CN109803764B - 用于在分散流体中进行光学或电学测量的方法和系统 - Google Patents

用于在分散流体中进行光学或电学测量的方法和系统 Download PDF

Info

Publication number
CN109803764B
CN109803764B CN201780062176.1A CN201780062176A CN109803764B CN 109803764 B CN109803764 B CN 109803764B CN 201780062176 A CN201780062176 A CN 201780062176A CN 109803764 B CN109803764 B CN 109803764B
Authority
CN
China
Prior art keywords
cavity
frequency
region
sample
standing wave
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201780062176.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN109803764A (zh
Inventor
P·奥古斯特森
P·D·奥尔森
O·雅各布森
K·皮特森
G·布兰肯斯坦
J·科里莫
E·肖恩布伦
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Acousort AB
Instrumentation Laboratory Co
Original Assignee
Acousort AB
Instrumentation Laboratory Co
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Acousort AB, Instrumentation Laboratory Co filed Critical Acousort AB
Publication of CN109803764A publication Critical patent/CN109803764A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN109803764B publication Critical patent/CN109803764B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L3/00—Containers or dishes for laboratory use, e.g. laboratory glassware; Droppers
    • B01L3/50—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes
    • B01L3/502—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures
    • B01L3/5027—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip
    • B01L3/502761—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip specially adapted for handling suspended solids or molecules independently from the bulk fluid flow, e.g. for trapping or sorting beads, for physically stretching molecules
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N1/00—Sampling; Preparing specimens for investigation
    • G01N1/28—Preparing specimens for investigation including physical details of (bio-)chemical methods covered elsewhere, e.g. G01N33/50, C12Q
    • G01N1/40—Concentrating samples
    • G01N1/4077—Concentrating samples by other techniques involving separation of suspended solids
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood
    • G01N33/491—Blood by separating the blood components
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2200/00—Solutions for specific problems relating to chemical or physical laboratory apparatus
    • B01L2200/06—Fluid handling related problems
    • B01L2200/0647—Handling flowable solids, e.g. microscopic beads, cells, particles
    • B01L2200/0668—Trapping microscopic beads
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2400/00—Moving or stopping fluids
    • B01L2400/04—Moving fluids with specific forces or mechanical means
    • B01L2400/0403—Moving fluids with specific forces or mechanical means specific forces
    • B01L2400/0433—Moving fluids with specific forces or mechanical means specific forces vibrational forces
    • B01L2400/0436—Moving fluids with specific forces or mechanical means specific forces vibrational forces acoustic forces, e.g. surface acoustic waves [SAW]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N1/00—Sampling; Preparing specimens for investigation
    • G01N1/28—Preparing specimens for investigation including physical details of (bio-)chemical methods covered elsewhere, e.g. G01N33/50, C12Q
    • G01N1/40—Concentrating samples
    • G01N1/4077—Concentrating samples by other techniques involving separation of suspended solids
    • G01N2001/4094—Concentrating samples by other techniques involving separation of suspended solids using ultrasound
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
    • G01N29/22—Details, e.g. general constructional or apparatus details
    • G01N29/222—Constructional or flow details for analysing fluids

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Ecology (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Fluid Mechanics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Clinical Laboratory Science (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
  • Physical Or Chemical Processes And Apparatus (AREA)

Abstract

本发明涉及一种在分散流体的样品中进行光学或电学测量的方法，该样品包含粒子和流体。该方法包括以下步骤：a)将样品定位在具有共振频率的微流体腔中，b)使样品在腔中经受声驻波，该声驻波被配置用于使粒子聚集在腔的至少一个第一区中，从而使流体占据腔的至少一个第二区，其中声驻波的频率在低于共振频率的频率和高于共振频率的频率之间变化，和c)在腔的至少一个第二区中的至少一个中的流体中进行光学或电学测量。变化频率确保可再现的结果。本发明还涉及一种用于此的系统以及一种用于测量血细胞比容的方法和系统。

