用于分离微粒的装置、相关联的方法和系统的制作方法

用于分离微粒的装置、相关联的方法和系统的制作方法
【专利摘要】一种装置构造成分离散布在基础流体内的微粒，其中，微粒相对于基础流体具有相对密度差。装置包括：具有长度l和高度h的微通道，微通道包括入口和出口；在微通道的一个或多个壁上的微孔表面；在微孔表面的相对侧的收集腔室；以及外加力场，其跨越微通道的高度h，以使颗粒通过微孔表面而沉淀到收集腔室中。微孔本体操作性地产生包括通过微通道的具有第一流率的第一流体流以及通过收集腔室的具有第二流率的第二流体流的流体流状况，并且第二流率是第一流率的几分之一。
【专利说明】
用于分离微粒的装置、相关联的方法和系统
[0001] 相交申请的交叉引用 本申请要求2013年12月16日提交的美国临时申请No. 61 /916379的优先权，其名称为 "System for separation of particulates and associated methods and devices(用 于分离微粒的系统和相关联的方法和装置)"，该申请通过引用而结合在本文中。
技术领域
[0002] 本发明涉及可用于从流体中分离微粒材料的微流体系统、装置和方法。在特定方 面，本发明涉及用于使用本文提供的系统、装置和方法来从生物样本中分离细胞的方法。
【背景技术】
[0003] 制备和操作高质量细胞或生物分子是各种各样的诊断或治疗应用的主要要求。虽 然通常使用过滤技术来捕捉细胞，但过滤技术会引起各种挑战，包括对于异类细胞种群无 法获得高分离效率、孔隙堵塞或者过滤状况苛刻导致细胞损伤。当过滤较大体积的原始生 物样本时，挑战加重。除了过滤，存在许多依赖于施加力的微流体分离技术，力用来沿垂直 于正被处理的样本流体的流向的方向推动或拉动细胞。目前已经证明了这些连续流技术中 的几种可用于从血中高效地分离出细胞，包括液力过滤、惯性和确定性侧流分离。但是，大 多数技术都需要预先稀释血样本，并且局限于较低体积流率。
[0004] 目前关于生物样本制备的"无过滤器"机制的发展可提供用于有限体积的便携式 纯净装置。主要应用是在定点诊断中，其中收集较小样本且在收集器皿中对其直接处理。但 是，仍然需要将这些简单的分离方法扩展到较大的体积流率，以对大规模离心和过滤技术 提供备选方案。
[0005] 众所周知的连续流分离技术是场流分离(FFF)，其中，通过微通道洗提出的颗粒的 保留率不同导致具有不同特性的颗粒的分离。但是，场流分离与全血分离的相关性仍然不 确定，因为大多数研究建议需要较稀释的起始血样本。目前的一系列新型分离技术，诸如液 力过滤和惯性调焦，已经提高了与连续流分离相关联的传统通过量极限。但是，这些"高通 过量"实现中的各个都要求谨慎地控制流率和/或上游样本预过滤或稀释。
[0006] 基于沉淀的装置可提供从包含细胞和/或颗粒的流体中分离细胞和/或颗粒的较 简单方法，而无需谨慎的流体流控制和/或过度的样本稀释。但是，需要提供使得能够从包 含微粒(诸如细胞)和/或散布颗粒的流体中高速分离它们，而无需通过耗费资金的装备(诸 如离心机)来提高沉淀速率的装置和方法。在没有复杂装备的情况下快速且高效地从大样 本体积中分离和收集颗粒或细胞是未得到满足的需要。因此，可通过沉淀来加速颗粒分离， 并且使得能够在人工干预最少的情况下使用大样本体积的廉价装置是非常合乎需要的。

【发明内容】

[0007] 在一个实施例中，本发明提供一种用于分离微粒的装置，微粒散布在基础流体内 且相对于基础流体具有相对密度差，该装置包括:具有长度1和高度h的微通道，其设置在流 体入口和流体出口之间；限定微通道的至少一部分的微孔本体；以及在微孔本体的相对侧 的收集腔室;其中，微粒和基础流体的一部分在外力场的影响下横穿微孔本体，并且进入和 收集在收集腔室中；以及其中，微孔本体操作性地产生包括通过微通道的具有第一流率的 第一流体流以及通过收集腔室的具有第二流率的第二流体流的流体流状况，并且第二流率 是第一流率的几分之一。
[0008] 用于分离一个或多个细胞的装置的一个实施例，该一个或多个细胞散布在基础流 体内，并且相对于基础流体具有相对密度差，该装置包括:具有长度1和高度h的微通道，其 设置在流体入口和流体出口之间；限定微通道的至少一部分的微孔本体；以及在微孔本体 的相对侧的收集腔室;其中，细胞和基础流体的一部分在外力场的影响下横穿微孔本体，并 且进入和收集在收集腔室中；以及其中，微孔本体操作性地产生包括通过微通道的具有第 一流率的第一流体流和通过收集腔室的具有第二流率的第二流体流的流体流状况，并且第 二流率是第一流率的几分之一。
[0009] 在另一个实施例中，一种用于分离微粒的方法，微粒散布在基础流体内且相对于 基础流体具有相对密度差，该方法包括:提供分离装置，分离装置包括:具有长度1和高度h 的微通道，其设置在流体入口和流体出口之间；限定微通道的至少一部分的微孔本体；以及 在微孔本体的相对侧的收集腔室;其中，微粒和基础流体的一部分在外力场的影响下横穿 微孔本体，并且进入和收集在收集腔室中；通过流体入口将包括散布在基础流体内的微粒 的未处理流体的样本引入到微通道中；从未处理流体中出分离微粒的至少一部分，以在流 体出口处提供经处理流体流；以及在收集腔室中回收最初存在于未处理流体中的微粒的至 少一部分;其中，微粒和基础流体的一部分在外力场的影响下横穿微孔本体，并且进入和收 集在收集腔室中；以及其中，微孔本体操作性地产生包括通过微通道的具有第一流率的第 一流体流和通过收集腔室的具有第二流率的第二流体流的流体流状况，并且第二流率是第 一流率的几分之一。
[0010] 用于分离细胞的方法的一个实施例，细胞散布在全血样本的基础流体内，方法包 括提供分离装置，分离装置包括:具有长度1和高度h的微通道，其设置在流体入口和流体出 口之间；限定微通道的至少一部分的微孔本体；以及在微孔本体的相对侧的收集腔室；其 中，微粒和基础流体的一部分在外力场的影响下横穿微孔本体，并且进入和收集在收集腔 室中；通过流体入口将包括散布在基础流体内的细胞的未处理流体的全血样本引入到微通 道中；从未处理流体中分离出细胞的至少一部分，以在流体出口处提供经处理流体流；以及 在收集腔室中从最初存在于未处理流体中回收细胞的至少一部分;其中，微粒和基础流体 的一部分在外力场的影响下横穿微孔本体，并且进入和收集在收集腔室中；以及其中，微孔 本体操作性地产生包括通过微通道的具有第一流率的第一流体流和通过收集腔室的具有 第二流率的第二流体流的流体流状况，并且第二流率是第一流率的几分之一。
【附图说明】
[0011] 当参照附图阅读以下详细描述时，本发明的这些和其它特征、方面和优点将变得 更好理解，在图中，相同符号表示相同部件，其中： 图1A是适合在装置的一个实施例中使用的装置的正面示意图。
[0012]图1B是适合在装置的一个实施例中使用的装置的侧面示意图。
[0013] 图1C是适合在装置的一个实施例中使用的装置的俯视示意图。
[0014] 图2是用于使用装置的一个实施例从全血中分离细胞的方法步骤的示意图。
[0015] 图3示出使用装置的一个实施例，基于密度从流体中分离颗粒的方法。
[0016] 图4示出使用装置的另一个实施例，基于密度从流体中分离颗粒的方法。
[0017] 图5示出使用装置的一个实施例从流体中分离颗粒的方法。
