RU2599657C2 - Микрожидкостная резистентная сеть и микрожидкостное устройство - Google Patents

Микрожидкостная резистентная сеть и микрожидкостное устройство Download PDF

Info

Publication number
RU2599657C2
RU2599657C2 RU2013142423/05A RU2013142423A RU2599657C2 RU 2599657 C2 RU2599657 C2 RU 2599657C2 RU 2013142423/05 A RU2013142423/05 A RU 2013142423/05A RU 2013142423 A RU2013142423 A RU 2013142423A RU 2599657 C2 RU2599657 C2 RU 2599657C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
microfluidic
channel
fluid
network
sample
Prior art date
Application number
RU2013142423/05A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2013142423A (ru
Inventor
Стивен Чарльз ДИН
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
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 Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2013142423A publication Critical patent/RU2013142423A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2599657C2 publication Critical patent/RU2599657C2/ru

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
    • B01L3/502746—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 characterised by the means for controlling flow resistance, e.g. flow controllers, baffles
    • 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
    • B01L3/502769—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 characterised by multiphase flow arrangements
    • B01L3/502776—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 characterised by multiphase flow arrangements specially adapted for focusing or laminating flows
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/08—Geometry, shape and general structure
    • B01L2300/0809—Geometry, shape and general structure rectangular shaped
    • B01L2300/0816—Cards, e.g. flat sample carriers usually with flow in two horizontal directions
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/08—Geometry, shape and general structure
    • B01L2300/0861—Configuration of multiple channels and/or chambers in a single devices
    • B01L2300/0864—Configuration of multiple channels and/or chambers in a single devices comprising only one inlet and multiple receiving wells, e.g. for separation, splitting
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/08—Geometry, shape and general structure
    • B01L2300/0861—Configuration of multiple channels and/or chambers in a single devices
    • B01L2300/0867—Multiple inlets and one sample wells, e.g. mixing, dilution
    • 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
    • G01N1/38—Diluting, dispersing or mixing samples
    • G01N2001/383—Diluting, dispersing or mixing samples collecting and diluting in a flow of liquid
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N35/00—Automatic analysis not limited to methods or materials provided for in any single one of groups G01N1/00 - G01N33/00; Handling materials therefor
    • G01N35/08—Automatic analysis not limited to methods or materials provided for in any single one of groups G01N1/00 - G01N33/00; Handling materials therefor using a stream of discrete samples flowing along a tube system, e.g. flow injection analysis
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T137/00—Fluid handling
    • Y10T137/8593—Systems
    • Y10T137/85938—Non-valved flow dividers