Description

用于在分散流体中进行光学或电学测量的方法和系统
技术领域
本发明总体涉及用于在分散流体中进行光学或电学测量方法和系统的领域。此外，本发明具体涉及在生物流体中进行吸光度测量的领域，其中吸光度是在没有粒子和/或细胞的流体的一部分中测量的。
背景技术
分散流体由粒子分散在一个或多个连续相、例如流体中而构成。一种特别令人感兴趣的分散流体是血液，其由约45%的红细胞或红细胞、约0.7%的白细胞或白细胞、以及其余的约54.3%血浆构成，然而，这些值可在个体之间变化并且在一些疾病中这些值也可能变化很大，其中红细胞的体积分数可以是血液体积的25-60%。
对血液样品进行的光学或电学测量包括用于确定血液样品中游离血红蛋白浓度的吸光度测量，该测量是对已经破裂从而将血红蛋白释放到血浆中的红细胞的量的指示。溶血程度，即已破裂的红细胞的量是用于直接评估患者健康状况的重要诊断参数。进一步感兴趣的如溶血，以及红细胞内容物到血浆中的相应释放，将影响对血液样品进行的其它测量的结果。
通常使用血气分析来分析血液样品，其中确定氧气和二氧化碳的分压，以及样品的许多其它参数例如pH、HCO3-、p50、sO2 、碱过剩、ctHb、COHb、MetHb、Ca2+和K+。当与从非溶血的血液样品获得的值相比时，这些通常测量的参数中的至少八个中pH、pO2、sO2、COHb和Ca2+受到报告（return）较低的值、而pCO2、HCO3 -和K+受到报告较高的值的影响。
游离血红蛋白的量可以通过在血液的无细胞部分中的吸光度测量来确定。该无细胞部分通过使红细胞和白细胞在重力下或在离心机中自发沉淀而产生，使得血液样品被分成包含透明血浆的第一部分和包含血细胞的第二部分。
然而，这些方法的缺点在于它们需要大量的时间（自发沉降）或需要昂贵的设备（离心机），并且对于整合到处理少量血液的自动化系统中不实用。
DE102004013960提出了一种确定无菌容器、即血袋中的溶血程度的方法，其中超声波用于在连接血袋的管件中产生或加速血细胞沉降，由此旨在形成光学上透明的血浆区域以供光学地确定血红蛋白的浓度。由于没有提供工作实例，所以超声波是否实际上可以如所提出的那样使用仍然存疑-特别是本发明人已经意识到由于血袋和管件的非标准化尺寸，血细胞是否可以如所提出的那样与血浆分离会将不能确定。此外，该方法不适用于来自抽血或刺手指的小体积样品。
US 2016/202237 A1公开了用于分析物检测以及颗粒物承载流体例如全血中的分析物的装置和方法，其具有用于从流体中分离粒子的仪器，例如声换能器，该仪器与检测器整合，检测器用于在分离颗粒物承载流体中的粒子的同时分析一种或多种颗粒物承载流体分析物。
Andreas Lenshof等人：“Acoustofluidics 8: Applications ofacoustophoresis in continuous flow microsystems”, LAB ON A CHIP，第12卷，第7期，2012年3月7日，公开了声泳在连续流微系统中的应用。
US 4854170 A公开了一种用于确定血细胞比容的超声设备，其使用置于微量血细胞比容毛细管中的血液样品，并将该管与以一定频率操作的超声换能器联接以将红细胞聚集成带，其厚度，相对于其余血浆带的厚度，是血细胞的血细胞比容的指征。
Dae-CheolSeo等人：“Ultrasonix flow-through filtration ofmicroparticles in a microfluidic channel using frequency sweep technique”Journal of mechanical Science and technology，第27卷，第3期，2013年3月1日）公开了使用频率变化超声波的流通式粒子过滤，超声驻波的频率扫描使粒子移过微通道，以无需屏障就过滤掉粒子。
Mark V. Brooks：在“Ultrasonic Inspection Technology Development andSearch Unit Design”中的“2.2.2 Acoustic Properties of Crystal Materials”，2012年1月1日，John Wiley & Sons，公开了一些材料的平均声学特性。
发明内容
本发明旨在避免先前已知的用于在分散流体例如血液中进行光学或电学测量的方法的上述缺点和不足，特别是在获得用于测量的透明部分时使用重力或离心所伴随的缺点。
因此，本发明的主要目的是提供一种在分散流体中进行光学或电学测量的方法。
本发明的另一个目的是提供一种用于在分散流体中进行光学或电学测量的微流体系统。
根据本发明的第一方面，上述目的中的至少一个或者将从以下描述中变得明显的其它目的中的至少一个通过在分散流体的样品中进行光学或电学测量的方法而实现，所述样品包含粒子和流体，所述方法包括以下步骤：
a） 将样品定位在具有共振频率的微流体腔中，
b） 使样品在腔中经受声驻波，所述声驻波被配置用于使粒子聚集在腔的至少一个第一区中，从而使流体占据腔的至少一个第二区，其中声驻波的频率在低于共振频率的频率和高于共振频率的频率之间重复变化，以及
c）在腔的至少一个第二区中的至少一个中的流体中进行光学或电学测量。
因而，本发明是基于本发明人的如下发现：即虽然通常需要非常高精度形成的微流体腔和适当的精细调谐的声驻波频率以获得适当的粒子聚集或分离，但通过如在根据本发明第一方面的方法中所限定的那样重复改变所述频率，可以在很大程度上省去这些要求。由此，通过在低于共振频率的频率和高于共振频率的频率之间改变频率，实现了在腔的所述至少一个第一区中更稳定的粒子聚集。这是出乎意料的并且与早先在单一频率下的实验相比表现出显著进步，在早先的实验中微流体腔中的小的不规则部或声驻波频率的轻微失谐均导致聚集/分离不充分。此外，令人惊讶的是，尽管频率变化，本可以预期由于在最佳频率下的驱动只能在一小部分时间内进行，所以会使粒子的聚集或分离效率降低；然而却实现了快速且可再现的粒子聚集。因此，根据本发明第一方面的方法是有用的，因为即使在制造有较大公差的具有腔的基板并因此各个基板之间共振频率不同的情况下，它都提供了有效的粒子聚集，从而提供用于使用便宜的一次性基板。这使得在分散流体中实施医疗点光学或电学测量更容易和更便宜，并且不需要耗时的离心。该方法省去了原本必须的每个芯片/基板和每次测量的例行校准程序或者在操作期间对粒子聚集的视觉或其它监视，因为它根据样品类型来补偿声速。这进一步使得当使样品经受声驻波时，在相对于腔的更可预测和可再现的位置形成所述至少一个第二区。这使得更容易进行光学或电学测量，此外这允许布置检测器，使其在使样品经受声驻波之前被引向所述至少一个第二区中的一个。这使得可以使用简单的检测器，例如单个光源和单个光电检测器或光电二极管，或简单的电极，当制造有较大公差的基板时也是如此，因为可以预期在要进行光学或电学测量的第二区每次都在相对于腔的尺寸的大致相同的位置形成，这在以单一频率进行致动时通常不是这种情况。
光学测量包括吸光度测量、荧光测量、拉曼光谱、化学发光和散射。电学测量包括电阻抗（光谱）测量、电化学测量、伏安法、导电性。
优选地，光学或电学测量是吸光度测量。吸光度测量可包括光学吸光度测量、光学透射度测量、一个或多个波长处的吸光度测量、一个或多个波长处的透射度测量。
样品应为流体形式，并且其粘度适合于将其定位在腔中。
分散流体可以例如包括未稀释或经稀释的全血、细胞内液、组织间液、滑液、腹膜液、尿液、酵母细胞培养物、骨髓、基质、来自正常或癌组织的分离细胞、乳汁。
粒子可包括红细胞、白细胞、血小板、癌细胞、细菌细胞、病毒、酵母细胞、尘粒、二氧化硅粒子和聚合物粒子。
流体可以是血浆、水、尿液、酵母细胞液体培养基、细胞培养基、盐水溶液、磷酸盐缓冲盐水、细胞内液或组织间液、乳浆。
根据本发明第一方面的方法的一些实施方式可以包括在将分散流体定位在腔中之前向分散流体添加其它分子组分例如试剂、pH调节剂（酸，碱）的其它步骤，以影响流体的光学性质。
样品可以通过泵送、通过压力、通过抽吸、通过电场作用、通过重力和通过毛细作用而被定位在腔中。
微流体腔可以对环境封闭。微流体腔优选是具有正方形或长方形横截面的通道。微流体腔可以例如具有的横截面宽度为横截面高度的1至100、例如1至20倍。在这种情况下，微流体腔的长度至少与宽度相同。宽度可以例如为0.3 mm至5 mm。高度可以例如为0.025 mm至1 mm。
微流体腔的共振频率取决于尺寸，因为为了使驻波形成波长λ的波，该波长与频率成反比，必须是nλ/2，其中n是正整数。
以下是沿着腔的宽度维度的驻波的前3个共振：
第一共振频率f与对应于一次谐波的声驻波λ/2相关联，在此驻波的压力腹点位于腔壁附近，并在腔的中部形成单个压力节点，由此导致粒子聚集在腔的中心，这是第一区，而腔侧壁附近的区是第二区。由此我们得到：壁1-流体1-粒子1 -流体2-壁2。
在对应于第一共振频率的两倍的共振频率、即2f的二次谐波中，形成具有两个节点和三个腹点的驻波λ，从而通常迫使粒子聚集在腔中心两侧的两个带中，这是第一区，而腔的中心和侧部是第二区。由此我们得到：壁1-流体1-粒子1-流体2-粒子2 -流体3-壁2。这是优选的共振频率。
对应于三次谐波的第三共振频率是第一共振频率的三倍，即3f，并且与具有3个节点和4个腹点的驻波3λ/ 2相关联，从而迫使粒子聚集在腔中的三个位置，这三个位置是第一区，这些位置彼此间隔开并且与腔的壁间隔开以形成三个第二区。由此我们得到：壁1-流体1-粒子1-流体2-粒子2-流体3-粒子3-流体4-壁2。
