CN109752307A - 共平面微阻抗血细胞计数设备 - Google Patents

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Abstract

描述了一种阻抗血细胞计数设备以及准确测量在通过阻抗血细胞计数设备的流体中包含的颗粒的颗粒大小的方法。阻抗血细胞计数设备包括基板和以共面方式沉积在基板上的电极布置。电极布置包括驱动电极和位于与驱动电极相同的平面中的多个测量电极。多个测量电极包括至少两对测量子电极，每对测量子电极包括与驱动电极相邻定位的第一测量子电极，以及通过相应的第一测量子电极与驱动电极分开的第二测量子电极。阻抗血细胞计数设备可以并入到介质上电润湿(EWOD)设备的基板组件中，例如在包含电润湿驱动电极或公共参考电极的基板组件中，或者并入到微流体血液计数器设备中。

Description

共平面微阻抗血细胞计数设备
技术领域
本发明涉及用于用电子仪器检测、计数和分析微流体设备内的生物细胞的设备和方法，包括能够基于颗粒大小准确区分不同颗粒类型的方法。
背景技术
使用库尔特(Coulter)原理对流过限制或通道的颗粒计数是众所周知的技术。在库尔特计数器中，由于存在颗粒(例如生物细胞)，沿着通道的流体的电阻抗改变。可以调制询问电信号的特性，例如其频率，以提供关于颗粒的信息。采用这种测量技术的设备可以称为电阻抗光谱没备或阻抗血细胞计数没备。
Ayliffe等人的Electric Impedance Spectroscopy Using Microchannels withIntegrated Metal Electrodes，IEEE Journal of Microelectromechanical Systems，VOL 8，NO.1(采用带有集成金属电极的微通道的电阻抗光谱，微机电系统IEEE杂志，第8卷第1册)(1999年3月)描述了微流体电阻抗光谱设备(阻抗血细胞计数设备)。所述设备包括金属电极和微尺度尺寸的流体通道，以便能够分析单个生物细胞。
Gawad等人的Micromachined Impedance Spectroscopy Flow Cytometer ForCell Analysis and Particle Sizing，The Royal Society of Chemistry(用于细胞分析和颗粒大小测定的微机械阻抗光谱流式血细胞仪，英国皇家化学学会)(2001)描述了一种微流体电阻抗光谱设备(阻抗血细胞计数设备)，其中平面金属电极形成在微通道的一侧或两侧。
US6703819(Gascoyne等人，2004年3月9日授权)描述了一种微流体电阻抗光谱设备(阻抗血细胞计数设备)，其中感测和驱动电极形成在微通道的相对侧上并且受到电控制以提高测量准确度。
美国专利申请2016/0041081(Spencer等人，2016年2月11日公开)描述了一种微流体电阻抗光谱设备(阻抗血细胞计数设备)，其中电极形成在微通道的相对侧上并且受到电控制以便减少测量信号对通道中颗粒位置的依赖性。
常规微流体阻抗血细胞计数设备的缺点是，为了提高测量的准确度，必须增加设备结构的复杂性。特别地，为了减小测量的阻抗信号对通道中颗粒位置的依赖性，常规设备在通道的相对侧上使用电极。与电极仅形成在通道的单侧上的共面结构相比，这种双层电极结构导致器件的制造和组装成本的显著增加。
发明内容
本发明提供了一种用于微流体电阻抗光谱设备(也称为阻抗血细胞计数设备)的结构，其适用于低成本制造和组装，并且与常规配置相比提供高准确度测量。微阻抗细胞分析是用于计数和分析生物细胞(例如人血细胞)的已知技术。可以区分的不同类型的血细胞，例如，包括红细胞(RB C)以及多达五种不同类型的白细胞(WBC)，包括淋巴细胞、嗜中性粒细胞、单核细胞、嗜碱性粒细胞和嗜酸性粒细胞。微阻抗血细胞计数设备中的已知问题是对于给定大小的颗粒，测量信号根据微流体通道内颗粒的高度而变化。因此难以基于大小可靠地确定细胞类型。传统上，鞘流或流体动力聚焦技术已被用作通过迫使颗粒移动通过微流体通道的中心来克服测量中的这种变化的方法。然而，与微流体通道中的聚焦技术相关联的挑战使得常规配置无法准确测量通道中的颗粒大小。
本发明的一个方面是一种具有共面电极结构的增强型微阻抗血细胞计数设备。所描述的电极布置使得能够获得微流体通道中的颗粒高度的准确测量。因此，可以补偿由于颗粒高度引起的信号幅度的变化，并且可以获得颗粒大小的准确测量。与常规的微阻抗血细胞计数设备结构相比，共面结构对于在样本制备设备内制造和集成是明显更便宜的。
在示例性实施例中，一种微阻抗血细胞计数设备包括多个单独电极，其可以配置为单个驱动或信号电极和多个感测或测量电极。在一个示例中，电极配置可包括单个驱动或信号电极和四个感测或测量电极。感测电极可以在驱动电极的任一侧上布置成两对，以形成四个可独立测量的电容和合成阻抗。与驱动电极相邻定位的两个感测电极可以提供微流体通道底部的电场中的扰动的测量，并且其余的两个感测电极可以提供微流体通道顶部的扰动的测量。发现基于测量的电容的电极对的阻抗比率基本上与细胞大小无关，并且因此可以用于补偿或校正测量的信号幅度，以提供与通道高度无关的颗粒大小的准确测量。
描述了一种阻抗血细胞计数设备以及准确测量通过阻抗血细胞计数设备的流体中包含的颗粒的颗粒大小的方法。在示例性实施例中，阻抗血细胞计数设备包括基板和以共面方式沉积在基板上的电极布置。电极布置包括驱动电极和位于与驱动电极相同的平面中的多个测量电极。多个测量电极包括至少两对测量子电极，每对测量子电极包括与驱动电极相邻定位的第一测量子电极，以及通过相应的第一测量子电极与驱动电极分开的第二测量子电极。阻抗血细胞计数设备可以并入到介质上电润湿(EWOD)设备的基板组件中，例如在包含电润湿驱动电极的基板组件中，或者在包含公共参考电极的基板组件中。阻抗血细胞计数设备可以并入到微流体细胞计数器设备(例如，血细胞计数器设备)的流体通道中。
本发明的另一方面是使用所述阻抗血细胞计数设备测量流体样本中颗粒的颗粒大小的方法。在示例性实施例中，测量方法包括以下步骤：使包含颗粒的流体样本通过阻抗血细胞计数设备；向驱动电极提供电压刺激；测量在测量子电极上产生的电流信号，以确定响应于颗粒通过由测量电极产生的电场而产生的阻抗变化；以及基于阻抗变化确定颗粒大小。测量方法的特征可以包括测量成对的测量子电极之间的差分电流信号。差分电流信号可用于确定在第一测量子电极和驱动电极之间形成电场的微流体通道的第一区域内的差分阻抗，以及在第二测量子电极和驱动电极之间形成电场的微流体通道的第二区域内的差分阻抗，其中第一区域比第二区域更靠近电极布置。可以确定并处理第一区域和第二区域中的差分阻抗的峰值幅度之间的比率，以提供颗粒大小的准确确定。
