬度。間隙和島結構的其它尺寸也是可能的。

顆粒移動區域內的流體流動區域和島結構的高度(例如，沿著圖1中的x方向測量)在約100nm至約10mm的范圍內。例如，通道的高度可以為約500nm，約1μm，約5μm，約10μm，約50μm，約100μm，約500μm，約750μm，約1mm，或約5mm。其它高度也是可能的。微流體流動區域可以具有例如落在約1μm²至約100mm²的范圍內的橫截面面積。

微流體系統

在一些實現方式中，本文中所述的微流體裝置的顆粒移動區域是具有微流體通道網絡的較大的、可選的微流體系統的一部分。這樣的微流體系統可以用于便于控制、操縱(例如分離、離析、混合、聚集、濃縮)和將液體和/或顆粒從復雜母體樣品隔離。在隔離過程期間，微流體元件提供重要功能，例如，處理生物流體或將顆粒與樣品可再現混合。

例如，微流體系統可以包括用于使用與慣性升力不同的其它技術根據尺寸和/或形狀分離顆粒的附加區域。這些其它技術包括例如確定性橫向位移。這些附加區域可以采用間隙網絡的陣列，其中通過間隙的流體不相等地分割到后續的間隙中。陣列包括間隙的網絡，其布置成使得通過間隙的流體不相等地被分割，即使間隙在尺寸上可以相同。與本文中所述的用于基于慣性升力和流體提取的組合分離顆粒的技術相反，確定性橫向位移依賴于當顆粒與形成間隙的柱直接接觸時發生的碰撞。流體的流動相對于陣列的視線成小角度(流動角)對準。具有大于臨界尺寸的流體動力學尺寸的流體內的顆粒沿著陣列中的視線遷移，而具有小于臨界尺寸的流體動力學尺寸的顆粒遵循不同方向上的流動。裝置中的流動通常在層流條件下發生。在裝置中，不同形狀的顆粒可能表現得好像它們具有不同的尺寸。例如，淋巴細胞是～5μm直徑的球體，并且紅細胞是～7μm直徑和～1.5μm厚的雙凹圓盤。紅細胞的長軸(直徑)大于淋巴細胞的長軸，但短軸(厚度)較小。如果紅細胞在通過流動驅動通過柱的陣列時將其長軸與流動對準，則它們的流體動力學尺寸實際上是它們的厚度(～1.5μm)，其小于淋巴細胞。當紅細胞通過流體動力學流動驅動通過柱的陣列時，它傾向于將其長軸與流動對準，并且表現得像～1.5μm寬的顆粒，其實際上比淋巴細胞“更小”。因此確定性橫向位移的區域可以根據其形狀分離細胞，盡管細胞的體積可以相同。另外，具有不同變形能力的顆粒表現得好像它們具有不同的尺寸。例如，具有未變形形狀的兩個顆粒可以通過確定性橫向位移分離，原因是具有較大變形能力的顆粒在其與陣列中的障礙物接觸并改變形狀時可能變形。因此，可以基于影響包括顆粒的物理尺寸，形狀和可變形性的流體動力學尺寸的任何參數來實現裝置中的分離。

關于微流體通道網絡及其制造的附加信息可以在例如美國專利申請公報no.2011/0091987、美國專利no.8,021,614和8,186,913中找到，其每一個通過引用完整地并入本文。

在一些實現方式中，微流體系統包括用于在將流體引入顆粒移動區域中之前制備承載顆粒的流體樣品的部件。例如，圖8是示出微流體系統800的示例的示意圖，所述微流體系統800包括顆粒聚集區域801(標記為“濃縮單元”)，類似于圖5中所示的顆粒聚集區域，其依賴于慣性聚集和虹吸/流體提取以增加顆粒對流體濃度和/或用于獲得低顆粒濃度的流體。系統800另外包括在顆粒移動區域801的上游的過濾器部分803(標記為“過濾器”)和顆粒聚集部分805(標記為“聚集單元”)。過濾器部分803包括多個不同尺寸的柱結構的布置。

基于結構的布置，過濾器部分803配置成根據顆粒尺寸(例如，平均直徑)過濾包含在進入流體中的顆粒，使得只有預定尺寸或更小的顆粒能夠傳到系統800的下一級。例如，對于諸如骨髓穿刺的復雜基質，過濾器部分803可以配置成去除骨屑和纖維蛋白凝塊以提高增強下游濃度的效率。在示例性布置中，過濾器部分803可以包括具有設計成偏轉高于某一尺寸的顆粒的柱尺寸和陣列偏移的柱的陣列，由此將它們與主懸浮液分離。典型地，尺寸限制基于可以通過系統800的后級的最大顆粒尺寸被確定。例如，過濾器803可以配置成過濾/阻止具有大于顆粒移動區域801中的通道的最小寬度的50％、大于60％、大于70％、大于80％或大于90％的平均直徑的顆粒的通過。

過濾器部分803流體地聯接到顆粒聚集部分805。在顆粒被提供到顆粒移動區域801之前，顆粒聚集部分805配置成將離開過濾器部分803的顆粒預聚集到期望的流體流線位置。預聚集顆粒的優點在于它將穿越通道寬度的顆粒的分布減小到狹窄橫向范圍。然后可以重新定位聚集顆粒線，使得顆粒無意中進入錯誤通道(例如，用于在顆粒移動區域801中獲得“被過濾”流體的通道)的可能性減小。使用慣性聚集技術可以實現預聚集。上面在標題為“使用慣性聚集的顆粒移動”的部分中描述了慣性聚集的更多細節。