因此，术语共振频率应理解为包括可在腔中形成驻波的任何频率，并且引起驻波形成的频率被认为是配置用于使粒子聚集在至少一个第一区中的频率。另外，应该提到的是，即使共振以及因此驻波主要是在宽度维度上，但沿着腔的长度维度并且还可能沿高度方向始终存在共振分量。这些三维共振导致接近一维共振频率的多个共振频率，各具有相关的聚焦模式。在这些共振频率中的多个的范围内扫描致动频率使得可以利用它们全部并且产生：更可预测和均匀的声学聚焦（其由各个共振的声场的合成加权平均产生）；以及由此的组合聚焦模式。
理解了声共振必须在三维中理解而不只是简化为一维，因此通过产生可预测的、可重复的和稳健的声学聚焦模式以及粒子的聚集产生了实用上关键的效果。这又使得能够在系统中在可预测、可重复的位置处进行检测，而这对于单频致动是不可能的。
腔的共振频率以及因此的声驻波频率因此可以从0.15MHz至10MHz。
频率可以从低于共振频率20%的频率到高于共振频率20%的频率变化。优选地，频率从低于共振频率10%的频率到高于共振频率10%的频率变化。频率可以连续变化，或者只在一定时间期间变化，在该时间期间样品/分散流体经受声驻波。频率可以线性或对数变化。
频率不应从如此低的频率变化或变化到如此高的频率（该如此低的频率或如此高的频率对应于腔的不同共振频率，腔的不同共振频率将导致不同于在共振频率下获得的节点和腹点数量。
换句话说，频率fDN（其用于使粒子聚集在腔的至少一个第一区（其有的尺寸D对应于fDN所对应的声驻波的N个半波长）中）当根据本发明的方面改变时，应当始终高于（c*（N-1））/（2*D）且低于（c*（N+1））/（2D），其中c是声音在流体中的速度。
在实践中，为fDN的1%至40%的扫描范围，即在fDN的± 0.5-20%范围内变化的频率，足以覆盖与一定数量的压力节点以及通道的制造公差和样品声速变化相对应的共振频率。
超声换能器的致动信号可以优选是线性啁啾正弦，其重复频率为1000Hz，并且幅度为大约15Vpp（电压峰-峰值）。
换句话说，超声换能器的致动信号可以例如是扫描时间为1ms的线性啁啾正弦。信号幅度可以是15 Vpp（电压峰-峰值）。
扫描时间应远短于聚集发生期间的时间帧。因此，重复率应该足够高，以使扫描时间远短于聚集发生期间的时间帧。例如，当粒子在5秒的时间帧内聚集在腔中时，可以设定扫描的重复率，使得该频率循环100次或更多，即每秒重复至少20次，相当于扫描时间为50ms或更短。
因此，扫描时间可以是例如100ns-50ms，例如1ms至50ms。扫描时间太慢会导致在测量时间、即样品经受声驻波的时间期间，第一区和第二区的形状改变。
扫描致动频率的概念不是共振腔特有的，而是也可适用于例如由表面声波或系统中的其它共振产生的驻波。在此它具有补偿样品声学性质或温度变化、补偿由于例如制造公差和温度膨胀引起的系统尺寸变化、和利用多个驻波产生更均匀和可预测的聚焦模式的相同功能。
为简单起见，光学或电学测量优选只在第二区中之一中进行，然而，在所有第二区中进行光学或电学测量以提高该方法的准确性和稳健性也是可行的。在吸光度测量的情况下，可以获得完整的腔和所有澄清区的吸光度或透射度图像，即可以用适当的图像分析算法来分析第二区。
在根据本发明第一方面的方法的优选实施方式中，声驻波被配置用于使粒子聚集在腔的一个或两个第一区中。这是有利的，因为它产生大的第二区以在其中进行光学或电学测量，由此增加了测量不受粒子影响的概率。这对应于与声驻波的波长相关的频率，该波长与腔的相关尺寸、通常是宽度相同或是其½。
在根据本发明第一方面的方法的可替选实施方式中，声驻波和/或腔被配置用于使粒子聚集在腔的多于两个第一区中。这可以是有利的，因为它提供了在其中要进行学或电学测量的另外的第二区。频率可以通过将其增加到第一共振频率的四倍或甚至更高来配置。腔可以通过增加腔的尺寸来配置。
在根据本发明第一方面的方法的优选实施方式中，所述方法还包括以下步骤：
d）产生样品通过腔的流动。这是有利的，因为它允许该方法用于内联（inline）和联机光学或电学测量。
该流动可以通过泵送、通过压力、通过抽吸、通过电场作用、通过重力和通过毛细作用来产生。
腔可以与入口流体连接，通过入口将样品引入腔中；并与出口流体连接，通过出口使样品离开腔。多于一个出口可以与腔流体连接，从而将样品的不同部分引向不同的出口。
在根据本发明第一方面的方法的优选实施方式中，腔是长形的，并且在一端与入口流体连接，在另一个相反端与出口流体连接。这是有利的，因为它允许使用简单的玻璃毛细管来提供腔。通常，腔的长度应该是其宽度的至少5倍。在一些实施方式中，腔的横向尺寸大于腔的入口和出口的横向尺寸。
在根据本发明第一方面的方法的优选实施方式中，腔在基板中形成。基板可以由硅制成，但也可以由聚合材料例如塑料制成，或者由玻璃制成。其它材料例如陶瓷和金属也是可行的。这些材料便宜，因此适合于在现场或在护理点环境中进行光学或电学测量，作为一次性消耗品。
基板可以是平面的，例如芯片，或者，基板可以形成为毛细管。
在根据本发明第一方面的方法的优选实施方式中，用于引起声驻波的超声能量从至少一个超声换能器仅经由与该超声换能器和基板连接的玻璃耦合构件传递到基板。这是有利的，因为它使得更容易进入腔以进行特定的光学测量。玻璃耦合构件可以通过粘合剂与超声换能器和基板连接，或者通过定位放置使得它们彼此接触。
在根据本发明第一方面的方法的优选实施方式中，样品是全血样品，其中粒子至少包含红细胞，并且流体至少包含血浆。粒子还可包含白细胞。
在根据本发明第一方面的方法的优选实施方式中，光学或电学测量是吸光度测量，包括确定血浆中游离血红蛋白的量或浓度。游离血红蛋白的量或浓度与溶血程度，即样品中已经裂解并尤其是释放血红蛋白的红细胞百分比，有关。基于吸光度测量的结果，该结果尤其可以是吸光度值或透射度值，相应的游离血红蛋白的量或浓度可以例如通过将该值与从测量已知溶血程度的参考样品获得的值进行比较来确定。
在根据本发明第一方面的方法的一个实施方式中，在该方法中，样品是全血样品和/或其中吸光度测量包括确定血浆中游离血红蛋白的量或浓度，所述方法还包括以下步骤：
d）确定至少一个第一区中的红细胞的体积与至少一个第二区中的血浆的体积之间的关系，以及e）基于所述关系确定血液样品的血细胞比容。
确定所述关系和确定血细胞比容将如关于下面进一步描述的本发明第三方面和第四方面所讨论的那样进行。
由此，可以通过测量所述至少一个第一区的体积和所述至少一个第二区的体积来确定所述关系。
可以测量所有第一区的合并体积和所有第二区的合并体积来确定所述关系。
所述体积的关系可以通过测量所述至少一个第一区的面积和所述至少一个第二区的面积来确定，所述面积在由腔的两个正交维度（XY，长度-宽度）构成的平面中确定，条件是所述区在腔的第三维度（Z，高度）上具有相同的延伸或者测量对于深度的变化进行调整。
上述目的中的至少一个或者将从以下描述中变得明显的其它目的中至少一个根据本发明的第二方面通过用于在分散流体的样品中进行光学或电学测量的微流体系统来实现，所述样品包含粒子和流体，所述系统包括：
基板，其具有在基板中形成的微流体腔，微流体腔具有允许样品进入微流体腔的入口，
超声换能器，其可与基板连接，用于在微流体腔中产生声驻波，
驱动电路，其可与超声换能器连接并且被配置为以在低于微流体腔的共振频率的频率和高于所述共振频率的频率之间重复变化的频率来驱动超声换能器，以使得粒子聚集在腔的至少一个第一区，从而使流体占据腔的至少一个第二区，和
检测器，其被布置用于在腔的所述至少一个第二区中的至少一个中的流体中进行光学或电学测量。
如上面对于根据本发明第一方面的方法所讨论的，通过变化超声换能器的频率，实现了粒子在腔的至少一个第一区中的更稳定聚集。
微流体系统还可包括：用于储存样品的容器、用于使样品进入腔的泵或其它装置、用于根据需要加热或冷却基板的温度控制装置、以及用于已进行光学或电学测量后容纳样品的容器。
如上所述，基板可以由硅、聚合物例如塑料、或玻璃制成。
如上所述，微流体腔优选是长形的。
超声换能器优选是压电致动器。超声换能器可以与基板连接。声驻波由超声换能器中的振动传递到基板并使腔壁振动而产生。
驱动电路可包括：与超声换能器电连接的函数发生器。驱动电路通过包括函数发生器被配置成，用变化的频率驱动超声换能器。如上所述，频率可以用几种方式变化。
检测器可被布置成仅在单个点进行光学或电学测量。在检测器是光学检测器的情况下，它可以包括光源和用于检测来自光源的光的单个检测器或传感器，或者可替选地，传感器可以在相对于腔的多个空间位置检测来自光源的光。因此，检测器或传感器可以包括多个光敏二极管、照相机、CCD（电荷耦合器件）、CMOS（互补金属氧化物半导体）等。光学检测器可以包括单个光源或多个光源，其各自可以单一波长、有限数量的波长或作为连续光谱发光。优选地，光源以一个波长或有限数量的波长发光。电学检测器可包括设置在腔中的电极。
在根据本发明第二方面的系统的优选实施方式中，所述系统还包括：
外壳，其包括被布置成容纳基板的至少部分的容器，
其中超声换能器设置在外壳中并且被布置成当基板被容纳在容器中时与基板连接，并且
其中检测器设置在外壳中，并且当基板被容纳在容器中时，检测器布置在相对于基板的预定位置，
所述预定位置被布置成允许检测器在腔的至少一个第二区中的至少一个中进行光学或电学测量。
