快速的细胞和颗粒分选是许多研究、工业和临床医学应用——包括癌症研究、1、2生殖技术、3定向进化、4高通量药物筛选、5声学造影剂生产、6水监测7以及稀有细胞富集8、9——中的基本过程。为了在细胞群体之间进行区分，理想地，这些方法利用了不同群体之间不同的物理参数，诸如大小、10-12磁化率、13-15声学造影、16、17介电常数18或可变形性19，使得分选在存在连续施加的力场和/或流动的情况下被动地发生。在细胞的情况下，该方法学可以容易地用于在不同类型的细胞之间进行分选，但是不太擅长在异质(heterogeneous，异相、异形)细胞群体内分选，其中荧光检测20或阻抗谱21、22可以基于参数诸如细胞功能或形态来区分。这些方法尽管更通用，但需要单独和协调的按需致动系统来将选定的细胞物理地平移到单独的储存器。流式细胞技术中的荧光激活细胞分选(facs)是用于细胞分选的黄金标准，其中选定的细胞在电场中被电力地充电、呈雾状散开并随后被偏转。23虽然facs用于在高速下分选，但集合系统通常是大型的、昂贵的，并且不适用于便携式平台。人们越来越关注等效的片上分选系统，其中的许多旨在在便宜的集成平台上复制常规流式细胞技术中的分选效应，但是这必须需要开发微尺度致动系统，其不需要生成与facs中的情况一样的含有细胞的气雾剂。最常见地，由于油相和水相之间大的介电常数差值，介电泳力被局部地施加到含有细胞的珠滴，24其中珠滴是用于局部地容纳细胞周围的体积的有用工具，25尽管在单相中进行分选的情况下通量受到限制。可替代地，chen等人展示了一种利用脉冲激光诱导的空化(cavitation，空穴作用)以将各个细胞在khz速率下平移到单独的出口流的装置。26然而，考虑到空化已经在其他地方用于细胞溶解，在这种情况下的空化的生物相容性尚未被很好地理解。27声场为分选提出了一种有吸引力的生物相容性的替代，其中细胞已经被捕获，同时在从数分钟至数小时的暴露时间段内保持细胞活力/形态，28-33并且其中电驱动电路可以被容易地小型化以用于便携的和有成本效益的使用。34利用由附连至谐振室的体波模换能器生成的体声波(baw)，jakobsson等人展示了在连续流动中荧光珠的主动分选，其中选定的颗粒被平移到驻波节点位置。35然而，表面声波(saw)换能器通常更容易与微流体系统集成，其中通过选择合适的叉指换能器(idt)模式和位置而可以容易地限定声场的形状，其中idt限定压电基底上的saw路径。saw同样被应用于高通量分选；nawaz等人和ren等人使用相对的idt结构来生成亚-ms的驻saw脉冲，其中选定的颗粒和细胞在其穿过声场时被平移，36、37在概念上类似于ding等人的工作成果，其中驻波场中的频移导致节点位置中的移位。38然而，在施加时，存在对基于驻saw的分选的稳健性和选择性进行改进的空间，其中需要精细地调谐入口和出口流量率，因为颗粒被小距离平移。这是驻波的固有特征，其中最大位移小于声波波长的四分之一。因此，可以使用的最小波长由所需的平移距离决定。然而，由于在驻saw的情况下最大平移距离与声波波长成比例，并且由于最小束宽度(beamwidth，波束宽度)约为声波波长，在颗粒位移与分选区域的宽度之间存在权衡。使用驻saw进行细胞分选所需的最小平移，约20μm，因此生成宽度为～150-300μm的分选区域。36、37行进波对于分选应用具有明显的优势，该优势在于对于经受合力场的颗粒偏移的距离不存在固有的限制，不过场强在传播方向上将呈指数方式衰减，其中行进的saw已广泛地用于基于大小的分离和距离大于λ的流体操纵。39-45franke等人和schmid等人使用行进的saw对颗粒、珠滴和细胞进行快速分选，其中使用将saw基底连接至流动通道的圆形聚二甲基硅氧烷(pdms)柱来定位声场，并且利用准许束位置调节的idt结构致动该声场。46、47然而，在这种情况下位移也受到限制，其中声波随着其自身穿过将基底波耦合至通道的柱而衰减，并且将仅在柱之上发生。48所准许的最小宽度实际上还受到重要制造约束以及需要使用至少与λ相同尺度的柱的限制，其中需要较大的λ以使通过柱结构的减少效率的衰减最小化。声子结构具有将声能引导至特定区域的潜力，49-53但通常需要使用降低装置效率的耦合材料，54并且尚未应用于快速分选。此外，尽管直接利用行进的saw对于许多应用来说可能是有利的，但该方法学要求其在平移对象具有类似且合适的声学特性以用于稳健和可靠分选的情况下使用。较少利用的是在流体自身的本体中产生的用于颗粒操纵的声学力。该体积力的结果包括体流体运动和跨过声束长度的液体静压力差55。受控的声学致动的流体运动的优点在于，无论颗粒特性如何都可以发生选择性平移，其中颗粒被流体流线中的粘滞阻力带走。声学致动的流动控制同样尚未被应用于快速分选，但由于该方法的简单性和生物相容性，该声学致动的流动控制在saw实施中将是有利的。避免了使用附加的耦合结构来聚集或定位声能，高度集中的高频saw在微流体应用中具有很大的潜力，其中声场梯度可以以数十μm的量级(onthescaleof10’sofμm)生成。之前的工作已经展示了集中的行进的saw对将能量聚集在一位置以用于有效和有针对性的致动——包括珠滴平移、珠滴产生和颗粒聚集——的潜力。56-59如此，通常现有技术都经受缓慢的响应时间并因而在高电场下经受低分选速率或低细胞活力。因此，需要对细胞分选装置和方法的改进。本说明书中对明显现有公布的文件的列举或讨论不一定应被视为承认该文件是现有技术状态的一部分或者是公知常识。本文提及的任何文件通过整体引用并入本文。本发明涉及将对许多应用有用的用于颗粒分选、操纵和特性化的改进的方法和装置。在实施方式中，本发明包括颗粒诸如细胞和/或微生物的聚集、集中和/或特性化。在本发明的第一方面中，提供了一种用于操纵流体悬浮液中的颗粒的微流体装置，该装置包括：(a)基底；(b)限定在基底中的第一通道，第一通道具有用于接收流体悬浮液的入口和用于排出流体悬浮液的出口；以及(c)声源，声源被配置为生成并传递行进的表面声波，该行进的表面声波横向于流体悬浮液在通道中的流动，其中声源是叉指换能器(idt)，idt包括多个同心弧，该多个同心弧具有指向通道的锥形端，并且锥形端具有在4μm至150μm之间的孔径。在替代的实施方式中，当装置按比例放大时声源的孔径可以大于150μm。可以使用任何合适的技术来创建行进的表面声波。例如，可以通过附着到微流体通道表面的发生器来创建表面声波。在某些实施方式中，通过使用能够将电信号转换成能够沿着基底的表面行进的声波的叉指电极或换能器来创建表面声波，并且在一些情况下，可以通过控制叉指电极或换能器的指状物重复距离的间隔来控制表面声波的频率。所谓“叉指换能器(idt)”，意指包括延伸远离电极的多个“指状物”的任何一个、两个或更多个电极，其中指状物中的至少一些是叉指的。在实施方式中，特别是当压电基底为铌酸锂时，在电极中存在约20至100个指状物对。指状物可以具有任何长度，并且可以独立地具有相同或不同的长度。指状物可以在换能器上规则地或不规则地间隔开。在一些情况下，指状物可以基本上平行，然而在其他实施方式中它们不需要基本上平行。在实施方式中，本idt包括多个同心圆弧，该多个同心弧具有指向微流体通道的锥形端。锥形端形成束孔。在idt的同心圆弧的中心处对向的角度可以是约5至90度。优选地，在实施方式中，该角度是约26度。idt可以设有技术人员已知的任何合适的ac电源。