[0018] 图6示出使用装置的一个实施例从流体中分离颗粒的方法。
[0019] 图7A和7B是取自计算流体动力学(CFD)模型的图像，其分别显示通过装置的、无微 孔表面和有微孔表面的流体流型式。
[0020] 图8A和8B示出细胞分离装置的性能特性，其显示分别使用无微孔表面和有微孔表 面的装置在提高流体流率的情况下的白血细胞损失。
[0021] 图8C和8D示出细胞分离装置的性能特性，其显示通过入口加载血样本，以及经处 理流体样本分别从无微孔表面的装置和有微孔表面的装置的出口排出。
[0022] 图9示出细胞分离装置的性能特性，其显示与商务基准（II)相比，从加载到装置 (I)的一个实施例中的血样本捕捉在收集腔室中的细胞的百分比。
[0023] 图10示出细胞分离装置的性能特性，其显示相对于商务基准(II)，装置(I)的一个 实施例捕捉的细胞的回收百分比。
[0024] 图11A示出细胞分离装置的性能特性，其显示使用装置的一个实施例，在不同流率 的情况下从血样本中捕捉和回收的细胞的百分比。
[0025] 图11B示出细胞分离装置的性能特性，其显示用于使用装置的一个实施例来改变 流率的长度。
[0026] 图12示出微流体分离装置的一个实施例。
[0027] 图13在分解透视图中示出图12的微流体分离装置的一部分的一个实施例。
[0028] 图14在分解透视图中示出图12的微流体分离装置的一部分的一个实施例。
【具体实施方式】
[0029] 可使用本发明提供的系统、装置和方法的各种实施例来分离散布在基础流体(统 称为"未处理流体"）内的微粒，例如分离散布在血浆内的血细胞，或者分离散布在水中的微 粒杂质。装置及其装置构件的实施例(例如图1A-1C、图12-13)包括:用于将未处理流体引入 到装置中的流体入口；用于从装置移除经处理流体的流体出口；以及分离区域，其包括设置 在流体入口和流体出口之间的微通道;微孔本体，其限定微通道的至少一部分；以及收集腔 室。使用流体流和沉淀，通过微孔本体从流体样本的基础流体中分离颗粒，流体流和沉淀不 同于完全依赖用以过滤颗粒的物理阻隔的过滤装置。
[0030] 为了更清楚和简明地描述公开的发明的主题，对在以下描述和所附实施例中使用 的具体用语提供以下定义。在说明书中，应将具体用语的范例看作是非限制性示例。
[0031] 用语"微粒"和"颗粒"和它们的复数对象"多个微粒"和"多个颗粒"在本文可互换 地使用，并且意于具有相同含义，将颗粒作为微粒的同义词对待。如本文所用，用语"颗粒" 指的是加载到装置中的不包括基础流体的流体样本的一部分。用语"颗粒"包括(无限制)细 胞、无机胶体、聚合物、生物聚合物、不能溶合的液体、异质固体，以及呈固相的名义上的气 态材料/液体材料。例如，血细胞、沙粒、油滴、核酸或冰晶都是颗粒。
[0032] 用语"微孔本体"和"微孔表面"可在本文可互换地使用，并且意于具有相同含义。
[0033] 如本文所用，用语"操作性地产生"指的是在装置的运行期间通过微孔表面来产生 一个或多个流体流状况的功能。例如，当流体样本加载到装置中的且流过微通道以从流体 中分离颗粒时，微孔表面在装置的运行状况下产生具有两种流体流状况的流场。
[0034] 如本文所用，用语"流体样本"指的是包括非流体成分和流体成分的混合物。混合 物可为异类或同质的。加载样本可在本文与"样本"、"流体样本"或"加载到装置中的流体" 互换地使用。样本可包括(无限制)包括一个或多个颗粒的流体、包括一个或多个细胞的流 体、具有颗粒的水、水-油乳液，或具有杂质的流体。例如，样本包括成浆料的沙和水，或者流 体样本包括细胞和血浆。当标识一般种类的流体样本时，用语"流体样本"可与用语"散布 物"、"颗粒散布物"或"细胞散布物"互换地使用且不局限于它们。在一些实施例中，细胞散 布物指的是散布在流体中的细胞的样本，例如散布在血浆中的血细胞、散布在生长媒体中 的细胞，或者散布在媒体中的细胞。
[0035] 如本文所用，用语"基础流体"指的是不包括颗粒的流体样本的一部分。例如，整个 血样本包括血浆中的血细胞，其中，血浆是基础流体。对于另一个示例，含水沙散布物包括 水中的沙，其中，水是基础流体。
[0036] 如本文所用，用语"相对密度差"指的是存在于基础流体中的微粒的密度和基础流 体的密度之间的差。
[0037] 如本文所用，用语"沉淀"指的是外加力场引起的颗粒运动。流体中的微粒响应于 力而运动或移动可为主动或被动的，而且移动在本文指的是沉淀。例如，在重力扩大从外部 施加的电场引起微粒移动的作用的情况下。沉淀通常提供从基础流体中分离微粒的简单办 法。在一个实施例中，在含水沙散布物中，沙颗粒在重力场的方向上比基础流体和沉淀物具 有更大的密度。在另一个实施例中，在油水乳液的情况下，油滴比基础流体具有更小的密 度，并且沿与重力场相反的方向行进。在另一个实施例中，在磁性颗粒的散布物中，磁性颗 粒在外加磁场的方向上沉淀。在另一个实施例中，在带电颗粒的散布物中，带电颗粒基于它 们在外加电场内的极性而不同地沉淀。
[0038] 单数形式"一"、"一个"和"该"包括复数对象，除非上下文另有清楚的指示。
[0039] 如在说明书和权利要求中使用的那样，可应用近似语来修饰可允许改变的任何数 量表示，而不导致与其相关的基本功能有变化。因此，用语诸如"大约"所修饰的值不局限于 所规定的确切值。在一些情况下，近似语可对应于用于测量值的仪器的精度。在必要时，提 供范围，而且那些范围包含在它们之间的所有子范围。
[0040] 在一个或多个实施例中，装置构造成分离存在于流体样本中的微粒。样本可包括 散布在基础流体中的微粒，并且微粒与基础流体相比具有相对密度差。在这些实施例中，用 于从基础流体中分离微粒的装置包括:具有长度1和高度h的微通道，其设置在流体入口和 流体出口之间；限定微通道的至少一部分的微孔本体；以及在微孔本体的相对侧的收集腔 室。微粒和基础流体的一部分在外力场的影响下横穿微孔本体，并且进入和收集在收集腔 室中。微孔本体操作性地产生包括通过微通道的具有第一流率的第一流体流和通过收集腔 室的具有第二流率的第二流体流的流体流状况，并且第二流率是第一流率的几分之一。在 图1A、1B和1C中显示装置的实施例的非限制性示例，并且在图2中显示有关方法步骤。
[0041] 用语微通道用来描述通道，散布在基础流体中的微粒引入到该通道中。如所提到 的那样，微通道包括入口和出口；以及一个或多个壁，其中，该一个或多个壁包括微孔本体， 诸如微孔表面。微通道的入口可构造成接收样本，诸如生物样本、水样本或油样本。入口和 出口可存在于(无限制)通道的端部处。微通道可包括一个或多个壁，并且微孔表面构成微 通道的一个或多个壁。
[0042] 进一步将微通道描述成微流体通道，因为大致以微米测量微通道的至少一个尺 寸。在装置的各种实施例中，微通道具有长度1和高度h。在一些实施例中，微通道是水平通 道，其构造成容许流体流处于预定流率。在运行装置之前，可针对特定流率如期望的那样来 设定装置。典型地，微通道具有大致以大于微米的单位来度量的长度，例如毫米(mm)、厘米 (cm)或米(m)。在装置的一些实施例中，微通道具有1 5mm和25 cm之间的长度。在另一个实 施例中，微通道具有10 _和10 cm之间的长度1。在又一个实施例中，微通道具有介于10 _ 和25 mm之间的长度。