一旦顆粒對流體濃度在顆粒移動區域801中已增加，“被過濾”流體和/或顆粒可以聯接到微流體系統800的獨立處理區域或從系統800去除以用于附加的處理和/或分析。例如，顆粒移動區域801的第二通道聯接到第一出口807，而顆粒移動區域801的第一通道聯接到第二出口809。

外力

可以將其它功能性加入到微流體系統以增強顆粒的聚集、濃縮、分離和/或混合。例如，在一些實現方式中，可以引入額外的力，其導致顆粒流的目標特定修改。額外的力可以包括例如磁力、聲力、重力/離心力、電力和/或慣性力。

圖9a-9c是示意圖，示出了依賴于與本文中所述的顆粒移動技術一起使用以沿著微流體裝置內的不同對應流線聚集不同類型的顆粒的磁泳的微流體裝置的三個不同示例。一般而言，磁泳采用高磁場梯度來分選在裝置的微流體通道內流動的磁標記顆粒。通過將一個或多個磁體放置在微流體通道附近來產生磁場梯度，其中磁體的配置產生穿越微流體通道延伸的磁通梯度分布。隨后使磁標記顆粒由梯度“牽拉”。取決于梯度分布的定位，磁標記顆粒可以聚集到微流體通道內的一個或多個期望位置。關于將磁泳應用到微流體裝置的更多細節可以在例如wo2014/004577中找到，其通過引用完整地并入本文。

在圖9a所示的第一示例中，微流體裝置900a包括流體地聯接到磁泳區域703的顆粒移動區域901。以與圖1中所示的裝置100類似的方式構造顆粒移動區域(在圖9a中標記為“聚集”)901。簡而言之，聚集區域901包括兩個獨立的流體流動區域：由島結構的1d陣列分離的第二流體流動區域和第一流體流動區域，每個島結構通過間隙與相鄰的島結構分離。當流體傳播通過第一流動區域時，流體的一部分被提取到第二流動區域中，同時對顆粒施加慣性升力，其保持顆粒在第一流動區域內行進。當然，可以附加地或作為替代使用其它力(例如慣性聚集)以將顆粒保持在第一流體流動區域內。顆粒移動區域的第二和第一流體流動區域兩者流體地聯接到磁泳區域903中，其沒有島結構。

磁泳區域903配置成包括穿越微流體通道延伸的磁場梯度。例如，微流體裝置900a可以包括與磁泳區域903相鄰的一個或多個磁體907，其中磁體907創建磁場梯度。為了易于圖示，磁體907在頁面的底部被示出以指示其沿著流體流動的縱向方向相對于微流體裝置(900a、900b和900c)的位置。然而，應當理解，在操作中，磁體907更可能定位在裝置900a、900b和900c中的每一個的磁泳區域903中的流體通道上方和/或下方(即，沿著圖9a-9c中的x軸)。

再次參考圖9a，兩種不同類型的顆粒包括在引入到聚集區域901中的流體中。第一類型的顆粒可以包括結合到磁標記(例如磁珠)的期望分析物(例如，細胞，血小板，或細菌)。第二類型的顆粒可以包括實質上沒有磁性成分的第二分析物。當兩種不同類型的顆粒通過聚集區域901時，顆粒濃縮在第一流體流動區域中并且沿著流體流線聚集。聚集的顆粒然后傳到磁泳區域903中，其中磁場梯度對結合到磁珠的顆粒施加力。通過場梯度與磁珠的相互作用生成的力使磁標記顆粒偏離原始流體流線的傳播方向。特別地，磁標記顆粒遵循磁梯度并且形成新的顆粒流。磁梯度的方向和因此磁標記顆粒所遵循的路徑可以取決于磁泳區域903附近的磁體907的取向和布置。兩個不同的顆粒流(即包含磁標記顆粒的流和非磁標記顆粒流)然后可以在磁泳區域903的輸出處獨立地被收集(在圖9a中稱為“標記顆粒”和“未標記顆粒”)。

在圖9b中所示的第二例中，顆粒移動區域以與圖2中的裝置200類似的方式被構造。再次，將包含結合到磁標記的第一類型的顆粒和實質上不具有磁性成分的第二類型的顆粒的流體引入聚集區域901中。流體移動和慣性升力(或例如，慣性聚集力)將兩種類型的顆粒聚集在島結構的兩個陣列之間的第一流體流動區域內。聚集顆粒然后離開顆粒移動區域并且流體地聯接到磁泳區域903的微流體通道中。一旦顆粒進入磁泳區域903，由磁體907生成的磁場梯度對磁標記顆粒施加力，使它們從原始聚集流的傳播方向轉向。在圖9b的示例中，從聚集區域901流動的顆粒流包括磁標記顆粒的第一集合、磁標記顆粒的第二集合和未標記顆粒的第三集合。如圖9b中所示，梯度布置成使得磁標記顆粒被偏轉到通道的頂部或底部，而未標記顆粒繼續遵循它們的原始聚集軌跡通過磁泳區域703。再次，一旦分離，標記和未標記顆粒可以在磁泳區域903的輸出處被收集以用于提取或進一步分析。