声能在由电极指状物的尺寸、大小和间隔确定的共振频率下最大化。在实施方式中，idt的锥形端的孔径大小为56μm。有利的是，孔径的尺寸产生集中的束，该集中的束允许本微流体装置实施单细胞分选。所谓“孔径”，意指指向微流体通道的idt的内弧的宽度。56μm宽的孔径可以产生25μm宽的行进的声束，以在微流体通道内产生25μm宽的分选/操纵区域。孔径大小可以是一倍波长至15倍(15x)波长，更优选地，孔径大小约为从4-150μm。在该实施方式中，10μm是波长，并且56μm孔径是5.6倍波长。优选地，该装置还包括用于传递和容纳第二流体的第二通道。该流体可以是任何合适的载体。第二通道也可以与基底一起限定，或者可以限定在单独的基底中。重要的是，第二通道具有用于接收第二流体的入口和用于排出第二流体的出口。第二通道也设置在第一通道与声源中间，其中第一通道和第二通道彼此并排设置，并且第一通道和第二通道中的流体的流动方向是相同的方向，第一通道和第二通道通过设置在第一通道与第二通道之间的泵送通道以流体连通的方式连接，连接第一通道和第二通道的泵送通道设置在第一通道和第二通道二者的入口与出口中间，并且声源邻近第二通道设置以生成并传递行进的表面声波，该行进的表面声波横向于流体从该第二通道通过泵送通道到第一通道的流动，流体从泵送通道到第一通道的流体的流动操纵第一通道中的流体悬浮液中的颗粒。优选地，第一通道和第二通道均具有约120μm的宽度和约25μm的高度。优选地，第二通道邻近声源处的宽度比第二通道在入口和出口处的宽度窄。在实施方式中，邻近第二通道在第二通道的该变窄的约束(constrict，收紧)位置处设置声源。优选地，第二通道邻近声源处的宽度是约20μm。优选地，泵送通道具有约20μm的宽度和约170μm的长度。如此，第一通达和第二通道两者之间的距离可以不大于20μm。优选地，第一通道和第二通道中的每一个的入口均与泵流体连通。可以使用任何合适的泵，例如任何蠕动泵或循环泵，以传递和驱动第一通道和第二通道中的流体。例如，在实施方式中，可以使用注射器。优选地，基底是压电基底。更优选地，压电基底是铌酸锂。可替代地，可以使用任何合适的压电材料以用于基底。例如，钽酸锂，硅酸镧镓等等。表面声波可以形成在压电基底或可以在特定位置处——例如在微流体基底内待进行分选的位置处——与微流体基底耦合的其他材料上。将合适的电压(例如，正弦或其他周期性变化的电压)施加到压电基底，该压电基底将电信号转换成机械振动，即表面声波或声音。然后该声音被耦合到微流体基底，例如，从材料的表面。在微流体基底中，振动传导到微流体基底中的微流体通道内的液体中，这产生流体内的内部流和直接在暴露于声场的颗粒上施加力的声辐射。因此，通过控制所施加的电压，可以控制微流体通道内的流，以及颗粒上的声辐射力，这可以用于引导或分选微流体通道内的颗粒，例如，微流体基底内的特定区域。行进的表面声波可以引发两种声学效应——声流和声辐射。除了声辐射之外，如果向微流体装置中的idt供应合适的功率，则声流也可以是主导的。有利的是，声流也可以为微流体装置提供有用的细胞操纵能力。有利的是，本发明需要仅一个idt来生成行进的表面声波，该行进的表面声波邻近微流体通道放置以传递横向于通道中的流体悬浮液的流动的波。压电基底可以通过到压电基底(或其一部分)的任何合适的电子输入信号或电压来激活。例如，输入信号可以是使用周期性变化的信号的输入信号，例如，以创建对应的声波。比如，信号可以是正弦波、方波、锯齿波、三角波等等。频率可以是例如，在约50hz至约100khz之间、在约100hz至约2khz之间、在约100hz至约1,000hz之间、在约1,000hz至约10,000hz之间、在约10,000hz至约100,000hz之间，等等，和/或其组合。在一些情况下，频率可以是至少约50hz、至少约100hz、至少约300hz、至少约1,000hz、至少约3,000hz、至少约10,000hz、至少约30,000hz、至少约100,000hz、至少约300,000hz、至少约1mhz、至少约3mhz、至少约10mhz、至少约30mhz、至少约100mhz、至少约300mhz，或者至少约1ghz或在一些实施方式中更大。在某些情况下，频率可以不超过约1ghz、不超过约300mhz、不超过约100mhz、不超过约30mhz、不超过约10mhz、不超过约3mhz、不超过约1mhz、不超过约300,000hz、不超过约100,000hz、不超过约30,000hz、不超过约10,000hz、不超过约3,000hz、不超过约1,000hz、不超过约300hz、不超过约100hz，等等。在优选的实施方式中，行进的表面声波的频率大于50mhz，并且更优选地，为约386mhz。已经发现，利用本发明，较高的频率引起高度集中和受限制的束的生成，该束又引起允许操纵颗粒的力。idt可以定位在压电基底(或其他合适的材料)上，使得由idt产生的声波指向压电基底与微流体通道之间的声学耦合的区域。该区域也可以被称为分选/操纵区域。在实施方式中，idt和微流体通道共享同一基底。idt是通过在压电基底上沉积金属电极制造的；微流体通道可以是具有凹通道的开放层。通过将该开放层结合到压电基底上，可以闭合该开放通道并形成闭合的微流体通道。由于束沿着波传播不具有统一的宽度，因此从idt到通道的距离对于确保通道区域中高度受限的声束也是重要的。从idt的内弧(锥形端)到微流体通道的距离约为0-1.5mm。在如早先所描述的具有56μm的idt孔径的实施方式中，在离idt0.3mm的位置处波的最小束宽度为约25μm。可替代地，压电基底和微流体通道可以彼此耦合或物理结合，例如，使用臭氧等离子体处理或其他合适的技术进行。在一些情况下，压电基底和微流体基底的其余部分至少在声学上彼此隔离，并且在某些实施方式中，压电基底和微流体基底彼此物理隔离。不希望受任何理论束缚，据信由于隔离，由叉指电极和压电基底创建的声波不影响微流体基底，除了在通常要求分选的区域处例如在一个或多个耦合区域处以外。在某些实施方式中，例如由于较好地控制了表面声波的通道，因此可以使用这种声学耦合来提高分选速度。在一组实施方式中，压电基底和微流体基底的耦合区域位于颗粒的流体悬浮液将在微流体基底内被操纵和/或被分选的位置内或附近。因此，例如耦合区域可以定位在入口微流体通道与两个或更多个出口微流体通道之间的接合点内或至少靠近接合点，使得通过耦合区域传送到微流体基底中的声波至少足以影响微流体通道内的液体流，并且在一些实施方式中使得能够发生珠滴或其他种类的分选。在一组实施方式中，可以存在三个、四个、五个或更多个出口微流体通道，并且在一些实施例中，可以通过控制表面声波，例如通过向压电基底施加合适的电压，来控制将珠滴或其他种类分选到两个或更多个出口微流体通道中。优选地，表面声波具有在100mhz至1000mhz之间的平均频率。更优选地，该频率是386mhz。在使用微流体装置期间频率可以变化。特别地，邻近的电极指状物之间的间隔可以逐渐变化以具有较宽的工作频率范围。优选地，基底包括多个出口通道。所谓“通道”，意指至少部分地引导流体流动的基底上或基底中的(或所限定的)任何特征。通道可以具有任何截面形状(圆形、椭圆形、三角形、不规则形、正方形或矩形，等等)并且可以被覆盖或未被覆盖。在其被完全覆盖的实施方式中，通道的至少一部分可以具有完全封闭的截面，或者整个通道可沿其整个长度完全封闭，除了其入口(一个或多个)和/或出口(一个或多个)之外。