[0043] 微通道可为规则形状(例如圆柱形)且具有均匀高度h。在一个实施例中，微通道的 平均高度介于大约1和大约1000微米(ym)之间。在备选实施例中，微通道的平均高度介于大 约10和大约500微米之间。在又一个实施例中，微通道的平均高度介于大约20和大约250微 米之间。微通道可为不规则形状(例如部分地由波状壁限定的通道)且其特有多个高度h。但 是，典型地，微通道的形状为长方形，并且其三边由壁限定，从而封闭微通道，并且第四边由 微孔本体限定。
[0044] 注意，微通道包括微孔本体，在一些实施例中，微孔本体是微孔表面。在一个实施 例中，微孔本体构成限定微通道的一个或多个壁。微孔本体可为隔膜或固体本体，已经通过 它产生了孔。在一个或多个实施例中，微孔本体包括孔隙，孔隙在微孔本体的第一表面处开 始且在微孔本体的第二表面处终止。例如，可通过化学蚀刻技术和/或激光消融技术来产生 横穿膜的孔隙。
[0045] 在本文使用用语"微孔"是因为孔隙具有大致以微米度量的尺寸。在一个实施例 中，孔隙具有介于大约1微米和大约500微米之间的平均直径。在备选实施例中，孔隙具有介 于大约10微米和大约250微米之间的平均直径。在又一个实施例中，孔隙具有介于大约20微 米和大约100微米之间的平均直径。在一个实施例中，微孔本体的孔隙率介于大约10%和大 约75%之间。在备选实施例中，微孔本体的孔隙率介于大约20%和大约65%之间。在又一个实 施例中，微孔本体的孔隙率介于大约30%和大约60%之间。
[0046] 如所提到的那样，在一个实施例中，微孔本体可为微孔膜，诸如由例如聚酯、尼龙、 聚丙烯制成的单丝筛子或网丝。备选地，微孔本体可为化学蚀刻KAPT0N、钛或镍钛诺膜。在 一个实施例中，微孔本体是由有机聚合材料(诸如KAPT0N)制成的激光蚀刻有机膜。
[0047] 如所提到的那样，微通道设置在流体入口和流体出口之间。流体通过流体入口作 为未处理流体进入微流体分离装置，行进微通道的长度到达流体出口。在流体从入口传送 到出口的期间，微粒在流体流的影响下通过微通道且在一个或多个额外的力下(诸如环境 重力场、外加力场或浮力)移出微通道，并且进入到收集腔室中。微通道内的作用将在流体 入口处引入的未处理流体转化成在流体出口处流出的经处理流体。在一个实施例中，流体 入口构造成接收和保持包括散布在基础流体内的微粒的流体样本，然后将流体样本在装置 构件的影响下(例如对流体出口应用的真空管线)输送到微通道。
[0048] 如所提到的那样，装置包括与微通道处于流体连通的收集腔室，其构造成使得收 集腔室位于微孔本体的相对侧。典型地，收集腔室构造成使得微孔本体的每个孔隙使得能 够实现微通道和收集腔室之间的直接流体连通。微通道-微孔本体接口的该部分在本文称 为分离区，其中，在通过各个孔隙进行在微通道和收集腔室之间的直接流体连通的条件得 到满足。收集腔室构造成收集在处理期间从流体样本中沉淀出的颗粒。例如，收集腔室收集 来自加载到装置的微通道的血样本的细胞。在收集腔室中，流体在运行期间可为类静态流。 在一些实施例中，颗粒沉淀且穿过微孔表面的孔隙，并且陷在收集腔室内。收集腔室可包括 一个或多个出口，以收集沉淀通过微孔表面的颗粒。出口可连接到导管或注射器上，以从装 置的收集腔室中取回颗粒。例如，在血样本的情况下，从使用管或注射器从收集腔室中回收 分离的细胞，以实现下游应用。在一个或多个实施例中，收集腔室联接到栗上，以在运行期 间从收集腔室中回收颗粒。
[0049] 在各种实施例中，可部分地或全部用灌注(priming)流体(例如缓冲溶液)灌注收 集腔室，然后将未处理流体引入到微通道中。在一些实施例中，收集腔室充满灌注流体，然 后使流开始通过微通道。随着流体流过装置，在微通道中建立第一流状况，并且在收集腔室 中建立第二流状况，第二流状况的特征在于其总流率小于第一流状况的总流率。在各种实 施例中，颗粒沉淀通过微孔本体所需的平均时间小于颗粒行进跨越微通道的长度1所需的 时间。
[0050] 在一个或多个实施例中，装置进一步包括跨越微通道的一个或多个尺寸(例如跨 越微通道的高度h)的外加力场，以使颗粒传送通过微孔表面且传送到收集腔室中。外加力 场可在装置的运行状况下在微通道的高度h上工作。外加力场可通过使流体以较高流率移 动，以沉淀通过微通道且截留在收集腔室内，来减少颗粒被推过微通道所需的时间，在收集 腔室中，流体流率较低。
[0051 ]在一个或多个实施例中，外力使微粒迀移通过微孔本体。例如，外力可为环境重量 力，有时本文将其称为环境重力。在一些实施例中，外加力场选自磁场、电场、电泳场或者它 们的组合。在备选实施例中，外力可为与外加力场共同存在的环境重力的组合，诸如外加电 场或磁场。在备选实施例中，使微粒迀移跨越微孔本体的力由被处理的流体施加。例如，浮 力可在分离水乳液中的油时超过重力。在一些实施例中，装置进一步包括用于控制外加力 场的一个或多个控制器。
[0052]在一个实施例中，微流体分离装置构造成使得环境重力在微通道的高度h上起作 用，并且使散布在基础流体内的微粒沉淀通过微孔本体且进入到收集腔室中。
[0053]散布在基础流体中的微粒与其基础流体的一部分在被动力和/或主动力的影响下 共同横穿通过微孔本体，并且与基础流体分离。微粒和基础流体的一部分收集在设置在微 孔本体的相对侧的收集腔室中。流体样本包括流体基础中的多个颗粒，其中，颗粒可与流体 基础相比具有相对密度差。
[0054]在各种实施例中，微粒与基础流体分离发生在流体流过微通道供处理时。横穿微 孔本体之后，微粒继续在被动力和/或主动力的影响下迀移远离微孔本体。与微粒相比，基 础流体典型地不那么受被动力和/或主动力的影响，而且在各种实施例中，进入收集腔室的 基础流体可保持较接近微孔本体，并且易于通过再次横穿微孔表面而回到微通道。微粒和 横穿微孔表面的基础流体和再次横穿微孔表面的基础流体的这个动力在收集腔室内产生 具有比通过微通道被处理的流体的流率更低的流率的流状况。在一些实施例中，微孔表面 操作性地产生包括流过微通道的具有高流率的流体和流过收集腔室的具有低流率的流体 的流体流状况。
[0055] 如所提到的那样，用于从流体样本中分离颗粒的装置包括多个微粒，当与流体基 础相比时，该多个微粒具有相对密度差。相对密度差至少部分地使得颗粒能够沉淀通过微 孔表面。使用装置和相关联的方法分离颗粒至少部分地基于颗粒沉淀通过微孔本体（表 面)。
[0056] 沉淀为最简单的细胞或颗粒分离方法之一，其中，分离基于颗粒本身的密度和大 小。但是，典型地只在联接到离心机和/或密度梯度介质(DGM)上时，才认为沉淀是高速细胞 分离的有用方法。在该装置中，如所提到的那样，使微粒横穿微孔本体的力可为诸如外加电 场的主动力、诸如环境重力场的被动力，或者它们的组合。例如，在重力在引起微粒移动或 沉淀时扩大从外部施加的外加电场的作用的情况下。在一些情况下，沉淀太低以至于无法 用来诸如从血浆中分离血细胞，或者从水中分离微粒杂质。因而，使用环境重力场或天然颗 粒浮力在可用速率下分离微粒仍然是客观存在的。
[0057] 在图1A至1C的装置中，悬浮液中的颗粒的沉淀速率与外加给颗粒的离心力成比 例，其中（公式1):