参考以下描述和附图，本发明的这些和进一步的特征将是清楚的。在描述和附图中，已经详细公开了本发明的特定实施例，以指示可以采用本发明的原理的一些方式，但是应该理解，本发明不对应地在范围上受到限制。相反，本发明包括落入所附权利要求的精神和术语内的所有改变、修改和等同物。关于一个实施例描述和/或示出的特征可以在一个或多个其他实施例中以相同方式或以类似方式使用和/或与其他实施例的特征组合使用或代替其他实施例的特征使用。
附图说明
在附图中，相同的附图标记表示相同的部件或特征：
图1是描绘根据本发明实施例的电极和微流体通道的布置的图。
图2是描绘根据本发明实施例的示例性微流体设备的横截面图的图。
图3A是描绘响应于颗粒通过图2的微流体没备的第一区域而产生的测量的阻抗信号的示例的曲线图。
图3B是描绘响应于颗粒通过图2的微流体设备的第二区域而产生的测量的阻抗信号的示例的曲线图。
图4是描绘在颗粒直径的宽范围上两个测量的差分阻抗的峰值幅度的比率近似恒定的曲线图。
图5A是描绘作为微流体通道中的颗粒大小和位置的函数的典型的原始未校正阻抗测量结果的曲线图。
图5B是描绘根据本发明实施例的处理未校正结果而产生的校正后的阻抗测量结果的曲线图。
图6A是描绘根据本发明另一实施例的电极的替代布置的图。
图6B是描绘根据本发明另一实施例的电极的替代布置的图。
图7是描绘根据本发明另一实施例的电极的另一替代布置的图。
图8是描绘根据本发明实施例的示例性EWOD设备的横截面的图。
图9是描绘根据本发明实施例的集成在包括两个基板的EWOD设备内的示例性微流体阻抗血细胞计数设备的图。
图10是描绘根据本发明实施例的集成在包括两个基板的EWOD设备内的另一示例性微流体阻抗血细胞计数设备的图。
图11是描绘根据本发明实施例的将阻抗血细胞计数设备并入到用于计数血细胞的微流体设备中的配置的图。
图12A、12B和12C是描绘根据本发明实施例的集成在EWOD设备内的阻抗血细胞计数设备的操作的附加变化的图。
具体实施方式
现在将参考附图描述本发明的实施例，其中贯穿全文相同的附图标记用于表示相同的元件。应该理解，附图不一定按比率绘制。
在本发明第一方面的示例性实施例中，提供了一种微流体阻抗血细胞计数设备，其中用于执行微流体通道中的颗粒测量的电极位于单个平面上并且被布置成与微流体通道中颗粒的位置无关地提供颗粒的测量。
图1是描绘根据本发明实施例的电极和微流体通道的布置的图。微流体设备100包括第一基板130和第二基板120，第二基板120可以布置成与第一基板130相对并在基板之间形成间隙或微流体通道150。微流体通道150可以由间隔物180限定。第一基板130和第二基板120可以由玻璃或塑料材料制成。第一基板130和第二基板120可以是相同或不同的材料。间隔物180可以是塑料、胶水或光致抗蚀剂材料。备选地，间隔物180可以是第一基板130的一部分或第二基板120的一部分，例如在诸如机械加工或注射成型的制造过程期间形成的第二基板的特征。
间隔物180可以被图案化以限定微流体通道，包含待测量的颗粒160的流体170可以沿着该微流体通道流动。在这种情况下，通道的宽度可以选择为大于待测量的颗粒160的直径，但具有与待测量的颗粒160的直径相似的幅度。在这种情况下，通道宽度可以例如通常在1-100μm的范围内。如本领域所公知的，间隙的高度(z)可以选择为大于待测量的颗粒160的直径，但具有与待测量的颗粒160的直径相似的幅度。例如，待测量的颗粒160的直径通常可以在0.5-50μm的范围内，并且间隙的高度可以在1-100μm的范围内。因此，微流体通道150可以与流体中的颗粒浓度的控制一起配置，以确保单个颗粒存在于通道间隙中的任何特定(x，y)位置，并且通道间隙不会被颗粒阻挡。
电极140在间隙150的区域中形成在第一基板130上。电极可以直接并因此与存在于微流体通道中的流体电阻性电接触。在这种情况下，电极可以由已知为惰性的导电材料形成，诸如，例如铂、金等。备选地，可以在电极上形成绝缘体膜，使得电极和流体之间不存在直接的电接触。相反，电极与流体间接电接触并因此与流体电容性电接触，并且诸如电极之间的泄漏电阻的有害影响可以被最小化。在这种情况下，电极可以由任何合适的导电材料形成，并且绝缘体可以是众所周知的类型，例如二氧化硅、氮化硅或氧化铝。
通常，参考随后的附图，描述了阻抗血细胞计数设备的示例性实施例以及准确测量通过阻抗血细胞计数设备的流体中包含的颗粒的颗粒大小的方法。在示例性实施例中，阻抗血细胞计数没备包括基板和以共面方式沉积在基板上的电极布置。电极布置包括驱动电极和位于与驱动电极相同的平面中的多个测量电极。多个测量电极包括至少两对测量子电极，每对测量子电极包括与驱动电极相邻定位的第一测量子电极，以及通过相应的第一测量电极与驱动电极分开的第二测量子电极。阻抗血细胞计数设备可以并入到介质上电润湿(EWOD)设备的基板组件中，例如在包含电润湿驱动电极的基板组件中，或者在包含公共参考电极的基板组件中。
图2是描绘微流体设备100的横截面图的图，其示出了电极140的电气布置和电极区域中第一基板120和第二基板130之间的间隙中的电场。电极布置140可以以共面方式沉积在一个基板(例如基板130)上。电极140可以包括驱动电极210和位于与驱动电极相同的平面中的多个测量电极。多个测量电极可以包括至少两对测量子电极，例如布置在驱动电极210的相对侧上的第一组测量电极220和第二组测量电极230。在图2的示例中，两对测量电极220、230中的每一对还可包括第一测量子电极240、245和第二测量子电极250、255。在每组测量电极220、230内，第一测量子电极240、245可以与驱动电极210相邻地定位，并且第二测量子电极250、255可以通过相应的第一测量子电极240、245与驱动电极210分开。在该示例布置中，第一测量子电极240、245中的每一个与驱动电极210形成第一阻抗Z1A、Z2A。第二测量子电极250、255中的每一个与驱动电极210形成第二阻抗Z1B、Z2B。
间隙或微流体通道150的第一区域260(在图中由第一阴影图案表示)可以被定义为间隙的下部以及驱动电极(D)210和测量电极组220、230之间的区域，其中在通道内具有各组测量电极的一些重叠。类似地，间隙或微流体通道150的第二区域265(在图中由第二阴影图案表示)可以被定义为间隙150的上部以及驱动电极210和测量电极组220、230之间的区域，同样，其中在通道内具有各组测量电极的一些重叠。因此，在图2的取向中，第一区域260位于间隙的下部的方向指示意味着第一区域260与第一基板130相邻。类似地，在图2的取向中，第二区域265位于间隙的上部的方向指示意味着第二区域265与第二基板120相邻。