通道也可以具有至少1:1，更典型地至少2:1、3:1、5:1、10:1、15:1、20:1或者更高的纵横比(长度比平均截面尺寸)。开放通道通常将包括便于控制流体运输的特性，例如结构特性(细长的凹痕)和/或物理或化学特性(疏水性对亲水性)或者可以在流体上施加力(例如牵制力)的其他特性。通道内的流体可以部分地或完全地填充通道。在使用开放通道的一些情况下，流体可以保持在通道内，例如使用表面张力(即，凹面或凸面弯液面)进行。应理解的是，可以存在任何数量的可以在基底中形成的通道。此外，这些通道可以包括成为有益于促进流体悬浮液中的颗粒的分选的一系列多个其他通道的任何数量的分支或分叉。通道可以具有任何尺寸，例如具有垂直于流体流的下述最大尺寸：小于约5mm或2mm，或小于约1mm，或小于约500微米，小于约200微米，小于约100微米，小于约60微米，小于约50微米，小于约40微米，小于约30微米，小于约25微米，小于约10微米，小于约3微米，小于约1微米，小于约300nm，小于约100nm，小于约30nm或小于约10nm。在优选的实施方式中，微流体通道的宽度大约在10μm至1000μm之间，并且通道的高度大约为1μm至100μm。在一些情况下，通道的尺寸可以被选择使得流体能够自由地流动通过物件或基底。通道的尺寸还可以被选择，例如，以允许通道中的流体的一定体积或线性流量率。当然，通道的数量和通道的形状可以通过本领域普通技术人员已知的任何方法来改变。在一些情况下，可以使用多于一个的通道或毛细管。例如，可以使用两个或更多个通道，其中它们定位在彼此内部、定位成彼此相邻、定位成彼此相交，等等。微流体通道壁的壁可以具有任何厚度。为了使声波路径中的声音衰减最小化，壁应尽可能薄。壁可以薄至5μm至100μm。该壁厚是指将限制在通道中的流体与空气隔开的材料的厚度。理想地，该壁应尽可能薄以使波衰减最小化。实际上，考虑到波衰减、制造的可行性和通道的密封性，该壁厚为从5-100μm。优选地，颗粒是选自下述组中的任何颗粒：有机颗粒、无机颗粒、生物细胞和微生物。细胞可以在分选/操纵之前被标记或不被标记。所谓“细胞”，意指其在生物学中使用的普通含义。该细胞可以是任何细胞或细胞类型。例如，该细胞可以是细菌或其他单细胞生物体、植物细胞或动物细胞。如果该细胞是单细胞生物体，那么该细胞可以是例如原生动物、锥虫、变形虫、酵母细胞、藻类等等。如果该细胞是动物细胞，则该细胞可以是例如无脊椎动物细胞(例如来自果蝇的细胞)；鱼细胞(例如斑马鱼细胞)；两栖动物细胞(例如蛙细胞)；爬行动物细胞；鸟类细胞；或哺乳动物细胞，诸如灵长类动物细胞、牛细胞、马细胞、猪细胞、山羊细胞、狗细胞、猫细胞或来自啮齿动物诸如大鼠或小鼠的细胞。如果细胞来自多细胞生物体，则该细胞可以来自生物体的任何部分。例如，如果该细胞来自动物，则该细胞可以是心脏细胞、纤维细胞、角质形成细胞、肝细胞、软骨细胞、神经细胞、骨细胞、肌细胞、血细胞、内皮细胞、免疫细胞(例如t细胞、b细胞、巨噬细胞、嗜中性粒细胞、嗜碱性粒细胞、肥大细胞、嗜酸性粒细胞)、干细胞，等等。在一些情况下，该细胞可以是基因工程细胞。在某些实施方式中，该细胞可以是中国仓鼠卵巢(“cho”)细胞或3t3细胞。在本发明的第二方面中，提供了一种用于操纵流体悬浮液中的颗粒的方法，该方法包括：(a)沿着第一通道引入流体悬浮液；以及(b)使用声源生成行进的表面声波，以操纵在第一通道中行进的颗粒，该行进的表面声波横向于流体悬浮液在第一通道中的流动，其中声源是叉指换能器(idt)，该idt包括多个同心圆弧，该多个同心圆弧具有指向该通道的锥形端，并且该锥形端具有在4μm至150μm之间的孔径。在一实施方式中，孔径为56μm。优选地，该方法还包括：(a)沿着第二通道引入流体，该第二通道与第一通道并排设置，流体在这两个通道中在相同的方向上行进，第二通道在第一通道与声源中间；(b)利用泵送通道以流体连通的方式将第二通道连接到第一通道，该泵送通道设置在第一通道与第二通道之间，并且在第一通道和第二通道二者的入口与出口中间，其中声源邻近第二通道设置且位于与第一通道相反的一侧上，以生成并传递横向于流体在第二通道中的流动的行进的表面声波，并且将流体从第二通道通过泵送通道泵送至第一通道，并且利用来自泵送通道的流体的流动来操纵第一通道中流体悬浮液中的颗粒。发生颗粒操纵是因为：(a)由于作用在颗粒或颗粒表面上的声学力，颗粒相对于颗粒在其内部悬浮的流体平移；和/或(b)由于声致流体运动，颗粒在其中悬浮的流体平移。该流体运动也可以通过本领域普通技术人员已知的任何idt设计而引发。优选地，第一通道和第二通道各自具有约120μm的宽度和约25μm的高度。优选地，第二通道邻近声源处的宽度比第二通道在入口和出口处的宽度窄，从而约束邻近声源处的第二通道中流体的流动。优选地，第二通道邻近声源处的宽度是约20μm。优选地，泵送通道具有约20μm的宽度和约170μm的长度。优选地，第一通道和第二通道中的每一个的入口与泵流体连通，以用于泵送流体通过通道。优选地，在基底中限定微流体通道。该基底可以是压电基底，并且该压电基底可以是铌酸锂。优选地，表面声波具有在100mhz至1000mhz之间的平均频率。优选地，颗粒包括选自以下组中的任何颗粒：有机颗粒、无机颗粒、生物细胞和微生物。在本发明的第三方面中，提供了一种叉指换能器，该叉指换能器包括具有锥形端的多个同心圆弧，其中该锥形端具有在4μm至150μm之间的孔径。为了使本发明可以被充分理解并易于付诸实践，现在将通过非限制性实施例来描述本发明的仅优选实施方式，该描述参考所附的说明性附图。在附图中：图1：装置设计的示意图。(a)鞘(sheath)流用于在集中的叉指换能器(fidt)之前水动力地集中样品，该集中的叉指换能器生成平移所选定颗粒的集中的表面声波(saw)。(b)高度集中的saw用于在单颗粒级进行分选，其中集中的saw的宽度处于数十μm的量级。图2：集中的saw和装置设计。使用fidt结构来聚集saw束，该fidt结构在离图案化fidt特征件～300μm的限定区域中引起最大表面位移。流体通道直接结合到fidt结构，其中最大位移区域在通道位置的中央。saw的高度集中的性质引起了给定施加功率的大且局部的基底速度。比例尺表示为100μm。图3：使用脉冲的saw进行颗粒分选的演示。(a、b)使用处于5ms间隔的300μs、30mw的脉冲集中的saw来使由集中的8μl/min鞘流限制的1μl/min流中的各个3μm颗粒移位，该saw耦合到～25μm宽的束内的流体中。(c、d)尽管(a、b)中的几何结构对于使用最小功率和位移进行分选而言是优化的，但是使用行进的saw可以使颗粒平移超过若干波长的实质距离。利用以10ms间隔脉冲处于100mw达1ms的saw，使0.5和3μl/min的流率用于颗粒、缓冲流入口。(a、c)分别显示了在每秒10,000帧和5,000帧情况下捕捉的各个图像，而(b、d)显示了200帧的重叠图以展示整体颗粒轨迹。图像从视频中提取。所有比例尺表示为50μm。图4：分选区域中的颗粒速度。(a)在流动约束区域中，没有经受saw的被追踪颗粒的测量速度量值大体上加倍，其中通道宽度从80μm减半。插图显示了刚好在流动约束区域之前(红色)、在流动约束区域中间(绿色)以及在流动约束区域之后(蓝色)的速度分布，其中速度量值的变化是在z方向上的非均匀(抛物线)流速曲线的结果。