v是沉淀速率，d是颗粒的直径，:陶是颗粒的密度、_是DGM的密度、n是DGM的粘度，并且 gc是离心力。在离心力只是等于重力的情况下，血成分的沉淀慢，红血细胞沉积为~1微米/ 秒。在前面，这已经限制了地球重力场(g)的实现高速的、基于沉淀的细胞分离的效用，并且 使得需要装备密集型离心方法。作为示例，典型地对血施加10-800 X g的离心力，以分离出 特定细胞类型，这在DGM中得到满足。由于施加过多离心力，可在大约几分钟内发生分离。要 求保护的装置使得能够实现较简单且自动化的分离，该装置可仅使用地球重力场来实现较 相似的分离速率。应当注意，在离心力场或重力场可由磁场、电场或介电场替代(不限制）的 情况下，其它力将遵照类似关系。
[0058] 如所提到的那样，加载到装置的样本可在微通道中被处理，因为来自流体样本的 颗粒或细胞或者来自水样本的油可通过微孔表面而分离和沉淀且进入到收集腔室中。存在 于流体样本中的颗粒、细胞或其它材料可能受到关注，它们收集或捕捉在收集腔室中，并且 在本文被描述成"捕捉的颗粒"或"捕捉的细胞"。捕捉的颗粒或捕捉的细胞可从装置的收集 腔室中回收，有时在本文被描述成"回收的颗粒"或"回收的细胞"。在一些实施例中，颗粒或 细胞的回收率小于1〇〇%，其中，收集腔室中的捕捉的颗粒或捕捉的细胞的数量不同于回收 的颗粒或回收的细胞的数量。
[0059] 在移除未处理流体(时间本文"加载样本"）中的微粒的至少一部分之后可从装置 的流体出口回收流过微通道且在流体出口处流出的流体。回收自流体出口的流体在本文可 称为"经处理样本"和/或"经处理流体"。在一些实施例中，经处理样本可为关注的样本。例 如，在移除颗粒之后回收的经处理的水样本是纯净水，它是关注的样本。在一些其它实施例 中，经处理样本可为废物产物。例如，在纯化来自整个血样本的细胞的情况下，作为"经处理 样本"而产生的血浆收集到废物腔室，而且关注的样本可为回收的红血细胞。在一些其它示 例中，处理血浆可为关注的样本，这取决于用户要求。在一个或多个实施例中，从装置出口 收集经处理样本，其中，出口联接到栗上，以驱动出经处理样本。
[0060] 如所提到的那样，装置构造成使得微孔表面操作性地产生包括流过微通道的高流 率部分和流过收集腔室的低流率部分的流体流状况。微孔表面在流体流的方向上，跨越微 通道的长度1，有效地产生源自流体曳力的合力，并且跨越微通道的高度h产生用于使颗粒 沉淀的力。在一些实施例中，合力促进沉淀，并且将捕捉颗粒在收集腔室中。微孔表面上的 流体流率可能较高，这允许使用装置来处理与典型地用于已知装置的样本体积相比较大的 样本体积。
[0061] 装置可构造成使得颗粒沉淀通过微孔表面所需的时间小于颗粒行进跨越微通道 的长度1所需的时间。可通过增加微通道的长度1或减小高度h来改进颗粒捕捉效率和/或体 积通过量。增加微通道的长度1可增加用来使颗粒与微孔表面相互作用的时间。如所提到的 那样，"捕捉效率"指的是概率函数，这取决于在行进通过装置的期间与孔隙相互作用的颗 粒的平均数量，以及颗粒传送通过孔隙以实现各个这种相互作用的可能性。颗粒传送通过 孔隙以实现各个相互作用的可能性可取决于颗粒/孔隙直径的比。
[0062] 除了颗粒收集，装置可构造成在大小、沉淀速度或密度方面区分颗粒。可使用装置 来分离不同大小的颗粒。还可使用装置来分离具有不同沉淀速度的颗粒。在一些实施例中， 颗粒具有介于lym和250ym之间的平均直径。由于微孔表面包括平均直径范围为lym至500y m的孔隙，所以比孔隙大小更小的颗粒传送通过微孔表面。传送通过微孔表面的孔隙的颗粒 捕捉在收集腔室中。
[0063] 用于从血样本中分离平均直径(d)的一个或多个细胞的装置的一个实施例包括： 长度1和高度h的微通道，其包括入口和出口；在微通道的一个或多个壁上的微孔表面，其具 有平均孔隙直径(P)和孔隙率(q);在微孔表面的相对侧的收集腔室；以及外加重力场，其跨 越微通道的高度h，以使细胞通过微孔表面而沉淀到收集腔室中。在这个实施例中，如前面 提到的那样，微孔表面操作性地产生包括流过微通道的高流率部分和流过收集腔室的低流 率部分的流体流状况。在这个实施例中，细胞沉淀通过微孔表面所需的平均时间小于细胞 行进跨越微通道的长度1所需的平均时间。
[0064] 如图1A中示出的那样，装置(正视图）10包括流体入口 12、流体出口 14和微通道16。 在一些实施例中，用语"微通道"可与用语"分离通道"互换使用。流体入口12有时可充当且 被称为入口井，入口井连接到微通道上。在所显示的实施例中，流体入口 12构造成入口井， 其通过导管18与微通道16处于流体连通。微通道16在其下侧上由微孔本体32限制。装置10 还包括在微孔本体32的相对侧的收集腔室22。
[0065]如图1B中显示的那样，在一个示例性实施例中，装置10的侧视图包括收集腔室22。 在一些实施例中，真空或注射器24联接到装置的收集腔室上，以拉动加载到装置上的样本。 在另一个实施例中，装置10包括联接到装置出口 14上的真空20，以将加载到装置上的样本 拉到废物桶或废物室，并且驱动样本流体通过装置10。在其它实施例中，使用为了样本负载 而对装置入口 12施加的正压力来在装置上实现流体-流。在一些实施例中，提供通过装置入 口的重力驱动流。
[0066]在一些实施例中，装置10的俯视图包括微孔表面32,如图1C中显示的那样。微孔表 面的孔隙大小足够小，以在微孔表面的上方和下方提供独特的流状况，而孔隙大小则足够 大，以允许颗粒沉淀通过孔隙且捕捉在收集腔室内。
[0067] 装置使得能够在不使用离心机或额外装备的情况下进行高速分离。在装置10的示 例性实施例中，高速流在微孔表面32上面流经微通道16的宽广沉淀面积。例如，微通道包括 在微孔表面上面的10 mmX400 mm的沉淀面积。在一个实施例中，微通道16内的流延伸跨越 覆盖收集腔室22的微孔表面32。不像过滤装置，微孔表面32上的压降随着流体流通过开口 18进入到微通道16中且散布在微孔表面32的宽广面积上而显著地最大程度地减小。大部分 流体流发生在微孔表面32上面。装置构造成使得流体样本进入到散布在微孔表面32上面的 微通道16中。流体样本的颗粒或细胞沉淀通过微孔表面的孔隙，并且截留到微孔表面32下 方的收集腔室22中。
[0068] 在用于从流体样本中分离一个或多个颗粒的方法的示例中，方法包括将样本加载 到装置中，其中，装置包括:微通道，其具有长度1和高度h，微通道包括入口和出口；构成微 通道的一个或多个壁的微孔表面;在微孔表面的相对侧的收集腔室；以及外加力场，其跨越 微通道的高度h，以使颗粒沉淀通过微孔表面且捕捉到收集腔室中。方法进一步包括使样本 与微孔表面接触;产生包括流过微通道的高速部分和在收集腔室内流动的低速部分的流体 流状况;使颗粒通过微孔表面沉淀到收集腔室中；在外加力场下将颗粒收集在收集腔室中 且将流体保留在微通道中；以及通过微通道的出口将保留的流体排出。颗粒沉淀通过微孔 表面所需的平均时间小于颗粒行进跨越微通道的长度1所需的平均时间。与在加载样本的 期间最初存在的颗粒或细胞的数量相比，在颗粒或细胞沉淀之后从样本回收的流体包括数 量减少的颗粒或细胞。
[0069] 在一个实施例中，样本是全血样本，其中，该方法用来从血样本中分离一个或多个 细胞类型。在这个实施例中，方法包括:将血样本加载到装置，装置包括具有微孔表面的微 通道和收集腔室;使血样本与微孔表面接触;产生包括流过微通道的高速部分和流过收集 腔室的低速部分的流体流状况;使细胞沉淀通过微孔表面，并且在外加力场下将细胞捕捉 到收集腔室中，并且将血浆流体保留在微通道中。保留的流体，这里是血浆，通过微通道的 出口被排出，其中，细胞沉淀通过微孔表面所需的时间小于细胞行进跨越微通道的长度1所 需的时间。
[0070] 在图2中示出用于从全血样本中分离细胞的方法的示例。图2示出从0.5毫升全血 样本中分离细胞和血浆。该方法解决了使用重力高产量地分离细胞的挑战。如图2中显示的 那样，方法40包括示例性实施例的各种步骤。在第一步骤（42)中，通过入口 12将0.5毫升 全血样本加载到装置10。在第二步骤(44)中，将对装置的出口 14施加真空，以将样本推过装 置。样本从入口 12进入到装置，传送通过微通道16且通过出口 14从装置离开。在第三步骤 (46)中，装置工作，直到收集腔室充满从全血样本中捕捉到的细胞为止。第四步骤(48)包括 使细胞沉淀到收集腔室，并且将血浆从装置出口 14排出到废物腔室或第二收集腔室。在第 五步骤(50)中，在收集腔室22中可从底部看到由于沉淀通过孔隙而进入到收集腔室的细 胞。在第六步骤(52)中，收集腔室22通过出口而打开，以从装置10中排出收集到的细胞。
[0071] 流体流散布在宽广分离表面上对颗粒与表面相互作用提供良好的机会。添加静态 收集腔室22允许颗粒沉淀到收集腔室中，而不使颗粒横穿跨越微通道的整个长度1，这不像 标准离心管或大型沉淀箱。跨越微孔表面的压降充分地最小化，使得颗粒两次进入到高速 流中以及进入到废物腔室中的颗粒的损失最大程度地减小，通过在图2中显示净血浆(第四 步骤(48))而展现了这一点。分离效率和装置的有关性能与过滤技术相比显著地更高。 [0072]图3示出在运行状况下的装置60的一个实施例，其中，未处理流体(样本)62(包含 颗粒66)通过装置入口 12进入到装置中，并且流体流64通过装置出口 14从装置离开。颗粒66 沉淀通过微通道的多孔表面32且截留到收集腔室22中。在这个实施例中，颗粒66的百分比 在经处理流体64中显著地减小，因为颗粒66沉淀通过微孔表面且截留在收集腔室22内。微 通道的长度和高度分别为1和h。
[0073]图4示出在运行状况下的装置70的额外实施例，其中，未处理流体(样本)72包括较 小颗粒76和较大颗粒78。样本72通过入口 12进入到装置中，并且经处理流体74通过出口 14 从装置离开。较大颗粒78比微孔表面32内的孔隙的直径更大。颗粒78无法穿过孔隙而截留 到收集腔室22中，因此颗粒78保留在经处理流体74中的微通道中。在这个实施例中，较小的 颗粒76沉淀通过微孔表面32，收集到收集腔室22，并且与较大颗粒78分离。微通道的长度和 高度分别为1和h。在这个装置中，跨越微孔表面32的流体流有限，并且颗粒通过沉淀而进入 到收集腔室22中，不像切向流过滤过程那样。
[0074]图5显示在运行状况下的装置80的另一个实施例。在这个实施例中，未处理流体 (加载样本)82包括多个颗粒86和88，其中，颗粒86和88具有不同的沉淀速率。颗粒86和88分 别捕捉在收集腔室22和22的分段部分中。在这个实施例中，相似或相同大小的颗粒可基于 颗粒的沉淀速率而沉淀在收集腔室22和22的两个不同节段中。具有较高沉淀速率的颗粒86 沉淀较快，并且收集到收集腔室的接近入口的节段22A。具有较低沉淀速率的颗粒88沉淀较 慢，并且收集到收集腔室的接近出口的节段22B中。经处理的样本84从装置出口排出。微通 道的长度和高度分别为1和h。
[0075]在图6中显示装置90的另一个实施例，其中，流体样本92加载到装置，并且从装置 出口回收经处理流体94。在这个实施例中，应用额外的力，诸如磁力场98,以使颗粒96沉淀 通过微孔表面32且截留到收集腔室22中。在微孔表面上应用磁场，以允许仅某些颗粒类型 进入到收集腔室22中。例如，颗粒96穿过具有磁性属性的微孔。还可使用装置的这个实施例 来从流体基础中分离具有磁性属性的全体细胞。
[0076]图7A是来自计算流体动力学(cro)模型的图像，其显示了通过无微孔表面的有代 表性的装置的流体流型式。有代表性的装置是具有一个入口和出口的通道，其中无任何微 孔表面。无微孔表面的有代表性的装置与本装置具有相同尺寸的入口、出口、通道长度、通 道高度。通过装置的大部分流体流通过微通道进入到收集腔室中。图7B是计算流体动力学 (CFD)模型，其显示了通过无微孔表面32的装置的流体流型式，其中，在微孔表面32上方以 及在表面32下方产生独特流状况。微孔表面的存在提供了流阻，流阻可限制流体流到收集 腔室中。
[0077]图8A是显示下者的图表:使用上面描述的无微孔表面的有代表性的装置在流体流 率提高的情况下，损失到从装置出口回收的流体的白细胞(或白血细胞）。当没有微孔表面 时，细胞损失严重。图8B是显示下者的图表:使用有微孔表面的装置，在流体流率提高的情 况下，损失到从装置出口回收的流体的白血细胞最少，其中，血的几乎100%的白血细胞捕捉 在收集腔室中。
[0078]图8C是通过装置入口加载的血样本110和使用上面描述的无微孔表面的有代表性 的装置从装置出口回收的流体样本112的图像。图像(8C)显示样本112是沾染了红血细胞的 血浆。图8D是通过装置入口以1000微升/分钟的流率加载的血样本110和使用有微孔表面的 装置从装置出口回收的流体样本114的图像。8D的图像清楚地显示回收流体114是从包括微 孔表面的装置收集的净血浆。
[0079] 图9显示微流体分离装置（I)的细胞分离效率比使用为了捕捉白细胞专门的设计 的商业过滤装置(II)所实现的细胞分离效率更高。按照收集腔室中的白细胞捕捉量来测量 细胞分离效率。另外，当前可获得的白细胞过滤器的普遍问题是细胞由于保留在过滤隔膜 中而有损失。相比之下，在本装置的实施例中，细胞损失由于将细胞收集在微孔表面下方的 充满液体的收集腔室中而得到解决。图9显示装置能力与用于捕捉细胞的传统过滤技术相 比。图10显示与在市场上可获得的细胞过滤隔膜（II)(~60%)相比，从包括微孔表面的本微 流体装置（I)的实际白细胞回收更高卜80%)。从过滤隔膜的表面回收捕捉的细胞的困难得 到解决。
[0080] 图11A和11B是显示与市场上可获得的微流体分离装置所使用的流率相比，装置以 更高的流率运行的图表。从经处理流体回收白细胞对于50微升/分钟至1毫升/分钟的流率 范围是一致的。甚至在1毫升/分钟的流率下细胞回收也未减少（图11A)。捕捉在收集腔室 中的细胞百分比随着流率提高而略微减小。在装置的本实施例中，微孔表面定位成垂直于 流体流径。细胞沉淀，并且在一定长度(1)的微通道之后与流体流分离。随着流率提高，实现 细胞分离所必需的微通道长度也增加，如图11B中显示的那样。通过在运行期间直观观察装 置内的红细胞前锋来估计分离距离。
[0081] 如所提到的那样，加载到装置的样本是流体样本。在一些实施例中，流体可包括生 物样本、水样本、含水浆料、油浆、油-水乳液或者它们的组合。如所提到的那样，在实施例中 使用的生物材料可包括生理身体流体、病理身体流体、细胞提取液、组织样本、细胞悬液、法 庭样本和它们的组合。在一些实施例中，生物材料是生理身体流体或病理身体流体，诸如从 分泌物、排泄物、渗出物和漏出物或细胞悬液中产生的流体，诸如，人或动物的血、淋巴液、 滑液、精液、唾液(包含口腔拭样或痰液）、皮肤刮下物或者发根细胞、细胞提取液或细胞悬 液。在一些实施例中，可从植物中提取生理/病理液体或细胞悬液。在一个或多个实施例中， 寄生虫、细菌、真菌质粒或病毒、人或动物身体组织(诸如骨头、肝或肾）的提取液或悬液。在 一些实施例中，样本流体是选自全血、细胞提取液、组织提取液或者它们的组合的生物样 本。在一个实施例中，样本流体包括全血。
[0082] 在一个或多个实施例中，颗粒包括红血细胞、白细胞、血小板、生物细胞、组织碎 片、金属、矿物质、聚合物或者它们的组合。
[0083] 在一些实施例中，装置10(图1A、B或C)可为便携式或现场可用的装置，使得生物材 料可在任何位置处收集，并且加载到装置中供细胞分离。在一些示例中，装置可使用栗来运 行。在一个实施例中，装置配有电源，其中，整个组件可为自给式的。在这样的实施例中，与 市场上的现有装置相比，该装置便携、简单且用户友好。
[0084]装置10(图1A、B或C)的应用包括(但不限于)治疗应用、生物化学分析、蛋白质生物 学、与保健有关的应用、制药或生物技术研究应用、环境监测、试管中诊断和即时应用或医 疗装置。
[0085]在一个或多个实施例中，装置10(图1A、B或C)是全自动或部分地自动的。为了在细 胞收集期间减少人工干预，需要装置自动化。使用自动装置进一步有助于在纯化生物样本、 含水样本和油样本的期间最大程度地减少污染。全自动装置对各种应用都是合乎需要的， 其中，目标是从样本中纯化血细胞、血清或水或油。位于外部的控制器可操作性地联接到装 置上，以驱动装置，从而在将生物样本、水或油应用到装置入口之后排除任何人工干预。
[0086] 在一些实施例中，装置构造成与另一个装置或系统结合，更特别地与分析装置结 合。如所提到的那样，装置可具有一个或多个联接器件，装置可通过它与另一个装置结合， 这取决于要求。联接器件可包括(但不限于)适配器或连接器。在一些实施例中，装置本身构 造成具有一个或多个保持器、连接端口或者它们的组合，它们将装置机械地联接到另一个 装置上。装置可按电或机械的方式联接到用于下游应用的另一个装置上。
[0087] 在一个或多个实施例中，装置进一步包括一个或多个容器，以在颗粒或细胞分离 之后收集废物或流体。在实施例中，如果血是样本，则在细胞分离之后产生的血浆可收集到 废物腔室。在一些其它实施例中，当样本是水或油时，在颗粒分离之后，纯净流体收集到联 接到出口上的收集腔室。这个收集腔室不同于存在于微孔表面的相对侧的颗粒收集腔室。 在一个或多个实施例中，容器的非限制性示例是袋子、腔室和器皿。容器可为一次性的或可 重复使用的。装置的各种构件可使用导管、保持器、适配器或阀来操作性地彼此连接。装置 可进一步包括一个或多个传感器，诸如温度传感器、压力传感器、流量传感器或pH值传感 器，这取决于要求。
[0088] 实验部分 装置制作 使用市场上可获得的快速成型仪器和像ABS-样的光敏聚合物(DSM Somos Watershed XC 11122)来生产微流体分离装置壳体。微流体分离装置由三个部件（由快速成型仪器生 产）与下者组装在一起:用作微孔本体或微孔表面的多孔KAPT0N膜，以及一组压敏粘合膜， 其将部件连结在一起且用来产生微通道。可有益地参照图12-14,以更好地理解微流体分离 装置的制作。
[0089]第一部分101 (图14)包括流体入口 12和流体出口 14，槽口 18将它们各个链接到微 通道16上（图12)。第二部分102(图14)限定收集腔室22(图12)。第三部分103(图13)形成收 集腔室的壁。使用50微米(ym)厚的压敏粘合剂104(图14)限定微通道，微通道的尺寸为50毫 米X10毫米X50微米，并且包括使用切割机/绘图机(Graphtec Craft Robo ProS)而切出 的特征。粘合膜104还用来将微孔本体105(图12-14)(多孔KAPT0N膜）固定到第一部分101 上。额外的切割粘合膜106和107分别用来将第二部分102固定到微孔本体105和第三部分 103上。在显示的实施例中，微孔本体105包括孔隙134。
[0090]在装置中使用两个不同类型的微孔本体。如所提到的那样，第一种类型的微孔本 体由KAPTI0N片材形成，激光加工出的孔隙阵列的平均孔隙直径为大约21.7微米，具有50微 米的中心-中心孔隙间距。所采用的第二种类型的微孔本体是医疗级聚酰胺编织网，其具有 40微米的孔隙和40%的孔隙率(SEFAR MEDIFAB，07-40/40)。
[0091 ]由第二部分102限定的收集腔室22的尺寸为40毫米X 10毫米X 2毫米，从而产生 750微升(yL)保持体积。如所构造的那样，在收集腔室达到其最大细胞保持容量之前，微流 体分离装置可处理总体积为大约0.5毫升的血。
[0092] 装置运行 微流体分离装置配备有两个端口 123和124(图13-14)，它们使得能够在使用之前轻易 地灌注装置。典型地，通过在使用之前将水引过两个端口 123和124中的一个且使水完全充 满收集腔室22和微通道16两者来灌注装置。备选地，可通过使来自流体入口的去离子水流 到微通道和收集腔室中来灌注装置。典型地，灌注液体可在不引入气泡的情况下引入到微 流体分离装置中。
[0093] 一旦被灌注，将样本流体(包括用基础流体(诸如包括血细胞的全血是微粒)散布 的微粒，其散布在血浆(基础流体）内）引入到流体入口 12中，并且使其流过微通道16，通过 在装置的流体出口 14侧应用真空来使样本流体接触微孔本体的上表面。由于存在重力，在 微通道内流动的样本流体内的微粒趋向于通过微孔本体的孔隙向下沉淀，并且进入到下面 的充满水的收集腔室中，其中，微粒继续向下运动。微流体分离装置的运行典型地至少分离 大部分微粒和基础流体。经处理流体、基础流体和与收集腔室交换的水的混合物收集在流 体出口中。
[0094] 示例 使用微流体分离装置，细胞分离-全血或细胞-悬液用来测试哺乳动物细胞的收集效 率。典型的白细胞尺寸为10至12微米，并且因而微孔本体具有21.7微米的孔隙直径，使得孔 隙直径与细胞尺寸的比大约为2比1。注射器栗附连到流体出口上，它用来在流体入口中产 生包含细胞的样本流，样本流以从50至1000微升每分钟(微升/分钟）的限定速率(PicoPlus 注射器栗，哈佛设备)通过微通道且进入到流体出口中。使用磷酸盐缓冲盐水(PBS)、去离子 水或细胞培养介质作为灌注流体。通过从流体出口吸移来收集经分离基础流体。使用注射 器从收集腔室回收分离的细胞。在本文公开的所有细胞分离示例中，使细胞从微通道到收 集腔室横穿微孔本体的外力场是重力，并且微流体分离装置定向成使得细胞从微通道传送 到收集腔室是沿向下方向。
[0095]用SysMex XE2100血液学分析器来评定细胞收集效率，并且从全血样本中提供红 细胞和白细胞。用NucleoCounter ? *(chemometec)Live/Dead分析器来评定白细胞可用性 和收集效率。将收集效率记录为通过装置流体入口 12(图12)引入的细胞数量与收集在收集 腔室22(图12)中的细胞数量的比。还记录实际从收集腔室回收的细胞数量，因为在收集腔 室的内容物传送期间有一些额外的细胞损失。总细胞损失显著地小于对白细胞捕捉使用的 标准过滤方案中发生的损失。细胞不受以所测试的一系列流率传送通过微流体分离装置的 影响。在从50微升每分钟至1000微升每分钟(微升/分钟）的样本流率下评定细胞收集效率。 另外，针对各个流率估计使得能够高效地分离细胞所必需的微孔本体的总表面积。
[0096]示例1:使用计算流体动力学(CFD)分析细胞-分离 计算流体动力学:还使用Comsol ?多重物理量来对全纳维叶一斯托克斯方程进行有限 元方法分析解算。对有和没有微孔表面的成比例装置(大得足以模拟微孔表面上的十个孔 隙)提取速度场。这允许看到微孔表面对收集腔室内的流状况的作用。输出边界条件设定成 0帕压力，流入速度设定成匹配50微升/分钟的实验条件。使用Comsol ?中的颗粒跟踪功能 来估计在颗粒/流体密度比范围中的收集效率，并且对进入孔隙阵列的颗粒数量进行计数。 然后运行额外的模拟来调查改变颗粒/孔隙大小比对于匹配文献中关于白细胞和血浆所报 告的那些的密度的影响。图7A和7B显示分别传送通过无微孔表面的有代表性的装置和有微 孔表面的装置的血样本的CFD模型分析。
[0097]将全血(0.5毫升）引入到经灌注微流体分离装置的流体入口中，并且使其以1000 微升/分钟的流率流过装置。使用没有使收集腔室与微通道分隔开的微孔本体的微流体分 离装置作为控制。这个装置具有理想构造，并且在图7A中显示流体动力学，其中，分离区32 中没有微通道16。图7B提供有用基准点，并且显示使用理想化微流体分离装置的流体动力 学，微孔本体就位且微通道完全延伸跨越分离区33,分离区33包括微通道的与微孔本体接 触的部分。流到图7A中显示的装置中的流体进入收集腔室，不因存在微孔本体而受到约束。 因此在收集腔室中产生复杂的流状况。在无微孔本体的情况下，细胞捕捉在收集腔室中且 穿过收集腔室。在无微孔本体的情况下进行的实验中，细胞分离效率很大程度上取决于通 过装置的样本流率。
[0098] 示例2:使用装置和无微孔本体的有代表性的装置两者从全血中回收白细胞 将全血(0.5毫升）引入到经灌注微流体分离装置的流体入口中，并且使其以50,250， 500或1000微升/分钟的流率流过装置。微流体分离装置与本示例中使用的那个相同，除了 没有使用用于分隔收集腔室与微通道的微孔本体作为控制。关于使用无微孔本体的装置进 行细胞分离的数据集合在图8A中，图8A显示了随着变成废物的细胞损失在流率提高的情况 下提高，细胞分离效率稳定下降。相比之下，图8B显示在使用装置微孔本体时，在流率提高 的情况下，细胞分离效率高且变成废物的细胞损失最小。从装置出口回收到的流体的白细 胞（白血细胞)损失随着流体流率的提尚而提尚（图8A)。同时即使在流体流率提尚的情况下 也仅观察到从装置出口回收到的流体的白血细胞损失是最小的（图8B)。在装置的收集腔室 中捕捉血的大量白血细胞且回收它们。
[0099] 示例3:使用微流体装置和无微孔本体的有代表性的装置从全血中回收红血细胞 使用本文公开的经灌注微流体分离装置，以1〇〇〇微升/分钟的流率对0.5毫升的全血 样本进行红血细胞分离。从收集在流体出口中的经处理流体中分离红血细胞基本是与数量 有关的。比较装置的有关性能与无微孔本体的有代表性的装置。将全血(0.5毫升）引入到 经灌注微流体分离装置的流体入口中。微流体分离装置与本示例中使用的相同，除了没有 使用用以分隔收集腔室与微通道的微孔本体作为控制。与从有代表性的装置的出口收集到 的血浆(它是混浊的且沾染了红血细胞，如图8C中显示的那样）相比，从装置的出口回收的 血浆是透明且干净的流体，没有沾染红血细胞，如图8D中显示的那样。
[0100] 微孔本体的作用在图8C(无微孔本体)和图8D(有微孔本体）中是明显的，其中，在 各种情况下，要素110是起始全血样本，并且要素112和114是分别在有和没有微孔本体的情 况下收集在流体出口中的经处理流体。图8C清楚地显示存在在收集在流体出口中的经处理 流体中的分离区中未捕捉到的红血细胞。图8D显示经处理流体114基本无红血细胞。
[0101] 示例4:从全血中分离血细胞 将全血样本(0.5毫升）引入到如图12中那样构造的经灌注微流体分离装置中，并且使 其以250微升/分钟的流率流过微通道。分析经处理流体，并且显示它没有白细胞（图9,左 边的柱）。比较所获得的结果与为了捕捉白细胞而设计的商业过滤器的性能。图9示出本发 明在克服与过滤技术相关联的问题方面的有效性，其中，细胞分离效率受到过滤器与细胞 粘合的趁势的限制。
[0102]图10示出从本发明提供的微流体分离装置的收集腔室和微孔本体实际回收的血 细胞相对于商业过滤器得到提高。使用本发明的微流体分离装置从血样本回收的细胞为大 约80%，而使用基准过滤器的细胞回收率仅仅是大约60%。
[0103]使用如图12中那样构造的微流体分离装置，在较高和较低的流率下进行额外的实 验。结果集合在图11A中，图11A显示了从流体出口收集的经处理流体基本没有血细胞，而且 在处理之后可从装置回收大部分血细胞。因而，即使在1000微升/分钟的流率下（图11A)， 相对于在50微升/分钟的流率下获得的结果，从血浆移除白细胞的效率未降低。商业流过滤 器无法从0.5毫升血中完全分离出细胞，因为过滤器在5 PSI的工作压力下停转，因为捕捉 的细胞阻塞了过滤器孔隙(数据未显示）。商务基准还需要成叠堆的5个过滤器，其各自具有 15 mm直径(面积为883.5 mm2)，以便实现可比得上对于本发明提供的微流体分离装置所观 察到的那些的分离效率。
[0104]虽然已经在本文示出和描述了本发明的仅一些特征，但本领域技术人员将想到许 多修改和改变。因此，要理解的是，所附实施例意于覆盖落在本发明的范围内的所有这样的 修改和改变。
【主权项】
1. 一种装置，其用于分离散布在基础流体内且相对于所述基础流体具有相对密度差的 微粒，所述装置包括： 具有长度1和高度h的微通道，其设置在流体入口和流体出口之间； 微孔本体，其限定所述微通道的至少一部分；以及 在所述微孔本体的相对侧的收集腔室； 其中，所述微粒和所述基础流体的一部分在外力场的影响下横穿所述微孔本体，并且 进入和收集在所述收集腔室中；以及 其中，所述微孔本体操作性地产生包括通过所述微通道的具有第一流率的第一流体流 以及通过所述收集腔室的具有第二流率的第二流体流的流体流状况，并且所述第二流率是 所述第一流率的几分之一。2. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述外力场是重力场。3. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述外力场是选自外加磁场和外加电场的 外加力场。4. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述微通道具有介于大约10毫米和大约 100毫米(mm)之间的长度1〇5. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述微通道具有介于大约10微米和大约 1000微米(μπι)之间的高度h。6. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述微粒具有介于大约1微米和大约250微 米之间的平均最大尺寸。7. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述微孔本体包括孔隙，所述孔隙的平均 直径介于大约10微米和大约500微米之间。8. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述微孔本体具有介于大约10%和大约75% 之间的孔隙率。9. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置进一步包括收集腔室流体入口和 收集腔室流体出口中的一个或多个。10. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置进一步包括用于控制所述外加 外力场的一个或多个控制器。11. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置进一步包括流体驱动器，以促使 散布在基础流体内的微粒流过所述微通道，以及排出富含所述基础流体且脱除微粒的经处 理流体。12. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置进一步包括构造成有利于从所 述收集腔室回收微粒的流体驱动器。13. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置进一步包括用于控制所述第一 流体流的一个或多个控制器。14. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置是完全自动化或部分自动化的。15. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述流体入口、所述流体出口、所述微通 道、所述微孔本体和所述收集腔室中的一个或多个构造成与分析装置结合。16. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置构造成从全血、石油、水、细胞提 取液或组织提取液中的一个或多个中分离出微粒。17. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置构造成从全血中分离出微粒。18. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置构造成从全血中分离出红血细 胞。19. 根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述微粒包括下者中的一个或多个:红血 细胞、白血细胞、血小板、非血性生物细胞、组织碎片、金属、矿物质和非细胞生物固体。20. -种用于分离一个或多个细胞的装置，所述一个或多个细胞散布在基础流体内，并 且相对于所述基础流体具有相对密度差，所述装置包括： 具有长度1和高度h的微通道，其设置在流体入口和流体出口之间； 微孔本体，其限定所述微通道的至少一部分；以及 在所述微孔本体的相对侧的收集腔室； 其中，所述细胞和所述基础流体的一部分在外力场的影响下横穿所述微孔本体，并且 进入和收集在所述收集腔室中；以及 其中，所述微孔本体操作性地产生包括通过所述微通道的具有第一流率的第一流体流 以及通过所述收集腔室的具有第二流率的第二流体流的流体流状况，并且所述第二流率是 所述第一流率的几分之一。21. 根据权利要求20所述的装置，其特征在于，所述细胞具有介于大约1微米和大约100 微米之间的平均细胞直径(d)。22. 根据权利要求20所述的装置，其特征在于，所述微通道具有介于大约10微米和大约 1000微米之间的高度h。23. 根据权利要求20所述的装置，其特征在于，所述微孔本体具有介于大约10微米和大 约500微米之间的平均孔隙直径(p)。24. 根据权利要求20所述的装置，其特征在于，所述微孔本体具有介于大约10%和大约 75%之间的平均孔隙率(q)。25. -种用于分离微粒的方法，所述微粒散布在基础流体内，并且相对于所述基础流体 具有相对密度差，所述方法包括： 提供分离装置，所述分离装置包括： 具有长度1和高度h的微通道，其设置在流体入口和流体出口之间；限定所述微通道的 至少一部分的微孔本体;以及在所述微孔本体的相对侧的收集腔室;其中，所述微粒和所述 基础流体的一部分在外力场的影响下横穿所述微孔本体，并且进入和收集在所述收集腔室 中； 通过所述流体入口将包括微粒散布在基础流体内的未处理流体的样本引入到所述微 通道中； 从所述未处理流体中分离出所述微粒的至少一部分，以在所述流体出口处提供经处理 流体流；以及 在所述收集腔室中回收最初存在于所述未处理流体中的微粒的至少一部分； 其中，所述微粒和所述基础流体的一部分在外力场的影响下横穿所述微孔本体，并且 进入和收集在所述收集腔室中；以及 其中，所述微孔本体操作性地产生包括通过所述微通道的具有第一流率的第一流体流 以及通过所述收集腔室的具有第二流率的第二流体流的流体流状况，并且所述第二流率是 所述第一流率的几分之一。26. 根据权利要求25所述的方法，其特征在于，所述方法进一步包括以下步骤:在将所 述未处理流体引入到所述微通道中之前，灌注所述装置。27. 根据权利要求25所述的方法，其特征在于，所述方法进一步包括使所述流体再次横 穿通过所述微孔本体且再次进入所述微通道。28. 根据权利要求25所述的方法，其特征在于，所述未处理流体是生物样本。29. 根据权利要求28所述的方法，其特征在于，所述未处理流体包括全血、细胞提取液 或组织提取液中的一个或多个。30. 根据权利要求28所述的方法，其特征在于，所述未处理流体包括全血。31. 根据权利要求28所述的方法，其特征在于，所述微粒是血细胞。32. 根据权利要求28所述的方法，其特征在于，所述经处理流体包括血浆。33. -种用于分离散布在全血样本的基础流体内的细胞的方法，包括： 提供分离装置，所述分离装置包括： 具有长度1和高度h的微通道，其设置在流体入口和流体出口之间；限定所述微通道的 至少一部分的微孔本体;以及在所述微孔本体的相对侧的收集腔室;其中，所述微粒和所述 基础流体的一部分在外力场的影响下横穿所述微孔本体，并且进入和收集在所述收集腔室 中； 通过所述流体入口将包括散布在基础流体内的细胞的未处理流体的全血样本引入到 所述微通道中； 从所述未处理流体中分离出所述细胞的至少一部分，以在所述流体出口处提供经处理 流体流；以及 在所述收集腔室中回收最初存在于所述未处理流体中的细胞的至少一部分； 其中，所述微粒和所述基础流体的一部分在外力场的影响下横穿所述微孔本体，并且 进入和收集在所述收集腔室中；以及其中，所述微孔本体操作性地产生包括通过所述微通 道的具有第一流率的第一流体流以及通过所述收集腔室的具有第二流率的第二流体流的 流体流状况，并且所述第二流率是所述第一流率的几分之一。34. 根据权利要求33所述的方法，其特征在于，所述经处理流体包括基本无血细胞的血 浆。35. 根据权利要求33所述的方法，其特征在于，在所述收集腔室中回收的细胞基本无血 浆。
【文档编号】B01L3/00GK106029231SQ201480075570
【公开日】2016年10月12日
【申请日】2014年11月25日
【发明人】C.M.普莱奥, E.L.克瓦姆, G.A.格罗斯曼, C.P.加利冈, J.M.尼科尔斯, 王雪峰, J.L.戴维斯
【申请人】通用电气公司