这是有利的，因为这提供用于使用简单的检测器，因为由于可以布置具有腔的基板与具有检测器的外壳的相对位置，使得检测器能够在第二区中的至少一个中进行光学或电学测量。所述一个或多个第二区相对于基板的位置可以基于腔的尺寸和腔在基板上的位置来确定，并且还可以基于哪个谐波，即腔的第一共振频率、第二共振频率、第三共振频率等共振频率中的哪一个是声驻波频率据其变化的共振频率来确定。因为频率的变化确保实现稳定且可再现的粒子聚集，所以可以预测用于光学或电学测量的合适的第二区并相应地定位检测器。
外壳可以包括用于现场或护理点光学或电学测量的手持式外壳。
容器可以设置在外壳内部或外壳的表面上。基板的至少一部分将容纳在容器中，使得基板可以相对于外壳保持就位。
为了使超声换能器能够在腔中产生声驻波，它必须与基板连接。这种连接可以通过物理接触建立。
在根据本发明第二方面的系统的优选实施方式中，系统还包括附接于超声换能器的玻璃耦合构件，用于将超声换能器与基板连接。这是有利的，因为它允许将超声换能器定位成与基板分离，从而使得更容易布置光学检测器以获得进入第二区。
在根据本发明第二方面的系统的一些实施方式中，腔是长形的，并且在一端与入口流体连接，在另一相反端与出口流体连接，如上所述。
在根据本发明第二方面的系统的一些实施方式中，检测器还被布置用于确定至少一个第一区中的粒子体积与至少一个第二区中的流体体积之间的关系。
检测器可以如关于下面进一步描述的本发明的第三方面和第四方面所讨论的那样进行布置。或者，系统可以包括用于光学或电学测量的第一检测器，以及用于确定所述关系的第二检测器。
检测器可以被配置成通过被配置成测量至少一个第一区的体积和至少一个第二区的体积来确定所述关系。
如上所述，可以测量所有区的体积，或者可以从区的面积来确定所述关系。
从其它从属权利要求以及以下优选实施方式的详细描述中，本发明的其它优点和特征将是显而易见的。
附图说明
根据下面结合附图对优选实施方式的详细描述，对本发明的上述和其它特征和优点的更全面理解将显而易见，其中：
图1A-图1B是根据本发明第一方面和第二方面的方法和系统的第一实施方式的示意性俯视图，
图2A-图2D是示出在有和没有变化声驻波频率下红细胞聚集的照片，
图3是根据本发明第一方面的方法的第二实施方式的示意性俯视图，
图4A-图4B是根据本发明第二方面的系统的第一实施方式的示意性部分横截面图，
图5A- 图 5B 是使用根据本发明第四方面的系统的第一实施方式进行的根据本发明第三方面的方法的实施方式的示意图，
图6示出了微流体腔和随后用于确定红细胞占据面积对血浆占据面积的阈值化技术的照片，
图7是示出声学血细胞压积（APCV）和血细胞压积（PCV）之间的相关性的图线，
图8示出了红细胞占据面积对血浆占据面积之间的关系的时间演变，和
图9是示出在不同时间点获得的APCV和PCV之间的相关性的图。
在附图和说明书中，相同的附图标记用于指代相同的特征。对附图标记添加’表示这样指代的特征与带有没有’的该附图标记的特征具有类似的功能、结构或意义，然而并非与该特征完全相同。
具体实施方式
图1A和图1B是根据本发明第一方面和第二方面的方法和系统的第一实施方式的示意俯视图，图1A示出了硅基板10，其具有在其中形成的微流体通道，所述微流体通道限定所述微流体腔12，具有入口14、中心出口16、以及两个侧出口18和20。超声换能器22附接于基板10的下侧，并且所述通道在竖向上由与基板10的顶部粘合的玻璃板24界定。超声换能器22也可以附接于基板10的侧面。使全血样品2通过入口14进入微流体腔12，即图1B中的步骤1000所标示的定位，并使其流向出口16、18和20，即图1B中的可选步骤1006所标示的产生流动。超声换能器22被以如下频率激活：所述频率从低于微流体腔12的横向共振频率的频率到高于该共振频率的频率变化。这产生了声驻波，由26表示，对应于图1B中的步骤1002的使样品经受驻波，这引起全血样品2中的表示粒子的红细胞（其中一个红细胞被标示附图标记4）聚集在声驻波的压力中心节点中，从而使红细胞4聚集在微流体腔12的对应于中心部分的第一区中。然后在全血样品2通过超声换能器22时，包含红细胞4的流的中心部分通过中心出口16离开，而血液的其余部分，即血浆6，则通过侧出口18和20离开。此时可以在侧出口18附近圆圈28标示的区域处，如图1B中的步骤1004标示的那样进行光学或电学测量，特别是吸光度测量，以例如确定血红蛋白的浓度，从而确定已裂解的红细胞4的百分比，即全血样品中的溶血程度。
研究图1可以明显看出，如果流过侧出口18的血浆6要清除红细胞4的话，将红细胞4聚集在微流体腔12的中心部分中的效率是至关重要的，因为即使极低浓度的红细胞也会妨碍吸光度的测量。因此，在超声换能器22以无法对应于微流体腔12的共振频率的单一频率被驱动的情况下，例如因为基板10和微流体腔12已经制造成具有宽公差或者由不允许窄公差的材料例如聚合物材料制造，则使红细胞4聚集到中心出口16的效率将会低下，并且吸光度测量将受到妨碍。这也适用于使用不同的样品2时的情况，因为微流体腔12中的共振频率还取决于样品中的声速以及其它因素，例如微流体腔12的温度和长度。
虽然图1中的吸光度测量是在全血样品中进行的，但是可以类似地处理其它分散流体以在将粒子驱使聚集到其它区中之后不会占据的流体区中进行光学或电学测量。
另外，在其中样品是全血的根据本发明第一方面的方法的某些实施方式中，至少一个第一区32中的红细胞体积，参见图2A，与图2A中的至少一个第二区36、38中的血浆体积之间的关系，如步骤1008中所述，通过测量所述至少一个第一区32的体积和所述至少一个第二区36、38的体积来确定，其后可以如步骤1010所标示确定血细胞比容。
图2A-图2D是示出在有和没有变化声驻波频率的情况下以及在不同时间拍摄的红细胞聚集的照片。由此，图2A和图2B示出了当使用单一频率的驻波时通道的相同部分。红细胞聚集在通道的中心，即第一区32，而血浆占据位于通道中心侧面的第二区36和38。首先，应该注意的是，第一区32没有均匀的横截面，而是该区的宽度沿着通道变化。其次，在比较图2A与图2B时可以看出，第一区随时间并不均匀，因为在大约5秒钟后拍摄的图2B中，第一区32的加宽部分向左移动。显然，选择在其中总是可以进行光学测量的第二区36和38的区域将是困难的，因为存在第一区32中的红细胞可能模糊所选区域的风险。
图2C和图2D示出了通道的相同部分，但是这次频率是变化的，即在低于驻波在通道的宽度维度中的共振频率的频率和高于该频率的频率之间扫描。如比较图2C和图2D时所示，第一区在空间上，即沿着通道，和在时间上（照片相隔大约0.8秒拍摄）都是均匀的。因此，在这种情况下，可以选择第二区的区域，如虚线圆圈28’所示。
因此，变化声驻波的频率在空间和时间上均产生更为均匀的红细胞聚集，从而导致可靠地形成不含红细胞/粒子的至少一个第二区，通过其可以进行光学或电学测量，例如游离血红蛋白的量或浓度的吸光度或透射度测量。
频率可以例如在1850kHz和2050kHz之间扫描。可以测量透射光以测量420nm处的游离血红蛋白。
图3是根据本发明第一方面的方法的第二实施方式的示意性俯视图。图3示出了长形的玻璃基板10’，其内部形成有宽2mm和高200µm的微流体腔12’。微流体腔12’的入口14’设置在基板10’的一端，而反向的出口16’设置在另一端。因此，基板10’类似于玻璃毛细管。超声换能器22’通过玻璃板30与基板10’耦合，该玻璃板起到耦合构件的作用，用于将声能从超声换能器22’传递到基板10’。使用玻璃板30使得更容易在微流体腔12’中进行吸光度测量，因为超声换能器不再在通道下方附接在基板上。在图3中，超声换能器22’被以微流体腔12’的最低共振频率的较高倍数附近变化的频率驱动，这产生由26’表示的声驻波，该声驻波具有两个压力节点。因此，当全血样品2被引入微流体腔12’中时，红细胞将至少在声驻波26’附近聚集成第一区32’和34’中的两个带，对于每个压力节点一个，留下血浆6，即流体，占据其余的三个第二区36’、38’和40’。由此可以在这些第二区中之一中进行光学或电学测量。
图4A- 图 4B 是根据本发明第二方面的系统的第一实施方式的示意性部分横截面图。图4A显示了一种系统，其一方面包括具有微流体腔12’’的基板10’’，所述微流体腔12’’具有入口14’’和出口16’’，另一方面包括外壳50，其具有用于容纳基板10’’的至少一部分的容器或开口52以及用于定位基板10’’的支座54、56、58和60。外壳50还容纳超声换能器22’’，其以玻璃板30’充当耦合构件，用于当基板被容纳在容器52中时将超声能量传递到基板10’’。光源62在相对于容器52和支座54、56、58、60的预定位置定位在玻璃板30’下方，传感器64定位在上方，参见图4B ，以接收从光源62穿过基板10’’的光，光源62和传感器64表示检测器。超声换能器22’’的电源66例如电池、以及控制电路68和驱动电路70也被包含在外壳50内。
在使用中，使分散流体例如血液的样品，通过第一入口14’’流入微流体腔12’’中。然后将基板10’’插入容器52中，由此支座54、56、58和60接触基板10’’，以将其定位在预定位置。然后，控制电路68控制驱动电路70给超声换能器22’’通电。在该位置，基板10’’与玻璃板30’接触，使得超声能量可以传递到其中，以使分散流体中的粒子（在这种情况下为红细胞），聚集在微流体腔12’’的至少一个第一区中。微流体腔12’’相对于基板的位置和尺寸以及光源62和传感器64的位置被布置成使得会始终形成没有红细胞的第二区，从而可以进行吸光度测量。这是因为驱动电路70被配置为以在通道的共振频率附近变化的频率驱动超声换能器22’’，因此即使在由于基板10’’的制造而有可能存在微流体腔12’’的宽度变动的情况下，红细胞4仍将恰当地聚集，留下没有红细胞的第二区用于吸光度测量。控制电路68从传感器64接收吸光度测量的结果，并且可以直接地，或在使用从测量已知溶血程度的样品得到的查阅表或函数将吸光度测量的结果（结果以透射度值的形式）转换成溶血程度值之后，在设置在外壳上的显示器（未示出）上显示结果或溶血水平，或者可以将结果或溶血水平存储在控制电路68内供以后检索。
