CN108093625A - 对驻波场中颗粒的声学操控 - Google Patents

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Abstract

公开了一种用于从主流体分离次级流体或颗粒的方法。该方法包括：使混合物流过声泳设备，声泳设备包括声学室、超声换能器和反射器。换能器包括由电压信号驱动的压电材料，以在声学室中产生多维声学驻波。发送电压信号以按位移曲线驱动超声换能器，位移曲线为不同振型的组合的叠加，不同振型具有相同数量级以在声学室中产生多维声学驻波，从而次级流体或颗粒在该驻波中被连续俘获，然后聚结、聚集、成团或结合到一起，并且随后由于浮力或重力而从主流体中上升或沉淀，并排出声学室。

Description

对驻波场中颗粒的声学操控
相关申请的交叉引用
本发明要求于2015年5月20日提交的序列号为62/163,994的美国临时专利申请的优先权，并在此将其公开通过引用的方式合并于此。
技术领域
在此描述的主题涉及使用超声生成的声学驻波来实现对悬浮相(suspended-phase)组分进行俘获、集中和分离，并由此将这样的污染物从诸如水的流体介质中去除。
背景技术
当颗粒夹带在或分散于流动的流体中时，典型地由于颗粒之间的一些吸引或附着或添加有助于吸引和聚集颗粒的凝聚剂而使颗粒聚集以形成较大的团。颗粒之间的吸引力可以是离子缠结或物理缠结。
典型地，在流体介质中形成颗粒团后，利用物理过滤处理来分离聚集的、聚结的、凝聚的或此外处理形成的颗粒团。在文献中报告的用于从水中去除颗粒的大部分工作涉及可替换的过滤器单元，其一般由填充式滤盒、滤膜或特殊滤纸组成。如果分离工艺为过滤器分离工艺，物理过滤器介质和从流体介质分离出来的颗粒团一般被丢弃，因此产生了额外的废弃物并增加了成本。而且，使用这种物理过滤处理时，滤液的收益率减少，因为其一部分用于浸润过滤材料。此外，随着过滤器填满，过滤能力减少，并且使用这样的过滤器要求定期停工以取下过滤器并取出其内俘获的颗粒。最后，虽然10微米以上的颗粒能够典型地由这些技术捕获，但更小的颗粒典型地无法以足够的效率来捕获，诸如大小范围在1微米的细菌孢子。
因此，寻求能够执行连续过滤的方法。这种连续方法在多种过滤应用中都是有用的，诸如从水中过滤油，从血液中过滤组分，从尾矿池水中过滤尾矿，以及一般地，从液流过滤颗粒以及从液流过滤不融合的流体或乳化流体。
声泳是使用高强度驻波从初级流体或主流体中分离颗粒或次级流体，并且不使用滤膜或物理尺寸的排除过滤器。已知当密度和/或压缩性(也被称为声学对比度因子)存在差异时，声音的高强度驻波可以对流体中的颗粒施加力。驻波中的压力曲线包含在其节点处的局部最小压力幅值区域和在其腹点处的局部最大值。根据颗粒的密度和/或压缩性，可以在驻波的节点处或腹点处俘获颗粒。通常，驻波的频率越高，在驻波的压力下可以俘获到越小的颗粒。
在传统的声泳设备中，已使用平面声学驻波来完成分离工艺。然而，单个平面波趋向于以一方式俘获颗粒或次级流体，这一方式使得只能通过关闭平面驻波来将它们从初级流体中分离。这无法允许进行连续操作。而且，生成声学平面驻波所需的电力趋向于通过浪费的能量对初级流体加热。
因此传统的声泳设备由于包括发热、平面驻波的使用、流体流动上的限制以及无法捕获不同类型的颗粒这几种因素而存在效力有效的问题。因此，期望提供一种系统和方法，其能够生成优化的颗粒团以改进重力分离和收集效率。也将期望使用改进的流体动力学的改进的声泳设备，从而声泳可以是个连续过程。
发明内容
本公开在多个实施例中涉及从主流体中分离次级流体或颗粒的声泳设备和方法。简而言之，使用多维声学驻波的叠加来连续地俘获次级流体或颗粒，该次级流体或颗粒然后聚结、聚集、成团或结合到一起，并随后由于浮力或重力而从主流体中上升或沉淀，并排出声学室。
在此公开的用于从主流体分离次级流体或颗粒的方法包括使初级流体与次级流体或颗粒的混合物流过声泳设备。声泳设备包括：声学室，其具有至少一个入口和至少一个出口；至少一个超声换能器，其定位在所述声学室的壁上，所述至少一个超声换能器包括由电压信号驱动的压电材料以在所述声学室中产生多维声学驻波的叠加；以及反射器，其定位于所述声学室的与所述至少一个超声换能器相对侧的壁上。所述方法进一步包括：发送电压信号以在位移曲线上驱动所述至少一个超声换能器，位移曲线为不同模式(诸如平面、基本、和/或高次振型)组合的叠加，该不同模式具有相同数量级以在所述声学室中产生多维声学驻波，使得次级流体或颗粒在该驻波中被连续俘获，然后聚结、聚集、成团或结合到一起，并且随后由于浮力或重力而从主流体中上升或沉淀，并排出所述声学室。
模式(1,1)被称为基本模式。基本振型和高次振型可具有彼此在0.005兆赫兹内的波峰。更高次振型可包括模式(1,3)；(1,5)；(3,3)；(3,5)和(5,5)。在某些实施例中，更高次模式可包括高至(25,25)的模式以及更高。