每组测量电极中的第一测量子电极(M1A、M2A)240、245被布置成使得与耦合相应的第一测量子电极和驱动电极210的电场相关联的电场线基本上仅存在于第一区域260中。因此，相关联的第一阻抗Z1A和Z2A可以用作在与通过第一区域260的颗粒相关联的电场中的干扰的测量。每组测量电极中的第二测量子电极(M1B、M2B)250、255被布置成使得与耦合相应的第二测量子电极和驱动电极210的电场相关联的电场线基本上仅存在于第二区域265中。因此，相关联的第二阻抗Z1B和Z2B可以用作在与通过第二区域265的颗粒相关联的电场中的干扰的测量。
当沿着微流体通道150的x维度中的测量子电极的宽度和间隔被选择为与第一基板130和第二基板120之间的间隙150以及待测量的颗粒的直径两者具有相似的幅度时，实现上述效果。例如，测量子电极的宽度和间隔通常可以在1-50μm的范围内。对于要独立测量的与驱动电极的任一侧的第一和第二组测量电极相关联的阻抗，x维中的驱动电极的大小可以选择为具有间隙150和待测量的颗粒的直径两者的倍数的幅度。
在操作中，迫使包含颗粒的流体沿着微流体通道150流动，使得颗粒经过电极140。流体中颗粒的浓度可以被选择为使得在任何一个时刻只有一个颗粒经过电极。与第一和第二组测量电极相关联的阻抗Z1A、Z1B、Z2A和Z2B的所得到的变化可以由阻抗测量单元270测量，阻抗测量单元270被配置为测量多个测量电极中的测量子电极之间的阻抗差异。
阻抗测量单元270可以包括耦合到电压刺激单元274和感测单元276两者的控制单元272。如本领域所公知的，电压刺激单元274可以被布置成向驱动电极210施加驱动电压信号(VS)，例如，固定振幅和频率的正弦电压刺激。感测单元276可以被布置成响应于电压刺激测量在测量子电极上产生的电流信号。可以独立地测量每个测量子电极的电流信号。备选地，可以使用感测单元276内的分开的差分感测电路278来测量成对的测量子电极之间的差分信号，所述差分感测电路278被配置为测量不同测量电极之间的差分电流信号。例如，如图2所示，可以测量第一组测量电极220和第二组测量电极230中的第一测量子电极240、245之间的差分电流信号，以及第一组测量电极220和第二组测量电极230中的第二测量子电极250、255之间的差分电流信号。备选地，可以测量每个测量组内的第一和第二子电极之间的差分电流信号。控制单元272可以被布置成从感测单元接收输出信号，并且转换和处理感测单元276的输出信号(例如VA和VB)以计算阻抗差并且提供与间隙内的颗粒位置无关的经过电极的颗粒的测量值。
在具有共面电极布置的常规微流体阻抗血细胞计数设备中，所测量的阻抗信号的幅度是颗粒直径和在基板之间延伸的z方向上的间隙中的颗粒位置两者的函数。因此，基本上很难准确地区分不同直径的颗粒。由于待分析的流体样本通常包含许多不同大小和类型的颗粒，因此常规设备具有明显的缺点，即常规设备不能用于可靠地区分和计数特定类型的细胞(例如血细胞、细菌等)。如下面进一步描述的，本发明的优点在于，如所公开的配置的设备可用于可靠地区分和计数对应于不同类型的颗粒的不同大小或大小范围的颗粒，以便能够区分不同类型的颗粒。例如，本发明可以区分人或动物血液样本中的血小板、红细胞和白细胞(淋巴细胞、嗜中性粒细胞、单核细胞、嗜碱性粒细胞和嗜酸性粒细胞)。
本发明的一个方面是一种使用所述阻抗血细胞计数设备测量流体样本中颗粒的颗粒大小的方法。在示例性实施例中，测量方法包括使包含颗粒的流体样本通过阻抗血细胞计数设备的步骤；向驱动电极提供电压刺激；测量在测量电极上产生的电流信号，以确定响应于颗粒通过由测量电极产生的电场而产生的阻抗变化；以及基于阻抗变化确定颗粒大小。测量方法的特征可以包括测量成对的测量子电极之间的差分电流信号。差分电流信号可用于确定在第一测量子电极和驱动电极之间形成电场的微流体通道的第一区域内的差分阻抗，以及在第二测量子电极和驱动电极之间形成电场的微流体通道的第二区域内的差分阻抗，其中第一区域比第二区域更靠近电极布置。可以确定并处理第一区域和第二区域中的差分阻抗的峰值幅度之间的比率，以提供颗粒大小的准确确定。
图3A示出了响应于颗粒通过图2中所示的微流体设备100的间隙150的第一区域260而产生的测量的阻抗信号的示例。如图2中所示，x轴方向是沿着微流体通道或间隙150的方向，并且x轴零位被指定为与驱动电极210的中心线重合的位置。实线表示在第一组测量电极220和第二组测量电极230中的第一测量子电极240、245之间测量的差分阻抗的虚部(M1A-M2A)。所述差分阻抗可以例如从差分感测单元276的输出导出，作为电压输出信号VA和VB的函数。虚线表示在第一组测量电极220和第二组测量电极230中的第二测量子电极250、255之间测量的差分阻抗的虚部(M1B-M2B)。图3B示出了响应于颗粒通过间隙150的第二区域265而产生的测量的阻抗信号的示例。实线和虚线表示与上面针对图3A所述类似的测量。
如通过比较图3A和图3B中的实线和虚线的相对峰值幅度所示，经过间隙下部中的电极的颗粒导致第一测量阻抗Z1A和Z2A比第二测量阻抗Z1B和Z2B相对更大的最大变化。相反，经过间隙的上部中的电极的颗粒可以导致第二阻抗比第一阻抗相对更大的最大变化。发明人已经发现，可以采用这种测量来增强颗粒辨别力。如图4所示，观察到在颗粒直径的宽范围上两个测量的差分阻抗的峰值幅度的比率近似恒定。在图4中，所述比率被绘制为微流体通道或间隙内的位置的函数。如图2中所示，z轴方向是垂直于通过微流体通道或间隙150的电极平面的方向，并且z轴零位被指定为与基板130的表面一致的位置。如图4所示，代表性颗粒大小之间的比率曲线在很大程度上是可比较的，其中差异对于确定颗粒大小是不显著的。图4的曲线图示出了差异峰值幅度比率基本上相同，而与在z方向上的间隙150内的给定位置处的颗粒大小无关。
因此，可以处理测量的阻抗信号以产生经过电极的特定直径或特定直径范围的颗粒的准确计数，其与z方向上的间隙中的颗粒位置无关。可以基于测量的差分阻抗根据输出电压计算处理过的阻抗值，包括使用两个测量的差分阻抗的峰值幅度的参考比率。然后，处理过的阻抗值可以以准确的方式与颗粒大小相关联，并且与微流体通道内的颗粒位置无关。对于图2中所示的示例布置，可以通过应用以下形式的等式来处理传感器单元276的输出信号VA、VB以实现该效果：