本发明的第三方面和第四方面
如以上讨论和公开所示，变化微流体腔中的声驻波的频率是有利的。本发明人已经发现，这些有利之处也可以用于其它测量。
因此，本发明的第三和第四相应方面涉及用于确定全血中血细胞比容的方法和系统。
血细胞比容（HCT）是血液中红细胞的体积分数，是患者血液状态的重要指标。HCT的测量可用于诊断多种疾病和病症，例如贫血、红细胞增多症、由于出血导致的脱水和失血。传统上，微量血细胞比容法已被用于测量HCT。在本方法中，将充有血液的毛细管离心并测量堆积细胞部分的相对高度，也称为血细胞压积（PCV）。微量血细胞比容法在大多数现代医院（通常有集中式实验室设施）已经被全血分析仪取代，全血分析仪是基于电阻抗测量（Coulter原理）的仪器。然而，由于成本较低和读出简单，微量血细胞比容法仍然在较小的医院和医生诊所使用。
微流体已被提议用于HCT测定，但是因为准确度不好于2.6% HCT且样品应答时间为5分钟，所以仍然需要更快和更准确的HCT测量。
因此，本发明的另一个目的是提供用于确定全血中血细胞比容的快速和/或更准确的方法和系统。
本发明的再一个目的是提供用于确定全血中血细胞比容的方法和系统，所述方法和系统可以是自动化的和/或不需要其它化学品。
因此，这些目的中的至少一个，或根据以下描述将变得明显的其它目的中的至少一个，根据本发明的相应的第三方面和第四方面，通过如下实现：用于测量血液样品的血细胞比容的方法，所述血液样品至少包含红细胞并且至少包含血浆，所述方法包括以下步骤：
a） 将血液样品定位在具有共振频率的微流体腔中，
b） 使血液样品在所述腔中经受声驻波，所述声驻波被配置用于使红细胞聚集在腔的至少一个第一区中，从而使血浆占据腔的至少一个第二区，其中声驻波的频率在低于共振频率的频率和高于共振频率的频率之间变化，
c） 确定所述至少一个第一区中的红细胞体积与所述至少一个第二区中的血浆体积之间的关系，和
d） 基于所述关系确定血液样品的血细胞比容，
以及
用于测量血液样品的血细胞比容的微流体系统，所述血液样品至少包含红细胞并且至少包含血浆，所述系统包括：
基板，具有在所述基板中形成的微流体腔，微流体腔具有允许血液样品进入微流体腔的入口，
超声换能器，其与基板连接，用于在微流体腔中产生声驻波，
驱动电路，其与超声换能器可操作地连接并被配置为以在低于微流体腔的共振频率的频率和高于所述共振频率的频率之间变化的频率来驱动超声换能器，以使得红细胞聚集在腔的至少一个第一区，从而使血浆占据腔的至少一个第二区，
检测器，其被布置或配置成确定所述至少一个第一区中的红细胞体积与所述至少一个第二区中的血浆体积之间的关系，和
计算机，其用于基于所述关系来确定血液样品的血细胞比容。
血液样品可以是经稀释或未稀释的全血样品。
血液样品可以通过泵送、通过压力、通过抽吸、通过电场作用、通过重力和通过毛细作用而被定位在腔中。
微流体腔可以对环境封闭。微流体腔优选是具有正方形或长方形横截面的通道。微流体腔可以例如具有的横截面宽度为横截面高度的1至20倍。在这种情况下，微流体腔的长度至少与宽度相同。宽度可以例如为0.3 mm至5 mm。高度可以例如为0.025 mm至1 mm。
微流体腔的共振频率取决于尺寸，因为为了使驻波形成波长λ的波，该波长与频率成反比，所以必须是nλ/2，其中n是正整数。
以下是沿着腔的宽度维度方向的驻波的前3个共振：
第一共振频率f与对应于一次谐波的声驻波λ/2相关联，其中驻波的压力腹点位于腔的壁附近，并在腔的中部形成单个压力节点，由此导致粒子聚集在腔的中心，这是第一区，而腔的侧壁附近的区是第二区。由此我们得到：壁1-流体1-粒子1-流体2-壁2。
在对应于第一共振频率的两倍的共振频率、即2f的二次谐波中，形成具有两个节点和三个腹点的驻波λ，从而通常驱使粒子聚集在腔的中心两侧的两个带中，这是第一区，而腔的中心和侧部是第二区。由此我们得到：壁1 -流体1-粒子1 -流体2 -粒子2 -流体3-壁2。这是优选的共振频率。
对应于三次谐波的第三共振频率是第一共振频率的三倍，即3f，并且与具有3个节点和4个腹点的驻波3λ/ 2相关联，从而驱使粒子聚集在腔中的三个位置，这三个位置是第一区，这些位置彼此间隔开并且与腔的壁间隔开以形成三个第二区。由此我们得到：壁1-流体1-粒子1-流体2 -粒子2-流体3-粒子3-流体4 -壁2。
因此，术语共振频率应理解为包括可在腔中形成驻波的任何频率，并且引起驻波形成的频率被认为是被配置用于使粒子聚集在至少一个第一区中的频率。另外，应该提到的是，即使共振以及因此驻波主要是在宽度维度上，但沿着腔的长度维并且还可能在高度方向上始终存在共振分量。这些三维共振导致接近一维共振频率的多个共振频率，各具有相关的聚焦模式。在这些共振频率中的多个的范围内扫描致动频率使得可以利用它们全部并且产生：更可预测和均匀的声学聚焦，其由各个共振的声场的合成加权平均产生；以及由此的组合聚焦模式。
理解了声共振必须在三维中理解而不只是简化为一维，因此通过产生可预测的、可重复的和稳健的声学聚焦模式产生了实用上关键的效果。这又使得能够在系统中在可预测、可重复的位置进行检测，而这对于单频致动是不可能的。
腔的共振频率以及进而的声驻波频率因此可以从0.15MHz至10MHz。
频率可以从低于共振频率20%的频率到高于共振频率20%的频率变化。优选地，频率从低于共振频率10%的频率到高于共振频率10%的频率变化。频率可以连续变化，或者只在一定时间期间变化，在该时间期间样品/分散流体经受声驻波。频率可以线性或对数变化。
频率不应从如此低的频率变化或变化到如此高的频率（该如此低的频率或如此高的频率对应于腔的不同共振频率，腔的不同共振频率将导致不同于在共振频率下获得的节点和腹点数量。
换句话说，频率fDN，其用于使粒子聚集在有的尺寸D对应于fDN所对应的声驻波的N个半波长的腔的至少一个第一区中，当根据本发明的方面改变时，应当始终高于（c*（N-1））/（2*D）且低于（c*（N+1））/（2D），其中c是声音在流体中的速度。
在实践中，扫描范围为fDN的1%至40%，即频率在fDN的± 0.5-20%范围内变化，足以覆盖与一定数量的压力节点以及通道的制造公差和样品声速变化相对应的共振频率。
超声换能器的致动信号可以优选是线性啁啾正弦，其重复率为1000Hz，并且幅度为大约15Vpp（电压峰-峰值）。
换句话说，超声换能器的致动信号可以例如是扫描时间为1ms的线性啁啾正弦。信号幅度可以是15 Vpp（电压峰-峰值）。
扫描时间应远短于聚集发生期间的时间帧。因此，重复率应该足够高，以使扫描时间远短于聚集发生期间的时间帧。例如，当粒子在5秒的时间帧内聚集在腔中时，可以设定扫描的重复率，使得使该频率循环100次或更多，即每秒重复至少20次，相当于扫描时间为50ms或更短。因此，扫描时间可以是例如100ns-50ms，例如1-50ms。
扫描时间太慢会导致在测量时间、即样品经受声驻波的时间期间，第一区和第二区的形状改变。
该关系可以例如是红细胞的体积或面积的比率或百分比。
该关系可以例如使用检测器例如照相机或光敏传感器阵列来确定。光源可以设置在腔的与相机或光敏阵列的相反侧。该关系可以通过对腔的至少一部分的图像进行阈值化并将具有低于阈值的值的像素的数量的计数对于像素的总数进行赋值来确定。
只要腔具有供在其中进行关系的确定的均匀的尺寸，就不需要计算所述至少一个第一区中的红细胞体积和所述至少一个第二区中的血浆体积。
所述体积的关系可以通过测量所述至少一个第一区的面积和所述至少一个第二区的面积来确定，所述面积在由腔的两个正交维度（XY）构成的平面中确定，条件是所述区在腔的第三维度（Z）中具有相同的延伸，或者对于沿z方向的深度变化调整测量。
可以测量所有第一区的合并体积和所有第二区的合并体积来确定所述关系。
可以通过对已知血细胞比容的样品使用所述方法并确定这些样品的关系以制订血细胞比容值与该关系之间的相关性，来确定血细胞比容。
优选进一步布置计算机并进行编程，以用于首先致动驱动电路，然后致动检测器。
根据本发明第三方面和第四方面的方法和系统还可用于确定其它分散流体中粒子的体积分数，所述其它分散流体例如细胞内液、组织间液、滑液、腹膜液、尿液、酵母细胞培养物、骨髓和基质。
在根据本发明第三方面的方法的优选实施方式中，使血液样品经受声驻波20秒或更短，例如5秒或2秒，然后进行确定至少一个第一区中的红细胞体积与至少一个第二区中的血浆体积之间的关系的步骤。
相应地，检测器和/或计算机可以被布置或配置成在血液样品经受声驻波20秒或更短、例如5秒或2秒之后，确定所述至少一个第一区中的红细胞体积与所述至少一个第二区中的血浆体积之间的关系。
检测器可以被配置成通过被配置为获得在这些时间时的读数或图像、或者通过给计算机提供在这些时间时的图像或读数来确定所述关系。
检测器可以被配置为确定被编程的关系或被配置为从检测器获得在这些时间时的图像或读数。
另外，驱动电路可以被配置为在这些时间期间提供声驻波。
在根据本发明的相应第三方面和第四方面的方法和系统的优选实施方式中，腔在基板中形成。基板可以由硅制成，但也可以由聚合材料例如塑料、或可替选地由玻璃制成。其它材料例如陶瓷和金属也是可行的。这些材料便宜，因此适合于在现场或在护理点环境中作为一次性消耗品进行光学或电学测量。