压电材料的激励频率可以在较小间隔上改变或抖动，对压电材料以多种高次模式进行激励，并且然后将频率循环回经过压电材料的较低模式，从而允许在指定时间生成多种多维波形，以及单活塞振型。在其他实施例中，压电材料的激励频率为固定激励频率，其中多种模式的加权组合促成了压电元件的整体位移曲线。
在特定实施例中，多维驻波造成具有相同数量级的轴向力分量和横向力分量的声学辐射力。多维声学驻波可以在声学室中垂直于流动经过声学室的方向产生。压电材料可以振动以生成穿过流动的混合物的表面的压力曲线，该压力曲线具有多个最大值和最小值。混合物中可以产生位于声学辐射电势的最小值处的热点。电压信号可具有正弦波、方波、锯齿波、三角波或脉冲波波形。电压信号可具有100kHz至10MHz的频率。可以用幅度或频率调制启停能力来驱动电压信号以消除声流。反射器可具有非平面的表面。
在某些结构中，至少一个超声换能器可以包括：壳体，其具有顶端、底端和内部空间；压电元件，其处于壳体的底端处，并具有内表面以及外露的外表面，压电元件在由电压信号驱动时能够振动。支撑层可以与压电元件的内表面接触，支撑层由基本透声材料制成。基本透声材料可以是轻木、软木或泡沫。基本透声材料可以具有最多1英寸的厚度。基本透声材料可以是栅格的形式。压电元件的外表面可以由厚度为半波长或更低的耐磨表面材料覆盖，该耐磨表面材料可以是氨基钾酸酯、环氧树脂或者硅涂层。在一些实施例中，压电元件可以不具有支撑层或者耐磨层。压电元件可以是晶体、半晶体或非晶体。
在根据本公开的方法中，二次流体或颗粒的混合物可以垂直向下流动，并且二次流体或颗粒可以向上浮动至收集管。在备选实施例中，混合物可以垂直向上流动，并且二次流体或颗粒可以下沉至收集管。颗粒可以是中国仓鼠卵巢(CHO)细胞、NSO杂交瘤细胞、幼仓鼠肾(BHK)细胞，或者人类细胞。
在特定实施例中，声学驻波可以是多维声学驻波。这种多维声学驻波的例子可以在共同共有的美国专利第9,228,183号中找到，其全部内容通过引用全部合并于此。在其他实施例中，声学驻波可以是平面声学驻波。进一步，在特定实施例中，声学驻波可以是平面声学驻波和多维声学驻波的组合，其中平面声学驻波和多维声学驻波彼此重叠。
这些和其他非限制性特征将在下面具体描述。
附图说明
以下为附图的简要说明，这些附图被示出是为了图示在此公开的示例性实施例，而非为了限制的目的。
图1为示出颗粒尺寸的声学辐射力、重力/浮力和斯托克斯拖曳力的关系图。横轴为微米(μm)，纵轴为牛顿(N)。
图2示出了通过水层而与反射边界层分离的压电元件的总体结构。
图3表示利用换能器和反射器来生成平面驻波以在声学室中产生颗粒的松填充平面的传统方法。示出三个示图：反射器示图、系统示图和等距示图。
图4表示根据本公开的利用换能器和反射器来生成多维声学驻波以在声学室中产生颗粒的紧填充团的新方法。示出三个示图：反射器示图、系统示图和等量示图。
图5为示出根据本公开的用于比主流体密度低的二次流体或颗粒的声泳分离方法的图。
图6为示出根据本公开的用于比主流体密度高的二次流体或颗粒的声泳分离方法的图。
图7为传统的超声换能器的截面图。
图8为根据本公开的超声换能器的截面图。在换能器中存在气隙，并且不存在支撑层或耐磨板。
图9为根据本公开的超声换能器的截面图。在换能器中存在气隙，并且存在支撑层和耐磨板。
图10示出了存在复合波的压电晶体的平面内和平面外位移。
图11表示25.4x 25.4x 1mm PZT-8压电晶体在存在辐射水层时的位移响应的分析结果。
图12表示25.4x 25.4x 1mm PZT-8压电晶体的位移响应的分析结果，其中25.4mm流体室端接有声学反射器。
图13表示根据本公开的压电方程的二维COMSOL数值模型。
图14表示25.4x 25.4x 1mm PZT-8压电晶体的位移响应的数值结果，其中25.4mm流体室端接有声学反射器。
图15表示25.4x 25.4x 1mm PZT-8压电晶体的电流响应的数值结果，其中25.4mm流体室端接有声学反射器。
图16表示以30kHz工作的25.4x 25.4x 1mm PZT-8压电晶体的电流响应的实验结果，其中25.4mm流体室端接有声学反射器。
具体实施方式
通过参照对期望实施例的下列详细说明以及包括其中的例子可以更容易理解本公开。在下列说明书及随后的权利要求书中，将参照应当定义为具有如下含义的多个术语。
虽然为了清楚起见在下列说明中使用了特定术语，但这些术语旨在仅指的是实施例的所选定用于图示在图中的特定结构，而不旨在定义或限制本公开的范围。在附图和下列说明中，将理解相同数字指定指的是相同功能的部件。
单数形式的“一”和“该”包括复数指称，除非在上下文明确地指明了其他情况。
术语“包括”在此用于要求存在所命名的部件并允许存在其他部件。术语“包括”应当解释为包括术语“由……构成”，其允许仅存在所命名的部件，以及由所命名的部件的制造而来的任何杂质。
数值应当理解为包括当减少到同样数量的重要图时相同的数值以及通过小于本申请中描述类型的传统测量技术的实验误差而不同于所述值的数值。