圖9c中所示的第三示例以與圖9b相反的方式揭示顆粒的分選。圖9c中的聚集區域901以與圖3中所示的裝置300類似的方式被構造。特別地，聚集區域901包括初始島結構，其配置成將包含磁標記和未標記顆粒的進入流體分離到兩個獨立通道(即，第二流體通道(圖9c中的上部通道)和第三流體通道(圖9c中的下部通道)中，其中顆粒聚集到流線中。一旦聚集的顆粒流傳到磁泳區域903的微流體通道中，由磁體907生成的磁場梯度使磁標記顆粒朝著第一通道(圖9c中的中心通道)的中心轉向并形成第三聚集流。在由磁梯度偏轉之后，留下具有未標記顆粒的第二和第三流。再次，一旦分離，未標記和標記顆粒兩者可以在磁泳區域903的輸出處被收集以用于提取或進一步分析。

盡管圖9a-9c中所示的示例在獨立階段中執行顆粒的聚集和磁分離，但是這樣的功能可以在單個階段中被執行。圖9d-9f是示意圖，示出了微流體裝置(900d、900e、900f)的三個不同示例，其依賴于與本文中所述的顆粒移動技術一起使用磁泳以在單個階段中沿著不同的相應流線聚集不同類型的顆粒。再次，微流體裝置900包括一個或多個磁體907以產生磁場梯度。圖9d-9f中的磁體907在頁面的底部被示出以指示它們沿著流體流動的縱向方向相對于微流體裝置(900d、900e和900f)的位置。然而，應當理解，在操作中，磁體907更可能定位在裝置900d、900e和900f中的每一個的磁泳區域903中的流體通道上方和/或下方(即，沿著圖9d-9f中的x軸)。

參考圖9d，聚集區域以與圖1中所示的裝置100類似的方式被構造。也就是說，聚集區域包括通過島結構的陣列與第一微流體通道分離的第二微流體通道。與圖9a-9c相比，來自磁體907的磁場梯度穿越聚集區域的第二和第一流體流動區域延伸。當包含磁標記顆粒和未標記顆粒兩者的流體被引入顆粒移動區域中時，顆粒最初由于慣性升力被限制在第一微流體通道內。然而，磁標記顆粒可以經歷克服慣性升力的來自磁場的力(取決于磁場梯度的布置)。在某些實現方式中，磁生成的力可以使標記顆粒從未標記顆粒流轉向并且通過島結構之間的開口。

圖9e-9f是示意圖，示出了將顆粒移動區域與磁泳組合的微流體裝置的替代配置。類似于圖9d的示例，圖9e-9f中所示的示例示出了磁場梯度如何可以使磁標記顆粒從最初聚集的顆粒流轉向并且形成新聚集的顆粒流。在圖9e中，磁標記顆粒通過島結構之間的開口偏轉到第二(圖9e中的上部通道)和第三(圖9e中的下部通道)微流體通道，而聚集的未標記顆粒流保留在位于島結構的兩個陣列之間的第一(圖9e中的中心通道)微流體通道中。在圖9f中，靠近島結構的慣性升力將未標記顆粒沿著聚集流保持在第二(圖9f中的上部通道)和第三(圖9f中的下部通道)微流體通道中。相比之下，由磁體907生成的磁場梯度使磁標記顆粒通過島結構中的開口傳到位于第二和第三微流體通道之間的中心微流體通道中。

用于標記顆粒的磁標記可以包括具有一個或多個內部磁芯和外部涂層(例如封端聚合物)的球珠狀材料。磁芯可以是單金屬(例如fe、ni、co)、雙金屬(例如fept、smco、fepd和feau)或者可以由鐵氧體(例如fe2o3、fe3o4、mnfe2o4、nife2o4、cofe2o4)制成。磁標記的尺寸可以是納米或微米，并且可以是抗磁性、鐵磁性、順磁性或超順磁性，其中尺寸對應于平均直徑或平均長度。例如，磁標記可以具有約1μm、約600nm、約500nm、約300nm、約280nm、約160nm或約100nm的尺寸。其它標記尺寸也是可以的。標記的外涂層可以增加其水溶性和穩定性，并且也可以提供用結合配基進一步進行表面處理的位點。磁標記均具有在約1ka/m至約100ka/m的范圍內的磁矩。例如，在一些實現方式中，磁標記具有約35ka/m的磁矩

一般而言，磁標記可以使用結合配基結合到流體中的目標分析物。結合配基是合成的或天然的分子，其特異性結合或以其它方式交聯(例如共價或非共價結合或雜交)到靶分子或與另一個結合配基(或在某些實現方式中，與聚集誘導分子)。例如，結合配基可以是與特異性互補核酸靶雜交的合成寡核苷酸。結合配基也可以是針對抗原或任何蛋白質-蛋白質相互作用的抗體。而且，結合配基可以是與相應靶標結合的多糖。在某些實現方式中，可以設計或選擇結合配基，從而在與另一結合配基結合時用作靶分子(例如溶液中的酶)的底物。結合配基包括例如寡核苷酸、多肽、抗體和多糖。作為示例，鏈霉親和素每個分子具有將被生物素識別的四個位點(結合配基)。對于任何給定的分析物，例如具有特異性表面標記的特定類型的細胞，典型地有相關領域的技術人員已知的許多結合配基。