现在将参考图5-图9进一步描述根据本发明第三方面和第四方面的方法和系统。
图5A和图5B是使用根据本发明第四方面的系统的第一实施方式进行的根据本发明第三方面的方法的实施方式的示意图，因此，图5A示出了系统100，其包括具有通道112的玻璃基板110，通道112具有入口114和出口116。超声换能器122与基板110连接（例如通过与之胶合），用于使样品经受驻波，如图5B中的步骤1022所标示。光源162位于通道112下方，并且照相机164被布置成能够根据轮廓172获得通道112的透射图像，例如用于通过测量至少一个第一区的体积和至少一个第二区的体积来确定所述至少一个第一区中的红细胞体积与所述至少一个第二区中的血浆体积之间的关系，如图5B中的步骤1024所标示；并且与计算机168连接，用于基于该关系来确定血细胞比容，如图5B中的步骤1026所标示。计算机168还被连接以控制函数发生器170，所述函数发生器被配置为以从低于通道112的宽度维度的共振频率到高于该共振频率的频率变化的频率来致动超声换能器。血液样品102由注射器176通过通道112吸入，即如图5B中的步骤1020所标示，被定位在腔中，并且设置两个三通阀178和180，用于路送血液样品通过通道112，或者在样品之间用于路送清洁溶液通过通道112。在阀178和180之间还设置了旁路通道182。
为了评价系统100，使用以下实验规格：
微流体通道112由MicronitMicrofluidics（Enschede，荷兰）制造，并使用光刻和各向同性湿法蚀刻在硼硅玻璃基板110中制作。微流体通道宽400μm，深150μm。通过在通道末端中喷砂孔实现流体通路，并使用有机硅胶（Elastosil A07，Wacker Elastics）将有机硅管件附接在孔上以提供流体端口114，116。超声换能器122是压电陶瓷换能器（FerropermAS，丹麦），其使用氰基丙烯酸酯胶（Loctite）被胶合到芯片/基板110上。
在所有参与者知情同意后，从健康供体获得血液样品102。为了获得标准系列，通过向供体样品添加自体血浆或血细胞获得不同的HCT水平。在实验上，将来自单个健康供体的全血分成两部分。将一部分离心（2000×g，10 min）以产生分离的血浆和血细胞，进而将其按规定份额与未离心的供体血液混合，以获得具有在研究中使用的血细胞比容水平的样品。
所有样品的参考测量使用血细胞比容离心机（Hematokrit 210，Hettich GMBH，德国）根据制造商的方案进行。将充满血液的毛细管以130k rpm离心2 min，并从增量为1个百分点（p.p）的标度尺手动读取PCV值并四舍五入到最接近的整数值，这产生的舍入误差为+-0.5 p.p。每个样品测量三次，该方法的精确度在舍入误差内。
使用注射泵176（NeMESYS，Cetoni GMBH，德国）将200μL样品从1.5ml Eppendorf管吸入微流体通道112中。通过使用两个双位三通阀178、180（NeMESYS）使入口和出口短路来停止流动。
压电陶瓷换能器122由函数发生器170（Tectronix AFG3022B）产生的放大信号（AR75A250，Amplifier Research，Souderton，PA，美国）致动。致动信号为线性啁啾正弦，范围为1.8-2.1 MHz，工作周期为1 msec，峰-峰值幅度约为15 V。内部开发的LabVIEW软件控制函数发生器。
微流体通道112使用具有8比特灰度CCD相机164（EoSens mini MC-1370，Mikrotron GmbH，Unterschleissheim，德国）的显微镜（DM2500M，Leica Microsystems CMSGmbH，德国）成像。白色LED阵列用作光源162并放置在芯片/基板110下方用于透射成像。对微流体通道112的约3.5mm×0.6mm的区段进行成像。以20Hz的图像采集在激活超声致动后通过硬件触发。
使用在MatLab中实现的基本图像分析算法从采集的图像测量声学血细胞压积，APCV。简言之，红细胞在透射模式显微镜下强吸收，并在图像中表现为暗像素。血浆是透明的并且表现为亮像素。使用最初由用户设置的边界沿着通道壁裁剪图像，并使用最大像素值的30%的阈值水平通过阈值化转换为1比特二进制值。最初选择该阈值是因为它产生的结果与用户在未处理图像中视为血浆边界的结果类似。将图像反转，并将APCV值计算为亮像素的数量（二进值图像的总和）除以图像中的像素总数（图像尺寸）。
图6示出了微流体腔和随后用于确定红细胞占据面积对血浆占据面积的阈值化技术的照片，因此，图6的图A显示了在使血液样品经受声驻波之前全血填充的微流体通道，虚线显示了通道的壁。图B显示了在超声波致动20秒后全血（40% PCV）集中到通道中心。声波驻波由沙漏形虚线指示。图C显示了用于APCV测量的反转阈值图像。
当进行实验并获得图6中的照片时，使用线性频率扫描来驱致动声换能器122的效果显然引人注目。首先，它平均了沿着通道长度引导的共振，并且减少了声场沿着通道变得无变化的声学“热点”的存在。其次，啁啾信号消除了对样本特定的致动频率调谐的需要。由于血液中的声速取决于血细胞比容水平，操作者原本必须调谐致动频率以匹配所要求的½λ条件。
图7是示出声学血细胞压积（APCV）和血细胞压积（PCV）之间的相关性的图线。获得该图线是为了测试测量方法的线性。制备具有不同血细胞比容水平的血液样品稀释标准系列。所述标准系列共含有17个血液样品，HCT范围从为20%至60%，增量为2.5个百分点（p.p）。用根据本发明第三方面的方法测量每个样品的HCT 3次，并离心3次，作为对照。离心测量的分辨率为1p.p.
在声学致动20秒后测量标准系列中样品的APCV值，并示出与PCV值的线性相关性。线性回归（y = 0.986x + 4.12）得出R2值为0.987。关于残差，参见SI.2。单个样品的整个测量过程，包括样品加载、细胞的声学压实、图像分析和通道洗涤，可在不到60 s内完成。
图8示出了红细胞占据面积对血浆占据面积之间的关系的时间演变。由此发现，虽然光学读出优选在声学致动20s之后进行以确保所获得的信号已经达到稳定状态，但是测量值在大约5s后就达到平台。我们进一步观察到具有较高PCV的血液达到稳定状态的时间增加，参见图A。图B-图E显示了在不同时间点的通道照片。
进行进一步试验以评估所述方法和系统的精确度。因此，测量来自一个男性（Y1）和4个女性（X1-4）健康供体的血液样品的APCV值。为了比较，我们使用从标准系列获得的APCV值和PCV值之间的线性关系，参见图7，来计算APCV值的PCV当量，表示为PCVE，结果在下表中提供：
Figure DEST_PATH_IMAGE002
每个样品测量三次（n = 3）。除样品X3外，对于所有样品，每个样品的测量误差（以平均PCVE-平均PCV计算）均<1 p.p，其中我们的方法将样品的PCV平均低估了2.24 p.p。所有样品的三次测量的标准差均低于1 p.p。作为系统精度的指标，计算的平均绝对误差为1.13 p.p，平均误差为0.95 p.p。
图9是示出在不同时间点获得的APCV和PCV之间的相关性的图线。由此，该图线显 示在声学致动2s之后已经可以进行PCV当量的准确预测。作为与图7中的20秒APCV标准系列 APCV的比较，APCV值也在声学致动2s和5s后得出，表现出与PCV的线性相关性，参见图9。下 表显示了APCV读出的三个时间点的线性参数：
时间 线性拟合方程 R<sup>2</sup>值
20秒 y=0.9867x+0.0412 0.9861
5秒 y=1.0544x+0.0369 0.9884
2秒 y=1.1899x+0.0253 0.9887
所有三个APCV时间点都表现出线性性能，使得能够进行准确的HCT估算。然而，在声学集中的很早期阶段估算APCV使得测量程序对系统变化更敏感，即声能的偏差和数据收集的时间。通过在集中的早期阶段收集数据，时间APCV曲线的时间导数大，因此声能或时间的任何变化对读出的影响将比在细胞被紧密压实的低导数区域中大。在时间点2秒和5秒估算五个临床样品的APCV给出稍高的PCVE，但是误差容限为约1%，参见下表。
Figure DEST_PATH_IMAGE004
本发明的可行修改
本发明不仅限于上述和附图中示出的实施方式，这些实施方式主要具有说明性和示例性的目的。本专利申请旨在覆盖本文中描述的优选实施方式的所有调整和变型，因此本发明由所附权利要求及其等同方案的措辞限定。因此，在所附权利要求的范围内可以用各种方式修改设备。
例如，应当指出，根据本发明第一方面的方法的实施方式的结构方面应被认为适用于根据本发明第二方面的系统的实施方式，反之，根据本发明第二方面的系统的实施方式的方法学方面应被认为适用于根据本发明第一方面的方法的实施方式。
还应指出的是，关于/涉及诸如上方、下方、上、下等术语的所有信息应被解释/读取为使设备根据附图定向、使附图定向以使得参考可以被正确阅读。因此，这样的术语仅表明所示实施方式的相互关系，如果本发明的设备具有另一种结构/设计，则这种关系可以改变。
还应指出，即使在此没有明确说明来自特定实施方式的特征可以与来自另一实施方式的特征组合，但如果组合是可行的，则该组合应被认为是明显的。
在整个本说明书和所附的权利要求中，除非上下文另有要求，否则用词“包括”及其变体将被理解为暗示包括所陈述的整体或步骤或者整体或步骤的组，但不排除任何其它整体或步骤或者整体或步骤的组。

