CN101331392B - 用于产生电场的高阻抗系统及所使用的方法 - Google Patents

Abstract

本发明揭示一种用于产生可用于各种应用的时变及非时变电场(E场)的系统及方法。产生所述E场利用：高阻抗介电材料，其总共具有高电容率(ε)、高体积电阻率(ρ)及高最大允许E场应力(Φ)这三个必要材料特性；及采取在串联电容网络中划分或分配E场的方式的物理几何结构。所产生的E场可作用于标的材料，其包含气体、液体或固体，其中所述材料是固定的或移动的。所述方法允许以显著较低的外加电压Φ_a在所述标的材料中建立既定强度的E场，或相反地，以既定的外加电压Φ_a建立具有显著较高E场强度的E场。所述方法可预防电导电流通过所述标的材料，由此显著地降低电导电流、能量消耗、欧姆热和电极/流体界面处的先占电化学反应。也可施加声能。

Description

用于产生电场的高阻抗系统及所使用的方法

技术领域

本发明实施例涉及一种用于向串联电容性网络施加时变、非时变或脉冲电压电位以建立或者产生均匀或非均匀电场的系统，所述电场又用于许多应用。更特定来说，所述实施例采用具有特定电特性的介电材料，所述介电材料经布置或经配置以形成划分或者分配在对置的电极之间所施加的电位的串联电容网络，从而导致E场在标的材料中(或者跨越所述标的材料)而集中。

背景技术

不管有还是没有磁场组件，无论在一特定应用中被认为是弱还是强，静态、时变及脉冲电场均在各种行业中用于各种各样的应用中。在某些现有应用中，且当时变外加电压用于本发明实施例时，电荷载流子可相对于实验框架而移动，因此磁场(B场)伴随电场(E场)，然而，对于本发明实施例来说，仅E场是相关的。E场应用的实例包含但不限于以下：

·电泳：凝胶型及毛细管型两者均采用通过悬浮介质的电流、电阻负载，由此建立用于分离、区分及分级DNA、蛋白质及其它分子的电场。

·电穿孔(类似于电通透作用)：使用通常以各种波形及脉冲速率加脉冲的强电场来导致活细胞膜的介电击穿，由此影响可逆及不可逆穿孔及或通透以达到转染、巴式灭菌或杀菌的目的；及

·电场流分级(FFF、类似于EFFF、μ-EFF、CyEFF及其它)：为将较大分子及/或较小粒子与标的液体分离、分级及区分，可对流体流采用电场正交。

大体来说，可通过在外加电压既定的情况下增大场强或相反地，通过在场强既定的情况下减小外加电压来加速或者增强由E场的作用驱动、支持或促进的过程或效应。这是由于电容率、体积电阻率及最大允许场应力等材料特性与这些参数对场强、介电击穿、场几何结构、电流及能量消耗等不同电路要素的影响之间的关系而实现的。在E场的影响或直接作用下进行的应用通常由通过电解双层形成、电极极化及能量消耗而产生的欧姆热、电化学(感应电荷转移)、场屏蔽等不合需要的影响而限定。

由于工作介质(通常为用于这种应用的液体或凝胶)的欧姆热及介质/电极界面处不合需要的电化学(感应电荷转移)，电流是电泳、电穿孔及场流分级装置中的外加场强的一个限定因素。例如，近二十年来已付出很多努力来将临床电穿孔过程(主要用于对活生物细胞的转染)应用于商业等温巴式灭菌(通常称作脉冲电场非热巴式灭菌或PEF)。可逆电穿孔是非致命性的且可通过对外加场强及暴露时间的仔细控制来完成，其中不可逆电穿孔的标志是细胞死亡、代谢失活或下垂。由于PEF系统的低阻抗性质(其中裸露的导电电极直接耦合到受处理流体)，已将脉冲电压波形用作减小平均能量、欧姆热及流体/电极界面处不合需要的电化学的手段。这同样适用于电泳及电场流分级(EFFF)方法及装置。虽然场强的增大会改善过程的效率及/或速率，但增大外加电压来作为增大场强的手段会导致过度的电流及与之相关联的欧姆热、不合需要的电化学反应以及上文提及的其它不合需要的反应。在EFFF的情况下，最近已做出努力来使用微机械加工及微电子技术减小流体通道高度，以此来有效地减小所述电极之间的场尺寸且由此增大场强并同时减轻电流。由于增大E场强同样需要增大外加电压及/或减小电极之间的距离，因此工作介质(无论是气体、液体还是固体)的介电击穿在所有应用中都是额外的限定因素。

虽然在传统的导电电极与受处理介质之间涂布或并置常用的介电材料允许施加较高的电压，从而意味着较高的E场强，但其效应被所使用的介电材料两端的较大电压降抵销，因此降低了受处理介质的E场。这可由于电压下降且因此E场在串联电容网络中被划分或者分配的方式而发生。

有利地，可研制一种用于产生可明显减轻或完全解决先前系统及方法的不合需要的影响的E场的系统。

发明内容

因此，本发明的一个实施例包含一种用于产生电场的高阻抗系统，且包括：一对包括介电材料的电极，其中每一电极具有至少一个涂布有导电材料的表面；且其中这一介电材料形成将所述导电涂层与受处理标的流体隔离的屏障；流体路径或空间，其形成于所述电极对之间以使所述导电材料位于不与所述路径或空间中的流体接触的电极表面上；施加在所述电极两端的时变、非时变或脉冲电压源；及含有所述电极对的外罩，所述外罩经配置以将静态或动态标的液体维持在所述路径或空间中。

本发明的一个方法实施例包含一种使流体经受电场的方法，所述方法包括：在一对电极之间形成流体路径，其中所述电极包括介电材料且其中每一电极具有至少一个涂布有导电材料的表面，所述导电材料设置在不在所述流体路径中的电极表面上；将所述电极包覆在外罩内以将静态或动态标的流体维持在所述路径中；向所述涂布有导电材料的电极的每一表面施加时变、非时变或脉冲电压源，由此来形成电场；及导致流体进入所述流体路径以使所述流体经受电场。

用于产生利用高阻抗介电材料的E场的系统及方法，所述高阻抗介电材料总共具有三个必要的材料特性：高电容率(ε)、高体积电阻率(ρ)及高最大允许E场应力

及利用在串联电容网络中划分或分配E场的方式的物理几何结构。

根据以下详细说明、图式及权利要求书，本发明的其它变化形式、实施例及特征将更为明显。

附图说明

图1图解说明具有平行几何结构的本发明的第一介电配置；

图2图解说明具有圆柱形几何结构的本发明的第二介电配置；

图3图解说明经布置以形成串联电容网络的三个介电区段；

图4图解说明图3的介电几何结构的等效电路图；

图5图解说明涂布在一侧上的两个钛酸盐陶瓷片，其中金属银薄膜在每一钛酸盐陶瓷片上形成一导电电极表面；

图6图解说明图5的电极的透视图，所述电极附加到聚碳酸酯梁支撑且其间有空间以形成流体路径。

图7是图6的电极的顶视图；

图8图解说明附加到图6及图7中图解说明的布置的另一侧的对置梁支撑。

图9图解说明本发明的高阻抗E场装置的一个配置；

图10图解说明图6及图7的平行板几何结构的等效电路图；

图11及图12图解说明根据本发明实施例的一个例示性系统配置；及

图13图解说明图11及图12中图解说明的配置的等效电路图。

具体实施方式

出于促进了解根据本发明实施例原理的目的，现在将参照附图中所图解说明的实施例并使用特定语言来描述这些实施例。然而，应了解，本发明范围并不打算限定于此。所属技术领域的技术人员及此揭示内容的所有者通常会构想出对本文中图解说明的发明性特征的任何改变及进一步修改及对本文中图解说明的本发明原理的任何额外应用，且其均视为在所请求发明的范围内。

虽然本发明实施例具有许多应用，但本文描述针对生物细胞电穿孔的一个实施例。术语电穿孔在专利及学术文献中有时称作电通透，其广泛地用于表示与在活细胞膜上施加电场的作用相关联的现象。在细胞生物学、基因工程、药物治疗以及例如巴式灭菌及杀菌的生物技术工艺中，对悬浮在流体电解液中的细胞进行电穿孔是重要的。根据场强、暴露时间及波形形状，外施电场可导致可逆或不可逆的孔形成以及类脂膜中的其它结构缺点，所述类脂膜包含细菌、真菌、孢子、病毒及哺乳动物(人体)细胞的膜。在可逆电穿孔的情况下，所述现象的标志是膜扩散通透性的瞬时增大，其已在数十年来用于对DNA、药物、染料、蛋白质、缩氨酸及其它分子的转染。当外施电场引起临界跨膜电压(在许多细菌类型中Φ_c≈1V)时，在足够长的时期内，孔形成及其它膜缺陷变得不可逆，从而导致细胞死亡及/或永久性的代谢失活，即，巴式灭菌或杀菌。

用于临床及实验室的电穿孔装置及方法已使用了数十年，且可容易地购买到来用于小批量体积(通常1μl到100ml)的转染、巴式灭菌及杀菌。近二十年来已做出大量工作以使这些临床及实验室方法适用于需要以持续高流速代替小批量体积的商业应用。已建议、实施及申请了许多装置及方法，然而，在所有当前及现有技术中均常见的是使用直接耦合到受处理流体的低阻抗导电电极。此使得这种装置的等效电路在稳态模式下类似于电阻网络，并伴随着电导电流、欧姆热、界面电荷转移、双层形成、电化学反应及过度能量消耗等参数必要条件。这些电阻负载参数导致业内普遍使用传统电穿孔装置中所采用的脉冲波形。无论是单极、双极还是其它形状，且不管在上升时间还是在衰减时间，均应用脉冲波形(有时称作PEF)的使用来减轻前文提到的此领域中当前及现有技术中常见的低阻抗电阻性网络的不合需要的影响。在试图将这些技术适用到商业巴式灭菌应用的情况下，欧姆热、不合需要的电化学反应及过度的能量消耗尤其成问题。

本发明实施例由发明者杜撰为高阻抗电穿孔(下文中称作：HIE)且可减轻许多不合需要的影响，同时被证明与用于分批及高持续流速应用的现有技术及方法同样有效或比其更有效。

图1及图2分别显示平行介电配置100及圆柱形介电配置150，其可有利于本发明方法实施例的实施。每一配置均显示介电材料105、155、导电涂层110、160及受测试或受E场影响的材料115、165。

对于形成有利于本发明实施例的串联网络的电容性元件来说，在对所述网络中每一材料区段释放电荷之前保存电荷置换，且与每一材料的电容率成比例地分配电位梯度(电压降)连同电场。图3考虑经布置以形成串联电容网络125的三个介电区段170、175及180。识别跨越每一介电区段的E场130、135。图4显示表示图3的网络125的电路图140。

考虑到图3中描绘的布置，如果区段C₁ 170及C₁ 180的电容率明显地大于C₁175，则在脉冲的瞬态响应(阶梯函数)期间，C₁ 170及C₁ 180两端的电位及跨越C₁ 170及C₁ 180的E场与区段C₁ 175两端的电位及跨越C₁ 175的E场相比较会是很小的。此关系将可用于场的形成的总电位梯度有效地集中在中间区段中(此实例中的C₁ 175)。相同的关系应用于由2、4或多个介电区段几何结构组成的网络。因此，跨越受测试或受处理材料的外施场应力比当前及现有技术的方法及装置中所外加的场应力更高。另外，使用具有高体积电阻率的介电电极可限定电流、欧姆热及能量消耗，以及电极界面处不合需要的先占电化学反应。

本文发明者经由可信的实验论证了本发明实施例的有效性。以下说明描述了其中包含所利用的系统及方法的实验。然而，所属技术领域的技术人员应了解，本发明范围并不限定于所利用的实验系统及/或方法。

现在参照图5，图中显示由铅-镁-铅钛酸盐陶瓷制成的两个高阻抗介电电极200。也可使用其它材料，例如高电容率微粒/环氧复合材料或具有类似特性的材料。两个钛酸盐陶瓷片200涂布在一侧上且银金属薄膜在其上形成导电表面210。在一个实施例中，所述电极测量为10mm厚×10mm宽×10mm长，且所述介电陶瓷具有以下电材料特性：

·电容率：5.3e^-08[Fm^-1](相对介电常数ε_r＝6,000)；

·体积电阻率：≈10¹²[Ω-cm]；及

·最大允许场应力：9.0e+06[Vm^-1]。

如图6及图7中所示，电极200附加到聚碳酸酯梁支撑200且其间有空间以形成流体路径通道230，所述流体路径通道测量为1mm深×10mm宽×100mm长，从而形成1000mm³或1ml的流体路径或空间体积。液体口225准许标的液体流入或流出。由于由电极200之间的场施予的吸引力在系统充电时是强大的，因而提供梁支撑200来作为陶瓷电极200的结构应变缓冲。注意，电极200经布置以形成耦合到受处理测试液体的串联电容网络。图7中所示方向箭头A描绘所产生的E场的方向。图8显示完成不透流体路径的对置梁支撑250。现在参照图9，电极200及梁支撑220继而安装到外罩260(例如，1-1/4″PVC管)中，所述外罩填充有高电压介电环氧265。分别附加正及负高电压电缆导管270、275且同样附加流体管配件280、285以形成最终的HIE装置300(本文发明者称作鹿角形结构)。

受处理液体/细菌悬浮液通过连接到所示入口管配件280及出口管配件285的输送管穿过流体路径。正及负高电压线290、295(图11所示)分别通过正及负电缆导管270、275而馈送且定位成与每一对应电极200的银导电表面210直接接触以形成用于系统充电的电连接。图10显示这一平行板几何结构的等效电路图310及图例。

图11及图12显示一个完整的系统配置350。出于安全原因，HIE装置300安装于高电压介电隔壁(例如，1/4n聚碳酸酯塑料薄片)上，并用导线连接到120kVDC的电源310。第一600ml流体320供应烧杯320垂直地安装在HIE装置300上方以通过重力作用使经接种液体可排到液体入口280并通过HIE装置300。第二600ml烧杯325设置在HIE装置300下方的水平面处，经处理的液体将从液体出口285排到所述烧杯中。图13显示电源310及HIE装置300的等效电路图360。

在操作具有接种有细菌的测试液体的系统之前，以无菌胰酶大豆肉汤填充HIE装置300并测量其电特性。表#1显示所预测及测量的值：

                            表1

其中：

Ct总有效电容，[pF]；皮法

Rt总串联电阻，[Ω]；欧姆

E1跨越受测试液体的电场，[Vm-1]；伏特/米

Φa外加电压(DC)，[V]；伏特

Is串联电流，

安培(未经测量的瞬态位移电流)

在1μs的脉冲期间，跨越受测试液体的最大E场约为8.5e+07Vm-1，其等于850kV/cm且表示强大的电场。然而，通过HIE装置300的电流约为4.5e-07安培，其表示在产生强电场的情况下极低的电流(此图式并不包含瞬态位移电流)。所测量值表示三个(3)单独测试的平均值。关断电源，且HIE装置300在每一测量之间完全放电。

在10kV的外加电压(Φa)下操作用于电穿孔测试的系统350。在此电压下提供给受处理经接种液体的电场E1为7.82e+06Vm-1或约为78kV/cm。对于大肠杆菌的物理尺度而言，此场等于7.82Vμm-1且足以达到通常引用为膜电穿孔的阈值的临界跨膜电位(例如，Φc≈1V)。所述测试期间通过HIE装置300的电导电流(1a)约为

(0.046微安)。仅HIE装置300处的平均功率消耗Pavg(其中不包含电缆及电源损失)就约为4.6e-04W(460微瓦)。由于经处理液体的体积为600ml，且用于完成流过过程的总时间约为480秒，因而总能量耗散Ut约为2.2e-01J(221毫焦耳)，估计比能耗Us为1.75e-03kJ/IRlog(1.75焦耳/升的对数下降)。

累积暴露时间(tx)为～800ms，为针对480秒总过程时间内的流速的平均时间。测试液体中的细菌载量下降了38％(以cfu/ml的形式表示的杀灭比例)或约为-0.21log10的对数下降。所述杀灭比例是在测试时期期间以相等时间间隔提取的七个截取样本的平均。虽然-0.21对数下降对于商业巴式灭菌的目的来说并不重要，但其对论述应用于活细胞电穿孔的本发明实施例的有效性的目的来说是重要的。未尝试检测或测量可逆电穿孔的范围(即，膜通透性的瞬时增强)，但在杀灭比例较大的情况下，共存存活比例的电渗透效应是不变的。

涵盖电穿孔装置、方法及理论的商业、学术及专利文献的概述揭示了各种外加电压、场强、波形、脉冲速率、上升/衰减分布曲线、几何结构及流体流动方案。所有的当前及现有技术均采用直接耦合到受处理液体的低阻抗导电电极，从而在稳态条件下使等效电路主要呈现为电阻性负载(所有电阻网络中均存在电容及电感元件，然而，这些电路元件与此测验无关)。对于临床、实验室及商业系统来说也是如此。然而，本发明实施例包括串联电容网络。下表给出用于操作所观测电穿孔装置及系统的关键电参数概述(某些值的范围是广泛的，但仍有指导性)：

                             表2

其中：

Φ_a外加电压，[kV]；干伏

E₁场强，[Vm^-1]及[kVcm^-1]；伏特/米，及千伏/厘米

t_p脉冲宽度，[μs]；微秒

f_p脉冲频率，[Hz]；赫兹(每秒的脉冲数，而不是每秒的周期数)

U_s比能量，[kJ/IR_log]；千焦/升/对数下降

从所述研究中收集的数据涵盖各种各样的可逆(瞬时通透)及不可逆(死亡)电穿孔效应两者、若干不同细菌类型，且包含具有同轴(圆柱形)及平行流体路径几何结构的系统，以及分批型和连续流动方案两者。然而，极少引用所述装置或方法影响所达到的杀灭比例所需的比能量U_s(表#2中的最后一列)。发明者实施的观测(通常需要所研究报告以外的计算)揭示能量消耗相对于杀灭比例的值显示为相当高。相反，为本论证而制造的HIE电穿孔装置300耗用了约1.75e-03kJ/IR_log的比能量(U_s)，比所报告的最低比能量(U_s)低了约4个数量级，且比所报告的最高比能量(U_s)少了6个数量级。由于本发明实施例的高阻抗，每升每对数下降的此低能量消耗另外完全地解决了此领域中的当前及现有技术所呈现的流体/电极电化学及欧姆热的问题。

所属技术领域的技术人员应了解，尽管在所述本论证中使用非时变DC电压(方波脉冲)来对HIE装置300充电(为其供能)，但也可使用时变(AC)外加电压。此外，虽然为串联电容几何结构采用平行板几何结构，但其它几何结构也同样可适用，例如同轴(圆柱形串联电容)几何结构。

除了将高阻抗场的产生应用于生物细胞的电穿孔以外，本发明发明者还已发现施加声能与电穿孔之间的一致作用。可经由任何需要的手段施加所述声能。例如，可通过以下来施加声能：1)通过附装到HIE装置300的压电传感器的作用，所述压电传感器以如下方式及配置被附装：与外加电场脉冲或多个脉冲同时、在其之间连续地及/或在其之后将声能传递给路径230或空间中的流体；或，2)通过介电电极200自身的压电响应的作用，其中经选择用作屏障材料的材料具有适当的介电特性且也可以是压电材料。在这种情况下，在施加外加电位的同时(既在空间上也在时间上)将声能传递给受处理或受测试的流体。在此情况下，所述声能具有与外加场相同的脉冲持续时间及脉冲时间间隔。施加声能的这两种途径均可用于单个系统中也是可能的。也就是说，由压电材料形成的介电电极用于将电场及声能同时地传递给受处理流体，且第二专用电声或机械声传感器经定位及配置以与外加电场同时地、在其之间连续地及/或在其之后将声能传递给受处理流体。

在对生物细胞进行电穿孔期间或紧随其后向所述生物细胞施加脉冲纵向声波波前呈现对细胞膜的周期性辐射压力。由于电穿孔导致通过细胞膜形成开孔，因而辐射压力的作用呈现为垂直于细胞膜极性轴的力且导致细胞变形。在细胞有质量惯性且上清液有粘度的情况下，所述细胞在辐射力的影响下在极点处变平。当细胞膜在极点(极性轴与辐射力向量平行)处变平时，所述辐射向量与所述膜与极性轴呈径向的部分之间的入射角逐渐降低，也就是说，变得更垂直于所述力向量，由此促进了变平的过程。此变平过程继续，直到辐射力由反惯性克服且粘滞力起作用且细胞开始移动。然而，在变平时期期间，下面两件事中的一者或两者相对于细胞的几何结构而发生：1)细胞的内部体积减小或2)膜区域增大(通过伸展)。由标准平面波纵向声辐射压力所导致的力是一种稳态现象，因而所述变平作用仅发生一次，在此之后细胞的形状开始恢复，且然后整个细胞开始随所述波前移动。然而，如果对声能加脉冲，假如以比细胞的机械形状恢复松弛时间更低的频率来提供脉冲速率，则所述变平/恢复作用以所述脉冲速率进行。因为所述变形周期性地增大或减小细胞的内部体积，所以结果是“泵送”作用。所述泵送作用导致细胞质流体被泵送出细胞，且细胞外流体(上清液)被泵送到细胞中。所述作用可用于促进或加速细胞瘫痪，从而导致死亡及/或生物体代谢失活，由此在电场强度及场暴露期既定的情况下改善了效率及/或杀灭比例。

虽然已参照几个实施例详细描述了本发明，但存在另外的变化及修改形式且仍属于下文权利要求书中所描述及界定的本发明范围及精神内。

Claims (26)

1.一种用于产生电场的高阻抗系统，其包括：

一对包括介电材料的电极，其中每一电极具有至少一个涂布有导电材料的表面；且其中所述介电材料形成将所述导电涂层与受处理标的流体隔离的屏障；

流体路径或空间区域，其形成于所述电极对之间以使所述导电材料位于不与所述路径或空间中的所述标的流体接触的电极表面上；

施加在所述电极两端的时变、非时变或脉冲电压源；及

含有所述电极对的外罩，所述外罩经配置以将静态或动态标的流体维持在所述路径或空间中；

其中所述介电材料总共具有在≤1.0KHz时大于8.8E-11 Fm^-1的静态电容率、大于1.0E+04Ωcm的体积电阻率及大于1.0kVmm^-1的最大允许电场应力。

2.如权利要求1所述的系统，其中所述电极是细长的、剖面为方形、且平行地布置。

3.如权利要求2所述的系统，其中所述流体路径或空间位于所述电极之间。

4.如权利要求1所述的系统，其中所述电极是具有不同直径的细长管。

5.如权利要求4所述的系统，其中所述电极布置为同轴几何结构，其中较小直径电极定位于较大直径电极内，从而在其间形成一环形流体路径或空间。

6.如权利要求5所述的系统，其中所述较大直径电极的外表面及所述较小直径电极的内表面涂布有导电材料。

7.如权利要求1所述的系统，其中所述介电材料是高电容率陶瓷或高电容率微粒/环氧复合材料。

8.如权利要求1所述的系统，其中受测试或处理的流体呈液相、气相或固相。

9.如权利要求1所述的系统，其进一步包括用于向所述标的流体施加脉冲声能的构件。

10.如权利要求1所述的系统，其进一步包括可操作以向所述标的流体施加声能的电声或机械声传感器。

11.如权利要求1所述的系统，其中所述电极由可操作以向所述标的流体施加声能的压电材料制成。

12.一种用于产生电场的高阻抗系统，其包括：

一对包括介电材料的电极，其中每一电极具有至少一个涂布有导电材料的表面；所述介电材料形成将所述导电涂层与受测试或处理的标的流体隔离的屏障，且具有在≤1.0KHz时大于8.8E-11Fm^-1的电容率、大于1.0E+04Ωcm的体积电阻率及大于1.0kVmm^-1的最大允许电场应力；

流体路径或空间，其形成于所述电极对之间以使所述导电材料位于不与所述路径或空间中的所述标的流体接触的电极表面上；

施加在所述电极两端的时变、非时变或脉冲电压源，其中所述介电材料布置为平行或同轴几何结构，从而与所述受测试或处理的流体形成串联电容网络以集中或加强提供给所述流体的所述电场；及

含有所述电极对的外罩，所述外罩经配置以将静态或动态标的流体维持在所述路径或空间中。

13.如权利要求12所述的系统，其中所述介电材料使所述流体与所述导电涂层绝缘，从而基本上防止流体/电极界面处的感应电流及电化学反应。

14.如权利要求12所述的系统，其中所述介电材料进一步使所述流体与所述导电涂层绝缘，从而基本上防止电子及离子传导电流通过所述系统以及所述系统的欧姆热。

15.如权利要求12所述的系统，其进一步包括用于向受电场处理或测试的所述标的流体施加脉冲声能的装置，所述声能的施加与所述电场的施加在时间或空间上同时、及/或在时间或空间上连续及/或在时间或空间上随后进行。

16.如权利要求12所述的系统，其进一步包括可操作以向所述标的流体施加声能的电声或机械声传感器。

17.如权利要求12所述的系统，其中所述电极由可操作以向所述标的流体施加声能的压电材料制成。

18.一种使流体经受电场的方法，所述方法包括：

在一对电极之间形成流体路径或空间，其中所述电极包括介电材料且其中每一电极具有至少一个涂布有导电材料的表面，且其中所述介电材料形成将所述导电涂层与所述受处理或受测试的标的流体隔离的屏障，且设置在电极表面上的所述导电材料不与所述路径或空间中的所述标的流体接触；

将所述电极包覆在外罩内以将所述标的流体以静态或动态状态维持在所述路径或空间内；

向涂布有所述导电材料的所述电极的每一表面施加时变、非时变或脉冲电压源，由此在所述路径或空间中的所述流体两端或跨越所述流体形成电场；

使流体进入所述流体路径或空间以使所述标的流体暴露到所述电场并由此接受处理或测试；及

选择具有在≤1.0KHz时大于8.8E-11Fm^-1的电容率、大于1.0E+04Ωcm的体积电阻率及大于1.0kVmm^-1的最大允许电场应力的介电材料，因此使所述标的流体电绝缘以基本上防止所述流体/电极界面处的感应电流、电导电流及电化学反应，以及跨越受测试或处理的所述标的材料的欧姆热。

19.如权利要求18所述的方法，其进一步包括两个介电电极以在两个平行的细长电极之间形成所述流体路径或空间，其中所述电极具有矩形剖面，且其中所述平行电极几何结构与所述标的流体形成串联电容网络，由此来增大或集中跨越所述标的流体的所述电场。

20.如权利要求18所述的方法，其进一步包括两个介电电极以在两个管状的同轴布置的电极之间形成所述流体路径或空间，且其中所述同轴电极几何结构与所述标的流体形成串联电容网络，由此增大或集中跨越所述受测试或处理的材料的所述电场。

21.如权利要求18所述的方法，其进一步包括呈液相、气相或固相的受处理或受测试的所述流体。

22.如权利要求18所述的方法，其进一步包括与所述电场的施加同时地、在其之间连续地及/或在其之后向受处理或受测试的所述标的流体施加声能。

23.一种将标的流体暴露到电场的高阻抗方法，其包括：

在一对电极之间形成流体路径或空间，其中所述电极包括介电材料且其中每一电极具有至少一个涂布有导电材料的表面，且其中所述介电材料形成将所述导电涂层与受处理或受测试的所述标的流体隔离的屏障，设置于电极表面上的所述导电材料不与所述路径或空间中的所述流体接触；

将所述电极包覆在外罩内以将标的流体以静态或动态状态维持在所述路径或空间内；

在所述电极两端施加时变、非时变或脉冲电压源，其中所述介电材料布置为平行或同轴几何结构，从而与所述受测试或处理的流体形成串联电容网络以集中或加强提供给所述流体的所述电场；及

使流体进入所述流体路径或空间以将所述标的流体暴露到所述电场；

其中所述介电材料总共具有在≤1.0KHz时大于8.8E-11Fm^-1的静态电容率、大于1.0E+04Ωcm的体积电阻率及大于1.0kVmm^-1的最大允许电场应力。

24.如权利要求23所述的方法，其进一步包括将所述流体与所述导电涂层绝缘的所述介电材料，由此来基本上防止所述流体/电极界面处的感应电流、电导电流及电化学反应。

25.如权利要求23所述的方法，其进一步包括所述介电材料，其可以是高电容率陶瓷或高电容率微粒/环氧复合材料。

26.如权利要求23所述的方法，其进一步包括向所述流体施加声能，所述声能的施加与所述电场的施加同时地、在其之间连续地且/或在其之后进行。

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