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Clinical Laboratory Science (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Automatic Analysis And Handling Materials Therefor (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к оборудованию для проведения анализа и может быть использована для диагностики и лечения пациентов. Микрожидкостная резистентная сеть (20) содержит первый (112) и второй (114) микрожидкостные каналы в жидкостном сообщении с впускными отверстиями (22) и (24) для первой и второй текучих сред соответственно. Сеть (20) дополнительно содержит крестообразный отсек (100) разбавления, имеющий первый (112) и второй (114) каналы в качестве первого и второго впускных отверстий отсека разбавления. При этом первое и второе впускные отверстия образуют первый узел соединения (110). Отсек разбавления дополнительно содержит первый микрожидкостной выпускной канал (122) для соединения части первой текучей среды из первого канала со второй текучей средой из второго канала (114) и второй микрожидкостной выпускной канал (124) для приема оставшейся части первой текучей среды. Первое (122) и второе (124) отверстия образуют второй узел соединения (120), расположенный напротив первого узла соединения. Причем указанный первый узел соединения содержит центральную точку (116), где стыкуются соответствующие боковые стенки первого и второго микрожидкостных каналов. При этом воображаемая ось (118) через указанную центральную точку делит угол между первым и вторым микрожидкостными каналами. Второй узел соединения содержит дополнительную центральную точку (126), где стыкуются соответствующие боковые стенки первого и второго микрожидкостноых выпускных каналов. При этом дополнительная центральная точка смещена относительно указанной воображаемой оси на предварительно заданное расстояние. Одноразовый картридж для системы анализа текучих сред организма содержит микрожидкостную резистентную сеть (20). Микрожидкостное устройство (200) содержит микрожидкостную резистентную сеть (20) и измерительное устройство (50), содержащее канал образца в жидкостном сообщении с первым микрожидкостным выпускным каналом. Канал образца содержит средство (52, 54, 62, 64) измерения. Обеспечивается получение определенных оптимальных скоростей потоков текучих сред и уменьшается риск застревания пузырьков воздуха. 3 н. и 11 з.п. ф-лы, 6 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Настоящее изобретение относится к микрожидкостной резистентной сети, содержащей: первый микрожидкостной канал в жидкостном сообщении с впускным отверстием для образца; и второй микрожидкостной канал в жидкостном сообщении с впускным отверстием для разбавителя.
Кроме того, представленное изобретение относится к микрожидкостному устройству, содержащему подобную микрожидкостную резистентную сеть.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
В здравоохранении существует тенденция разработки так называемых устройств в месте наблюдения за пациентом (POC), которые представляют собой небольшие устройства, часто с одноразовыми составными частями, такими как картриджи, которые могут быть использованы для диагностики и лечения пациентов в качестве альтернативы большому и дорогому оборудованию для анализа.
Широко использующимся диагностическим тестом является тест общего анализа крови (FBC), который представляет собой диагностический тест, используемый для измерения клеточного состава крови. Он может предоставлять информацию о состоянии иммунной системы пациента, о способности крови переносить кислород и/или о способности крови к эффективному образованию сгустка. В связи с этим он представляет собой фундаментальный тест, который часто применяют в качестве первоначального диагностического инструмента "общего назначения" или в качестве решения более целенаправленного мониторинга. Примеры циклов врачебного наблюдения, которые в качестве инструмента мониторинга включают в себя общий анализ крови, включают онкологию, артрит и болезнь Крона. В развитых странах каждый год проводится до 300 миллионов FBC-тестов. FBC-тесты можно дополнительно использовать при мониторинге химиотерапии, в анализах крови в ветеринарии и т.д.
В настоящее время крупномасштабное коммерческое лабораторное оборудование, известное как гематологические анализаторы, используются для автоматического проведения всех измерений, составляющих FBC. Высокая стоимость и сложность данных устройств в сочетании с потребностью в венозной крови означает, что они в основном представляют собой крупномасштабное, централизованное оборудование. Существует явная клиническая необходимость проведения FBC в приближенных к пациентам условиях, в частности для вариантов применения, которые требуют общего анализа крови для мониторинга прогрессирования и/или лечения заболевания.
Ранее были разработаны микрожидкостные устройства в месте наблюдения за пациентом, которые допускают измерение отдельных составных частей FBC. В данной области имеются устройства измерения гемоглобина, счетчики лейкоцитов, способные подсчитывать лейкоцитарную формулу, и устройства для подсчета тромбоцитов, устройства, которые оптически считают и определяют размер красных кровяных клеток. Для подсчета клеток, существующие в настоящее время гематологические анализаторы обычно используют электрический счетчик культера и/или методы оптического рассеяния для подсчета и дифференцировки белых клеток и для подсчета и определения размера красных кровяных клеток и тромбоцитов.
В настоящее время существует только несколько примеров микрожидкостных технологий со счетчиком культера. Один пример объединяет счетчик культера с измерением гемоглобина.
Другим примером подсчета клеток является проточная импендансная спектроскопия. Она представляет собой анализ проточной цитометрии, который особенно подходит для микрожидкостного формата. Данная технология допускает дифференцировку между лимфоцитами, моноцитами и нейтрофилами в лизированной крови и подсчет и определение размеров красных кровяных клеток и тромбоцитов.
В настоящее время "золотым стандартом" для измерения гемоглобина является цианметгемоглобиновый фотометрический метод (HbCN), раскрытый в Standardization of hemoglobinometry II, The hemiglobincyanide method, Clin Chim Acta, 1961, 6, p.38-44. Данный метод включает химический лизис красных кровяных клеток и последующее мечение всего гемоглобина, который высвобождают данные клетки, цианид-ионами. Метки создают определенный профиль поглощения с максимумом при 540 нм. За счет измерения оптического поглощения при 540 нм, может быть определена концентрация гемоглобина. Кроме того, высокая стабильность HbCN означает, что легко обеспечивать калибровочный стандарт.
Наиболее распространенный реактив для лизиса красных кровяных клеток/преобразования цианида известен как реактив Драбкина. Реактив Драбкина содержит цианид калия, который является чрезвычайно токсичным. Данный реагент работает только в очень больших разведениях в цельной крови (1:251), поскольку лизис красных кровяных клеток основан на низкой ионной силе реактива, чтобы индуцировать осмотический шок. Данное большое разбавление обусловливает присущую способу погрешность. Кроме того, для измерения оптического поглощения при 540 нм требуются очень большие длины оптического пути, составляющие ~ 1 см. В результате, в некоторых патологических образцах мутность может приводить к завышению показаний поглощения, что, в свою очередь, будет приводить к неправильной концентрации гемоглобина.
Для того чтобы избежать проблем, связанных с токсичностью и мутностью, было разработано множество других оптических средств измерения гемоглобина. Известное устройство в месте наблюдения за пациентом использует азид натрия для преобразования гемоглобина в скоординированое с азидом производное гемоглобина (азидметгемоглобин, HbN3). Сам данный способ прибегает к спектроскопии поглощения с короткой длиной пути (0,1 мм), поскольку сухие реагенты устраняют необходимость разведения цельной крови. Для определения концентрации HbN3 берут два показателя поглощения, т.е. один при максимальном поглощении (565 нм) и один при 800 нм для корректировки мутности.
Для счетчика лейкоцитов/гемоглобина в месте наблюдения за пациентом, был разработан раствор для лизиса эритроцитов, который сохраняет лейкоциты, помечая в то же время молекулу гемоглобина имидазолом. Аналогичным образом, как описано выше, оптическое поглощение видов гемоглобина, меченных имидазолом, измеряют с двумя длинами волн, т.е. с одной на пике поглощения и с одной для корректировки мутности и эффектов рассеяния для белых кровяных клеток. Для выполнения подсчета клеток тот же самый раствор также может быть пропущен через счетчик культера.
Другой известный реагент для лизиса/преобразования гемоглобина основан на лаурилсульфате натрия/додецилсульфате натрия (SLS/SDS). SDS лизирует все кровяные клетки и метки гемоглобина для получения скоординированного с SDS производного. Поскольку SDS является поверхностно-активной молекулой, корректировка мутности не является необходимой, и поэтому для определения концентрации гемоглобина берут единственное показание поглощения при 535 нм. Данный способ разработан для высоких разведений гемоглобина, так что присущая погрешность, присутствующая при измерении HbCN, все-таки присутствует при измерении HbSDS.
Все описанные выше устройства и методики допускают проведение специфических измерений крови, взятой из пальца. Однако ни одно из описанных выше устройств и методик не допускают измерения всех параметров, которые требуются для FBC, за одно POC измерение. В последнее время в WO 2010/086786 было раскрыто микрожидкостное устройство, допускающее проведение FBC за одно POC измерение. Данное микрожидкостное устройство содержит два отсека подготовки образцов, один для разбавления части образца крови лизирующим агентом для подсчета белых кровяных клеток и охлаждающим раствором и предоставления разбавленной части в средство измерения полного сопротивления, а второй отсек разбавления для разбавления дополнительной части образца крови разбавителем для измерения гемоглобина и предоставления разбавленной дополнительной части в средство измерения для определения свойств красных кровяных клеток, например подсчета эритроцитов, подсчета гемоглобина и подсчета тромбоцитов. Разбавитель подают в образец крови несколько раз (т.е. в различных точках в микрожидкостной сети) для получения высокого коэффициента разбавления. Следовательно, только часть образца для подсчета эритроцитов применяют для фактического подсчета эритроцитов, при этом более чем 90% различных стадий разбавления уходит в отходы.
В резистентных микрожидкостных сетях, таких как имеются в микрожидкостном устройстве, раскрытом в WO 2010/086786, разбавление образца достигается за счет обеспечение ответвления между микрожидкостным каналом, транспортирующим образец, и микрожидкостным каналом, транспортирующим разбавитель, такой как лизирующий агент или охлаждающий раствор. Следовательно, получают Y-образную стадию разбавления, имеющую основной канал (канал разбавителя) и дополнительный канал, входящий в основной канал (ответвление канала образца). Подобные Y-образные ответвления также применяют для отведения небольшой части разбавленного образца для дополнительного разбавления, в то время как основная часть разбавленного образца поступает в отходы.
Для того чтобы добиться требующегося коэффициента разбавления, теоретически возможно, чтобы размеры соответствующих микрожидкостных каналов были настроены на уменьшение объема, проходящего через канал в течение заданного периода времени. Однако для большинства производственных процессов уменьшение размеров подобного канала ниже определенных пределов, диктуемых производственным процессом, практически неосуществимо. В подобных ситуациях, для того чтобы добиться отведения правильного количества текучей среды, необходимо уменьшить скорость потока через ответвление, например, за счет настройки жидкостного сопротивления ответвления.
Однако проблема, связанная с подобными низкими скоростями потока, состоит в том, что при запуске потока текучей среды через резистентную микрожидкостную сеть, пузырьки могут застревать в тех частях сети, которые обладают низкой скоростью потока, таких как упомянутое выше ответвление. Это может значительно увеличить продолжительность включения микрожидкостного устройства в связи с тем, что пузырьки должны быть выпущены из устройства перед тем, как устройство будет готово к использованию.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Представленное изобретение стремится предоставить резистентную микрожидкостную сеть, в которой при запуске по меньшей мере уменьшается риск застревания пузырьков.
Кроме того, представленное изобретение стремится предоставить микрожидкостное устройство, содержащее подобную резистентную микрожидкостную сеть.
Согласно первому аспекту представленного изобретения предоставлена микрожидкостная резистентная сеть, содержащая: первый микрожидкостной канал в жидкостном сообщении с первым впускным отверстием; и второй микрожидкостной канал в жидкостном сообщении со вторым впускным отверстием, при этом микрожидкостная резистентная сеть дополнительно содержит крестообразный отсек разбавления, имеющий первый микрожидкостной канал в качестве первого впускного отверстия отсека разбавления и второй микрожидкостной канал в качестве второго впускного отверстия отсека разбавления, при этом первое впускное отверстие отсека разбавления и второе впускное отверстие отсека разбавления образуют первый узел соединения, при этом отсек разбавления дополнительно содержит первый микрожидкостной выпускной канал для предоставления части первой текучей среды, разбавленной указанной второй текучей средой, и второй микрожидкостной выпускной канал для приема оставшейся части указанной первой текучей среды, при этом первое микрожидкостное выпускное отверстие и второе микрожидкостное выпускное отверстие образуют второй узел соединения, расположенный напротив первого узла соединения.
Представленное изобретение основано на признании того, что первая текучая среда, такая как образец, может быть безошибочно разбавлена в X-образном отсеке разбавления, в котором размеры выпускных каналов подобраны таким образом, что весь поток второй текучей среды, например поток разбавителя, и часть потока первой текучей среды поступают в первый микрожидкостной выпускной канал, а оставшаяся часть потока первой текучей среды поступает во второй микрожидкостной выпускной канал. Следовательно, так как вместо ответвления канала от первого микрожидкостного канала, настроенного на низкую скорость потока, например, для снабжения отсека разбавления частью образца, весь объем первой текучей среды предоставляется в X-образный отсек разбавления, устраняется необходимость в чрезмерно медленных проточных каналах, соответственно снижая риск застревания пузырьков. За счет настройки давления (резистентности) в микрожидкостной резистентной сети можно добиться соответствующего количества текучей среды, отводимой в первый микрожидкостной выпускной канал и второй микрожидкостной выпускной канал, соответственно.
В варианте осуществления указанный первый узел соединения содержит центральную точку, где стыкуются соответствующие боковые стенки первого микрожидкостного канала и второго микрожидкостного канала, при этом воображаемая ось через указанную центральную точку делит угол между первым микрожидкостным каналом и вторым микрожидкостным каналом; указанный второй узел соединения содержит дополнительную центральную точку, где стыкуются соответствующие боковые стенки первого микрожидкостного выпускного канала и второго микрожидкостного выпускного канала, при этом дополнительная центральная точка смещена относительно указанной воображаемой оси на предварительно заданное расстояние.
Два потока текучих сред, поступающие в X-образный отсек разбавления, остаются отделенными друг от друга. Граница разделения образована осью, делящей первый узел соединения, т.е. воображаемой осью через центральную точку первого узла соединения, которая делит угол между первым микрожидкостным каналом и вторым микрожидкостным каналом на два. За счет смещения дополнительной центральной точки второго узла соединения на предварительно заданное расстояние относительно данной границы потоков текучих сред дополнительная центральная точка находится внутри пути потока первой текучей среды, например потока образца, таким образом, что дополнительная центральная точка действует в качестве делителя потока первой текучей среды, разделяя основную часть первой текучей среды в один из выпускных каналов, а оставшуюся часть первой текучей среды вместе с потоком второй текучей среды в другой из выпускных каналов. Таким образом, достигается очень простое, но точное разбавление текучей среды, такой как образец. Данный вариант осуществления особенно полезен для потоков текучих сред, имеющих высокие скорости потока, т.е. скорости потока с числом Рейнольдса Re≥1. Для меньших скоростей потока, такого же технического эффекта можно добиться за счет настройки давления микрожидкостной резистентной сети, как объяснялось ранее.
Преимущественно крестообразный отсек разбавления дополнительно содержит промежуточную секцию, соединяющую первый узел соединения со вторым узлом соединения. Подобная промежуточная секция может быть использована для обеспечения, что между потоком первой текучей среды и потоком второй текучей среды достигается равновесие профиля потока.
Предпочтительно промежуточная секция имеет длину, простирающуюся от первого узла соединения до второго узла соединения так, что в указанной промежуточной секции первая текучая среда и вторая текучая среда остаются по существу отделенными друг от друга, так как время нахождения в узле соединения является небольшим по сравнению со временем для значительной диффузии текучих сред друг в друга. Следовательно, коэффициент разбавления может определяться исключительно положением центральной точки второго узла соединения или настройкой давлений микрожидкостной резистентной сети, соответственно упрощая конструкцию отсека разбавления.
Предпочтительно микрожидкостную резистентную сеть настраивают таким образом, что во время работы соотношение соответствующих скоростей потоков первой текучей среды и второй текучей среды, поступающих в крестообразный отсек разбавления, находится в диапазоне, составляющем 1:5-5:1. Было обнаружено, что если размеры первого микрожидкостного канала и второго микрожидкостного канала выбирают так, что скорости потоков находятся за пределами данного диапазона, канал с более низкой скоростью потока становится более предрасположен к застреванию пузырьков при запуске резистентной микрожидкостной сети.
В варианте осуществления первый микрожидкостной выпускной канал находится в жидкостном сообщении с отсеком перемешивания на выходе из крестообразного отсека разбавления. Подобный отсек перемешивания обеспечивает, что часть первой текучей среды и второй текучей среды правильно перемешиваются или что предполагаемая реакция между частью первой текучей среды и второй текучей среды завершается в выпускном отверстии отсека перемешивания, например, в случае разбавителя, содержащего лизирующий агент для лизирования клеточного материала в образце.
В предпочтительном варианте осуществления крестообразный отсек разбавления является одним из цепи последовательно соединенных крестообразных отсеков разбавления, и при этом второй микрожидкостной канал содержит множество ответвлений, причем каждое из указанных ответвлений предоставляет одно из впускных отверстий одного из крестообразных отсеков разбавления в указанной цепи, при этом другое впускное отверстие первого крестообразного отсека разбавления в указанной цепи соединено с первым микрожидкостным каналом, а другое впускное отверстие каждого из оставшихся крестообразных отсеков разбавления соединено с первым микрожидкостным выпускным каналом предшествующего крестообразного отсека разбавления в указанной цепи. Это имеет преимущество, что можно добиться высокого коэффициента разбавления для образца за счет предоставления разбавителя в единственное впускное отверстие и подачи разбавителя в множество крестообразных отсеков разбавления для дополнительного разбавления образца в каждом из данных отеков. Подобная микрожидкостная резистентная сеть может быть использована, например, в микрожидкостном устройстве для одностадийного FBC анализа, такого как микрожидкостное устройство, раскрытое в WO 2010/086786.
Микрожидкостная резистентная сеть представленного изобретения может содержаться в одноразовом картридже для системы анализа текучих сред организма. Так как микрожидкостная резистентная сеть может быть изготовлена с относительно низкой стоимостью, например, за счет получения микрожидкостной резистентной сети из подходящего полимерного материала, многоцелевая система анализа текучих сред организма может быть предоставлена экономически целесообразным способом. В варианте осуществления картридж дополнительно может включать в себя измерительный чип для проведения требуемого измерения на разбавленном образце.
В соответствии с другим вариантом осуществления представленного изобретения предоставлены: микрожидкостное устройство, содержащее микрожидкостную резистентную сеть согласно варианту осуществления представленного изобретения; и измерительное устройство, содержащее канал образца в жидкостном сообщении с первым микрожидкостным выпускным каналом, при этом канал образца содержит средство измерения. Подобное микрожидкостное устройство обладает преимуществом уменьшенного периода запуска и пониженного риска сбоя вследствие пониженного риска застревания пузырьков в микрожидкостной резистентной сети представленного изобретения.
В варианте осуществления средство измерения содержит первую пару электродов и вторую пару электродов после первой пары электродов для проведения измерения полного сопротивления. Подобное средство измерения, например, подходит для проведения подсчета кровяных клеток, например подсчета эритроцитов или лейкоцитов, посредством измерения полного сопротивления в случае, когда образцом является образец крови.
В варианте осуществления микрожидкостное устройство дополнительно содержит оптическую измерительную ячейку для измерения количества гемоглобина, так что микрожидкостное устройство может быть использовано для одностадийного FBC анализа.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
Варианты осуществления изобретения описаны более подробно и путем неограничивающих примеров со ссылкой на сопровождающие чертежи, на которых:
Фиг.1 схематично изображает микрожидкостное устройство;
Фиг.2 схематично изображает измерительный чип полного сопротивления и сигнал, генерируемый в подобном чипе;
Фиг.3 схематично изображает отсек разбавления предыдущего уровня техники;
Фиг.4 схематично изображает отсек разбавления согласно варианту осуществления представленного изобретения;
Фиг.5 показывает видео кадр, демонстрирующий принцип разбавления представленного изобретения; а
Фиг.6 схематично изображает микрожидкостное устройство согласно варианту осуществления представленного изобретения.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Должно быть понятно, что фигуры являются всего лишь схематичными и нарисованы не в масштабе. Также должно быть понятно, что одни и те же ссылочные номера используются на всех фигурах для обозначения одних и тех же или одинаковых частей.
Представленное изобретение относится к микрожидкостному устройству, содержащему микрожидкостную резистентную сеть и отсек измерения в виде единственного компонента, а также к микрожидкостному устройству, которое может содержать множество отдельных составных частей, в частности микрожидкостную резистентную сеть, которая может быть в виде одноразового картриджа, и отдельный измерительный чип. Целью микрожидкостной резистентной сети является подготовка образца и предоставление приготовленного образца в измерительный чип. В контексте представленного изобретения термин 'микрожидкостное' предполагает связь с характером, точным управлением и манипулированием текучими средами, которые геометрически ограничены небольшими, обычно субмиллиметровыми, масштабами объемов, например объемами в мкл, нл, пл, фл.
Фиг.1 схематично изображает неограничивающий пример подобного микрожидкостного устройства 10, которое содержит одноразовую микрожидкостную резистентную сеть 20 и измерительный чип 50. Микрожидкостная резистентная сеть 20 выполнена с возможностью приема образца, такого как FBC образец, во впускном отверстии 22 для образца. Микрожидкостная резистентная сеть 20 дополнительно содержит впускное отверстие 24 для разбавителя для приема разбавителя, который отводят в три различных ответвления. Первое ответвление перемешивается с образцом во впускном отверстии 22 для образца и впоследствии подается в отсек 34 разбавления или перемешивания образца, например змеевидный отсек, тогда как второе ответвление используют для дополнительного разбавления образца в узле соединения 36. Узел соединения 36 обычно формируют конкретным образом для получения требуемого коэффициента разбавления образца разбавителем, как например, объясняется более подробно в WO 2010/086786. Отсек 38 разбавления образца, например, микрожидкостной змеевидный отсек, выполнен таким образом, что образец находится в контакте с разбавителем в течение предварительно заданного периода времени, например периода времени, необходимого для полного разбавления образца и для обеспечения требующегося жидкостного сопротивления.
В узле соединения 36 существенная часть разбавленного образца, получаемого из отсека 34 разбавления, подается в канал 43 для отходов, тогда как (небольшая) часть разбавленного образца перемешивается с разбавителем из второго ответвления впускного отверстия 24 для разбавителя и подается в отсек 38 разбавления образца. В узле соединения 40 образец, разбавленный в отсеке 38 разбавления образца, снова разделяется на часть, подаваемую в канал 44 для отходов, а оставшаяся часть дополнительно разбавляется разбавителем, получаемым из третьего ответвления впускного отверстия 24 для разбавителя и впоследствии подается через измерительный канал 42 в измерительный чип 50. По упомянутым выше причинам змеевидный отсек (не показан) может находиться между узлом соединения 40 и измерительным чипом 50. Узел соединения 40 обычно формируют конкретным образом для получения требуемого коэффициента разбавления разбавленного образца, получаемого из отсека 38 разбавления образца разбавителем. Подходящие варианты осуществления разбавителя были, например, раскрыты в WO 2010/086786. Как объяснялось ранее, скорости потоков через каналы данных узлов соединения, которые предназначены для транспортировки части образца, объединенного с разбавителем, должны быть уменьшены в такой степени, чтобы большая часть образца поступала в отходы, например в каналы 43 и 44 для отходов, как показано на Фиг.1. Это, однако, повышает риск, что пузырьки застревают в каналах с низкой скоростью потока, как объяснялось ранее.
Микрожидкостное устройство 10, показанное на Фиг.1, особенно подходит для обработки и последующего анализа FBC образца. Однако квалифицированному специалисту должно быть понятно, что конструкция микрожидкостной резистентной сети 20 может быть изменена для приготовления различных типов образцов, например образцов мочи или слюны, а также образцов для немедицинской оценки, например образцов окружающей среды, образцов пищи и так далее.
Фиг.2 показывает измерительный чип 50 полного сопротивления более подробно. Подробное описание подобного устройства измерения полного сопротивления можно найти в "Impedance spectroscopy flow cytometry: on-chip label-free cell differentiation", Cheung, K., S. Gawad, and P. Renaud, Cytometry A, 2005. 65(2): p. 124-132. Фиг.2 показывает вид сбоку микрожидкостного канала через чип 50 и ячейку 80 с образцом, проходящего между электродами 52, 62 возбуждения и электродами 54, 64 определения. Электрод 52 возбуждения и электрод 54 определения образуют первую пару электродов, а электрод 62 возбуждения и электрод 64 определения образуют вторую пару электродов.
Электроды 52 и 62 возбуждения соответственно соединены с источниками 58 и 68 токовых входных сигналов, например источниками входных сигналов постоянного тока или переменного тока. Источник входных сигналов переменного тока является предпочтительным, так как он предотвращает электролиз на электродах. В варианте осуществления электроды 52 и 62 возбуждения могут иметь один и тот же источник входных сигналов переменного тока (т.е. 58=68). Электроды определения обычно соединены с дифференциальной потенциальной детекторной схемой 70, которая предпочтительно содержит электроды определения с приблизительно нулевым потенциалом. Токи, проходящие через текучую среду между первой и второй парой электродов, усиливаются, и их разности определяют любым подходящим образом, например с использованием хорошо известного аналогового электронного оборудования. Совпадающую по фазе и не совпадающую по фазе части получающегося в результате (AC) сигнала измеряют с использованием стандартной технологии входа в синхронизм. В отсутствии частицы, проходящей через электроды, измеренный сигнал в идеале составляет ноль, хотя на практике всегда имеется смещение вследствие ассиметрии чипа и, возможно, неточностей электронных компонентов. Если частица, входящая слева, сперва проходит первую пару электродов, генерируется положительный сигнал почти Гауссовской формы, так как вторая пара электродов действует для первой пары электродов в качестве электрода сравнения. Когда частица впоследствии проходит вторую пару электродов, генерируется отрицательный сигнал Гауссовской формы, так как первая пара электродов действует в качестве электрода сравнения для второй пары электродов. Получающийся в результате обратно-симметричный двойной сигнал Гауссовской формы также показан на Фиг.2. Сигнал клетки может быть выходом синхронного детектора, измеряющего разность токов между обеими парами электродов. Таким образом, импендансная спектроскопия может быть выполнена для различных клеток, например, эритроцитов или лейкоцитов.
Разбавления образца разбавителем в микрожидкостной резистентной сети 20 микрожидкостного устройства 10 обычно добиваются, как показано на Фиг.3. Первый микрожидкостной канал 82, например, для приема образца крови, находится в жидкостном сообщении с впускным отверстием 22 для образца. Первый микрожидкостной канал 82 содержит ответвление 83, которое соединяет первый микрожидкостной канал 82 со вторым микрожидкостным каналом 84, который находится в жидкостном сообщении с впускным отверстием 24 для разбавителя. Микрожидкостную резистентную сеть 20 настраивают таким образом, что только часть образца отклоняется из первого микрожидкостного канала 82 во второй микрожидкостной канал 84. Этого можно добиться за счет настройки сопротивлений вдоль всех других линий сети и получающихся в результате перепадов давления в равновесии с потоками и сопротивлениями. Фиг.3 показывает некоторые иллюстративные скорости потоков текучих сред через отсек разбавления предыдущего уровня техники. Скорости потоков (в мкл/с) указаны впереди каждой стрелки, указывающей направление потока текучей среды. Следовательно, на Фиг.3 можно увидеть, что только 1% потока образца через первый микрожидкостной канал 82 отклоняется во второй микрожидкостной канал 84 за счет настройки микрожидкостной резистентной сети 20. Основная часть образца (99% в примере Фиг.3) обычно не используется и поступает в отходы, что показывает скорость потока 39,6 мкл/с в первом микрожидкостном канале 82 на выходе из ответвления 83.
Проблема с подобным отсеком разбавления состоит в том, что застревания пузырьков в ответвлении 83 при запуске микрожидкостной резистентной сети 20 из сухого состояния трудно избежать вследствие того, что сеть 20 настроена на создание небольшой скорости потока только через ответвление 83, например 0,4 мкл/с, как показано в примере на Фиг.3, либо за счет предоставления ответвления 83, имеющего более маленькие размеры, чем ответвления 82 и 84, либо за счет предоставления небольшого перепада давления в ответвлении 83.
Представленное изобретение решает данную проблему посредством предоставления новой и оригинальной конструкции отсека разбавления, иллюстративный вариант осуществления которой показан на Фиг.4. В отличие от конструкции отсека разбавления предыдущего уровня техники, показанной на Фиг.3, в отсеке разбавления представленного изобретения нет необходимости отделения части текучей среды для разбавления, например, образца перед подачей данной части в отсек разбавления. Вместо этого крестообразный (т.е. X-образный) отсек 100 разбавления содержит первое впускное отверстие, образованное первым микрожидкостным каналом 112, например каналом образца, и второе впускное отверстие, образованное вторым микрожидкостным каналом 114, например каналом разбавителя. Первый микрожидкостной канал 112 и второй микрожидкостной канал 114 образуют первый узел соединения 110 отсека 100 разбавления, в котором центральная точка 116 образует пересечение между первым микрожидкостным каналом 112 и вторым микрожидкостным каналом 114; другими словами, центральная точка 116 образует точку, где стыкуются боковые стенки первого микрожидкостного канала 112 и второго микрожидкостного канала 114. Для полноты следует отметить, что первый микрожидкостной канал 112 находится в жидкостном сообщении с впускным отверстием 22, а второй микрожидкостной канал 114 находится в жидкостном сообщении с впускным отверстием 24, таком как впускное отверстие для образца и впускное отверстие для разбавителя микрожидкостной резистентной сети 20, показанной на Фиг.1.
Воображаемая ось 118 делит угол α между первым микрожидкостным каналом 112 и вторым микрожидкостным каналом 114, т.е. делит таким образом, что угол между воображаемой осью 118 и каждым из первого микрожидкостного канала 112 и второго микрожидкостного канала 114 составляет α/2. Необходимо заметить, что первый микрожидкостной канал 112 и второй микрожидкостной канал 114 могут иметь различные размеры в случае, если требуется иная скорость потока через первый микрожидкостной канал 112 и второй микрожидкостной канал 114. Однако является предпочтительным, чтобы соотношение скоростей потоков через первый микрожидкостной канал 112 и второй микрожидкостной канал 114 соответственно находилось в диапазоне, составляющем 5:1-1:5 для скоростей потоков, которые находятся в области мкл/с, так как было обнаружено, что для соотношений за пределами данного диапазона риск застревания пузырьков снова повышается вследствие того, что микрожидкостной канал с меньшей скоростью потока становится склонен содействовать подобному застреванию пузырьков.
Воображаемая ось 118 образует границу между первой текучей средой, например образцом крови или другим подходящим образцом, вытекающим из первого микрожидкостного канала 112, и второй текучей средой, например разбавителем, вытекающим из второго микрожидкостного канала 114. Важно понять, что размер отсека 100 разбавления подобран таким образом, что диффузией первой текучей среды во второй текучей среде и наоборот можно пренебречь, т.е. не происходит (значительного) перемешивания двух потоков текучих сред. Следовательно, между первой и второй текучими средами через отсек 100 разбавления поддерживается хорошо разграниченная поверхность раздела, причем данная поверхность раздела совпадает с воображаемой осью 118.
Отсек 100 разбавления дополнительно содержит второй узел соединения 120, который расположен напротив первого узла соединения 110. Второй узел соединения содержит первый микрожидкостной выпускной канал 122 и второй микрожидкостной выпускной канал 124, при этом центральная точка 126 образует пересечение между первым микрожидкостным выпускным каналом 122 и вторым микрожидкостным выпускным каналом 124; другими словами, центральная точка 126 образует точку, где стыкуются боковые стенки первого микрожидкостного выпускного канала 122 и второго микрожидкостного выпускного канала 124. Первый микрожидкостной выпускной канал 122 может иметь иной размер со вторым микрожидкостным выпускным каналом 124 в случае, если первый микрожидкостной выпускной канал 122 и второй микрожидкостной выпускной канал 124 должны создавать различные скорости выходных потоков. И снова, соотношение между данными скоростями потоков предпочтительно находится в диапазоне, составляющем 5:1-1:5 для скоростей выходных потоков в области мкл/с, так как было обнаружено, что для соотношений за пределами данного диапазона риск застревания пузырьков снова повышается вследствие того, что микрожидкостной выпускной канал с меньшей скоростью потока становится более чувствительным к подобному застреванию пузырьков.
Для того чтобы отклонить часть первой текучей среды в первый микрожидкостной выпускной канал 122, центральная точка 126 смещена относительно воображаемой оси 118 таким образом, чтобы центральная точка 126 находилась в пределах пути потока текучей среды, происходящего из первого микрожидкостного канала 112, например образца крови. Следовательно, центральная точка 126 действует в качестве клина в потоке первой текучей среды за счет отклонения части потока первой текучей среды в первый микрожидкостной выпускной канал 122, тогда как оставшаяся часть потока первой текучей среды отклоняется во второй микрожидкостной выпускной канал 124. Значение смещения параметра r (т.е. расстояние смещения r), как показано на Фиг.4, определяет размер части первой текучей среды, происходящей из первого микрожидкостного канала 112, которая отклоняется в первый микрожидкостной выпускной канал 122. Должно быть понятно, что поток второй текучей среды, происходящей из второго микрожидкостного канала 114, например разбавителя, полностью подается в первый микрожидкостной выпускной канал 122, так как положение центральной точки 126 не препятствует потоку данной текучей среды.
Отсек 100 разбавления может необязательно включать в себя промежуточную секцию 130, которая отделяет первый узел соединения 110 от второго узла соединения 120. Подобная промежуточная секция 130 может быть полезна, обеспечивая чтобы профиль потоков текучих сред через отсек 100 разбавления достигал равновесия. Длину промежуточной секции 130, т.е. расстояние разделения между первым узлом соединения 110 и вторым узлом соединения 120, предпочтительно необходимо выбирать таким образом, чтобы диффузией первой текучей среды во вторую текучую среду и наоборот можно было пренебречь.
В данном месте необходимо подчеркнуть, что вариант осуществления крестообразного узла соединения 100, показанного на Фиг.4 является неограничивающим примером представленного изобретения. Конкретная конструкция, показанная на Фиг.4, т.е. с использованием смещения между первым узлом соединения 110 и вторым узлом соединения 120 для отклонения части образца в первый микрожидкостной выпускной канал 122, подходит конкретно для узлов соединения, в которых необходимо поддерживать относительно высокую скорость потока, например скорости потоков, для которых Re составляет по меньшей мере приблизительно 1. Для меньших скоростей потоков (Re<<1), смещение между узлами соединения 110 и 120 может быть опущено, а требующаяся часть образца, которая должна быть отклонена в первый микрожидкостной выпускной канал 122, может быть безошибочно образована за счет настройки давления (резистентности) в соответствующих каналах микрожидкостной резистентной сети 20, содержащей крестообразный узел соединения 100.
Фиг.5 показывает кадр из видеоотсека 100 разбавления согласно варианту осуществления представленного изобретения. Для простоты показаны только промежуточный отсек 130 и второй узел соединения 120. Как можно видеть на Фиг.5, темный поток текучей среды (кровь) и светлый поток текучей среды (разбавитель, образованный профильтрованным солевым буфером) текут бок о бок через промежуточный отсек 130 без перемешивания в данном отсеке. Центральная точка 126 второго узла соединения 120 расположена внутри потока крови таким образом, что небольшая часть образца крови отклоняется в нижний микрожидкостной выпускной канал вместе со всем потоком разбавителя. Часть образца крови обозначена белой стрелкой на Фиг.5. Было обнаружено, что отклоненный поток образца крови сохранял постоянную скорость потока на всей продолжительности эксперимента разбавления, запечатленного на видео, которое составляло приблизительно 35 с, тем самым ясно демонстрируя точность отсека 100 разбавления микрожидкостной резистентной сети 20 представленного изобретения.
Микрожидкостная резистентная сеть 20, содержащая один или более отсеков 100 разбавления, может быть включена в любое подходящее микрожидкостное устройство, такое как микрожидкостное устройство, раскрытое в WO 2010/086786. Неограничивающий пример микрожидкостного устройства 200 в соответствии с вариантом осуществления представленного изобретения показан на Фиг.6. Микрожидкостное устройство 200 выполнено с возможностью проведения FBC на единственном образце крови. С этой целью микрожидкостное устройство 200 содержит первый впуск 22 для образца крови в отсек лизирования лейкоцитов для лизирования красных кровяных клеток, как показано на Фиг.1, содержащий впускное отверстие 25 для приема лизирующего лейкоциты агента, такого как смесь муравьиной кислоты/сапонина, и впускное отверстие 26 для приема охлаждающего агента для охлаждения лизированного образца с целью защиты белых кровяных клеток от лизирования. Неограничивающим примером подходящего охлаждающего агента является раствор NaCl/NaHCO3. Отсек лизирования может содержать любое подходящее количество змеевидных отсеков. Два змеевидных отсека 35 и 37 показаны путем неограничивающего примера. Выпускной канал 46 отсека лизирования ведет в измерительный чип 50, которым путем неограничивающего примера может быть измерительный чип, как показано на Фиг.2, имеющий два измерительных канала для подсчета лейкоцитов и анализа эритроцитов/тромбоцитов соответственно.
Микрожидкостное устройство 200 дополнительно содержит второе впускное отверстие 22' для образца крови, которое ведет в отсек для обработки красных кровяных клеток/тромбоцитов. Первое впускное отверстие 22 для образца крови и второе впускное отверстие 22' для образца крови могут являться раздельными ответвлениями единственного впускного отверстия для образца крови (не показано) или могут независимо снабжаться раздельными образцами крови, например раздельными частями одного и того же образца крови. Отсек обработки кровяных клеток/тромбоцитов дополнительно содержит впускное отверстие 24 разбавителя для образца, которое разделяется на ряд ответвлений. Путем неограничивающего примера показаны три ответвления; должно быть понятно, что может быть выбрано любое подходящее количество. Первое ответвление ведет во впускное отверстие 22' для образца крови, где входящий образец крови разбавляется в предварительно заданном соотношении, например 20:1, а второе и третье ответвления ведут в варианты осуществления крестообразных узлов соединения представленного изобретения, т.е. узлы соединения 100 и 100', соответственно, где разбавитель перемешивается с образцом крови. Показаны два подобных соединенных последовательно узла соединения, хотя опять же необходимо учитывать, что цепь последовательно соединенных крестообразных узлов соединения представленного изобретения может включать в себя любое подходящее количество подобных узлов соединения. Следовательно, можно добиться большого коэффициента разбавления только с небольшим количеством разбавителя, так как разбавитель не попадает в отходы в микрожидкостном устройстве 200.
Каждый из узлов соединения 100 и 100' имеет первый выпуск, т.е. выпуски 122 и 122' соответственно, для создания смеси небольшой части входящего образца со всем входящим разбавителем, и второй выпуск 124 и 124' соответственно для создания потока отходов, содержащего по существу большую часть только входящего образца. Соотношения перемешивания в данных узлах соединения 100 и 100' можно добиться, как объяснялось ранее более подробно с помощью Фиг.4 и 5. Каналы для различных текучих сред могут содержать один или более змеевидных отсеков, например отсеки 34 и 38, которые могут содержаться для настройки соотношения перемешивания и жидкостного сопротивления канала для текучей среды, как известно само по себе. Выпуск 122 образца узла соединения 100' ведет в канал образца измерительного чипа 50 для измерения количества красных кровяных клеток, тогда как выпуски 124 и 124' для отходов узлов соединения 100 и 100' объединены и ведут в отходы. На Фиг.6, объединенный канал для отходов также ведет через измерительный чип 50, но это абсолютно необязательно.
На Фиг.6, канал 124 для отходов из первого узла соединения 100 ответвляется в сторону камеры 230 образца гемоглобина, содержащей оптическую измерительную ячейку для приготовления неиспользуемой части образца крови для измерения поглощения гемоглобина. Камера образца гемоглобина может содержать некоторые реагенты в сухом виде, которые лизируют и метят образец крови для проведения измерения гемоглобина. В данной конфигурации необходимо пометить только небольшой образец крови для измерения поглощения гемоглобина, что является преимуществом, так как метящие реагенты могут быть токсичными, например включать в себя цианид, так как они должны обязательно связываться с гемоглобином.
Следует отметить, что Фиг.6 показывает неограничивающий пример микрожидкостного устройства 200 представленного изобретения. Микрожидкостным устройством 200, например, может быть микрожидкостное устройство, которое подробно описано в WO2010/086786. На Фиг.6 часть образца отводится из отсека подготовки подсчета эритроцитов для подготовки измерения гемоглобина в отсеке 230 подготовки. Должно быть понятно, что вместо этого равным образом можно отводить часть образца из отсека подготовки подсчета лейкоцитов для подготовки образца гемоглобина. В качестве альтернативы микрожидкостное устройство 200 может быть выполнено с возможностью создания трех раздельных ответвлений из впускного отверстия 22 для образца крови, т.е. одного ответвления для подготовки образца для подсчета эритроцитов/тромбоцитов, одного ответвления для подготовки образца лейкоцитов и одного ответвления для подготовки образца с целью измерения гемоглобина. Квалифицированному специалисту будут очевидны другие изменения. Измерительным чипом 50, например, может быть измерительный чип 50 полного сопротивления, которым может быть отдельный компонент, так что микрожидкостная резистентная сеть 20 и измерительный чип 50 полного сопротивления могут быть изготовлены в различных производственных процессах. Это является предпочтительным с экономической точки зрения, потому что разрешение, требующееся для измерительного чипа 50 полного сопротивления, обычно выше, чем разрешение, требующееся для микрожидкостной резистентной сети 20. Измерительный чип 50, который может содержать электродную компоновку, как показано на Фиг.2, предпочтительно получают в стеклянном субстрате, тогда как микрожидкостную резистентную сеть 20 предпочтительно получают в виде одноразового картриджа из полимерного материала. Тем не менее, в равной степени возможно осуществлять изготовление измерительного чипа 50 в виде такого же процесса, как микрожидкостную резистентную сеть 20.
Второй микрожидкостной выпускной канал 124' отсека 100' разбавления может включать в себя соответствующий элемент (не показан) для соответствия жидкостного сопротивления второго микрожидкостного выпускного канала 124 каналу образца через измерительный чип 50 таким образом, чтобы первый микрожидкостной выпускной канал 122 и второй микрожидкостной канал 124 демонстрировали жидкостное сопротивление одного и того же порядка величины. Это необходимо, потому что размеры канала образца через измерительный чип 50 обычно меньше, чем размеры первого микрожидкостного выпускного канала 122 и второго микрожидкостного выпускного канала 124 так, что без подобного соответствующего элемента по существу весь образец и разбавитель будут направляться в канал для отходов, т.е. второй микрожидкостной канал 124'.
Следует отметить, что Фиг.6 показывает неограничивающий пример микрожидкостного устройства 200 представленного изобретения. Хотя предпочтительной областью применения микрожидкостной резистентной сети 20 представленного изобретения является FBC анализ для диагностики людей или животных, представленное изобретение не ограничено подобными областями применения. Микрожидкостная резистентная сеть представленного изобретения может использоваться в любой подходящей области применения, например путем неограничивающего примера в микрожидкостных устройствах для анализа образцов окружающей среды или анализа образцов пищи.
Кроме того, должно быть понятно, что микрожидкостная резистентная сеть 20 предпочтительно представляет собой настраиваемую микрожидкостную резистентную сеть 20, т.е. сеть, в которой размеры различных составных частей микрожидкостной резистентной сети 20 выполнены с возможностью достижения точно определенных скоростей потоков через данные составные части. Это имеет преимущество, что подобную микрожидкостную резистентную сеть 20 можно эксплуатировать с использованием минимального количества насосов, так как скорости различных потоков текучих сред нет необходимости регулировать с помощью насосов.
Необходимо заметить, что упомянутые выше варианты осуществления иллюстрируют, а не ограничивают изобретение и что квалифицированные специалисты в данной области будут в состоянии разработать множество альтернативных вариантов осуществления без выхода за пределы объема правовых притязаний приложенной формулы изобретения. В формуле изобретения любые ссылочные обозначения, помещенные в кавычках, не следует истолковывать, как ограничение пункта формулы изобретения. Слово "содержащий" не исключает наличия элементов или стадий, отличающихся от элементов или стадий, перечисленных в формуле изобретения. Слово "a" или "an", предшествующее элементу, не исключает наличия множества подобных элементов. Изобретение может быть осуществлено посредством аппаратного обеспечения, содержащего несколько отдельных элементов. В пункте устройства, перечисляющем несколько средств, несколько данных средств могут быть реализованы с помощью одного и того же пункта аппаратного обеспечения. Тот факт, что определенные меры изложены во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не означает, что для преимущества не может быть использована комбинация этих мер.

Claims (14)

1. Микрожидкостная резистентная сеть (20), содержащая:
первый микрожидкостной канал (112) в жидкостном сообщении с впускным отверстием (22) для первой текучей среды; и
второй микрожидкостной канал (114) в жидкостном сообщении с впускным отверстием (24) для второй текучей среды;
при этом микрожидкостная резистентная сеть (20) дополнительно содержит крестообразный отсек (100) разбавления, имеющий первый микрожидкостной канал (112) в качестве первого впускного отверстия отсека разбавления и второй микрожидкостной канал (114) в качестве второго впускного отверстия отсека разбавления, при этом первое впускное отверстие отсека разбавления и второе впускное отверстие отсека разбавления образуют первый узел соединения (110); а
отсек разбавления дополнительно содержит:
первый микрожидкостной выпускной канал (122) для соединения части первой текучей среды из первого микрожидкостного канала со второй текучей средой из второго микрожидкостного канала (114);
и второй микрожидкостной выпускной канал (124) для приема оставшейся части первой текучей среды, при этом первое микрожидкостное выпускное отверстие (122) и второе микрожидкостное выпускное отверстие (124) образуют второй узел соединения (120), расположенный напротив первого узла соединения, причем указанный первый узел соединения содержит центральную точку (116), где стыкуются соответствующие боковые стенки первого микрожидкостного канала и второго микрожидкостного канала, при этом воображаемая ось (118) через указанную центральную точку делит угол между первым микрожидкостным каналом и вторым микрожидкостным каналом; и
указанный второй узел соединения содержит дополнительную центральную точку (126), где стыкуются соответствующие боковые стенки первого микрожидкостного выпускного канала и второго микрожидкостного выпускного канала, при этом дополнительная центральная точка смещена относительно указанной воображаемой оси на предварительно заданное расстояние.
2. Микрожидкостная резистентная сеть (20) по п. 1, при этом первой текучей средой является образец, а второй текучей средой является разбавитель.
3. Микрожидкостная резистентная сеть (20) по п. 1, в которой соотношение между объединенной частью первой текучей среды из первого микрожидкостного канала со второй текучей средой из второго микрожидкостного канала с одной стороны и оставшейся частью первой текучей среды с другой стороны по меньшей мере частично определяется давлением в микрожидкостной резистентной сети.
4. Микрожидкостная резистентная сеть (20) по любому из пп. 1-3, в которой крестообразный отсек (100) разбавления дополнительно содержит промежуточную секцию (130), соединяющую первый узел соединения (110) со вторым узлом соединения (120).
5. Микрожидкостная резистентная сеть (20) по п. 4, в которой промежуточная секция (130) имеет длину, продолжающуюся от первого узла соединения (110) ко второму узлу соединения (120) так, что диффузией между образцом и разбавителем в указанной промежуточной секции можно пренебречь.
6. Микрожидкостная резистентная сеть (20) по п. 1, при этом сеть настраивают таким образом, что во время работы соотношение соответствующих скоростей потоков первой текучей среды и второй текучей среды, поступающих в крестообразный отсек (100) разбавления, находится в диапазоне, составляющем 1:5-5:1.
7. Микрожидкостная резистентная сеть (20) по п. 1, в которой первый микрожидкостной выпускной канал (122) находится в жидкостном сообщении с отсеком перемешивания на выходе из крестообразного отсека разбавления (100).
8. Микрожидкостная резистентная сеть (20) по п. 1, в которой крестообразный отсек разбавления является одним из цепи последовательно соединенных крестообразных отсеков разбавления, и при этом второй микрожидкостной канал (114) содержит множество ответвлений, причем каждое из указанных ответвлений обеспечивает одно из впускных отверстий одного из крестообразных отсеков разбавления в указанной цепи, при этом другое впускное отверстие первого крестообразного отсека разбавления в указанной цепи соединено с первым микрожидкостным каналом (112), а другое впускное отверстие каждого из остальных крестообразных отсеков разбавления соединено с первым микрожидкостным выпускным каналом (122) предшествующего крестообразного отсека разбавления в указанной цепи.
9. Одноразовый картридж для системы анализа текучих сред организма, при этом одноразовый картридж содержит микрожидкостную резистентную сеть (20) по любому из пп. 1-8.
10. Микрожидкостное устройство (200), содержащее: микрожидкостную резистентную сеть (20) по любому из пп. 1-8;
и измерительное устройство (50), содержащее канал образца в жидкостном сообщении с первым микрожидкостным выпускным каналом, при этом канал образца содержит средство (52, 54, 62, 64) измерения.
11. Микрожидкостное устройство (200) по п. 10, в котором средство измерения содержит первую пару электродов (52, 54) и вторую пару электродов (62, 64) после первой пары электродов для проведения измерения полного сопротивления.
12. Микрожидкостное устройство (200) по любому из пп. 10 или 11, при этом микрожидкостное устройство выполнено с возможностью выполнения анализа текучих сред организма.
13. Микрожидкостное устройство (200) по п. 10, дополнительно содержащее оптическую измерительную ячейку для измерения количества гемоглобина.
14. Микрожидкостное устройство (200) по п. 10, при этом микрожидкостная резистентная сеть (20) содержится в одноразовом картридже.
RU2013142423/05A 2011-02-18 2012-02-14 Микрожидкостная резистентная сеть и микрожидкостное устройство RU2599657C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP20110154993 EP2490005A1 (en) 2011-02-18 2011-02-18 Microfluidic resistance network and microfluidic device
EP11154993.7 2011-02-18
PCT/IB2012/050654 WO2012110943A1 (en) 2011-02-18 2012-02-14 Microfluidic resistance network and microfluidic device

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2013142423A RU2013142423A (ru) 2015-04-10
RU2599657C2 true RU2599657C2 (ru) 2016-10-10

Family

ID=44175966

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2013142423/05A RU2599657C2 (ru) 2011-02-18 2012-02-14 Микрожидкостная резистентная сеть и микрожидкостное устройство

Country Status (7)

Country Link
US (1) US9180452B2 (ru)
EP (2) EP2490005A1 (ru)
JP (1) JP6046641B2 (ru)
CN (1) CN103354897B (ru)
BR (1) BR112013020726B1 (ru)
RU (1) RU2599657C2 (ru)
WO (1) WO2012110943A1 (ru)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2765214C1 (ru) * 2018-05-16 2022-01-26 Микрофлюидик Чипшоп Гмбх Система для обработки текучей среды для приема, выпуска и перемещения текучих сред, а также способ обработки текучих сред в системе для обработки текучей среды
RU2809759C2 (ru) * 2020-03-05 2023-12-18 Каунсел Оф Сайнтифик Энд Индастриал Рисерч Неинвазивное устройство на бумажной основе для определения беременности у крупного рогатого скота и буйволов

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
HU230238B1 (hu) * 2013-02-05 2015-10-28 NORMA Instruments Zártkörűen Működő Részvénytársaság Mérőegység folyadékot tartalmazó minták fizikai jellemzőinek meghatározásához
WO2015073952A1 (en) * 2013-11-15 2015-05-21 University Of Maryland Integrated and standalone label and reagent-free microfluidic devices and microsystems for differential white blood cell counts
GB2528632A (en) * 2014-04-30 2016-02-03 Cambridge Entpr Ltd Fluidic analysis and separation
GB2546424A (en) 2014-07-14 2017-07-19 Harvard College Systems and methods for improved performance of fluidic and microfluidic systems
US10875018B2 (en) 2015-01-30 2020-12-29 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Fluid testing chip and cassette
US10934512B2 (en) * 2015-11-26 2021-03-02 Pusan National University Industry-University Cooperation Foundation Microfluidic perfusion cell culture system
WO2017209821A2 (en) * 2016-03-11 2017-12-07 The Johns Hopkins University Non-optical label-free biomolecular detection at electrially displaced liquid interfaces using interfacial electrokinetic transduction (iet)
CN106027164B (zh) * 2016-07-05 2018-03-23 杜碧玉 一种基于脑认知的流体通信方法、装置及系统
GB2553519B (en) * 2016-09-02 2019-12-18 Fluidic Analytics Ltd Improvements in or relating to a fluid flow controller for microfluidic devices
US11150215B2 (en) * 2017-09-28 2021-10-19 International Business Machines Corporation Microfluidic device with laterally insertable electrodes
WO2019147289A1 (en) * 2018-01-29 2019-08-01 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Particle categorization
NL2020616B1 (en) 2018-02-03 2019-08-14 Illumina Inc Cartridge with laminated manifold
DE102018111834A1 (de) * 2018-05-16 2019-11-21 Mildendo Gesellschaft für mikrofluidische Systeme mbH Mikrofluidische Vorrichtung und Verfahren zur Nutzung derselben zur Trennung, Aufreinigung und Konzentration von Komponenten von fluidischen Medien,

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5972710A (en) * 1996-03-29 1999-10-26 University Of Washington Microfabricated diffusion-based chemical sensor
US6062261A (en) * 1998-12-16 2000-05-16 Lockheed Martin Energy Research Corporation MicrofluIdic circuit designs for performing electrokinetic manipulations that reduce the number of voltage sources and fluid reservoirs
US7060171B1 (en) * 2001-07-31 2006-06-13 Caliper Life Sciences, Inc. Methods and systems for reducing background signal in assays

Family Cites Families (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4946795A (en) 1987-08-27 1990-08-07 Biotrack, Inc. Apparatus and method for dilution and mixing of liquid samples
US6001229A (en) * 1994-08-01 1999-12-14 Lockheed Martin Energy Systems, Inc. Apparatus and method for performing microfluidic manipulations for chemical analysis
US6541213B1 (en) * 1996-03-29 2003-04-01 University Of Washington Microscale diffusion immunoassay
US5869004A (en) 1997-06-09 1999-02-09 Caliper Technologies Corp. Methods and apparatus for in situ concentration and/or dilution of materials in microfluidic systems
GB9822242D0 (en) * 1998-10-13 1998-12-09 Zeneca Ltd Device
WO2000070080A1 (en) * 1999-05-17 2000-11-23 Caliper Technologies Corp. Focusing of microparticles in microfluidic systems
WO2001087485A2 (en) * 2000-05-15 2001-11-22 Tecan Trading Ag Microfluidics devices and methods for high throughput screening
US7560267B2 (en) * 2002-03-18 2009-07-14 City University Of Hong Kong Apparatus and methods for on-chip monitoring of cellular reactions
JP3781709B2 (ja) * 2002-09-27 2006-05-31 株式会社東芝 化学分析装置
GB2395196B (en) * 2002-11-14 2006-12-27 Univ Cardiff Microfluidic device and methods for construction and application
WO2004058406A2 (en) * 2002-12-24 2004-07-15 Tecan Trading Ag Microfluidics devices and methods for diluting samples and reagents
JP2005010031A (ja) * 2003-06-19 2005-01-13 Asahi Kasei Corp 混合機構
CN1860363B (zh) * 2003-08-28 2011-12-28 赛路拉公司 用于在微流通道网络中使用光学开关将细胞分类的方法和设备
US8642353B2 (en) * 2004-05-10 2014-02-04 The Aerospace Corporation Microfluidic device for inducing separations by freezing and associated method
US20070196820A1 (en) * 2005-04-05 2007-08-23 Ravi Kapur Devices and methods for enrichment and alteration of cells and other particles
JP2007003414A (ja) * 2005-06-24 2007-01-11 Arkray Inc 分析装置用カートリッジ
EP1898222A1 (en) 2005-06-24 2008-03-12 Arkray, Inc. Cartridge
JP5476514B2 (ja) * 2005-10-27 2014-04-23 コニカミノルタ株式会社 混合流路で複数の流体を均一に混合する方法
WO2008124423A1 (en) * 2007-04-05 2008-10-16 Massachusetts Institute Of Technology System for electrophoretic stretching of biomolecules using micro scale t-junctions
KR101024936B1 (ko) * 2007-04-11 2011-03-31 한국과학기술연구원 용액을 연속적으로 희석하는 미세채널 칩 및 희석 방법
US9440207B2 (en) 2007-09-18 2016-09-13 Indiana University Research And Technology Corporation Compact microfluidic structures for manipulating fluids
EP2216095A1 (en) 2009-01-27 2010-08-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Microfluidic device for full blood count
CN201735407U (zh) * 2010-06-23 2011-02-09 东华大学 连续高通量富集分离磷酸肽的微流控器件
EP2641094B1 (en) * 2010-11-18 2019-03-06 The Regents of The University of California Method for high-throughput solution exchange for cell and particle suspensions
US9751091B2 (en) * 2013-05-24 2017-09-05 The Johns Hopkins University Systems and methods for separating metallic and nonmetallic particles in a mixed-particle suspension

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5972710A (en) * 1996-03-29 1999-10-26 University Of Washington Microfabricated diffusion-based chemical sensor
US6062261A (en) * 1998-12-16 2000-05-16 Lockheed Martin Energy Research Corporation MicrofluIdic circuit designs for performing electrokinetic manipulations that reduce the number of voltage sources and fluid reservoirs
US7060171B1 (en) * 2001-07-31 2006-06-13 Caliper Life Sciences, Inc. Methods and systems for reducing background signal in assays

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2765214C1 (ru) * 2018-05-16 2022-01-26 Микрофлюидик Чипшоп Гмбх Система для обработки текучей среды для приема, выпуска и перемещения текучих сред, а также способ обработки текучих сред в системе для обработки текучей среды
RU2809759C2 (ru) * 2020-03-05 2023-12-18 Каунсел Оф Сайнтифик Энд Индастриал Рисерч Неинвазивное устройство на бумажной основе для определения беременности у крупного рогатого скота и буйволов

Also Published As

Publication number Publication date
BR112013020726B1 (pt) 2021-09-08
CN103354897B (zh) 2016-11-16
US9180452B2 (en) 2015-11-10
US20130320999A1 (en) 2013-12-05
JP2014505892A (ja) 2014-03-06
EP2676119A1 (en) 2013-12-25
CN103354897A (zh) 2013-10-16
BR112013020726A2 (pt) 2016-10-18
EP2490005A1 (en) 2012-08-22
JP6046641B2 (ja) 2016-12-21
WO2012110943A1 (en) 2012-08-23
RU2013142423A (ru) 2015-04-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2599657C2 (ru) Микрожидкостная резистентная сеть и микрожидкостное устройство
RU2604622C2 (ru) Измерительный кристалл, микрофлюидное устройство и способ
CN102300641B (zh) 用于全血计数的微流体设备
JP6310980B2 (ja) 分析対象の細胞を含む試料流体の調製に用いる使い捨てカートリッジ
van Berkel et al. Integrated systems for rapid point of care (PoC) blood cell analysis
CN103471982B (zh) 一种血细胞分析芯片、分析仪及分析方法
US20190101486A1 (en) Apparatus and Methods for Cellular Analysis
US20120214224A1 (en) Flow based clinical analysis
Heikali et al. A niche for microfluidics in portable hematology analyzers
Makulska et al. A micro-rheological method for determination of blood type
JP2012088299A (ja) 全血免疫測定装置及び全血免疫測定方法
CN103472034B (zh) 一种血细胞分析芯片、分析仪及分析方法
CN102822670A (zh) 用于分析血液样品的方法和系统
Zhong et al. Accurate profiling of blood components in microliter with position-insensitive coplanar electrodes-based cytometry
CN106404640A (zh) 一种血细胞检测分析的系统
Naeem et al. Current and emerging microfluidic-based integrated solutions for free hemoglobin and hemolysis detection and measurement
Cruz et al. Blood Type Identification Through Spectrophotometry and Optical Density Analysis
Madhusudan et al. Electronic micro-total analysis system for rapid blood count using special purpose fluid-electric hybrid integrated circuits
Nguyen Development of a fully monolithic microfluidic device for complete blood count
Nguyen et al. A fully monolithic microfluidic device for counting blood cells from raw blood
OA17023A (en) Counting particles using an electrical differential counter.