例如，在以下文獻中詳細討論了某些標記方法和結合配基技術：1999年5月21日提交的、名稱為“microfabricatedcellsorterforchemicalandbiologicalmaterials”的美國專利no.6,540,896；1997年2月26日提交的、名稱為“methodformagneticallyseparatingcellsintofractionatedflowstreams”的美國專利no.5,968,820；以及2001年6月5日提交的、名稱為“integratedactivefluxmicrofluidicdevicesandmethods”的美國專利no.6,767,706。

可以處理磁標記的表面以呈現官能團(例如，-nh2，-cooh，-hs，-cnh2n-2)，其可以用作交聯劑以隨后將磁標記附接到目標分析物(例如，抗體、藥物)。在一些情況下，表面處理使得磁標記基本上是親水的或疏水的。表面處理可包括使用聚合物，包括但不限于合成聚合物(如聚乙二醇或硅烷)、天然聚合物、合成或天然聚合物的衍生物、及其組合。

在一些實現方式中，表面處理不會導致磁標記周圍的連續膜，而是導致附接到磁標記并且包圍磁標記的延伸聚合物鏈的“網”或“云”。示例性聚合物包括但不限于多糖和衍生物(例如葡聚糖、拉那南、羧基葡聚糖、羧甲基葡聚糖和/或還原的羧甲基葡聚糖)、pmma聚合物和聚乙烯醇聚合物。在一些實現方式中，這些聚合物涂層提供了靶標配基和/或結合基團可以比標記更容易結合的表面。例如，在一些實現方式中，用10kda葡聚糖層覆蓋磁標記(例如，氧化鐵納米顆粒)并且然后與表氯醇交聯以穩定涂層并形成交聯的磁標記。

關于磁標記的制造、修改和使用的附加信息可以在例如pct公報no.wo/2000/061191，美國專利申請公報no.20030124194，美國專利申請公報no.20030092029和美國專利申請公報no.20060269965中找到，其每一個通過引用完整地并入本文。

微流體裝置的制造

根據本公開的制造微流體裝置的方法如下所述。首先提供襯底層。襯底層可以包括例如玻璃、塑料或硅晶片。可以使用例如熱或電子束沉積在襯底層的表面上形成可選的薄膜層(例如sio2)。襯底和可選的薄膜層提供了可以在其上形成微流體區域的基部。襯底的厚度可以落在約500μm至約10mm的范圍內。例如，襯底210的厚度可以為600μm，750μm，900μm，1mm，2mm，3mm，4mm，5mm，6mm，7mm，8mm，或9mm。其它厚度也是可能的。

在提供襯底層之后，在襯底層上方形成微流體通道。微流體通道包括顆粒移動區域的不同流體流動路徑以及系統的其它微流體部件，其包括任何過濾部分、慣性聚集部分和磁泳部分。也可以使用用于微流體裝置的其它處理和分析部件的微流體通道。通過在限定流體通道區域的模具中沉積聚合物(例如聚二甲基硅氧烷(pdms)、聚甲基丙烯酸甲酯(pmma)、聚碳酸酯(pc)或環烯烴聚合物(cop))形成微流體通道和蓋。一旦固化，聚合物然后被轉移并結合到襯底層的表面。例如，pdms可以首先倒入限定通道的微流體網絡的模具(例如，用兩步光刻(microchem)制造的su-8模具)中。然后將pdms固化(例如，在65℃下加熱約3小時)。在將固體pdms結構轉移到裝置之前，o2等離子體處理襯底層的表面以增強結合。替代地，微流體通道和蓋可以用其它材料制成，例如玻璃或硅。

應用

本文中所述的新型微流體技術和裝置可以用于各種不同的應用中。

離心替代

本文中公開的顆粒移動技術和裝置可以用作離心的替代。一般而言，離心被理解為包括通過向流體施加離心力濃縮流體內的亞組分。典型地，該過程需要具有易于磨損和破損的移動部件的裝置。而且，移動部件需要復雜且昂貴的制造過程。離心的另一問題在于它是典型地在閉合系統中應用的過程，即，離心需要將樣品手動轉移進出離心機。

相比之下，當前公開的技術能夠使用相對簡單的微結構顯著地增加流體組分的濃度而不需要移動部件。這些技術可以作為單個開放式微流體系統的一部分實現，使得流體樣品可以在沒有手動干擾的情況下被轉移進出顆粒移動區域。另外，顆粒移動可以擴展到需要大產量(即可以處理的流體的體積速率)的裝置。例如，本文中公開的裝置可以配置成能夠獲得高達10，25，50，75，100，250，500，1000，5000，或10000μl/min的流體流動。其它流速也是可能的。例如，使用圖1中的裝置100作為示例，如果第二和第一微流體通道106、108具有約50μm的深度和約50μm的寬度，則裝置100可以能夠獲得高達約5ml/min的組合樣品流速。改變通道尺寸可以改變裝置能夠達到的最大體積流速。此外，復用多個通道可以能夠獲得更加高的流速。因此，在某些實施方式中，與傳統的離心過程相比，顆粒移動技術可提供顯著的成本和節省時間的優點。離心機裝置的微流體替代可能有用的應用的示例包括骨髓和尿液分析。

檢測傳染源

另外，本文中公開的顆粒移動技術可以用作研究平臺的一部分以研究感興趣的分析物(例如蛋白質、細胞、細菌、病原體和dna)，或者用作用于診斷患者中的潛在疾病狀態或感染源的診斷測定的一部分。通過分離和聚集流體樣品內的顆粒，本文中所述的微流體裝置可以用于測量許多不同的生物靶，包括小分子、蛋白質、核酸、病原體和癌細胞。下面描述另外的示例。