其中：Z是处理过的输出值
VA(t)是来自传感器单元的第一输出电压信号
VB(t)是来自传感器单元的第二输出电压信号
n是可以根据经验导出的缩放因子。
在图5A和图5B中示出了将这种处理方法应用于测量的阻抗信号的效果的示例。图5A是描绘作为颗粒大小和在微流体通道中的z位置的函数的典型原始未校正的阻抗测量结果的曲线图。y轴数据表示差分测量值之和的峰值，即max(VA(t)+VB(t))。通过取用于绘制图5A的数据并将′n′设置为可变参数来确定缩放因子。然后改变′n′直到绘图从曲线(图5A)变为图5B中看到的近似平行线。理想情况下，将存在不同的“带”，其中用于给定颗粒直径(例如，10um)的Z(处理过的输出值)与用于第二种直径(例如，7.5um)的颗粒的Z(处理过的输出值)不重叠。缩放因子′n′可以手动改变，或者可以编写程序以自动确定′n′值，该值在用于不同颗粒大小的处理过的输出值之间提供最佳区别，例如，旨在最小化存在用于必须用唯一的输出值区分的两个或更多个不同颗粒大小的重叠最大/最小值的可能性。
应注意，该未校正的绘图等同于从常规的共面电极布置产生的绘图。如该绘图所示，不同大小的颗粒和间隙中不同位置处的颗粒可产生类似的未校正测量结果，因此彼此难以区分。因此，常规配置不能基于颗粒大小区分不同的颗粒。
另一方面，图5B是描绘使用上述等式处理未校正的结果而产生的校正后的阻抗测量结果的曲线图。可以看出，特定大小的颗粒对于z方向上的间隙中的所有位置产生唯一的输出值或输出值范围，这允许基于颗粒大小区分不同的颗粒。
随后的图6A-10示出了基于如上所述的可比原理的阻抗血细胞计数设备和相关EWOD设备的替代配置或可选特征。应注意，为简单起见，在随后的附图中省略了阻抗测量单元270及其相关联的组件。应当理解，可以将可比较的测量和控制结构与图6A-10的任何实施例结合使用。
图6A是描绘根据本发明另一实施例的电极的替代布置的图。与前一实施例类似，用于微流体设备的电极布置600可包括形成在基板635上的驱动电极(D)610、第一组测量电极620和第二组测量电极630。在该示例布置中，每组测量电极640、645的第一测量子电极(M1A，M2A)可以选择为在沿基板的x方向上具有与每组测量电极650、655的第二测量子电极(M1B，M2B)不同的宽度。在图6A的示例布置中，第一子电极640、645可以例如不及第二子电极650、655宽。子电极长度的调整使得能够调整与第一和第二测量子电极相关联的阻抗测量的相对幅度。有利地，这可以允许优化阻抗测量电路的动态范围和信噪比。
替代地或另外地，通过将第一子电极、第二子电极和驱动电极之间的间距选择为不同的，可以实现相同的效果和优点。图6B是描绘了在不同的子电极之间提供不同的间距的替代电极布置的图。通常，在每对测量子电极内，第一测量子电极640、645与驱动电极610之间的第一间距660不同于第一测量子电极640、645与相应的第二测量子电极650、655之间的第二间距670。在图6B的该特定示例布置中，第一间距比第二间距更宽。可以采用其他间距差异来优化性能。
图7是描绘根据本发明另一实施例的电极的另一替代布置的图。在该示例布置中，用于微流体设备的电极布置700可包括第一驱动电极(D1)710和第二驱动电极(D2)715，第一驱动电极(D1)710和第二驱动电极(D2)715与第一组测量电极720和第二组测量电极730一同形成在基板735上。每组测量电极740、745的第一测量子电极(M1A，M2A)与对应的驱动电极710、715相邻，并且每组测量电极750、755的第二测量子电极(M1B，M2B)通过第一子电极740、745与对应的驱动电极710、715分开。第一驱动电极710和第一组测量电极720可以与非电连通的第二驱动电极715和第二组测量电极730充分分开，即没有在电极710、730和电极715、720之间耦合的电场线。在操作中，驱动电极710、715可以连接到相同的电压刺激。这种布置的优点在于它可以在第一测量阻抗Z1A和Z2A之间以及在第二测量阻抗Z1B和Z2B之间提供改进的匹配。因此，图7的布置可以允许进行不同特定直径的颗粒的更准确区分，并因此进行更准确的颗粒计数。
在本发明的另一个方面，根据任何上述实施例的微流体阻抗血细胞计数设备被集成或并入在介质上电润湿(EWOD)设备内。如本领域所公知的，EWOD设备可用于通过使用电润湿技术的电子装置来操纵液滴。微流体阻抗血细胞计数设备在EWOD设备内的集成允许对液滴内的颗粒数量进行计数。利用足够准确的阻抗血细胞计数设备，例如如本公开所述的，可以另外对特定大小和/或直径的颗粒的数量进行计数。
在所述EWOD设备的示例性实施例中，用于阻抗细胞计数的电极形成在与用于施加电润湿力以在基板表面上驱动液滴的电极相同的基板上。图8是描绘示例性EWOD设备800的横截面的图。如图8的示例设备的横截面图所示，血细胞计数电极840和电润湿电极820形成在基板810的表面上的同一平面上。备选地，血细胞计数电极和电润湿电极可以在同一基板上的不同层中形成。在血细胞计数电极和电润湿电极的顶部上形成绝缘层850和疏水涂层860，并且绝缘层将电极与流体液滴870分开。血细胞计数电极840和电润湿电极820可以连接到控制其相应功能的电路。这种电路可以在设备外部，或者可以通过例如薄膜晶体管形成在基板上。在操作中，电润湿电极820可以使流体液滴经过血细胞计数电极840上。因此，将使液滴内的颗粒经过血细胞计数电极上并且可以得到测量和计数。可以控制液滴内的颗粒浓度，并且可以控制液滴的大小和形状以确保通常在任何一个时间仅一个颗粒经过血细胞计数电极840上。因此可以进行准确的颗粒计数和颗粒大小和/或直径的确定。
图9是描绘根据本发明实施例的集成在包括两个基板的EWOD设备900内的示例性微流体阻抗血细胞计数设备的横截面的图。在图9的示例中，类似于图8的示例，阻抗血细胞计数电极与电润湿电极一同形成在电润湿设备的第一基板上。血细胞计数电极940和电润湿电极920形成在第一基板910的表面上的同一平面上。备选地，血细胞计数电极和电润湿电极可以形成在同一基板上的不同层中。在血细胞计数电极和电润湿电极的顶部上形成绝缘层950和第一疏水涂层960，并且绝缘层将电极与流体液滴970分开。血细胞计数电极940和电润湿电极920可以连接到控制其相应功能的电路。在双基板配置中，EWOD设备900还包括相对于液滴970所位于的微流体通道与基板910相对的第二基板915。在第二基板915上形成公共参考电极925，并且在参考电极925上形成第二疏水涂层965。在操作中，产生电润湿驱动电压作为电润湿电极920和参考电极925之间的电压差。