Claims (21)

1.一种在分散流体的样品中进行光学或电学测量的方法，所述样品包含粒子和流体，所述方法包括以下步骤：
a）将所述样品定位在具有共振频率的微流体腔中，
b）使所述样品在所述微流体腔中经受声驻波，所述声驻波被配置用于使所述粒子聚集在所述腔的至少一个第一区中，从而使所述流体占据所述微流体腔的至少一个第二区，其中所述声驻波的频率在低于所述共振频率的频率和高于所述共振频率的频率之间重复变化，以及
c）在所述腔的所述至少一个第二区中的至少一个中的流体中进行光学或电学测量。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述声驻波被配置用于使所述粒子聚集在所述微流体腔的一个或两个第一区中。
3.根据任一前述权利要求所述的方法，还包括以下步骤：
d）产生所述样品通过所述微流体腔的流动。
4.根据权利要求3所述的方法，其中所述微流体腔是长形的，并且在一端与入口流体连接且在另一相反端与出口流体连接。
5.根据权利要求1所述的方法，其中所述微流体腔在基板中形成。
6.根据权利要求5所述的方法，其中用于引起所述声驻波的超声能量从至少一个超声换能器仅经由与所述超声换能器和所述基板连接的玻璃耦合构件被传递到所述基板。
7.根据权利要求1所述的方法，其中所述样品是血液样品，从而所述粒子至少包含红细胞，并且所述流体至少包含血浆。
8.根据权利要求7所述的方法，其中所述光学或电学测量是吸光度测量，包括确定所述血浆中的游离血红蛋白的量或浓度。
9.根据权利要求7或8所述的方法，其中所述方法还包括以下步骤：
d）通过测量所述至少一个第一区的体积与所述至少一个第二区的体积来确定所述至少一个第一区中的红细胞的体积与所述至少一个第二区中的血浆的体积之间的关系，以及
e）基于所述关系确定所述血液样品的血细胞比容。
10.一种用于在分散流体的样品中进行光学或电学测量的微流体系统，所述样品包含粒子和流体，所述系统包括：
基板，所述基板具有在所述基板中形成的微流体腔，所述微流体腔具有允许所述样品进入所述微流体腔的入口，
超声换能器，所述超声换能器与所述基板连接，用于在所述微流体腔中产生声驻波，
驱动电路，所述驱动电路与所述超声换能器可操作地连接并且被配置为以在低于所述微流体腔的共振频率的频率和高于所述共振频率的频率之间重复变化的频率来驱动所述超声换能器，以使得所述粒子聚集在所述腔的至少一个第一区，从而使所述流体占据所述腔的至少一个第二区，和
检测器，所述检测器被布置用于在所述腔的所述至少一个第二区中的至少一个中的流体中进行光学或电学测量。
11.根据权利要求10所述的微流体系统，还包括：
外壳，所述外壳包括被布置成容纳所述基板的至少部分的容器，
其中所述超声换能器设置在所述外壳中并且被布置成当所述基板被容纳在所述容器中时与所述基板连接，并且
其中所述检测器设置在所述外壳中，并且当所述基板被容纳在所述容器中时，被布置在相对于所述基板的预定位置，
所述预定位置被布置成允许所述检测器在所述微流体腔的所述至少一个第二区中的至少一个中进行光学或电学测量。
12.根据权利要求10-11中任一项所述的系统，还包括：玻璃耦合构件，所述玻璃耦合构件附接于所述超声换能器，用于将所述超声换能器与所述基板连接。
13.根据权利要求10-11中任一项所述的系统，其中所述检测器还被布置用于通过被配置成测量所述至少一个第一区的体积和所述至少一个第二区的体积，来确定所述至少一个第一区中的粒子的体积与所述至少一个第二区中的流体的体积之间的关系。
14.一种测量血液样品的血细胞比容的方法，所述血液样品至少包含红细胞并且至少包含血浆，所述方法包括以下步骤：
a） 将所述血液样品定位在具有共振频率的微流体腔中，
b） 使所述血液样品在所述腔中经受声驻波，所述声驻波被配置用于使所述红细胞聚集在所述腔的至少一个第一区中，从而使所述血浆占据所述腔的至少一个第二区，其中所述声驻波的频率在低于所述共振频率的频率和高于所述共振频率的频率之间重复变化，
c） 确定所述至少一个第一区中的所述红细胞的体积与所述至少一个第二区中的所述血浆的体积之间的关系，和
d）基于所述关系确定所述血液样品的血细胞比容。
15.根据权利要求14所述的方法，其中使所述血液样品经受声驻波20秒或更短。
16.根据权利要求15所述的方法，其中使所述血液样品经受声驻波5秒或2秒，然后进行确定所述至少一个第一区中的所述红细胞的体积与所述至少一个第二区中的所述血浆的体积之间的关系的步骤。
17.根据权利要求14-16中任一项所述的方法，其中所述关系使用照相机或光敏传感器阵列来确定。
18.一种用于测量血液样品的血细胞比容的微流体系统，所述血液样品至少包含红细胞并且至少包含血浆，所述系统包括：
基板，所述基板具有在所述基板中形成的微流体腔，所述微流体腔具有允许所述血液样品进入所述微流体腔的入口，
超声换能器，所述超声换能器与所述基板连接，用于在所述微流体腔中产生声驻波，
驱动电路，所述驱动电路与所述超声换能器可操作地连接并被配置为以在低于所述微流体腔的共振频率的频率和高于所述共振频率的频率之间重复变化的频率来驱动所述超声换能器，以使得所述红细胞聚集在所述腔的至少一个第一区，从而使所述血浆占据所述腔的至少一个第二区，
检测器，所述检测器被配置成确定所述至少一个第一区中的所述红细胞的体积与所述至少一个第二区中的所述血浆的体积之间的关系，和
计算机，所述计算机用于基于所述关系来确定所述血液样品的血细胞比容。
19.根据权利要求18所述的系统，其中所述检测器和/或计算机被配置成在已经使所述血液样品经受所述声驻波20秒或更短之后，确定所述至少一个第一区中的所述红细胞的体积与所述至少一个第二区中的所述血浆的体积之间的关系。
20.根据权利要求19所述的系统，其中所述检测器和/或计算机被配置成在已经使所述血液样品经受所述声驻波5秒或2秒之后，确定所述至少一个第一区中的所述红细胞的体积与所述至少一个第二区中的所述血浆的体积之间的关系。
21.根据权利要求18-20中任一项所述的系统，其中所述检测器是照相机或光敏传感器阵列。
CN201780062176.1A 2016-10-07 2017-10-09 用于在分散流体中进行光学或电学测量的方法和系统 Active CN109803764B (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP16192938.5 2016-10-07
EP16192939.3 2016-10-07
EP16192939 2016-10-07
EP16192938 2016-10-07
PCT/EP2017/075681 WO2018065626A1 (en) 2016-10-07 2017-10-09 Method and system for optical or electrical measurements in disperse fluids