罕見細胞檢測

本文中所述的微流體裝置和方法可用于檢測罕見細胞，例如血液樣品中的循環腫瘤細胞(ctc)或懷孕女性的血液樣品中的胎兒細胞。例如，可以在血液樣品中增強原發腫瘤細胞或ctc的濃度以用于快速和全面地分析癌癥。通過將本文中所述的顆粒偏轉技術與磁泳組合(參見圖7)，可以檢測不同類型的細胞(例如，用于心臟病的循環內皮細胞)。因此，微流體裝置可以用作強大的診斷和預后工具。靶向和檢測細胞可以是癌細胞、干細胞、免疫細胞、白細胞或其它細胞，包括例如循環內皮細胞(使用上皮細胞表面標記物的抗體，例如上皮細胞粘附分子(epcam))，或循環腫瘤細胞(使用癌細胞表面標記物的抗體，例如黑素瘤細胞粘附分子(cd146))。系統和方法也可以用于檢測小分子、蛋白質、核酸或病原體。

流體交換

本文中所述的微流體裝置和方法可以用于將細胞從一種載體流體移動到另一種載體流體。例如，所公開的顆粒移動技術可用于將細胞移動進入或離開包含試劑的流體流，例如藥物、抗體、細胞染色劑、磁珠、冷凍保護劑、裂解試劑和/或其它分析物。

單個顆粒移動區域可以包含移動細胞將通過其中的許多平行的流體流(來自許多入口)。例如，白血細胞可以從血液流移動到包含染色試劑的流中并且然后進入緩沖液流。

在生物處理和相關領域中，所描述的裝置和技術可以用于使細胞能夠從舊培養基(包含廢產物)無菌、連續轉移到新培養基。類似地，細胞外液和細胞產物(例如抗體、蛋白質、糖、脂質、生物藥物、醇和各種化學物質)可以以無菌、連續方式從生物反應器中提取，同時細胞保持在生物反應器內。

流體滅菌和清潔

本文中所述的微流體裝置和方法可以用于從流體去除病原體、污染劑和其它特定污染物。通過穿越流體流線移動污染物，污染物可以從流體樣品被去除并作為獨立的廢物流被收集。

收獲用于生物燃料的藻類

從生長介質收獲藻類是生物燃料的生產的主要費用，原因是藻類在非常稀的懸浮液中以近中性浮力生長，使藻類生物質的高效提取和濃縮變得困難。本文中所述的微流體裝置和方法可以提供收獲藻類的高效手段，其不取決于密度或過濾。所描述的裝置和技術使生長箱中的藻類能夠從培養基被提取并且濃縮至高體積密度。這可以作為單個步驟或連續過程的一部分完成。另外，由于本文中所述的裝置可以以尺寸依賴的方式對細胞進行分選，因此它們可以被設計成僅對已達到成熟的較大的藻類進行分選和濃縮，將較小的、未成熟的藻類返回到生長箱。

示例

在以下示例中進一步描述本發明，所述示例不限制在權利要求中描述的本發明的范圍。

裝置制造

進行各種實驗以分析具有不對稱彎曲通道的微流體裝置的行為(例如參見以上標題為“增加顆粒濃度/減小流體體積”的部分和圖5中所示的裝置)，其將慣性聚集與流體提取組合以實現微粒富集流體樣品的體積減少。也就是說，裝置包括其中使用慣性聚集技術聚集顆粒的聚集通道(例如參見圖5中的通道508)和流體從聚集通道提取到其中的無顆粒通道/第二流體流動通道(例如參見圖5中的通道50)。在下面的示例1至5中描述實驗。那些示例中使用的裝置如下設計和制造。

對于每個微流體裝置，使用標準su8光刻和軟刻技術來分別制造主模具和pdms微通道。簡言之，負光致抗蝕劑su8-50(microchemcorp，馬薩諸塞州)以2850rpm旋轉至約50μm的厚度，通過限定通道的微流體網絡的聚酯乳液印刷光掩模(finelineimaging，科羅拉多州)暴露于紫外光，并且在bts-220su8顯影劑(jtbaker，新澤西州)中顯影以形成凸模具。然后將sylgard184彈性體基料和固化劑(dowcorning，密歇根州)的10:1比率混合物倒在凸模具上，使其在烘箱中在65℃下固化8小時，并且然后從su8主模具中取出以形成具有圖案化通道的微流體裝置蓋。使用定制的尖銳針尖對通道的入口孔和出口孔沖孔。然后使用低殘留膠帶和結合到預清潔的1mm厚玻璃顯微鏡載玻片的氧等離子體清潔裝置以去除微粒。