图10是描绘根据本发明实施例的集成在包括两个基板的EWOD设备1000内的另一示例性微流体阻抗血细胞计数设备的横截面的图。图10的配置与图9的配置相似，不同之处在于，在图10的实施例中，微流体阻抗血细胞计数设备的血细胞计数电极与公共参考电极一同形成EWOD设备的第二基板上。该实施例的一个优点是液滴操纵不受血细胞计数电极的存在的阻碍。电润湿电极1020形成在第一基板1010的表面上。绝缘层1050和第一疏水涂层1060形成在电润湿电极的顶部上，并且绝缘层将电极与流体液滴1070分开。在双基板配置中，EWOD设备1000还包括相对于液滴1070所位于的微流体通道与基板1010相对的第二基板1015。公共参考电极1025形成在第二基板1015上，并且第二疏水涂层1065形成在参考电极1025上。在操作中，产生电润湿驱动电压作为电润湿电极1020和参考电极1025之间的电压差。在图10的示例中，血细胞计数电极1040和公共参考电极1025形成在第二基板1015的表面上的同一平面上。备选地，血细胞计数电极和公共参考电极可以形成在同一基板上的不同层中。如在先前实施例中，血细胞计数电极1040和电润湿电极1020可以连接到控制其相应功能的电路。
在包括阻抗血细胞计数设备的EWOD设备的示例性操作模式中，控制电路可以连接到血细胞计数电极，其使得电极功能能够在如上所述的针对流体液滴中的颗粒确定颗粒大小的血细胞计数功能和对液滴执行液滴操纵的电润湿功能之间动态切换。例如，液滴操纵可包括形成液滴，沿电润湿阵列移动液滴，分裂液滴，混合液滴，确定或感测液滴性质，以及EWOD设备领域中可以已知的其他液滴操纵。控制电路可以在设备外部，或者可以通过例如薄膜晶体管形成在基板上。
图11教导了将阻抗血细胞仪1100并入到用于对血细胞计数的微流体设备1160中的一种方法。微流体设备1160包括部分填充有溶液1168的第一腔室1165、混合腔室1185、具有与旋转阀1170流体连通的集成阻抗细胞计数器1100的流体通道1190以及废物腔室1195。全血样本通过孔1175输入并进入具有内部通道的旋转阀1170中，所述内部通道可以计量预定的少量血液1180。通常，基于在阻抗血细胞计数设备处取得的阻抗测量对细胞进行计数。与前面实施例共同的组件由以1100索引的附图标记表示。
通常，1μl全人血包含～500万个红细胞(RBC)，～10000个白细胞(WBC)和～500000个血小板。为了准确计数WBC的数量，必须去除RBC，即在混合室1185内裂解。为了能够准确计数RBC，将全血样本稀释，例如以1∶5000至1∶40000比率稀释。全血样本可以以1∶10000至1∶20000的比率稀释，或以1∶10000的比率稀释。血小板优选与RBC一起计数。因此，有两种不同的样本制备方案——一种用于WBC，另一种用于组合的血小板和RBC。
在一个实施例中，溶液1168可以是裂解RBC的裂解溶液，从而可以对WBC进行区分和计数(高达5份差异)。将裂解溶液与混合室1185内的样本输入物混合，然后将混合产物通过流体通道1190与集成的阻抗血血细胞仪1100连通以进行细胞计数。裂解试剂是包含已知裂解RBC的化学物质的任何试剂混合物，诸如例如皂角苷、季胺盐等。优选地，使用的裂解试剂包含皂角苷。裂解试剂可以是0.12％v/v甲酸和0.05％w/v皂角苷。
可选地和/或另外地，可以在预定的时间长度之后进一步加入猝灭剂以进行最佳裂解，其中猝灭剂是已知停止或基本上降低RBC裂解速率的任何混合物。猝灭剂可以是0.6％w/v碳酸钠和3％w/v氯化钠。在示例性实施例中，血液∶裂解剂∶猝灭剂以1∶12∶5.3的比率混合。(参见Dothie等人的US 9440233 B2或Dothie的US 9283560 B2中的实施例)。
备选地，溶液1168可以是稀释剂溶液，以便可以充分稀释RBC和血小板，以能够准确定量RBC和血小板。稀释剂是与RBC和血小板相容的试剂。相容性意味着所述试剂不会导致样本严重降解，也不会促进RBC或血小板的凝结。稀释剂可包括但不限于PBS、运行缓冲液(包含PBS、2mM EDTA、0.5％BSA)等。
实施例可以进一步包括在血红蛋白测量室中进行血红蛋白测量，例如在保持溶液1168的腔室1165中进行血红蛋白测量。对于要准确测量的血红蛋白，必须裂解RBC。由此得出，用于血红蛋白测量的最优选位置是在WBC计数方案中裂解RBC之后。进一步优选通过添加化学血红蛋白试剂混合物将血红蛋白转化为稳定的氧化形式(高铁血红蛋白)。合适的试剂包括但不限于Drabkins试剂(其包含碳酸氢钠、铁氰化钾和氰化钾并将血红蛋白转化为氰化高铁血红蛋白)、亚铁氰化物等。这种血红蛋白试剂可以在血红蛋白测量室中预干燥。在实践中，血红蛋白转化为氰化高铁血红蛋白(例如通过血液与Drabkin试剂反应)并用分光光度法测量(反应的Drabkin试剂和血红蛋白形成稳定的有色终产物)。如本领域已知的，简单的LED/光电二极管组合可以用于根据比尔定律使用吸光度的血红蛋白的定量、比色测定。
在细胞计数和血红蛋白测量之后，将处理过的血液样本收集在废物室中。
用于WBC和RBC/血小板的两种不同的样本处理方案可以在分开的盒上进行，并且在分开的阻抗传感器上对感兴趣的细胞计数。一个替代实施例将并行地执行WBC和RBC/血小板的处理方案，然后计数，例如在单个阻抗芯片上依次对WBC计数然后对RBC/血小板计数。在另一个替代实施例中，两种不同的样本处理方案可以依次进行，并且例如，在单个阻抗传感器上对WBC计数随后对RBC/血小板计数。
替代地和/或另外地，本专利中描述的共面阻抗血细胞仪可以集成到以下专利中描述的类型的微流体血细胞计数器中：Larsen等人的US 7771658 B2、Dothie等人的US9440233 B2或Dothie的US 9283560 B2。
图12A教导了具有集成的阻抗血细胞仪1240的EWOD设备1200。使用电润湿将全血液滴1275与溶液液滴1280合并以产生混合液滴1285。使用电润湿从混合液滴1285分裂出子液滴1290，并经由电润湿力将子液滴1290移动通过集成的阻抗血细胞仪1240。溶液液滴1280可以是裂解RBC的裂解溶液使得可以对WBC进行区分和计数，或者其可以是稀释剂溶液使得RBC和血小板可以是充分稀释以使得能够准确定量RBC和血小板。
EWOD技术非常适合合并、混合、分裂和移动液滴，与机械微流体盒相比，提供若干种易于工作流程的益处。