(b)由集中的saw分选的被追踪颗粒的速度量值。颗粒在紧密集中的saw的束内侧向平移，大约25μm宽，其中使用300μs、30mw的脉冲以大约0.15m/s平移颗粒。图5：颗粒平移行为。(a)使用连续施加的saw平移的颗粒的百分比是所施加的功率的函数，此处总组合流量率为6μl/min。误差条表示来自相等数量的随机选择的颗粒(最少选择20个)的5次测量的一个s.d.。比例尺为20μm。(b)每个脉冲喷射的颗粒的数量是给定颗粒浓度的脉冲长度的函数，此处是0.7％v/v，其中每个脉冲的平均数量由等式2定义。(c)显示了1μm的颗粒行进通过未分选的出口曲流。比例尺400μm。(d)高频率提供了使用根据等式1的行进波不能得到的颗粒大小的分选，此处展示了利用连续施加的26mw的saw以4μl/min从1μm(绿色)颗粒中选择性平移和分选2μm的颗粒(蓝色)。比例尺为50μm。图6：在受限室中的声流。在这些图像中，静态流动条件下1μm的颗粒在两个不同的通道高度(30μm和20μm)中经受由声传播方向上的体积力所引发的时间平均流动。相对于声致流动的增加的声学力在声束任一侧上的捕获位置中引起较好的颗粒捕捉，其中颗粒在具有较小高度的通道中经受较长时间段的声梯度力。比例尺为100μm。图7：流动条件下的声流。在含有1μm(绿色)和2μm(橙色)颗粒的溶液中，随着在(a)10mw、(b)15mw、(c)25mw、(d)40mw下的连续流动(160μm通道中0.5μl/min)中的声强度增加，声流引发的流动对于颗粒力的影响变得明显。此处，主导的颗粒力从直接的声辐射力(参见(a)中转变2μm的颗粒)改变为流体阻力(在(d)中)，其中颗粒根据入射流场和声流流场的重叠结合在流线中。比例尺为100μm。图8：通过声流生成的微泵送。除了施加在悬浮的物体(object)上的力之外，由于在流体本身内在传播方向上施加的力以及由于声空化，声场可以引起体流体运动。(a)在稳态下，流体流动通过两个微通道，该两个微通道中间具有一泵送通道，其中saw用于泵送流体通过该通道。(b)此处，在下部通道流体中使用蓝色染料以使源自不同通道的流体可视化。(c)通过应用100mw下的10μm波长(与图2中的设计相同)的0.5ms脉冲saw，来自下部(染料填充的)通道的流体被快速泵送进入上部通道。(d)经泵送的流体保留在上部通道中并与上部通道中的流体同流(co-flow，共流)。注意具有快速平移的经染色流体主体的抛物线流动曲线的可视化。顶部和底部流量均为2μl/min。比例尺为100μm。图9：用于颗粒平移的声微泵送。此处仅显示了来自图8的上部通道。(a)悬浮的7μm直径聚苯乙烯微粒(圆圈、虚线)在上部通道中继续侧向流动(与图8中的设计相同)。(b、c、d)通过应用50mw下的5ms的saw脉冲(此处比图8中的长，以使颗粒运动更好地可视化)，颗粒在其悬浮的流体体积内在泵送方向上平移。不以该方式平移的后续颗粒((d)中的双颗粒)在流体流动的方向上继续不受干扰。顶部和底部流量均为2μl/min。比例尺为100μm。在该工作中，我们使用高度集中的行进的saw来消除分选区域的宽度限制，以便生成大而快速的位移来进行稳健的分选。使用10μm波长集中的idt(fidt)结构来产生该局部saw，该局部saw在最窄点处生成～25μm宽的束，足以使用亚毫秒的saw脉冲对离散颗粒进行分选而不用预先排序。在图1中展示了该装置概念，其中图1b展示了利用紧密集中的平移力场能够实现的单颗粒级分选。此外，由于生成这些高度集中场的装置的高频性质，可以平移并分离小至2μm的颗粒。我们还展示了用于基于流的流体微泵送的这种集中的saw装置的功用以及用于颗粒平移的这种泵送效应的使用。这些效应参见图8和图9，其中应用短持续时间的saw(毫秒量级)在同流通道之间引起流体泵送，并且其中悬浮的微粒轨迹可以在流体流线的几毫秒内单独改变。这将在下面详细描述。两种方法学作为使facs中的空气珠滴偏转的替代方案均具有广泛用于各种应用的潜力，该各种应用包括按需稀释颗粒/细胞混合物和选择性细胞分选。1.系统原理和设计参考图1，装置10具有限定在基底20中的至少一个通道15。该通道具有用于接收流体悬浮液的入口25以及用于排出流体悬浮液的出口30，其中该流体悬浮液包含待操纵或待分选的颗粒。在各种实施方式中，可以存在多个出口30n，以用于提供将分选的颗粒50引导至其相应或对应的通道/容器的通道。装置10还包括声源35，用于生成和传递行进的表面声波(参见箭头a的方向)，该行进的表面声波横向于流体悬浮液在通道中的流动。声源35设置在通道的外壁附近、在通道的外壁处或邻近通道的外壁。当颗粒沿着通道从入口行进到出口时，由声源35生成的波操纵通道中存在的颗粒。特别地，颗粒50在行进经过声源35时被操纵。在一实施方式中，声源35是叉指换能器(idt)，其包括具有锥形端的多个同心圆弧40。锥形端45指向通道或在通道处。锥形端45具有在4μm至150μm之间的孔径。在一实施方式中，该孔径(或开口)具有约56μm的宽度。以经受行进的声波力的颗粒的平移为基础的机制是大量理论工作的主题，其中已解析地推导出若干个表达式来估计它们经历的方向力。60-62在极限情况下，其中颗粒明显小于流体的波长，但不能太小以至于粘性界面效应变得重要，使得颗粒半径r>>δ，其中δ是由δ＝(2ρμ/ω)1/2给出的粘性渗透深度，ρ、μ是流体密度和粘度，且ω＝2πf，来自king的公式足以描述颗粒运动。行进波力由以下给出61、63其中，c是流体中的声速，ρp是颗粒密度，v0是流体中的位移速度，其中v0～vsaw。原则上，由于f～ω4成比例，因此越大的频率会引起明显越大的力。然而，对于接近或超过声波波长的物体，所施加的力以高度非线性的方式缩放，尽管是以明显大于r>>λ态中的量值缩放39、64。此处采用386mhz的频率，其中谐振saw频率由f＝cλ给出，对应于约10μm的基底波长(其中c≈4000m/s)和约3μm的流体波长(其中c≈1500m/s)，因此能够对处于流体波长的量级的颗粒有效地生成大的力，以抵消驻波通常对于给定的流体位移速度生成较大的力的量值。60、63对于水中的聚苯乙烯颗粒，颗粒半径应超过大约1.4λf/2π，其中λf是流体波长64、65，对应于λsaw＝10μm的～1.6μm的最小直径，在该最小直径以上，声辐射力的量值明显比对于在这个临界值以下的颗粒直径而言的辐射力大并因此会被更有效地应用(其中可以合理应用等式1)。该力的方向具有竖向分量以及水平分量，其中声波以瑞利(rayleigh)角传播，其中，θr＝sin-1(cl/cs)是关于正交的该量。在此处描述的系统中，其中cs＝3964m/s且cl＝1484m/s，θr≈22°。尽管大多数能量因此是竖向指向的57而不是在水平方向上，但实际上，当力被侧向地施加到连续的流时该竖向位移也用于辅助水平位移，由此该力的竖向分量将颗粒推入通道边界附近的较慢移动的流中，从而允许它们暴露于场并由此在较长一段时间内水平平移。声场通过流体介质的传播还将在流体内引起由于动量通量梯度而施加的体积力，该体积力最终由声位移沿传播方向的衰减产生66。这种力的结果被称为声流，其中体流体运动沿着最大声幅的轴线进行，并且可能引起其他地方的再循环运动。声体积力的量值与流体的衰减系数有关，其中体积力可以表示为67其中，β是流体介质的衰减系数，ρ是流体密度，v0是初始(未受干扰的)声速量值，且xi是波沿其传播的方向。