對于pdms的高壓變形是關注點的實驗，改為使用環氧樹脂裝置。使用通過用十三氟-1,1,2,2-四氫辛基-三氯硅烷(gelest)處理pdms通道并且然后將pdms倒在硅烷化通道上產生的pdms模具構造環氧樹脂裝置。在65℃下固化24小時之后，將模具與硅烷化通道仔細地分離。使用0.75mm直徑的harrisuni-core活檢沖孔器在入口和出口處在pdms模具中沖孔。將特氟龍涂層線(0.028英寸直徑，mcmaster-carr)輕輕地插入這些孔中以使pdms模具的表面不變形。然后將tygon管(.02”i.d.，.06”o.d.)引導到特氟龍涂層線上并從模具表面懸浮～1mm。將epoxacast690(smooth-on)混合并脫氣30分鐘，然后倒入模具中。在填充模具的同時，通過在平坦的pdms表面的頂部的一滴環氧樹脂上鋪設玻璃載玻片將環氧樹脂涂覆在載玻片上。約28小時之后，將裝置暫時冷卻至-22℃以防變形，除去特氟龍線并且將裝置從模具取出。然后將玻璃載片從pdms板取出并加熱至55℃，并且將裝置壓在載玻片上以確保結合。

顆粒和細胞懸浮液

使用熒光聚苯乙烯珠和白血細胞作為示例性顆粒，在寬范圍的流動條件下測試下述示例中使用的裝置。使用4.4μm直徑的藍色熒光珠(polysciences)、9.9μm直徑的綠色熒光珠(thermofisherscientific)和15μm直徑的紅色熒光珠(invitrogen)產生聚苯乙烯顆粒懸浮液。每一種在1xpbs，0.1％吐溫20和碘克沙醇的當量密度溶液(1.05g/ml)中懸浮至0.1的最后長度分數。使用具有緩沖溶液的共流的確定性橫向位移分離白血細胞(血沉棕黃層)。

熒光計數和細胞計數

使用自動化nikontie倒置顯微鏡用retiga2000r單色相機以及visionresearchphantomv4.2高速單色相機實現流體樣品的熒光和高分辨率成像。

使用血細胞計數器和nageotte室在白血細胞產率實驗中以取決于輸出細胞濃度的稀釋度測量顆粒濃度。

示例1：無細胞層生長和虹吸百分比

組合的虹吸和慣性聚集設計具有快速作用的慣性力的優點，其在微流體通道的壁附近生成無顆粒層。然后可控地將該無顆粒流體層虹吸掉，再次留下顆粒更靠近慣性力最強的壁。可以重復聚集和虹吸的過程，直到獲得期望的體積減小。當使用微流體裝置來增強流體內的顆粒的濃度或提取無顆粒流體時，重要的設計考慮可以包括控制相對于無顆粒層的形成的動力學被虹吸的流體的百分比。在慣性聚集系統中，聚集行為是包括通道幾何形狀以及流速的許多參數的累積結果(參見例如，dicarlo，d.“inertialmicrofluidics”，labchip9，3038(2009)，以及martel，j.&toner，m.“inertialfocusinginmicrofluidics”，annualreviewofbiomedicalengineering16，371-396(2014)，其通過引用完整地并入本文)。例如，彎曲結構在實現給定通道長度上的聚集方面通常比平面結構更有效，而在一些實施方式中，對于流速的變化也更為敏感。

使用類似于關于圖5-6所述的結構的不對稱彎曲結構，我們針對聚集通道寬度的范圍(在50μm至200μm之間)和在取決于通道寬度的流速的范圍上(10μl/min至3000μl/min)表征無顆粒層的形成。測試的每個裝置包括一系列五個聚集虹吸單元對(參見例如圖6)，接著擴展成500μm寬的直線部分。在基于穿越通道寬度的10％相對強度閾值完全擴張通道之后在聚集單元的下游測量所得到的輸出流體的無顆粒層寬度(即，強度歸一化為0％至100％之間，其后識別強度達到10％的位置，參見例如martel，j.m.&toner，m.“particlefocusingincurvedmicrofluidicchannels”，sci.rep3，1-8(2013)，其通過引用完整地并入本文)。

將每個通道寬度的最佳流速下的無顆粒層的寬度彼此進行比較，如圖10中所示。具體地，圖10示出了“無細胞分數”對流速，其中每個數據點表示每個不同尺寸的通道的沒有顆粒的流體的最大分數(穿越通道寬度測量)。繪圖之下的圖例表示通道寬度。從圖10中所示的圖形可以看出，較窄的通道比較寬的通道獲得明顯更高的最大無顆粒層寬度(50μm寬-38％、75μm-46％、100μm-42％、125μm-30％、150μm-15％、200μm-13％)。對于較寬的通道，最佳流速(獲得最大無顆粒層寬度的流速)的+/-50％的范圍上的無顆粒層寬度的變化較小(50μm寬-12％、75μm-23％、100μm-16％、125μm-15％、150μm-4.6％、200μm-5.5％)。

使用參考數據，我們確定最佳流速qoptimal(即，導致無顆粒自由層形成的最大寬度的流速)與聚集單元寬度之間存在近似線性關系，wfocus＝1.0911e^-07*qoptimal(μl/min)+4.4789e^-05m。基于前述關系，可以產生保持高水平的無顆粒層形成效率的裝置，原因是流體從聚集通道被虹吸并且通過聚集通道的流速減小。