在此公开的所有范围包含所述的端点并独立地可组合(例如，“从2克至10克”的范围包括端点2克和10克，以及所有中间值)。范围的端点以及在此公开的值不限于精确范围或值，它们足够不精确以包括接近这些范围和/或值的值。
连同数量一起使用的修饰词“大约”包含所述值并且具有上下文所指定的含义。当用在范围的上下文中时，修饰词“大约”应当也认为公开了由两个端点的绝对值定义的范围。例如，范围“从大约2到大约10”也公开了范围“从2到10”。术语“大约”可指所指定数的正负10％。例如，“大约10％”可指9％至11％的范围，并且“大约1”可意味着从0.9至1.1。
应当注意到在此所使用的许多术语为相对术语。例如，术语“上”和“下”在位置上彼此相对，即，上部件在给定的定向上位于比下部件更高的高度处，但是如果器件翻转，则这些术语可以改变。术语“入口”和“出口”关于给定结构而与流过它们的流体相对，例如，经入口流入结构并经出口流出结构的流体。术语“上游”和“下游”与流体经多个部件所流过的方向相对，即，流体在流过下游部件之前先流过上游部件。应当注意到在环中，第一部件可以描述为在第二部件的上游和下游。
术语“水平”和“垂直”用于指定相对于绝对参照(即地平面)的方向。然而，这些术语不应当解释为要求结构绝对平行于或绝对垂直于彼此。例如，第一垂直结构和第二垂直结构不一定彼此平行。术语“顶部”、“底部”或“基部”用于指表面，其中顶部相对于绝对参照(即地表面)总是高于底部/基部。术语“朝上”和“朝下”也相对于绝对参照；朝向总是与地球重力相反。
术语“平行”应当解释为在本质意义上在两个平面之间保持大体恒定距离，而不是在严格数学意义上当这样两个平面向无限延伸时永不相交。
本申请涉及是“相同数量级”。如果两个数中较大数除以较小数的商为至少1且小于10的值，则这两个数在相同的数量级上。
声泳是使用高强度声学驻波从初级流体或主流体中分离颗粒或次级流体，并且不使用滤膜或物理尺寸的排除过滤器。已知当密度和/或压缩性(也称为声学对比度因子)存在差异时，声音的高强度驻波可以对流体中的颗粒施加力。驻波中的压力曲线包含在其节点处的局部最小压力幅值区域和在其腹点处的局部最大值。根据颗粒的密度和/或压缩性，可以在驻波的节点处或腹点处俘获颗粒。通常，驻波的频率越高，在驻波的压力下可以俘获到越小的颗粒。
当声学驻波在液体中传播时，快速振荡会对悬浮在液体中的颗粒或对液体之间的界面产生非振荡力。该力被称为声学辐射力。该力源于传播波的非线性。作为非线性的结果，波在传播时发生变形并且时均值(time-averages)为非零。通过串行扩展(根据扰动理论)，第一非零项将成为二阶项，这解释了声学辐射力。对处于流体悬浮的颗粒或细胞的声学辐射力是对颗粒或细胞的任一侧的辐射压力差的函数。对辐射力的物理说明除了非刚性颗粒以与环境介质不同的速度振荡的效果之外，还是入射波和散射波的叠加，从而辐射出波。下列等式表示在平面驻波中对处于流体悬浮的颗粒或细胞的声学辐射力的分析表达。
其中βm是流体介质的压缩性，ρ是密度，是声学对比度因子，Vp为颗粒体积，λ是波长，k是2π/λ，P0是声学压力幅值，x是沿驻波的轴向距离(即垂直于波前)，以及
其中，ρp为颗粒密度，ρm为流体介质密度，βp为颗粒的压缩性，并且βm为流体介质的压缩性。
对于多维驻波，声学辐射力是三维力场，并且计算该力的一个方法是Gor’kov’方法，其中初级声学辐射力FR定义为场电势U的函数,其中场电势U定义为
并且f1和f2为由下式定义的单极和双极贡献：
其中
其中p是声学压力，u是流体颗粒速度，Λ是细胞密度ρp与流体密度ρf的比率，σ是细胞声速cp与流体声速cf的比率，Vo是细胞的体积，以及<>表示在波的周期上的时均。
Gork’ov’模型用于驻波中的单颗粒并且受限于相对于在流体和颗粒中的声场的波长而言较小的颗粒尺寸。并且没有将流体和颗粒对辐射力的黏性的影响考虑在内。结果，该模型不能用于大尺寸超声分离器，因为颗粒团会长得很大。
图1为示出声学辐射力、流体拖曳力和浮力与颗粒半径的比例的双对数曲线图(对数y轴，对数x轴)。对典型的用于实验的哺乳动物细胞进行计算。在实验中，哺乳动物细胞的密度(ρp)为1,050kg/m3并且细胞声速(cp)为1,550m/s。有颗粒流动的流体是水，水具有的密度(ρw)为1000kg/m3，流体声速(cf)为1500m/s，并且流速(vf)为4cm/min。实验用33PZT-8超声换能器以1MPa的压力和2.2MHz的频率驱动。如上文所解释的，重力/浮力是依赖于颗粒体积的力，并且因此对于微米级的颗粒尺寸而言可以忽略，但对于几百微米级的颗粒尺寸而言会增长并变得显著。流体拖曳力随着流体速度而线性增减，并且因此对于微米尺寸的颗粒而言典型地超过浮力，但对于几百微米级的较大尺寸的颗粒而言可忽略。声学辐射力的增减(scaling)是不同的。当颗粒尺寸小时，Gor'kov等式是准确的并且声学俘获力随着颗粒的体积而增减。最后，当颗粒尺寸增长时，声学辐射力不再随着颗粒半径的立方而增加，而是将在某个决定性的颗粒尺寸处快速消失。对于颗粒尺寸的进一步增加，辐射力再次在幅值上增加，但在相位上相反(未图示)。对于增加的颗粒尺寸，该模式重复出现。
最初，当悬浮物以最初较小的微米尺寸的颗粒流经系统时，对于声学辐射力而言需要平衡流体拖曳力和浮力对驻波中的待俘获颗粒的组合作用。在图1中，这发生于约3.5微米的颗粒尺寸，标记为Rc1。图中随后示出了所有较大的颗粒也将被俘获。因此，当驻波中的较小颗粒被俘获，发生颗粒结合/成团/聚集/聚结，导致有效颗粒尺寸的连续生长。当颗粒尺寸生长时，声学辐射力反射离开颗粒，使得较大颗粒将导致声学辐射力降低。颗粒尺寸生长连续进行，直到浮力变得占优势，这由第二决定性颗粒尺寸Rc2来表示，在该尺寸下颗粒将取决于它们关于主流体的相对密度而上升或下沉。因此，图1解释了小颗粒如何能在驻波中被连续俘获，生长为较大颗粒或成团，然后最后因为浮力的增加而上升或沉淀。
必须使用比声学辐射力更复杂和完整的模型，如Gork’ov模型，其不限于颗粒尺寸。在本公开中实施的该模型是基于尤里-艾林斯基(Yurii Ilinskii)和叶夫根尼亚-扎波罗茨卡亚(Evgenia Zabolotskaya)的理论工作，记述于美国物理联合会会议录第1474-1卷，第255-258页(2012)。这些模型也包括流体和颗粒粘性的影响，并且因此对声学辐射力有更准确的计算。图2示出表面有电极的压电材料的非常普遍的结构。其中一个电极配置为周期电势电极，另一个电极配置为接地电极。压电材料定位为与提供反射边界条件的声学反射器相对。反射器和压电材料由水层分开。压电等式的一般公式为：
其中p为密度，ω为角频率,u为位移张量,为电场电势,λ为弹性张量,e为耦合张量，以及ε是电容率张量。基于该一般公式，压电等式的设想方案为：
其中和为复振幅，k和K为压电元件的波数。对于33定向的PZT-8压电元件，存在五个独立的λ值，三个独立的e值，以及两个独立的ε值。
机械边界条件由下列等式定义：
其中σ为应力，dz为压电元件的厚度，pw为水中的声学压力，ρw是水的密度，kw是水中的波数，KR是反射系数，以及L是水层的长度。
电气边界条件由下列等式定义：
其中V为电压幅值，n为周期性指数,并且m是关注的(n,m)模式的周期性指数。
本公开的声泳分离技术适用多维超声驻波，平面声学驻波或其组合，即平面和多维声学驻波(在此简单合称为声学驻波)的叠加以俘获包含颗粒/二次流体的大量流体中的颗粒或二次流体。
图3表示利用相互对置的换能器和反射器在其间生成平面驻波的传统方法。图3中的左侧表示穿过反射器看到的声学室的视图，图3的中图表示从上方看声学室的系统视图。如图3所示，声学室中平面驻波的产生导致声学室中生成颗粒的松填充平面，典型地对应于颗粒的具有正声学对比度的压力节面。
图4从另一方面表示了利用相互对置的换能器和反射器在其间生成多维声学驻波或多维驻波的叠加的新方法。如图3那样，图4中的左侧表示穿过反射器看到的声学室的视图，图4的中图表示从上方看声学室的系统视图。如图4所示，声学室中多维声学驻波的产生导致声学室中生成颗粒的紧填充团，典型地对应取决于声学对比度因子的在驻波中的压力节点或腹点的位置。
在声学驻波的节点或腹点处收集的颗粒或次级流体根据颗粒或次级流体的相对于主流体的声学对比度因子而形成簇/团/聚结/结合的小滴，并在簇生长到大到足以克服声学驻波的保持力的尺寸(例如通过结合或聚结)时，当颗粒/次级流体的密度高于主流体时连续下落离开声学驻波，或者当颗粒/次级流体的密度小于主流体时上升离开声学驻波。当颗粒相对于波长较小时，声学辐射力与颗粒体积(例如半径的立方)成比例。其与频率和声学对比度因子成比例。其还随着声学能量(例如声学压力幅值的平方)而增减。对于谐波激励，该力的正弦空间变动驱动颗粒至驻波内的稳定轴向位置。当作用于颗粒的声学辐射力强于流体拖曳力和浮力和重力的组合作用时，颗粒被俘获到声学驻波场内。这导致了所俘获的颗粒的集中、聚结和/或结合。该较强的横向力产生了颗粒的快速群集。微米尺寸的颗粒，例如细菌、哺乳动物细胞、微藻、金属颗粒、酵母、真菌、脂质、油滴、红细胞、白细胞、血小板等等因此能够通过增强的重力分离而从主流体中分离。对于具有几种不同颗粒尺寸的悬浮物的情况，可以通过调整系统参数来使得尺寸上较大的颗粒组沉淀出来，同时尺寸上较小的颗粒组可以留在悬浮物中。这两层然后可以分开收取。然后可以使用重复的过程来根据尺寸而分馏不同尺寸的颗粒组。对此，由每个换能器生成的多维声学驻波可以具有不同频率。
声泳设备的一种具体应用是在生物反应器材料的处理中。能够从主流体中的所表示的材料中分离相对较大的细胞和细胞碎屑是重要的。所表示的材料由生物分子组成，例如重组蛋白或单克隆抗体类，并且是待恢复的期望产品。通过使用声泳，细胞和细胞碎屑的分离非常高效，并且致使所表示的材料的损失很小。这对于目前的过滤处理(深度过滤，正切流动过滤等)是个改进，目前的过滤处理显示出在高细胞密度上的受限效率，使得所表示的材料在过滤器床自身中的损失可以高达生物反应器所产生的材料的5％。使用哺乳动物细胞培养物，包括中国仓鼠卵巢(CHO)、NSO杂交瘤细胞、幼仓鼠肾(BHK)细胞，昆虫细胞，以及人类细胞(例如T细胞、B细胞、干细胞、红细胞)，以及活细胞/生物细胞，总体上已经被证明是制造/表达如今的药物所要求的重组蛋白和单克隆抗体的非常有效的方式。通过声泳的帮助来过滤哺乳动物细胞和哺乳动物细胞碎屑极大地增加了生物反应器的产出。如所期望的，声泳工艺也可以与上游或下游的标准过滤工艺相结合，例如深度过滤，正切流动过滤(TFF)或其他物理过滤工艺。
对此，声学对比度因子是颗粒与流体的压缩性的比率和颗粒与流体的密度的比率的函数。大部分细胞类型表现出比它们所悬浮于的介质更高的密度和更低的压缩性，从而细胞和介质之间的声学对比度因子为正值。结果，轴向声学辐射力(ARF)以正对比度因子将细胞驱动至压力节面，同时将具有负对比度因子的细胞或其他颗粒驱动至压力腹面。ARF的径向或横向分量大于流体拖曳力和重力的组合作用。该径向或横向分量将细胞/颗粒驱动至这些平面内的特定位置(点)，在这些位置它们成簇、成团、聚结或结合成更大的组，然后它们将连续地从流体中重力分离。
期望地，超声换能器在流体中产生三维或多维声学驻波，伴随轴向力对悬浮的颗粒施加横向力，从而增加驻波的颗粒俘获和成团能力。文献中刊登的典型结果记述了横向力比轴向力小两个数量级。相反，本申请中公开的技术提供的横向力具有与轴向力(即多维声学驻波)相同数量级。然而，在此进一步描述的某些实施例中，考虑产生多维声学驻波和平面驻波二者的换能器的组合。为了本公开的目的，将其中横向力与轴向力具有相同数量级的驻波认为是“多维声学驻波”。
有时，由于声流，有必要对驻波的频率或电压幅值进行调整。这可以通过幅值调整和/或频率调整来进行。驻波传播的占空比也可以用来实现用于俘获材料的某些结果。换言之，可以以不同的频率打开或关闭声束以实现期望的结果。
图5示出了用于去除油或其他轻于水的材料的实施例的图示。由换能器10施加典型地在从几百kHz到十几MHz范围内的激励频率。在换能器10和反射器11之间生成一个或多个驻波。微滴12在驻波内的压力腹点14处被俘获，在腹点14处它们聚结、聚集、成团或结合。且在能浮起的材料的情况下，微滴12漂浮到表面并经由位于流动路径上方的排放出口而排出。净化的水从出口18排出。声泳分离技术可以实现多成分颗粒的分离而且不脏，成本也很低。
图6示出了用于去除污染物或其他重于水的材料的实施例的图示。由换能器10施加典型地在从几百kHz到十几MHz范围内的激励频率。进水中的污染物13被俘获在驻波内的压力节点15处,它们在压力节点15处聚结、聚集、成团或结合，并且在较重材料的情况下，下沉到底部收集器并经由位于流动路径下方的排放出口17而排出。净化的水从出口18排出。
如先前所解释的，超声换能器和反射器位于声学室的对侧。这样，在超声换能器和反射器之间产生一个或多个声学驻波。
在讨论系统的进一步优化之前，先解释一下多维声学驻波是如何产生的是有帮助的。颗粒收集所需的多维声学驻波通过以一频率驱动超声换能器而获得，该频率能够生成声学驻波并且能够激励换能器压电元件的基本3D振动模式。超声换能器中的压电元件以多模方式扰动可允许产生多维声学驻波。压电元件可以专门设计为在设计的频率处以多模方式形变，这允许产生多维声学驻波。可通过压电元件的不同模式，例如能生成多维声学驻波的3x3模式，来生成多维声学驻波。大量多维声学驻波也可以通过允许压电元件通过多种不同的振型(mode shapes)振动来生成。因此，元件将激励多种模式(modes)，例如0x0模式(即活塞模式)到1x1(基本模式)，到2x2,1x3,3x1,3x3以及其他更高阶次模式，并且然后循环回到元件的较低模式(不一定按直接顺序)。压电元件在模式间的切换或抖动允许多种多维波形随着单活塞振型在指定时间内产生。
还可以激励或选择同时激励多种模式的激励频率，每个模式的位移幅值的变化度不同。通过这种将同时激励的多种模式与变化的位移幅值相结合，能够产生期望用于从主流体俘获、成团并分离二次流体或颗粒的多维声学驻波的叠加。
声学场从颗粒分散导致三维声学辐射力，其作用为三维俘获场。当颗粒相对于波长较小时，声学辐射力与颗粒体积(例如半径的立方)成比例。其与频率和声学对比度因子成比例。其还随着声学能量(例如声学压力幅值的平方)而增减。当作用于颗粒的声学辐射力强于流体拖曳力和浮力和重力的组合作用时，颗粒被俘获到声学驻波场内。这导致了所俘获的颗粒的集中、聚结和/或结合。通过改进的重力分离，一种材料的相对大的固体因而可以从不同材料、相同材料的较小颗粒中和/或主流体中分离。
多维驻波产生轴向上(即，在换能器和反射器之间的垂直于流向的驻波方向上)和横向上(即，在流向上)的声学辐射力。当混合物流过声学室时，悬浮的颗粒在驻波的方向上经受较强的轴向力分量。由于声学力垂直于流向和拖曳力，其根据颗粒的对比度因子而将颗粒快速移动到压力节面或腹面。横向声学辐射力然后作用为将集中的颗粒移动朝向每个面节点的中央，从而聚结或成团。横向声学辐射力分量必须克服流体拖曳以使得颗粒成团并连续生长，然后由于重力而从混合物中掉落。因此，为了使声学分离设备有效地工作，当颗粒团在尺寸上增加时对每个颗粒拖曳的下降和当颗粒团在尺寸上生长时对每个颗粒的声学辐射力的下降都必须考虑到。在本公开中，多维声学驻波的横向力分量和轴向力分量具有相同的数量级。对此，注意到在多维声学驻波中，轴向力比横向力强，但多维声学驻波的横向力比平面驻波的横向力高得多，通常高出两个数量级以上。
使用在本公开的设备、系统和方法中换能器的一些进一步的解释也会有帮助。对此，换能器使用压电元件，通常由PZT-8(锆钛酸铅)制成。这样的元件可具有1英寸的横截面和额定2MHz的谐振频率，并且也可以具有较大的尺寸。每个超声换能器模块可以仅具有一个压电元件，或者可以具有多个元件，每个元件作为独立的超声换能器并且由一个或多个放大器控制。压电元件可以是晶体、半晶体或非晶体。压电元件可以是方形、矩形、不规则多边形或总体上为任意形状。换能器用于生成压力场，压力场产生正交于驻波方向(横向)和在驻波方向上(轴向)的同样数量级的力。
图7为传统的超声换能器的截面图。该换能器具有在底端的耐磨板50，环氧树脂层52，压电元件54(例如由如PZT制成的陶瓷晶体)，环氧树脂层56和支撑层58。在压电元件的任一侧具有电极：正电极61和负电极63。环氧树脂层56将支撑层58附接到压电元件54。整个组件容纳在壳体60中，壳体可以由例如铝制成。电适配器62为穿过壳体并连接到引线(未示出)的导线提供连接，所述引线附接至压电元件54。典型地，支撑层设计为增加阻尼以及产生在较宽频率范围上具有均匀位移的宽带换能器，并且设计为抑制在特定振动本征模式处的激励。耐磨板一般设计为阻抗转换器，以更好地匹配换能器所辐射入的介质的特性阻抗。
图8为本公开的超声换能器81的截面示图。换能器81的外形为盘状或板状，并具有铝制壳体82。压电元件可以是例如大量的钙钛矿陶瓷晶体，每一晶体由在更大的二价金属离子(通常为铅或钡)和O2-离子的晶格中的较小的四价金属离子(通常为钛或锆)组成。作为示例，在图8所示的实施例中，PZT(锆钛酸铅)晶体86限定了换能器的底端，并露出于壳体的外部。该晶体于其周边由较小的弹性层98支承，例如硅酮或类似材料，位于晶体和壳体之间。换句话说，不存在耐磨层。在特定实施例中，晶体为不规则多边体，并且在进一步的实施例中为不对称不规则多边体。
螺钉88将壳体的铝制顶板82a经由螺纹附接至壳体的主体82b。顶板包括用于对换能器供电的连接器84。PZT晶体86的顶面连接到由绝缘材料94分离的正电极90和负电极92。电极可以由任一导电材料制成，例如银或镍。电力通过晶体上的电极提供给PZT晶体86。注意，晶体86不具有支撑层或环氧树脂层。换句话说，在换能器中铝制顶板82a和晶体86之间存在气隙87(即，气隙完全是空的)。在一些实施例中可以设置最小支撑58和/或耐磨板50，如图9所示。
换能器的设计可以影响系统的性能。典型的换能器为层状结构，其中压电元件接合到支撑层和耐磨板。由于换能器加载有由驻波呈现的高机械阻抗，传统的用于耐磨板的设计指南，例如用于驻波应用的半波长厚度或用于辐射应用的四分之一波长厚度，以及制造方法可能不合适。而且，在本公开的一个实施例中，换能器不具有耐磨板或支撑，使得压电元件以其具有较高的Q因子的本征模式之一(即，接近本征频率)振动。振动压电元件，诸如例如陶瓷晶体/盘，直接露出于流过声学室的流体。
去除支撑(例如，使压电元件背面为空气)也允许元件以较高阶的振动模式振动，而几乎没有阻尼(例如较高阶模态位移)。在具有带支撑的压电元件的换能器中，元件如活塞那样以更均匀的位移振动。去除支撑允许元件以非均匀位移模式振动。压电元件的振型的阶次越高，元件的节线越多。虽然俘获线与节点的相关性不一定是一对一的，但元件的高阶模态位移产生了更多的俘获线，而以更高频率驱动元件不一定会产生更多的俘获线。
在一些实施例中，压电元件可具有最少地影响晶体的Q因子(例如小于5％)的支撑。支撑可以由诸如轻木、泡沫或软木等基本透声材料制成，其允许元件以更高阶振型振动并且保持高Q因子，同时仍然为元件提供一些机械支承。支撑层可以是实心的，或者可以是具有穿过该层的孔的栅格，使得栅格以特定的更高阶振动模式跟从振动元件的节点，在节点位置处提供支撑，同时允许元件的其余部分自由振动。栅格结构或透声材料的目标是提供支承而不降低压电元件的Q因子或干扰特定振型的激励。
通过避免环氧树脂层和耐磨板的阻尼和能量吸收效应，将压电元件置于与流体直接接触也有助于高Q因子。其他实施例可有耐磨板或耐磨表面以防止含铅的PZT接触主流体。这在例如分离血液的生物应用中可能是期望的。这样的应用可使用诸如铬、电解镍或无电镍的耐磨层。化学气相沉积也可用来涂覆一层聚(对二甲苯)(例如聚对二甲苯)或其他聚合物或聚合物膜。有机涂层和生物相容性涂层(如硅酮或聚氨酯)也可用作耐磨表面。
超声换能器中的压电元件以多模方式扰动可允许产生多维声学驻波。压电元件可以专门设计为在设计的频率处以多模方式形变，这允许产生多维声学驻波。可通过压电元件的不同模式，例如能生成多维声学驻波的3x3模式，来生成多维声学驻波。大量多维声学驻波也可以通过在小间隔内改变频率而允许压电元件通过多种不同振型振动来生成。因此，压电元件将激励多种模式，例如0x0模式(即活塞模式)到1x1，2x2,1x3,3x1,3x3以及其他更高阶次模式，并且然后循环回到压电元件的较低模式(未必按直接的阶)。压电元件在模式间的切换或抖动允许多种多维波形随着单活塞振型在指定之间内产生。在其他实施例中，激励为固定频率激励，其中多种模式的加权组合促成了压电元件的整体位移曲线。由本公开的超声换能器产生的总声学辐射力(ARF)的横向力是明显的并且足以克服在高达1cm/s以上的高线速度下的流体拖曳力。例如，通过本公开的装置的线性速度对于分离细胞/颗粒最小可以是4cm/min，并且对于油/水相的分离可以高达1cm/sec。
与压电元件作为具有均匀位移的活塞有效地移动的振动形式相反，通过以高阶振型驱动换能器可以增加由换能器产生的声学辐射力的横向力。声学压力与换能器的驱动电压成比例。电力与电压的平方成比例。换能器典型地为薄压电板，其电场在z轴上并且主要位移在z轴上。换能器典型地一侧与空气接合(即，换能器中的气隙)，并且另一侧与细胞培养媒介的流体混合物接合。在该板中产生的波的类型已知为复合波。压电板中复合波的一个子集类似于泄漏对称(也称为压缩或拉伸)兰姆波。该板的压电性质典型地导致激发对称兰姆波。这些波由于辐射到水层中而泄漏，这导致在水层中产生声学驻波。兰姆波存在于无限大的薄板上，其表面无应力状态。由于本实施例的换能器本质上是有限的，所以实际的模态位移更为复杂。
图10示出了在板的厚度上的面内位移(x位移)和面外位移(y位移)的典型变动，面内位移在板厚度上是偶数函数，而面外位移是奇数函数。由于板的尺寸有限，位移分量在板的宽度和长度上变化。通常，(m，n)模式是换能器的位移模式，其中在宽度方向上的换能器位移有m个波动，而在长度方向上有n个波动，并且伴随着厚度的变化，如图10所描绘。m和n的最大数是压电元件的尺寸和激励频率的函数。存在不是(m，n)形式的附加三维模式。
驱动换能器使得压电元件以通式(m，n)的高阶模式振动，其中m和n独立地为1或更大。在特定实施例中，压电元件以至少三种模式振动：模式(1,1)；模式(1,3)；和(3，3)。高阶模式将产生更多的节点和腹点，在水层中产生三维驻波，其特征是在声学场中的各个方向上的强梯度，不仅在驻波的方向上，而且在横向上。结果，声学梯度在横向方向上产生更强的俘获力。
图11表示辐射入半无限水层中的25.4×25.4×1mm PZT-8压电晶体的位移响应的分析结果。晶体在三种不同的(m，n)模式下被驱动：模式11(1,1)，模式13(1,3)和模式33(3,3)。在图11中，最上方线表示所有三种模式的总和，上中线表示模式11，下中线表示模式13，最下方线表示模式33。从图11中可以看出，对压电晶体在极化方向上的总位移几乎没有影响。当压电元件辐射到水层中时，其位移曲线大部分是基本模式曲线。高阶模式的位移幅值在整个关注频率范围内较小，并因此对所辐射的声学波的产生的影响最小。还要注意的是，高阶模式的谐振频率随着模式数目而增加。
图12表示25.4x 25.4x 1mm PZT-8压电晶体的位移响应的分析结果，其中25.4mm流体室端接有刚性声学反射器。再次，晶体在三种不同的(m，n)模式下被驱动：模式11(1,1)，模式13(1,3)和模式33(3,3)。在图12中，最上方线表示所有三种模式的总和，上中线表示模式11，下中线表示模式13，最下方线表示模式33。如通过比较图12和图11可以看出，在图12中，存在与压电晶体在极化方向上的位移量具有相似的数量级的多种模式。换句话说，基本模式(1,1)不再在所有频率上占优势。对于一些激励频率，(1,3)模式占优势，而(3,3)模式对另一频率占优势。对于其他频率，几种模式的强度是相似的，因此都对整个位移曲线有贡献，这于是就是每种模式的叠加。应注意的是，三种模式的位移的峰值在较高频率的区域中以大致相等的频率彼此重叠。每种模式中的峰值彼此大致在0.005兆赫兹(MHz)之内。
基于这些分析结果，使用上述压电等式开发了数值模型。在图13中，该数值模型表示为二维COMSOL模型，其中压电晶体以2.235MHz的频率工作。在图13中，y轴代表系统的以英寸为单位的高度，而x轴代表系统的以英寸为单位的宽度。图中的两个标签表示压电晶体的以英寸为单位的总位移(最右标签)，内标签表示声学电势(U)。如图13所示，多维声学驻波的生成产生了多个声学电势最小值线。
图14和图15表示这些数值结果。具体而言，图14表示25.4x 25.4x 1mm PZT-8压电晶体在存在25.4mm流体室时的位移响应的数值结果。如图14中所示，位移曲线在工作频率范围具有多个峰值。对于25.4mm的流体层，平面声学谐振频率间隔约为29kHz。在图15中看到的另外的峰值是更高阶模式的动作的指示，类似于理论模型的预测。图15表示25.4x25.4x 1mm PZT-8压电晶体在存在25.4mm流体室时的电流响应的数值结果。如通过将图15与图14进行比较可以看出的那样，电流响应表现出与位移响应类似的行为，只要电流响应在工作频率范围内具有多个峰值。