衰减系数与β～ω2成比例，其中越高的频率(其中ω＝2πf)引起较靠近声源发生的体积力越大。对于利用saw波型的声系统同样重要的是沿着基底的特性衰减长度，在普通水/铌酸锂流体/基底组合的情况下大约为α-1≈12λsaw68。在微流体系统中，可以选择频率和通道尺寸，使得衰减长度尺度为约通道长度或比通道长度小，以优化从基底到流体运动的能量传递。这种声体积力的时间平均效应可以引起微流体泵送的流体静压力差55。我们利用这两种效应，利用集中的行进波和声微泵送将声学力引导到悬浮微粒上，以选择性地平移连续流中的各个颗粒。尽管行进波力已用于执行连续的基于大小的分离69，但我们在此处展示了高度集中的系统，该系统能够使用宽度为个体细胞量级的声束来进行高度选择性的平移。此外，尽管已充分了解声流现象的物理现象，但我们首次使用其来展示颗粒平移，其中同流通道之间的微小流体体积的快速微泵送可以选择性地平移连续流中的各个悬浮物体。在较高的功率级下，集中的声束也可以引发快速空化，进一步提高微泵送效应。在图2中，我们示出了最高度集中的saw换能器，该saw换能器已展示用于微流体应用，从而有效地生成聚集在目标区域中的基底位移。图2显示了结合到一系列pdms通道的装置，以用于由于作用在各个颗粒上的声学力而进行选择性的连续颗粒分选。在图8和图9中，我们还示出了本发明的替代实施方式，即，使用这种装置10以将流体从一个通道快速泵送到另一个通道。图8和图9中呈现的实施方式类似于图1中呈现的实施方式，即装置10具有通道15和用于操纵在通道15中行进的颗粒50的声源35。在该可替代的实施方式中，存在与在第一通道15并排设置的第二通道55。类似地，第二通道55具有用于接收流体的入口60和用于排出流体的出口65。流体在第一通道15和第二通道55二者中行进的方向是相同的方向。如图8所见，第二通道55设置在第一通道15与声源35之间。两个通道15和55经由设置在它们之间的泵送通道70彼此流体连通。泵送通道70设置在两个通道15和55的入口与出口中间。泵送通道70连接第一通道15和第二通道55二者。在泵送通道70的这个位置处，声源35邻近第二通道55设置，以生成并传递行进的表面声波，该行进的表面声波横向于从第二通道55通过泵送通道70到第一通道15的流体的流动。这种流体从泵送通道70到第一通道15的流动引起对第一通道15中的颗粒的操纵。在一实施方式中，第二通道55邻近声源35的部分被约束80，在该部分泵送通道70分支到第一通道15中。换句话说，第二通道55邻近声源55处的宽度比第二通道55在入口60和出口65处的宽度窄。在实施方式中，第二通道55的连接到邻近声源的泵送通道70处的宽度为约20μm。在各种实施方式中，第一通道15和第二通道55中的每一个均具有约120μm的宽度和约25μm的高度。泵送通道70可以具有约20μm的宽度和约170μm的长度。在各种实施方式中，第一通道15和第二通道55的入口可以以流体连通的方式连接到储存器或容器，以用于容纳和存储相应的流体。此外，第一通道15和第二通道55各自的入口25和60与泵流体连通，以用于泵送流体通过通道。当短的(毫秒量级)saw脉冲被触发时，在saw传播的方向上将一股突发流体从靠近saw源的通道泵送到更远的通道。集中的束是有利的，因为其允许使用更受限的、更高压降的泵送通道，这准许在双流配置中更稳定地维持连续流动并且使可能在较宽通道中发生的再循环回流最小化70(见图6)。2.方法在操作中，通过本发明的装置10进行颗粒操纵的方法遵循以下一般概念：(a)沿第一通道15引入流体悬浮液；以及(b)使用声源35生成高度集中的行进的表面声波，以操纵在第一通道15中行进的颗粒50，该行进的表面声波横向于流体悬浮液在第一通道15中的流动。然后在相应的多个出口30n中分选出被操纵的颗粒50。微流体颗粒操纵装置或分选系统包括在压电128°y切割的铌酸锂(ln、linbo3)基底上图案化的一系列fidt。fidt包括在7nm厚的cr层顶部上的200nm厚的导电al层，该cr层用作ln与al之间的粘附层。idt被图案化成具有离idt指状物对160μm的几何焦点的同心圆区段，包括总共36个指状物对，在近端处具有56μm的孔径，在远端处具有最高达210μm的孔径，对向26°的角。然而，如图2a所示，利用距最后一个手指对的～300μm出现的最大位移和最高集中度，物理实现的集中区域不会出现在几何形状的集中区域处。由于各向异性材料诸如ln中的波传播的性质，焦点在结晶的x方向上以最小功率流角度和最大传播速度的定向有效地拉伸，71其中来自几何体的焦点的该有效位移与先前的观察一致。72使用等离子体增强的化学气相沉积给整个装置涂覆300nm的sio2，以防止腐蚀并改善结合。图2b显示了完整的装置，该完整的装置由使用等离子体活化(pdc32g，harrickplasma，usa)直接结合到组装的saw装置的微流体通道构成。使用由信号发生器(apsin3000hc，anapico，switzerland)生成并由功率放大器(型号1100，empower，usa)放大的a/c脉冲致动该装置。使用高速相机(fastcamminiux100，photronlimited，japan)在倒置的显微镜上进行成像。通过将完成的装置安装在结晶定向与装置的定向相反的单片双面ln上来消除双折射效应，否则该双折射效应会在光学各向异性材料中引起双图像。使用dmv软件、基于matlab的软件包来记录颗粒轨迹，该软件包提供一套检测算法和参数以追踪珠滴和颗粒。73尽管pdms对装置的谐振频率具有最小的影响，56但其强烈地衰减了基底界面处的saw位移，其中衰减长度与波长成反比，74并且因此对于此处使用的高频而言是重要的考虑因素。通过将saw换能器封闭在空气填充室中来使pdms衰减区最小化，伴随着只有20μm宽的pdms壁将该区域与液体填充的通道分开。在由于直接施加在颗粒上的声学力而引起颗粒平移的情况下(图2至图5)，流动约束用于使saw在颗粒相互作用之前经受任何衰减界面的距离进一步最小化，并且还用于减小多个颗粒将通过局部地拉伸流动而同时平移的机会。如图1a所示意，该装置仅具有两个独立的入口和出口，其中鞘和出口2通道流均通过在上游和下游使用等距通道长度而流体静力平衡。使用pdms(10:1弹性体/固化剂比例)软光刻在su-8模具上制造的通道具有20μm的高度。为了进行分选，使用单独的注射泵(ne-1000，newerapumpsystems，inc.，ny，usa和legato111，kdscientific，ma，usa)，将无颗粒缓冲流和含有3μm的颗粒的颗粒溶液分别注入鞘入口和样品入口中。所使用的分选设计具有两个独立的出口，出口1和出口2。当颗粒以足够的幅度处于集中的saw的路径中时，该颗粒从样品流平移到经由出口2离开的流体流动中，与经由出口1离开的未分选的颗粒相反。在由于微泵送而引起的颗粒平移的情况下，图8和图9显示了本发明的另一实施方式，即用于颗粒平移的通道配置。该方法涉及：沿着第二通道55引入流体，第二通道55与第一通道15并排设置，流体在这两个通道中在相同的方向上行进，第二通道55在第一通道15与声源35中间；(b)利用泵送通道70以流体连通的方式将第二通道55连接到第一通道15，泵送通道70设置在第一通道15与第二通道55之间并且在第一通道15和第二通道55二者的入口与出口中间，其中，声源35邻近第二通道55设置且位于与第一通道15相反的一侧上，以生成并传递横向于流体在第二通道55中的流动的该行进的表面声波，并且将流体从第二通道55通过泵送通道70泵送至第一通道15，并且利用来自泵送通道的流体的流动来操纵第一通道中的流体悬浮液中的颗粒。可以看出，上部第一通道15包含具有悬浮颗粒50的连续流体流，其中利用施加ms量级的saw来注入来自同流的下部第二通道55的流体，以通过移位悬浮颗粒50的流体来使悬浮在上部第一通道15内的颗粒在流体泵送/传播方向上平移。两种连续流均由单独的注射泵(ne-1000，newerapumpsystems，inc.，ny，usa和legato111，kdscientific，ma，usa)生成。重要的是，这种基于泵送的平移方法对悬浮物体的性能不敏感，与直接声学力对颗粒的的情况——将是颗粒的机械性能的函数相反。这种声学泵送效应在泵送通道为约基底中的衰减长度或比基底中的衰减长度大的系统中被增强并隔离。在图8和图9所示的实现中，流体流第一通道15和第二通道55各自为120μm宽且～25μm高。下部流第二通道55包含在集中的saw的任一侧上的约束部80(至20μm的通道宽度)以防止形成声涡旋，并且其中20μm宽、170μm长的泵送通道70具有集中的saw束宽度量级的宽度，以使该通道内的泵送的单向性最大化。因此saw在基底/水界面处的总传播距离是下部通道流体连续流动通过的约束的20μm宽的通道80与170μm的泵送通道70的总和，总共产生190μm，是10μm的saw的声学衰减长度的约1.5倍。对于给定的声学波长和束尺寸，这些通道尺寸可以适当缩放。3.结果与讨论可以使用集中的saw在最小分选宽度上完成颗粒的分选，其中通过使用引起高度局部化最大位移区域的小波长(10μm)、小孔径(最小56μm)的fidt结构来使束宽度最小化。此外，利用行进的saw而不是驻saw来最大化位移；在这个波长下，驻波将产生2.5μm的理论最大位移，与给定波长的行进波的可能的大得多的平移相反，然而由于在基底/流体界面处以大约12λsaw的衰减长度(在该衰减长度下基底速度衰退到1/e)衰减，力的量值在近场中被最大化。55我们展示了这两个特性，其中通过应用saw使各个3μm的颗粒移位。利用时间段的脉冲，类似于其他工作中的脉冲长度，36、37、46、47因为在连续流中最小化saw暴露时间减小了意外分选事件(错误判断(false-positive，误报))的机会。图3示出了具有～25μm孔径的高度集中的束，与不同的设备几何形状兼容，此处使用流动集中几何形状(图3a、b)和h-过滤器布置(图3c、d)，其中图3b、d示出了连续颗粒流穿过脉冲saw时已分选和未分选的颗粒的轨迹。使用低功率的短saw脉冲可以生成图3d中～50μm的实质位移的事实进一步反映了集中孔径和根据等式1生成较大行进波力的高频(386mhz)saw的优点，并且3μm的颗粒可以确定地以更快速且比其它地方所展示的更低的功率级进行位移。42不经由出口2离开的部分位移的颗粒是在集中的束的边缘处、在分选区域之外经受亚阈值声学力的颗粒。通过限制分选需要的横向位移来使所需的功率最小化，因此由于紧邻上游和下游的80μm宽度的一半，通道中心处的40μm宽的流动限制区域，对于相等流量率进行分选而言，图3a中的几何形状需要较低的功率。该流动限制的影响反映在通过该区域追踪的颗粒的速度中。图4a显示了集中的分选区域中的未分选的颗粒(通过出口1离开的那些颗粒)的速度量值，在该集中的分选区域中平均速度量值加倍。尽管流动集中在y方向上对齐颗粒，但是抛物线流动曲线(由流体/通道界面处的无滑移边界条件形成)产生z方向上的一定范围的颗粒速度。该图中的虚线显示了被追踪颗粒的颗粒速度量值，其中图4a中的插图显示了这些速度的直方图。如果声学力只作用于saw传播的方向上，那么这个范围的速度将需要明显较高的功率来确定地平移所有颗粒，特别是移动最快的颗粒。然而，由于ln/h2o界面产生的θr主要指向与表面垂直的方向，因此速度差异很快就被消除了，其中颗粒在侧向平移之前首先被推向通道顶部。这在图4b中被展示，其中尽管在分选之前有一定范围的颗粒速度，但最大速度量值在被施加30mw的功率情况下被均衡在15cm/s左右。重要的是，声学耦合的这个特征还可以引起功率高效的平移，其中通道界面处的较慢流动引起声束的曝光时间较长，导致相同大小的颗粒的侧向平移速度相等。有效地仅由侧向方向上的平移构成的最大平移速度发生在～25μm宽的分选区域内。在saw脉冲停止时，颗粒继续在分选的出口处以相对均匀且较低的速度流动，反映流体/通道界面处的低流速。分选颗粒的百分比可以直接归因于所施加脉冲的功率和长度两者；虽然表征这些参数的影响对于理解分选所需的功率和脉冲时间而言是重要的，但修改这些参数也可以用于进行选择性的筛分(fractionation，分级、分组)。图5a显示了增加所施加的功率对如在出口处测量的分选的颗粒的百分比的影响(颗粒溶液含有未分选的1μm的示踪物颗粒，在图5c中显示了通过系统的示踪物颗粒的路径)，其中由于前面提到的在θr处的声学力情况下的速度均衡，发生从不分选到接近完全分选的快速平移。根据经受不断施加的saw的3μm的颗粒的输入，通过在出口1和出口2中计数的颗粒的数量(最少总共102个)来测量在不同功率级(0-10mw)下分选的百分比。然而，通过改变脉冲长度可以更确定地限定分配的颗粒的数量。图5b展示了每个saw脉冲分选的颗粒的数量是脉冲长度的线性函数，其中当生成saw脉冲时，分选体积vs中的任何数量的颗粒都被平移；生成saw时连续流中到达该区域的额外颗粒也会被分选。这条线的斜率是颗粒浓度c的函数，此处是0.07％vol/vol，其中分配颗粒的平均数量由以下给出其中tp是脉冲时间，w是分选区域宽度，而vf是分选区域中的平均流速，前提是脉冲长度至少与颗粒平移足够距离以进行分选所花费的时间一样长使用高频率的重要后果是，对于经受行进波的相等大小的颗粒可以生成基本上较大的力，如等式1中的比例所示。这在图5d中进行了展示，其中荧光的2μm的颗粒与连续流中具有1μm颗粒的溶液分离。这是使用行进的saw被显示进行移位的最小的尺寸，其中最近的工作展示了使用200mhz场可平移小至3.2μm的颗粒。42由于saw能够容易地生成高达ghz尺度的场，这指出了使用行进波力以潜在地操纵甚至更小的物体的方式。尚未解决的是声流对集中的声束附近的流动曲线产生影响的可能性。声流是声位移幅度在其穿过色散介质包括水时由声位移幅度的衰减引起的现象，导致在声传播方向上的动量传递55。这种现象可以用于驱动用于泵送或混合72的流体流或驱动颗粒聚集物，如图6所展示。此处1μm的颗粒聚集在声束附近(在任一侧上)的封闭的流体流线中。这种现象可以在声辐射力的背景下理解，其中声学力梯度防止颗粒穿过最大束强度的区域75，导致这些颗粒在每次穿过集中区域时转变成更紧密的流线。利用粘滞剪力引起的阻力(由通道界面处的无滑动通道边界条件引起)导致流速与通道高度之间的反比关系，也可以改变声学力相对于由声流引起的流动的量值。在较小的通道高度的情况下，声辐射力对于流体阻力的较大比例引起更完整的颗粒捕获。图7显示了增加声流对通过声束的颗粒的轨迹的影响。图7a展示了颗粒分选所需的流态，其中声学力引起颗粒位移(此处使结合的2+1μm的颗粒溶液中的2μm的颗粒移位)而不会对流动曲线有实质的干扰。在相同流动中施加较高功率情况下，声流对局部速度曲线的贡献更大，导致过渡态(图7d)，在该过渡态中颗粒既根据直接声学力也随着声束附近的流体流线移位。这不仅为连续流中的颗粒分选开辟了可能性，而且也为连续流中的颗粒捕获和聚集开辟了可能性——改变由声流引发的流速之间的比率，并且来自连续输入流的那些将态从声颗粒力占主导的情况转变为流体阻力决定颗粒行为的情况。然而，声流不会实质地影响高流量条件下的流动曲线，高流量条件的流速超过由引起颗粒位移(>2μm的颗粒的位移)所必需的行进波声学力所引发的流速。产生声流的体积力还可以产生声泵效应，其中在存在saw的通道的任一端处的时间平均流体静压差引起流体平移。此外，声空化可以在高位移幅度下发生，增强流体平移效应。在图8中，我们展示了使用集中的脉冲saw以在两个同流流体本体之间进行微泵送。图8a显示了泵送概念，其中从下部通道泵送出的流体取代上部通道中的流体流线。在应用saw脉冲的情况下，在saw传播的方向上将通常会继续穿过下部通道(图8b)中的流动约束部的流体的本体(处于纳升或更小的量级)泵送入上部通道中(图8b、c)。图9显示了这种泵送对悬浮微粒的影响，其中(如果相对于泵送出口适当地定位)这些悬浮微粒与将它们悬浮的流体一起平移(图9中的圆形颗粒)，同样在saw传播的方向上。结合适当的上游颗粒/细胞检测装置，该方法指出了无论悬浮的微米和亚微米物体的物理性能如何对其进行选择性和稳健的分选的方式。4.结论saw已被正确地应用于许多微流体应用，其中它们在颗粒、细胞和珠滴上生成大量的且生物相容的力的能力是本质的特征。此外，由于可以局部地生成及施加这些力，因此将划分的saw系统与其他微流体过程集成是简单的。微流体高速分选是saw非常适合的一种应用，其中使用亚ms脉冲可以在细胞上生成足够的力来平移细胞。最小化分选区域的宽度对于确定性平移是必不可少的，其中先前已展示了最小宽度的驻波换能器和有限的pdms柱。为了在多种样品聚集中进行稳健并可靠的分选，分选区域应与被处理的细胞的大小相当。在这个工作中，我们已展示了使用由集中的saw生成的高度局部化的声场以用于单颗粒级位移，其中使用宽度仅为25μm的集中的束来可以进行确定性分选。由于最小束宽度在波长或更大的量级上是必要的，因此这是使用高频、386mhz、10μm波长的fidt组来实现的。使用数百μs量级的脉冲，理论上可以实现1-10khz之间的分选率。另外，因为直径低至2μm的物体可以使用该频率来按需平移，所以也可以使用变化的脉冲长度来创建随时间变化的颗粒浓度。虽然该展示不包括传感设备，但是这种光学检测系统的集成在光学透明材料诸如ln/pdms中是相对简单的，或者其中通过集成合适的电极可以基于阻抗进行检测。76利用这种集成，高度集中的saw理想地适合于确定性的分选和微流体操纵，潜在地，样本低至细菌的尺度。此外，适当控制fidt上施加的功率和连续输入流的流量率也可以在集中的声束附近纳入声流，以用于连续流中的颗粒捕获和聚集。我们还展示了具有能够进行类似的分选的潜力、能够在不考虑被分选物体的机械性能或尺寸的情况下实现的设备的原理。该装置利用新近展示的声学微泵送的原理，其中当声束被限制在具有与束宽度相似尺寸的通道中时，通过传播声波在流体本体中产生的体积力导致增强的流体静压差。所导致的流体泵送可以用于以类似于直接在颗粒上使用声学力的方式而选择性地平移连续流中的颗粒；泵送通道出口附近的颗粒可以通过施加脉冲saw而在它们悬浮的流体内移位，其快速地在同流通道之间泵送流体。这两种方法均有可能增强单颗粒级的分选。有利的是，在本发明的这种装置和系统中的颗粒操纵或者可以由在颗粒或颗粒表面上施加的力使颗粒相对于周围的流体介质平移的实施方式产生，或者可以由颗粒悬浮的流体的位移产生(或两者)。尽管在前面的描述中已经描述了本发明的优选实施方式，但是本领域相关技术人员将会理解，在不脱离本发明的情况下，可以对设计或构造的细节进行许多变化或修改。参考文献1barteneva,n.s.,ketman,k.,fasler-kan,e.,potashnikova,d.&vorobjev,i.a.cellsortingincancerresearch—diminishingdegreeofcellheterogeneity.biochimicaetbiophysicaacta(bba)-reviewsoncancer1836,105-122(2013).2qi,w.etal.sortingandidentificationofsidepopulationcellsinthehumancervicalcancercelllinehela.cancercellint14,3(2014).3garner,d.l.,evans,k.m.&seidel,g.e.inspermatogenesis279-295(springer,2013).4wang,b.l.etal.microfluidichigh-throughputculturingofsinglecellsforselectionbasedonextracellularmetaboliteproductionorconsumption.nat.biotechnol.32,473-478(2014).5fung,e.etal.high-throughputscreeningofsmallmoleculesidentifieshepcidinantagonists.mol.pharmacol.83,681-690(2013).6labonachipprocnatlacadsciusaultrasonics,f.,andfrequencycontrol,ieeetransactionsonjournalofmicromechanicsandmicroengineeringsegers,tim&versluis,m.acousticbubblesortingforultrasoundcontrastagentenrichment.labchip14,1705-1714(2014).7xia,y.etal.insolid-statesensors,actuatorsandmicrosystems(transducers),2015transducers-201518thinternationalconferenceon.1814-1817(ieee).8alix-panabières,c.&pantel,k.technologiesfordetectionofcirculatingtumorcells:factsandvision.labchip14,57-62(2014).9antfolk,m.,magnusson,c.,augustsson,p.,lilja,h.&laurell,t.acoustofluidic,label-freeseparationandsimultaneousconcentrationofraretumorcellsfromwhitebloodcells.anal.chem.(2015).10collins,d.j.,alan,t.&neild,a.particleseparationusingvirtualdeterministiclateraldisplacement(vdld).labchip14,1595-1603(2014).11kim,h.,lee,s.,lee,j.-h.&kim,j.integrationofamicrofluidicchipwithasize-basedcellbandpassfilterforreliableisolationofsinglecells.labchip(2015).12ai,y.,sanders,c.k.&marrone,b.l.separationofescherichiacolibacteriafromperipheralbloodmononuclearcellsusingstandingsurfaceacousticwaves.anal.chem.85,9126-9134(2013).13zborowski,m.&chalmers,j.j.rarecellseparationandanalysisbymagneticsorting.anal.chem.83,8050-8056(2011).14hejazian,m.,li,w.&nguyen,n.-t.labonachipforcontinuous-flowmagneticcellseparation.labchip15,959-970(2015).15robert,d.etal.cellsortingbyendocytoticcapacityinamicrofluidicmagnetophoresisdevice.labchip11,1902-1910(2011).16laurell,t.,petersson,f.&nilsson,a.chipintegratedstrategiesforacousticseparationandmanipulationofcellsandparticles.chem.soc.rev.36,492-506(2007).17nam,j.,lim,h.,kim,c.,kang,j.y.&shin,s.density-dependentseparationofencapsulatedcellsinamicrofluidicchannelbyusingastandingsurfaceacousticwave.biomicrofluidics6,024120(2012).18schor,a.&buie,c.insolid-statesensors,actuatorsandmicrosystems(transducers),2015transducers-201518thinternationalconferenceon.1617-1620(ieee).19mcfaul,s.m.,lin,b.k.&ma,h.cellseparationbasedonsizeanddeformabilityusingmicrofluidicfunnelratchets.labchip12,2369-2376(2012).20wu,t.-h.etal.pulsedlasertriggeredhighspeedmicrofluidicfluorescenceactivatedcellsorter.labchip12,1378-1383(2012).21shaker,m.,colella,l.,caselli,f.,bisegna,p.&renaud,p.animpedance-basedflowmicrocytometerforsinglecellmorphologydiscrimination.labchip14,2548-2555(2014).22song,h.etal.amicrofluidicimpedanceflowcytometerforidentificationofdifferentiationstateofstemcells.labchip13,2300-2310(2013).23bonner,w.,hulett,h.,sweet,r.&herzenberg,l.fluorescenceactivatedcellsorting.rev.sci.instrum.43,404-409(1972).24guo,m.t.,rotem,a.,heyman,j.a.&weitz,d.a.dropletmicrofluidicsforhigh-throughputbiologicalassays.labchip12,2146-2155(2012).25collins,d.j.,neild,a.,demello,a.,liu,a.-q.&ai,y.thepoissondistributionandbeyond:methodsformicrofluidicdropletproductionandsinglecellencapsulation.labonachip15,3439-3459(2015).26chen,y.etal.pulsedlaseractivatedcellsortingwiththreedimensionalsheathlessinertialfocusing.small10,1746-1751(2014).27nan,l.,jiang,z.&wei,x.emergingmicrofluidicdevicesforcelllysis:areview.labchip14,1060-1073(2014).28wiklund,m.acoustofluidics12:biocompatibilityandcellviabilityinmicrofluidicacousticresonators.labchip12,2018-2028(2012).29b.etal.non-contactacousticcelltrappingindisposableglasscapillaries.labchip10,2251-2257(2010).30wiklund,m.etal.ultrasound-inducedcell-cellinteractionstudiesinamulti-wellmicroplate.micromachines5,27-49(2014).31sivanantha,n.etal.characterizationofadhesivepropertiesofredbloodcellsusingsurfaceacousticwaveinducedflowsforrapiddiagnostics.appliedphysicsletters105,103704(2014).32ding,x.etal.on-chipmanipulationofsinglemicroparticles,cells,andorganismsusingsurfaceacousticwaves.proc.natl.acad.sci.u.s.a.109,11105-11109(2012).33leibacher,i.,hahn,p.&dual,j.acoustophoreticcellandparticletrappingonmicrofluidicsharpedges.microfluidicsandnanofluidics,1-11(2015).34yeo,l.y.&friend,j.r.surfaceacousticwavemicrofluidics.annu.rev.fluidmech.46,379-406(2014).35jakobsson,o.,grenvall,c.,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