也研究了無顆粒層的形成和最大虹吸百分比之間的關系。虹吸百分比是在島之間的下一個開口處虹吸出的聚集通道中的流動的百分比。虹吸量由聚集和虹吸通道的相對流體阻力確定。特別地，使用一定范圍的虹吸百分比(7％、10％、12％和15％)以500微升/分鐘的固定輸入流量設計一組裝置。500微升/分鐘的流速被選擇以在更窄的更高效的聚集單元寬度的最佳流速范圍內。這些裝置的聚集性能的比較表明，取決于期望的體積減小因數，虹吸百分比對于10的因數的體積減小必須低于10％，并且對于50的因數的體積減小必須低于7％。體積減小因數相當于濃度因數，并且可以表示為一除以聚集通道中的流動的分數。例如，如果總流動的5％在聚集通道中，則體積減小因數為20。圖11包括流動通過微流體裝置的聚集-虹吸單元的熒光標記的白血細胞的圖像，其中每個圖像對應于10的因數的體積減小的不同虹吸百分比。從圖像可以看出，在15％虹吸百分比裝置中，從聚集通道到第二流體流動通道中的顆粒的損失是很明顯的。

如前述結果揭示的，組合的虹吸和慣性聚集技術能夠以良好調節的方式控制體積減小因數。在一些實現方式中，可以獲得特定體積減小因數，由此與輸入樣品體積無關地為下游分子測定定制特定樣品體積。

對于下面所述的實驗，我們選擇了兩種具體的設計來進行詳細的表征。兩種選擇的設計是10的因數(“10x”)濃縮器(該裝置包括26個聚集-虹吸單元對并且具有10％虹吸百分比)和50的因數(“50x”)濃縮器(該裝置包括152個聚集-虹吸單元對并且具有7％虹吸百分比)。

示例2：流速依賴性

可以在用于執行體積減小和/或增加流體內的顆粒濃度的微流體系統中考慮的另一因素是通過微流體裝置的流體樣品的流速。因此，也研究了對流速的敏感性。使用隔離的白血細胞(血沉棕黃層)，在100微升/分鐘至1000微升/分鐘的輸入流速之間分析10x和50x裝置兩者的產率。產量在聚集通道中流動的流中的細胞的數量和第二流體流動區域中的細胞的數量之間的相對基礎上被計算，或者替代地，作為在聚集通道中流動的流中的細胞的總數量除以聚集通道第二流體流動通道組合中的總細胞。裝置的大于95％的高產率在400至600微升/分鐘之間被保持，但是超過該范圍產率開始顯著下降。例如，包含白血細胞的多個獨立流開始在1000微升/分鐘形成。

圖12是10x和50x裝置兩者的相對白血細胞產率對流速的繪圖。一般而言，將細胞的輸入數量與從聚集通道和第二流動通道組合出來的總細胞進行比較的系統損失(例如，由于在各種容器之間、管道等中的轉移中的細胞損失)典型地較低，約10％。對于低于400微升/分鐘的流速，產率的下降與聚集的總體缺乏是一致的。例如，在可忽略的慣性效應的情況下，可以預期相當于分流的產率，例如對于10x和50x裝置分別為10％和2％。通過將流速從100增加到400微升/分鐘的產率的增加指示聚集隨著雷諾數改善，原因是慣性效應增加。600微升/分鐘之后的產率的減小可能是較高驅動壓力下pdms變形的結果，導致顯著不同的聚集模式。

輸入和輸出流速的確切范圍取決于使用的顆粒尺寸和通道尺寸。為了有效地獲得給定設計的更高產量，可能需要復用通道。

示例3：尺寸依賴性

慣性力很大程度上取決于正被聚集的顆粒的尺寸。因此，評估組合的慣性聚集和虹吸裝置的性能以了解對顆粒尺寸的敏感性。特別地，通過10x和50x裝置同時運行各種聚苯乙烯顆粒尺寸(4μm-10μm)以便確定從聚集通道偏轉到期望“無顆粒”層的第二流體流動區域的顆粒的尺寸范圍。圖13是前述實驗的繪圖并且表明較小的顆粒尺寸與較大的顆粒尺寸相比具有較低的相對產率(即，(產物中的總細胞)/(產物中的總細胞+廢物中的總細胞))的趨勢，即，顆粒越小，顆粒將通過島結構之間的間隙逸出聚集通道的可能性越大。如果期望高于90％的相對產率，則該閾值的截止顆粒尺寸可以對于10x裝置內插為約8.5μm并且對于50x裝置可以內插為約8μm。該微小的差異可能歸因于聚集變得對顆粒尺寸更敏感的50x濃縮器的端部的明顯更低的速度。

顯示組合的虹吸和慣性聚集裝置對顆粒尺寸的敏感性的前述結果可能導致若干可能有利的應用。例如，尺寸依賴性可以有益于清除生物樣品(例如去除細菌)，原因是小于截止尺寸的顆粒將從聚集通道虹吸到第二流體流動通道中，因此提高最終樣品純度或減小不期望的生物樣品污染。

示例4：體積分數依賴性

分析的另一因素是顆粒間相互作用對聚集行為的影響。一般而言，常規的慣性聚集裝置嚴格要求輸入流體樣品濃度低以便獲得高質量聚集(參見例如lee，w.，amini，h.，stone，h.a.&dicarlo，d.“dynamicself-assemblyandcontrolofmicrofluidicparticlecrystals”，proceedingsofthenationalacademyofsciences107，22413(2010)，其通過引用完整地并入本文)。理論濃度限制由沿著整個通道長度或長度分數1的平衡位置處的相鄰接觸顆粒的連續線的極限給出(參見例如dicarlo，d.“inertialmicrofluidics”，labchip9，3038(2009)，其通過引用完整地并入本文)。我們通過改變以500μl/min處理的白血細胞的輸入濃度來研究10x和50x裝置的顆粒濃度的操作截止。

圖14是示出對于不同輸入濃度在該流速下的白學細胞的相對產率的繪圖。如繪圖所示，在每毫升約100萬個細胞的輸入濃度下存在明顯的最大極限。顆粒相互作用將開始影響裝置閾值性能的顆粒濃度在裝置中達到大約每毫升約80m個細胞。該高顆粒濃度可歸因于以下事實：裝置的操作成功或產率不要求所有顆粒落在單一流線上。相反，靠近壁的無細胞層形成導致產率減小的高得多的濃度(即，不是要求將所有顆粒包裝到單個窄流的有限空間中，我們只需要將顆粒包裝到未被虹吸的流體的區域中，其可以容納遠遠更多的顆粒)。前述實驗結果表明，無顆粒層的形成不如在前所理解的單流或高質量慣性聚集對顆粒體積分數那么敏感(參見例如dicarlo，d.“inertialmicrofluidics”，labchip9，3038(2009)，其通過引用完整地并入本文)。

示例5：獲得大于50x體積減小

我們也分析了微流體積減小裝置獲得明顯高產量和體積減小的能力。例如，在一些情況下，圖1-5中所示的大量裝置可以并行操作以增加總體系統產量(即，處理的流體的總體積)。例如，在一種可能的設計中，多個體積減少裝置(例如，裝置100)可以均具有獨立的流體輸入以接收流體樣品，其中每個裝置的輸出聯接到共同的輸出通道以用于收集濃縮顆粒或過濾流體樣品。

替代地或附加地，可以串聯構造兩個或更多個裝置，使得在整個系統的每個級(即，裝置)處修改顆粒濃度/體積減小。為了揭示串聯體積減小的應用，我們構建了包含串聯集成裝置的微流體系統：特別地，我們使用十個并聯的10x裝置，其進給到單個50x裝置中以獲得500x的理論總體積減小。圖15是示意圖，示出了用于研究體積減小的系統1500的設計的俯視圖，所述系統包括十個并聯的10x濃縮器裝置1502和單個50x濃縮器裝置1504。系統1500的操作如下進行：(i)稀釋顆粒進入系統1500并且在獨立的10x濃縮器1502中聚集到十個平行聚集的流中；(ii)然后通過一系列會聚通道1506發送十個平行的聚集流；(iii)會聚流然后在它們進入50x裝置1504時被重新聚集；以及(iv)最后，所有的顆粒通過50x裝置的底部產品出口離開。

由于壓力要求和pdms變形，用于實驗的系統是用剛性環氧樹脂代替pdms制造的[eugenej.lim等人，“inertio-elasticfocusingofbioparticlesinmicrochannelsathighthroughput”，naturecommunications.2014](參見例如martel，j.m.&toner，m.“particlefocusingincurvedmicrofluidicchannels”，sci.rep.3，38(2013)，其通過引用完整地并入本文)。為了測試產率，將輸入濃度為每毫升100,000的白血細胞引入系統中。集成系統的產率一直在95％以上并且具有～411的體積減少因數。因此，對于包含每毫升100,000個白血細胞的30ml輸入樣品，樣品將通過微流體系統減小到73μl+/-1.2μl(n＝5)，具有大于95％的原始細胞(95.7％+/-3.6％，n＝5)。411體積減小因數和500設計體積減小因數之間的差異是僅僅幾微升的產品的差異，其作為4ml/min的輸入流速(泵驅動力限制)和<10微升/分鐘的產品流速難以控制。也就是說，當裝置設計成執行500x體積減小時，它實際上執行400x的體積減小。據信產品和廢物通道的相對阻力略微偏離，使得產品比期望的略微更多。此外，微小的產品體積可能引起一些測量誤差。微流體系統中的微小制造缺陷也可以改變該平衡。

用于洗滌細胞、交換培養基和/或濃縮樣品以便隨后測定的離心是生物醫學科學中最廣泛使用的過程之一。系統1500和上述實驗結果表明，微流體虹吸和慣性聚集裝置能夠以連續流動和無菌方式實現典型地用離心執行的前述常規生物醫學任務，產量高達4毫升/分鐘(240毫升/小時)并且體積減小因數為20倍或以上。此外，使用組合的虹吸和慣性聚集技術也減輕了微流體裝置的產量的典型限制。盡管我們提出了以50x的體積減小因數獲得500微升/分鐘的產量的非集成的單個裝置，但是裝置可以進一步并聯布置成獲得大于40個通道的組(20毫升/分鐘或1200毫升/小時)，減小較大體積樣品的運行時間。

盡管提出的大部分改進是關于改善實驗方法，但也有關于慣性聚集的性質的關鍵發現。無顆粒層的形成不如在前預測的單流或高質量慣性聚集對于顆粒體積分數那么敏感的實現可能是直觀的，而且也揭示了比較慣性聚集裝置性能的新手段。典型地在慣性聚集中使用五種不同的幾何形狀，并且典型地通過獲得最小條紋寬度所需的長度比較每一個。通過將最佳聚集的定義從最小化條紋寬度改變為無顆粒層的動態形成，可以研究并直接比較對不同微流體結構的聚集動力學的新見解。這種新的比較手段可以標準化如何測量這類微流體裝置的有效性。

其它實施例

應當理解，盡管已經結合其詳細描述對本發明進行描述，但是前述描述旨在說明而不是限制由附帶的權利要求的范圍限定的本發明的范圍。