在实施例中，驱动换能器的电压信号可以具有正弦波、方波、锯齿波、脉冲波或三角波的波形，并具有500kHz至10MHz的频率。电压信号可以用脉冲宽度调制来驱动，产生任何期望的波形。电压信号也可以具有幅值或频率调制启停能力来消除声流。在图16所示的一个实验设置中，使用30kHz扫描，并且电流响应相对于频率绘制，类似于图15。如图16中所示，发现存在多个谐振峰值，表明实验结果符合理论和数值结果。
换能器用于生成压力场，压力场产生正交于驻波方向和在驻波方向上的同样数量级的声学辐射力。当力的数量级大致相同时，尺寸为0.1微米至300微米的颗粒将更有效地移向“俘获线”，使得颗粒不会通过压力场。相反，颗粒将保持在声学室内，从声学室可以有利地通过声泳装置的特定出口收集颗粒或以其他方式再循环回到相关的生物反应器。
在此所述的声泳装置和方法可用于从主流体分离次级流体或颗粒。就此，本公开的装置和方法利用压电元件的更高阶模态位移，其中多个模式具有相同的数量级，这允许更强力地且更有效地俘获次级流体或微粒。
已经参考示例性实施例描述了本公开。显然，在阅读和理解前面的详细描述之后，其他人将会想到修改和变更。旨在将本公开解释为包括所有这样的修改和变化，只要它们落入所附权利要求或其等同方案的范围内。

Claims (20)

1.一种用于从主流体分离次级流体或颗粒的方法，包括：
使所述主流体与所述次级流体或所述颗粒的混合物流过声泳设备，所述声泳设备包括：
声学室，具有至少一个入口和至少一个出口；
至少一个超声换能器，定位在所述声学室的壁上，所述至少一个超声
换能器包括压电材料，所述压电材料受电压信号驱动以在所述声学室中产生多维声
学驻波；以及
反射器，定位于所述声学室的、与所述至少一个超声换能器相对侧的
壁上；以及
发送电压信号以按位移曲线驱动所述至少一个超声换能器，所述位移曲线为不同模式的组合的叠加，所述不同模式具有相同的数量级以在所述声学室中产生多维声学驻波，从而所述次级流体或所述颗粒在所述驻波中被连续俘获，然后聚结、聚集、成团或结合到一起，并且随后由于浮力或重力而从所述主流体中上升或沉淀，并排出所述声学室。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述不同模式具有彼此在0.005兆赫兹内的峰值。
3.根据权利要求1所述的方法，其中所述不同模式的组合为模式(1，1)；(1，3)；(1，5)；(3，3)；(3，5)和(5，5)中的至少两个模式。
4.根据权利要求1所述的方法，其中所述压电材料振动以生成穿过流动的所述混合物的表面的压力曲线，所述压力曲线具有多个最大值和最小值。
5.根据权利要求1所述的方法，其中在所述混合物中产生位于声学辐射电势的最小值处的热点。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述至少一个超声换能器包括：
壳体，具有顶端、底端和内部空间；以及
压电元件，其处于所述壳体的所述底端处，并具有内表面以及外露的外表面，所述压电元件在受到电压信号驱动时能够振动。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，支撑层与所述压电元件的所述内表面接触，所述支撑层由基本透声材料制成。
8.根据权利要求7所述的方法，其中所述基本透声材料是轻木、软木或泡沫。
9.根据权利要求7所述的方法，其中所述基本透声材料具有最多1英寸的厚度。
10.根据权利要求7所述的方法，其中所述基本透声材料是栅格的形式。
11.根据权利要求6所述的方法，其中所述压电元件的外表面由厚度为半波长或更低的耐磨表面材料覆盖，所述耐磨表面材料是氨基钾酸酯、环氧树脂或者硅涂层。
12.根据权利要求6所述的方法，其中，所述压电元件不具有支撑层或者耐磨层。
13.根据权利要求1所述的方法，其中，颗粒为中国仓鼠卵巢(CHO)细胞、NSO杂交瘤细胞、幼仓鼠肾(BHK)细胞，或者人类细胞。
14.根据权利要求1所述的方法，其中所述电压信号具有正弦波、方波、锯齿波、三角波或脉冲波的波形。
15.根据权利要求1所述的方法，其中所述电压信号具有100kHz至10MHz的频率。
16.根据权利要求1所述的方法，其中，用幅度或频率调制启停能力来驱动所述电压信号以消除声流。
17.根据权利要求1所述的方法，其中所述反射器具有非平面的表面。
18.根据权利要求1所述的方法，其中所述多维声学驻波在所述声学室中垂直于流动经过所述声学室的方向产生。
19.根据权利要求1所述的方法，其中所述压电材料的激励频率在小间隔上改变或抖动，对所述压电材料以高阶模式进行激励，并且然后将频率循环回经过所述压电材料的低模式，从而允许在指定时间随同单活塞振型生成多种多维波形。
20.根据权利要求1所述的方法，其中，所述压电材料的激励频率为固定频率激励，在所述固定频率激励，多种模式的加权组合促成了所述压电元件的整体位移曲线。
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