图12B描述了用于对血细胞计数的EWOD设备1200，其中阻抗血细胞仪1240被集成到EWOD设备1200的顶板1215中。图12C教导了用于对血细胞计数的EWOD设备1200，其中阻抗血细胞仪1240被集成到EWOD设备1200的底板1210中。与先前实施例共同的组件由1200所索引的附图标记表示。
用于WBC和RBC/血小板的两种不同的样本处理方案可以同时进行，并且在分开的阻抗传感器上对感兴趣的细胞计数。一个替代实施例将并行地执行用于WBC和RBC/血小板的处理方案，然后依次例如在单个阻抗芯片上对WBC计数，然后对RBC/血小板计数。在另一个替代实施例中，两种不同的样本处理方案可以依次进行，并且例如在单个阻抗传感器上对WBC计数，随后对RBC/血小板计数。
因此，本发明的一个方面是一种阻抗血细胞计数设备，包括基板和以共面方式沉积在基板上的电极布置，电极布置包括驱动电极和位于与驱动电极相同的平面中的多个测量电极。多个测量电极包括至少两对测量子电极，每对测量子电极包括与驱动电极相邻定位的第一测量子电极，以及通过相应的第一测量电极与驱动电极分开的第二测量子电极。阻抗血细胞计数设备可以以单独或组合方式包括以下特征中的一个或多个。
在所述阻抗血细胞计数设备的示例性实施例中，所述设备还包括：阻抗测量单元，被配置为测量多个测量电极的测量子电极之间的阻抗差。
在所述阻抗血细胞计数设备的示例性实施例中，所述阻抗测量单元包括：电压刺激单元，被配置为向驱动电极提供刺激电压；感测单元，被配置为测量响应于刺激电压由测量子电极产生的电流信号；以及控制单元，被配置为从感测单元接收输出信号并计算阻抗差，其中控制单元处理阻抗差以提供经过测量电极的颗粒的测量。
在所述阻抗血细胞计数设备的示例性实施例中，所述感测单元包括：差分感测电路，被配置为测量不同对测量电极中的第一测量子电极之间的差分电流信号，并测量不同对测量电极中的第二测量子电极之间的差分电流信号。
在所述阻抗血细胞计数设备的示例性实施例中，沿着基板的第一测量子电极的宽度不同于沿着基板的第二测量子电极的宽度。
在所述阻抗血细胞计数设备的示例性实施例中，在每对测量子电极内，第一测量子电极和驱动电极之间的间距不同于第一测量子电极和第二测量子电极之间的间距。
在所述阻抗血细胞计数设备的示例性实施例中，不同对测量子电极位于单个驱动电极的相对侧。
在所述阻抗血细胞计数设备的示例性实施例中，电极布置包括第一驱动电极和第二驱动电极；第一对测量子电极包括：第一测量子电极，与第一驱动电极相邻定位；以及第二测量子电极，通过第一测量电极与第一驱动电极分开；以及第二对测量电极包括：另一第一测量子电极，与第二驱动电极相邻定位，以及另一第二测量子电极，通过另一第一测量电极与第二驱动电极分开。
在所述阻抗血细胞计数设备的示例性实施例中，第一和第二测量子电极的宽度和/或间隔在1-50μm之间。
本发明的另一方面是一种介质上电润湿(EWOD)设备，包括：限定微流体通道并包含电润湿电极的基板组件；以及根据任何一个实施例的阻抗血细胞计数设备。EWOD设备可以以单独方式或组合方式包括以下特征中的一个或多个。
在所述EWOD没备的示例性实施例中，基板组件包括：基板，在基板上沉积阻抗血细胞计数设备的电极布置和电润湿电极；绝缘体层，沉积在基板上；以及疏水涂层，沉积在绝缘体层上以限定微流体通道。
在所述EWOD设备的示例性实施例中，阻抗血细胞计数设备的电极布置和电润湿电极形成在基板的表面上的同一平面上。
在所述EWOD设备的示例性实施例中，所述设备包括：第一基板组件和第二基板组件；其中第一或第二基板组件中的一个包括电润湿电极，第一或第二基板组件中的另一个包括公共参考电极，并且第一基板组件和第二基板组件间隔开以在第一和第二基板组件之间限定微流体通道；以及根据权利要求1-9中任一项所述的阻抗血细胞计数设备，其并入到第一基板组件或第二基板组件之一中。
在所述EWOD设备的示例性实施例中，第一基板组件包括：第一基板，在第一基板上沉积阻抗血细胞计数设备的电极布置和电润湿电极；绝缘体层，沉积在第一基板上；以及疏水涂层，沉积在绝缘体层上以限定微流体通道；并且第二基板组件包括：第二基板，在第二基板上沉积公共参考电极；以及第二疏水涂层，沉积在公共参考电极上以限定微流体通道。
在所述EWOD设备的示例性实施例中，第一基板组件包括：第一基板，在第一基板上沉积电润湿电极；绝缘体层，沉积在第一基板上；以及疏水涂层，沉积在绝缘体层上以限定微流体通道；并且第二基板组件包括：第二基板，在第二基板上沉积阻抗血细胞计数设备的电极布置和公共参考电极，以及第二疏水涂层，沉积在公共参考电极上以限定微流体通道。
本发明的另一方面是具有增强型阻抗血细胞计数设备的微流体细胞计数设备。在示例性实施例中，微流体细胞计数设备包括：腔室，用于接收试剂溶液；旋转阀，用于接收样本输入，旋转阀包括对预定量的样本输入进行计量的内部通道；混合室，与旋转阀流体连通，其中样本输入和试剂溶液通过旋转阀的操作与混合室连通并在混合室内混合；以及流体通道，与混合室流体连通，流体通道包括并入到流体通道中的任何一个实施例的阻抗血细胞计数设备，其中基于在阻抗血细胞计数设备处取得的阻抗测量对样本输入中的细胞进行计数。
本发明的另一方面是使用增强型阻抗血细胞计数设备测量流体样本中的颗粒大小的方法。在示例性实施例中，测量方法包括以下步骤：使包含颗粒的流体样本通过限定微流体通道的阻抗血细胞计数设备，向驱动电极提供电压刺激；测量在测量子电极上产生的电流信号，以确定响应于颗粒通过由测量电极产生的电场而产生的阻抗变化；并且基于阻抗变化确定颗粒大小。测量方法可以以单独方式或组合方式包括以下特征中的一个或多个。
在所述测量方法的示例性实施例中，测量在测量子电极上产生的电流信号包括测量成对的测量子电极之间的差分电流信号。
在所述测量方法的示例性实施例中，测量差分电流信号包括测量第一对测量电极和第二对测量电极中的第一测量子电极之间的差分电流信号以及第一对测量电极和第二对测量电极中的第二测量子电极之间的差分电流信号。
在所述测量方法的示例性实施例中，确定阻抗变化包括：确定在第一测量子电极和驱动电极之间形成电场的微流体通道的第一区域内的阻抗差；确定在第二测量子电极和驱动电极之间形成电场的微流体通道的第二区域内的阻抗差；其中第一区域比第二区域更靠近电极布置。
在所述测量方法的示例性实施例中，所述方法还包括：确定第一区域和第二区域中的差分阻抗的峰值幅度之间的比率；基于测量的差分阻抗计算作为输出电压的函数的处理过的阻抗值，包括使用差分阻抗的峰值幅度的比率；以及基于处理过的阻抗值确定颗粒大小。
在所述测量方法的示例性实施例中，所述方法还包括测定微流体通道的大小并控制流体中的颗粒浓度，使得一次仅有一个颗粒通过阻抗血细胞计数设备。
在所述测量方法的示例性实施例中，所述方法还包括将阻抗血细胞计数设备并入到介质上电润湿(EWOD)设备中，其中阻抗血细胞计数设备并入到第一基板组件或第二基板组件之一中。
在所述测量方法的示例性实施例中，所述方法还包括在针对流体液滴中的颗粒确定颗粒大小的血细胞计数功能与对流体液滴执行液滴操纵的电润湿功能之间动态切换。
在所述测量方法的示例性实施例中，所述方法还包括：将阻抗血细胞计数设备并入到微流体细胞计数器设备中；将试剂溶液输入到腔室中；将样本输入输入到旋转阀中，从而对样本输入进行计量；操作旋转阀以将样本输入和试剂溶液的一部分传送到混合室中；其中样本输入和试剂溶液的一部分在混合室内混合；通过流体通道将混合后的样本输入和试剂溶液传送到阻抗血细胞计数设备，其中基于在阻抗血细胞计数设备处取得的阻抗测量对样本输入中的细胞进行计数。
在所述测量方法的示例性实施例中，样本输入是血液样本，并且所述方法还包括对样本输入中的一个或多个红细胞、白细胞和血小板进行计数。
尽管已经相对于某个实施例或某些实施例示出和描述了本发明，但是本领域技术人员在阅读和理解本说明书和附图时可以想到等同的改变和修改。特别是关于由上述元件(部件、组件、设备、组合物等)执行的各种功能，用于描述这些元件的术语(包括对“装置”的引用)旨在对应(除非另有说明)于执行所述元件的指定功能的任何元件(即，功能上等同的)，即使在结构上不等同于在本发明的本文一个或多个示例性实施例中执行功能的公开结构。另外，虽然上面仅相对于若干实施例中的一个或多个描述了本发明的特定特征，但是这样的特征可以与其他实施例的一个或多个其他特征组合，这对于任何给定或特定的应用可能是期望的和有利的。
工业实用性
本发明可用作对微流体设备内的颗粒计数的方法。本发明还可用作对微流体设备内特定大小或直径的颗粒计数的方法。例如，这种设备可用于对生物流体样本中的诸如细菌、动物、植物或人类细胞的细胞计数。应用可包括，例如，对人血液样本中的血细胞计数并提供全血细胞计数。
附图标记列表：
100-微流体设备，
120-第二基板，
130-第一基板，
140-电极，
150-微流体通道或间隙，
160-颗粒，
170-流体，
180-间隔物，
210-驱动电极，
220-第一组测量电极，
230-第二组测量电极，
240、245-第一测量子电极，
250、255-第二测量子电极，
260-第一区域，
265-第二区域，
270-阻抗测量单元，
272-控制单元，
274-电压刺激单元，
276-差分感测单元
278-感测单元，
600-电极布置，
610-驱动电极，
620-第一组测量电极，
630-第二组测量电极，
635-基板，
640、645-第一测量子电极，
650、655-第二测量子电极，
660-第一间距，
670-第二间距，
700-电极布置，
710-第一驱动电极，
715-第二驱动电极，
720-第一组测量电极，
730-第二组测量电极，
735-基板，
740、745-第一测量子电极，
750、755-第二测量子电极，
800-EWOD设备，
810-基板，
820-电润湿电极，
840-血细胞计数电极，
850-绝缘层，
860-疏水涂层，
870-流体液滴，
900-EWOD设备，
910-第一基板，
915-第二基板，
920-电润湿电极，
925-参考电极，
940-血细胞计数电极，
950-绝缘层，
960-第一疏水涂层，
965-第二疏水涂层，
970-流体液滴，
1000-EWOD设备，
1010-第一基板，
1015-第二基板，
1020-电润湿电极，
1025-参考电极，
1040-血细胞计数电极，
1050-绝缘层，
1060-第一疏水涂层，
1065-第二疏水涂层，
1070-流体液滴，
1100-阻抗血细胞仪，
1160-微流体设备，
1165-第一腔室，
1168-溶液，
1170-旋转阀，
1175-孔，
1180-少量血液，
1185-混合室，
1190-流体通道，
1195-废物室，
1200-EWOD设备，
1210-底板，
1215-顶板，
1240-阻抗血细胞仪，
1275-全血液滴，
1280-溶液液滴，
1285-混合液滴，
1290-子液滴。

Claims (27)

1.一种阻抗血细胞计数设备，包括：
基板；以及
以共面方式沉积在所述基板上的电极布置，所述电极布置包括驱动电极和位于与所述驱动电极相同的平面中的多个测量电极；
其中所述多个测量电极包括至少两对测量子电极，每对测量子电极包括与所述驱动电极相邻定位的第一测量子电极，以及通过相应的第一测量电极与所述驱动电极分开的第二测量子电极。
2.根据权利要求1所述的阻抗血细胞计数设备，还包括：阻抗测量单元，被配置为测量所述多个测量电极的测量子电极之间的阻抗差。
3.根据权利要求2所述的阻抗血细胞计数设备，其中所述阻抗测量单元包括：
电压刺激单元，被配置为向所述驱动电极提供刺激电压；
感测单元，被配置为测量响应于所述刺激电压由测量子电极产生的电流信号；以及
控制单元，被配置为从所述感测单元接收输出信号并且计算阻抗差，其中所述控制单元处理所述阻抗差以提供经过测量电极的颗粒的测量。
4.根据权利要求3所述的阻抗血细胞计数设备，其中所述感测单元包括：差分感测电路，被配置为测量不同对测量电极中的第一测量子电极之间的差分电流信号，并且测量不同对测量电极中的第二测量子电极之间的差分电流信号。
5.根据权利要求1-4中任一项所述的阻抗血细胞计数设备，其中沿着所述基板的所述第一测量子电极的宽度不同于沿着所述基板的所述第二测量子电极的宽度。
6.根据权利要求1-5中任一项所述的阻抗血细胞计数设备，其中在每对测量子电极内，第一测量子电极与驱动电极之间的间距不同于第一测量子电极与第二测量子电极之间的间距。
7.根据权利要求1-6中任一项所述的阻抗血细胞计数设备，其中不同对测量子电极位于单个驱动电极的相对侧。
8.根据权利要求1-6中任一项所述的阻抗血细胞计数设备，其中，
所述电极布置包括第一驱动电极和第二驱动电极；
第一对测量子电极包括：第一测量子电极，与所述第一驱动电极相邻定位；以及第二测量子电极，通过所述第一测量电极与所述第一驱动电极分开；以及
第二对测量电极包括：另一第一测量子电极，与所述第二驱动电极相邻定位，以及另一第二测量子电极，通过所述另一第一测量电极与所述第二驱动电极分开。
9.根据权利要求1-8中任一项所述的阻抗血细胞计数设备，其中所述第一测量子电极和第二测量子电极的宽度和/或间隔在1-50μm之间。
10.一种介质上电润湿EWOD设备，包括：
基板组件，其限定微流体通道并且包括电润湿电极；以及
并入到所述基板组件中的根据权利要求1-9中任一项所述的阻抗血细胞计数设备。
11.根据权利要求10所述的EWOD设备，其中所述基板组件包括：基板，在所述基板上沉积所述阻抗血细胞计数设备的电极布置和所述电润湿电极；绝缘体层，沉积在所述基板上；以及疏水涂层，沉积在绝缘体层上以限定微流体通道。
12.根据权利要求11所述的EWOD设备，其中所述阻抗血细胞计数设备的电极布置和所述电润湿电极形成在所述基板的表面上的同一平面上。
13.一种介质上电润湿EWOD设备，包括：
第一基板组件和第二基板组件；
其中所述第一基板组件或所述第二基板组件中的一个包括电润湿电极，而所述第一基板组件或所述第二基板组件中的另一个包括公共参考电极，并且所述第一基板组件和所述第二基板组件间隔开以在所述第一基板组件和所述第二基板组件之间限定微流体通道；以及
并入到所述第一基板组件或所述第二基板组件之一中的根据权利要求1-9中任一项所述的阻抗血细胞计数设备。
14.根据权利要求13所述的EWOD设备，其中：
所述第一基板组件包括：第一基板，在所述第一基板上沉积阻抗血细胞计数设备的电极布置和电润湿电极；绝缘体层，沉积在所述第一基板上；以及疏水涂层，沉积在绝缘体层上以限定微流体通道；以及
所述第二基板组件包括：第二基板，在所述第二基板上沉积公共参考电极，以及第二疏水涂层，沉积在所述公共参考电极上以限定微流体通道。
15.根据权利要求13所述的EWOD设备，其中：
所述第一基板组件包括：第一基板，在所述第一基板上沉积所述电润湿电极；绝缘体层，沉积在所述第一基板上；以及疏水涂层，沉积在所述绝缘体层上以限定微流体通道；以及
第二基板组件包括：第二基板，在所述第二基板上沉积所述阻抗血细胞计数设备的电极布置和所述公共参考电极；以及第二疏水涂层，沉积在公共参考电极上以限定微流体通道。
16.一种微流体细胞计数设备，包括：
腔室，用于接收试剂溶液；
旋转阀，用于接收样本输入，所述旋转阀包括对预定量的所述样本输入进行计量的内部通道；
混合室，与所述旋转阀流体连通，其中所述样本输入和试剂溶液通过所述旋转阀的操作与所述混合室连通并且在所述混合室内混合；以及
流体通道，与所述混合室流体连通，所述流体通道包括并入到所述流体通道中的根据权利要求1-9中任一项所述的阻抗血细胞计数设备，其中基于在所述阻抗血细胞计数设备处取得的阻抗测量对所述样本输入中的细胞进行计数。
17.一种测量流体样本中的颗粒大小的方法，包括以下步骤：
使包含颗粒的流体样本通过限定微流体通道的阻抗血细胞计数设备，所述阻抗血细胞计数设备包括：基底；以及以共面方式沉积在所述基板上的电极布置，所述电极布置包括驱动电极和位于与所述驱动电极相同的平面中的多个测量电极；
其中所述多个测量电极包括至少两对测量子电极，每对测量子电极包括与所述驱动电极相邻定位的第一测量子电极，以及通过相应的第一测量电极与所述驱动电极分开的第二测量子电极；
所述测量方法还包括以下步骤：
向所述驱动电极提供电压刺激；
测量在测量子电极上产生的电流信号，以确定响应于颗粒通过由测量电极产生的电场而产生的阻抗变化；以及
基于所述阻抗变化确定颗粒大小。
18.根据权利要求17所述的测量方法，其中测量在测量子电极上产生的电流信号包括测量成对的测量子电极之间的差分电流信号。
19.根据权利要求18所述的测量方法，其中测量差分电流信号包括测量第一对测量电极和第二对测量电极中的第一测量子电极之间的差分电流信号以及第一对测量电极和第二对测量电极中的第二测量子电极之间的差分电流信号。
20.根据权利要求17-19中任一项所述的测量方法，其中确定阻抗变化包括：
确定在所述第一测量子电极和所述驱动电极之间形成电场的所述微流体通道的第一区域内的阻抗差；以及
确定在所述第二测量子电极和所述驱动电极之间形成电场的所述微流体通道的第二区域内的阻抗差；
其中所述第一区域比所述第二区域更靠近所述电极布置。
21.根据权利要求20所述的测量方法，还包括：
确定所述第一区域和所述第二区域中的差分阻抗的峰值幅度之间的比率；
基于测量的差分阻抗计算作为输出电压的函数的处理过的阻抗值，包括使用所述差分阻抗的峰值幅度的比率；以及
基于所述处理过的阻抗值确定颗粒大小。
22.根据权利要求17-21中任一项所述的测量方法，还包括测定所述微流体通道的大小并且控制流体中的颗粒浓度，使得一次仅有一个颗粒通过所述阻抗血细胞计数设备。
23.根据权利要求17-22中任一项所述的测量方法，其中所述样本输入是血液样本，并且所述方法还包括对所述样本输入中的一个或多个红细胞、白细胞和血小板进行计数。
24.根据权利要求17-22中任一项所述的测量方法，还包括将所述阻抗血细胞计数设备并入到介质上电润湿EWOD设备中，其中所述EWOD设备包括：
第一基板组件和第二基板组件；
其中所述第一基板组件或所述第二基板组件中的一个包括电润湿电极，而所述第一基板组件或所述第二基板组件中的另一个包括公共参考电极，并且所述第一基板组件和所述第二基板组件间隔开以在所述第一基板组件或所述第二基板组件之间限定微流体通道；以及
所述阻抗血细胞计数设备并入到所述第一基板组件或所述第二基板组件之一中。
25.根据权利要求24所述的测量方法，还包括在针对流体液滴中的颗粒确定颗粒大小的血细胞计数功能与对所述流体液滴执行液滴操纵的电润湿功能之间动态切换。
26.根据权利要求17-22中任一项所述的测量方法，还包括将所述阻抗血细胞计数设备并入到微流体细胞计数设备中，其中所述微流体细胞计数设备包括：
腔室，用于接收试剂溶液；
旋转阀，用于接收样本输入，所述旋转阀包括对预定量的所述样本输入进行计量的内部通道；
混合室，与所述旋转阀流体连通，其中所述样本输入和所述试剂溶液在所述混合室内混合；以及
流体通道，与所述混合室流体连通，所述流体通道包括并入到所述流体通道中的根据权利要求1-9中任一项所述的阻抗血细胞计数设备；
所述测量方法还包括：
将所述试剂溶液输入到所述腔室中；
将所述样本输入输入到所述旋转阀中，从而对所述样本输入进行计量；
操作所述旋转阀以将所述样本输入和所述试剂溶液的一部分传送到所述混合室中；其中所述样本输入和所述试剂溶液的一部分在所述混合室内混合；以及
通过所述流体通道将混合后的样本输入和试剂溶液传送到所述阻抗血细胞计数设备，其中基于在阻抗血细胞计数设备处取得的阻抗测量对所述样本输入中的细胞进行计数。
27.根据权利要求26所述的测量方法，其中所述样本输入是血液样本，并且所述方法还包括对所述样本输入中的一个或多个红细胞、白细胞和血小板进行计数。
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