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN109803764A CN109803764A (zh) 2019-05-24
CN109803764B true CN109803764B (zh) 2022-03-25

Family

ID=60043208

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201780062176.1A Active CN109803764B (zh) 2016-10-07 2017-10-09 用于在分散流体中进行光学或电学测量的方法和系统

Country Status (7)

Country Link
US (1) US11478796B2 (zh)
EP (1) EP3523026A1 (zh)
JP (1) JP6998387B2 (zh)
CN (1) CN109803764B (zh)
AU (1) AU2017339580B2 (zh)
CA (1) CA3038003A1 (zh)
WO (1) WO2018065626A1 (zh)

Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11959907B2 (en) 2015-01-12 2024-04-16 Instrumentation Laboratory Company Spatial separation of particles in a particle containing solution for biomedical sensing and detection
US11291756B2 (en) * 2016-07-28 2022-04-05 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Acoustic separation for bioprocessing
WO2018201034A1 (en) 2017-04-28 2018-11-01 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Acoustic separation of particles for bioprocessing
DK3833466T3 (da) 2018-08-06 2023-12-18 Siemens Healthcare Diagnostics Inc Fremgangsmåde og indretning til bestemmelse af koncentrationen af analytter i helblod
CN113167723A (zh) * 2018-10-02 2021-07-23 仪器实验室公司 一次性溶血传感器
WO2020118021A1 (en) * 2018-12-07 2020-06-11 Siemens Healthcare Diagnostics Inc. Device with a fluid component assessment feature
EP3730213A1 (en) * 2019-04-24 2020-10-28 AcouSort AB Method and system for packed bed cell acoustic separation
US11426727B2 (en) 2020-04-28 2022-08-30 Siemens Healthcare Diagnostics Inc. Acoustophoretic lysis devices and methods
JP7442014B2 (ja) 2020-08-03 2024-03-01 シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレイテッド 圧電素子を有する溶解デバイスおよび方法
CN113218822A (zh) * 2021-04-29 2021-08-06 宋卓 聚焦结构及包含该结构的微粒检测装置及其使用方法
EP4101535A1 (en) * 2021-06-11 2022-12-14 AcouSort AB Acoustofluidic device configured for allowing resonance frequency tracking and methods therefor
EP4134670A1 (en) * 2021-08-09 2023-02-15 Siemens Healthcare Diagnostics Inc. A hematology analyzer comprising a single hardware module and integrated workflow
JP2023032349A (ja) * 2021-08-26 2023-03-09 アークレイ株式会社 粒子回収装置及び粒子回収方法
US11940451B2 (en) 2021-12-20 2024-03-26 Instrumentation Laboratory Co. Microfluidic image analysis system
WO2023234130A1 (ja) * 2022-05-30 2023-12-07 国立大学法人信州大学 粒子２次元音響収束装置及びそれを用いた音響濃縮装置

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4854170A (en) * 1988-10-12 1989-08-08 Separation Technology, Inc. Apparatus and method for using ultrasound to determine hematocrit
EP0597577A1 (en) * 1992-09-02 1994-05-18 Enzymatics, Inc. Separation of plasma or serum from whole blood using a red blood cell binding component and a polymer containing multiple cationic sites
CN1200657A (zh) * 1995-10-23 1998-12-02 斯托迈奇克公司 用于反射成象分析的方法与装置
CN1502068A (zh) * 2000-08-02 2004-06-02 ����Τ�����ʹ�˾ 便携式流动血细胞计数器
CN1906485A (zh) * 2003-11-26 2007-01-31 分离技术公司 用于超声波确定血细胞比容和血红蛋白浓度的方法和设备
WO2011006525A1 (en) * 2009-07-13 2011-01-20 Foss Analytical A/S Analysis of an acoustically separated liquid

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5085783A (en) * 1990-08-16 1992-02-04 Case Western Reserve University Acoustically driven particle separation method and apparatus
US7229838B2 (en) * 2002-07-08 2007-06-12 Innovative Micro Technology MEMS actuator and method of manufacture for MEMS particle sorting device
DE102004013960A1 (de) 2004-01-09 2005-08-11 Laser- Und Medizin- Technologie Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur nicht-invasiven Bestimmung des Hämoglobingehaltes mit Sedimentationsunterstützung
WO2010123453A1 (en) 2009-04-23 2010-10-28 Linda Johansson Device and method for manipulating particles utilizing surface acoustic waves
BRPI0902449A2 (pt) * 2009-07-16 2011-03-15 Thiago Ximenes De Araujo Viana coçador de cachorro
WO2013116311A1 (en) * 2012-01-31 2013-08-08 The Penn State Research Foundation Microfluidic manipulation and sorting of particles using tunable standing surface acoustic wave
US9458450B2 (en) * 2012-03-15 2016-10-04 Flodesign Sonics, Inc. Acoustophoretic separation technology using multi-dimensional standing waves
US11959907B2 (en) * 2015-01-12 2024-04-16 Instrumentation Laboratory Company Spatial separation of particles in a particle containing solution for biomedical sensing and detection
CN104726331B (zh) * 2015-03-27 2017-01-18 西安交通大学 基于声表面波的微流控血浆分离芯片及方法

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4854170A (en) * 1988-10-12 1989-08-08 Separation Technology, Inc. Apparatus and method for using ultrasound to determine hematocrit
EP0597577A1 (en) * 1992-09-02 1994-05-18 Enzymatics, Inc. Separation of plasma or serum from whole blood using a red blood cell binding component and a polymer containing multiple cationic sites
CN1200657A (zh) * 1995-10-23 1998-12-02 斯托迈奇克公司 用于反射成象分析的方法与装置
CN1502068A (zh) * 2000-08-02 2004-06-02 ����Τ�����ʹ�˾ 便携式流动血细胞计数器
CN1906485A (zh) * 2003-11-26 2007-01-31 分离技术公司 用于超声波确定血细胞比容和血红蛋白浓度的方法和设备
WO2011006525A1 (en) * 2009-07-13 2011-01-20 Foss Analytical A/S Analysis of an acoustically separated liquid

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Flow-free transport of cells in microchannels by frequency-modulated ultrasound;O. Manneberg 等;《lab on a chip》;20090202;第9卷(第6期);第833页-第837页 *

Also Published As

Publication number Publication date
JP2020502539A (ja) 2020-01-23
US20210283607A1 (en) 2021-09-16
AU2017339580A1 (en) 2019-04-18
JP6998387B2 (ja) 2022-01-18
WO2018065626A1 (en) 2018-04-12
CN109803764A (zh) 2019-05-24
US11478796B2 (en) 2022-10-25
AU2017339580B2 (en) 2022-08-11
CA3038003A1 (en) 2018-04-12
EP3523026A1 (en) 2019-08-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN109803764B (zh) 用于在分散流体中进行光学或电学测量的方法和系统
US6200532B1 (en) Devices and method for performing blood coagulation assays by piezoelectric sensing
Barnkob et al. Measuring acoustic energy density in microchannel acoustophoresis using a simple and rapid light-intensity method
CN102216954B (zh) 用于分析液体样本中的微粒的方法和装置
JP3953528B2 (ja) 細胞標本およびこの種のものの検査を実施するための装置
RU2565351C2 (ru) Миниатюризированная интегральная схема матрицы оптических датчиков, выполненная по принципам микроэлектромеханических систем (mems)
CN111183350A (zh) 用于对血细胞成像的单次使用测试设备
US20090185734A1 (en) Apparatus and method for analysis of particles in a liquid sample
EP2454002A1 (en) Analysis of an acoustically separated liquid
CN101688835A (zh) 用于光学检查湿润表面的微电子传感器件
CN111164412A (zh) 对血细胞成像的方法
EP2926115B1 (en) Methods and systems for determining physical properties of a specimen in a portable point of care diagnostic device
KR102525423B1 (ko) 샘플의 이미지 기반 분석
Petersson et al. Acoustofluidic hematocrit determination
JP2005300528A (ja) 検体の検査方法に使用する分析要素。
JP2007509324A (ja) 診断デバイス用のマルチレンズ光アセンブリ
US10114032B2 (en) Blood coagulation test method
Isiksacan et al. In vitro analysis of multiple blood flow determinants using red blood cell dynamics under oscillatory flow
KR100532567B1 (ko) 진동을 이용한 혈구 응집률 계측 장치 및 방법
US20220250060A1 (en) Integrated, point of sale, blood testing systems and methods
JP2024517324A (ja) 細胞培養監視システム及び誘電泳動カートリッジ
Su et al. A Fluorescent-Based POCT System for Blood Cell Testing
WO2023001481A1 (en) A system for dissociation of solid biopsy and a method for inspection
CN118176415A (zh) 用于测定指示炎症的血源性因子的设备、方法、系统

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant