具有步进流量控制阀的流式细胞术系统的制作方法

本专利申请要求davidvrane等人在2016年11月19日提交的题为“flowcytometrysystemandsteppermotorpinchvalvetherefor”的美国临时专利申请no.62/424,464的权益。该专利申请还要求davidvrane在2017年6月8日提交的题为“linearresistancesteppervalveforflowcytometrysystem”的美国临时专利申请no.62/517,147的权益。

本发明的实施方式总体上涉及流式细胞术系统。

背景技术：

流式细胞术涉及流体流中携带的测试样本的细胞或粒子的光学测量。实现此任务的总体仪器被称为流式细胞仪。

为了精确地分析测试样本中的细胞或粒子的类型和量，流式细胞仪中具有测试样本的流动流体的控制是重要的。如果流体流的速度可变(例如，围绕典型值太低或太高)，则会错误识别测试样本中的细胞或粒子。此外，由于额外的控制装置，过于复杂的流体控制系统可能不可靠。

因此，可取的是改进流式细胞仪中的流量控制系统。

技术实现要素：

实施方式由权利要求总结。然而，简要地，描述了一种用于流式细胞仪中的流式细胞术流控(fluidics)的系统、方法和设备。一种流式细胞术系统包括双激光装置和双散射通道以测量样本流体的芯流(corestream)中的粒子速度。第一散射通道检测穿过第一激光束的粒子所生成的第一光散射，其中，粒子在样本流体中流动。第二散射通道检测穿过第二激光束的粒子所生成的第二光散射，其中，第一激光束和第二激光束分开距离(l)。

流式细胞术系统还包括步进电机调节阀(例如，线性阻力步进电机调节阀)以控制流动通道中的鞘流速(sheathflowrate)和样本流速的比例。步进电机调节阀对鞘流体流施加物理流体阻力。物理流体阻力调节鞘流体的流速，从而调节样本流体的流速。通过基于在流动池中的流动通道两端间的差压而控制真空泵的反馈控制系统来控制样本流体和样本流体周围的鞘流体的总流速，因此使其保持恒定。流动通道中的粒子速度是总流速的函数。

附图说明

在附图中，作为示例而非限制示出各种实施方式。

图1是流式细胞仪系统的基本概念图。

图2a是诸如包括在图1的流控系统中的示例流动池的示意图。

图2b是用于图2a所示的流动池的流动通道中的流体流的放大图。

图3a是粒子与激光束之间相互作用以形成光学脉冲的概念图。

图3b是示出通过图3a所示的粒子与激光束之间的相互作用形成的光学脉冲的特性的曲线图。

图4a是示出流动通道内的流发展的概念图。

图4b是示出图4a所示的流动通道的横截面图的图。

图5是图1的流控系统的基本概念图。

图6是具有双激光装置和双散射通道的流式细胞术系统的概念图。

图7示出图6的流控系统的示意图。

图8是对流控系统中的初级流控流建模的电路的图。

图9a示出步进夹管阀的侧视剖视图。

图9b示出步进夹管阀的正视剖视图。

图9c示出步进夹管阀的透视图。

图10a是示出与发射光学系统有关的流控系统的附加细节的框图。

图10b是示出与图10a有关的采集系统的更多细节的框图。

图10c是确定双散射通道中的散射光的峰值处的时间戳的峰值采样电路的框图。

图10d是示出散射光波形的数字采样以便确定峰值幅度以及与峰值幅度关联的时间戳的波形图。

图11是控制流控系统中的真空泄放的示例方法的流程图。

图12是控制流控系统中的真空泵反馈的示例方法的流程图。

图13示出与图7的流控系统类似的流控系统。

图14示出用于流式细胞仪的流控系统的示意图，其包括线性阻力步进阀。

图15是线性阻力步进阀的功能图。

图16示出用于图14的流控系统的图15的线性阻力步进阀的参数的示例数据电子表格。

图17a和图17b示出线性阻力步进阀的实施方式的替代图。

图18示出图17a至图17b所示的线性阻力步进阀的分解图。

将认识到，一些或所有附图是出于例示目的，并不一定描绘所示元件的实际相对尺寸或位置。提供附图是为了示出一个或更多个实施方式，应明确理解其并不用于限制权利要求的范围或含义。

具体实施方式

在实施方式的以下详细描述中，阐述了许多具体细节。然而，对于本领域技术人员而言将显而易见的是，这些实施方式可在没有这些具体细节的情况下实践。在其它情况下，熟知方法、过程、部件和电路没有详细描述，以免不必要地模糊实施方式的各方面。

提供了一种系统、方法和设备以用于流式细胞术流控。该系统包括双激光装置和双散射通道以测量时间差并计算样本流体的芯流中的粒子的速度。该系统还包括步进电机调节流量控制阀以控制流动通道中的鞘流速和样本流速的比例。通过基于在流动池中的流动通道两端间的差压控制真空泵的反馈控制系统来控制样本流体和样本流体周围的鞘流体的总流速并因此使其保持恒定。该系统、方法和设备的细节参照附图进一步描述。

粒子散射的光不是附着到粒子的标记物所发射的荧光。双侧向散射通道(ssc)在本文中被提及为接收流过激光束的粒子散射的光。然而，可从粒子以许多角度接收散射光。本文中提及的双侧向散射通道(ssc)可代替地是离角散射通道、前向散射通道、后向散射通道或其组合，其接收从粒子以各种角度散射的光。因此，用于收集各种角度的散射光的各种装置在本文中更广义地统称为散射通道。

图1是流式细胞仪系统100的基本概念图。流式细胞仪系统100的五个主要子系统包括激发光学系统102、流控系统104、发射光学系统106、采集系统108和分析系统110。通常，“系统”包括硬件装置、软件装置或其组合。

激发光学系统102包括例如激光装置112、光学元件114、光学元件116和光学元件118。示例光学元件包括光学棱镜和光学透镜。激发光学系统102对光学查询区域120进行照明。流控系统104输送流体样本122穿过光学查询区域120。发射光学系统106包括例如光学元件130和光学检测器ssc、fl1、fl2、fl3、fl4和fl5。发射光学系统106收集从通过的粒子发射或散射的光子。发射光学系统106将这些光子聚焦到光学检测器ssc、fl1、fl2、fl3、fl4和fl5上。光学检测器ssc是侧向散射通道。光学检测器fl1、fl2、fl3、fl4和fl5是荧光检测器，可包括带通或长通滤光器以检测特定荧光波长。各个光学检测器将光子转换为电脉冲并将电脉冲发送到采集系统108。采集系统108处理并准备这些信号以供在分析系统110中分析。流式细胞仪100的各种实施方式可市售。

图2a是包括在图1的流控系统104中的示例流动池206的示意图。鉴于流动池206对流式细胞术系统100的重要性，理解其预期功能使得能够实际考虑改进流式细胞仪性能的方式。

流动池206提供重要的流体动力学和光学条件，其允许光学激发和收集从顺次通过查询区域120的各个细胞发射的光。在图2b所示的简单表示中，流动池206具有鞘流体208和样本流体210通过的透明流动通道216。在透明流动通道216的一部分中，来自激光器的激光束撞击样本流体210中的粒子。通过一个或更多个光学光传感器收集从粒子散射的光和/或来自附着到粒子的标记物的荧光。

以下是流动通道216的理想条件：(a)样本流体210被鞘流体208围绕以形成样本流体210的芯-环流；以及(b)样本流体210的流完美以流动通道204的轴线为中心。如果满足条件(a)和(b)，并且鞘与样本的体积比足够高，则样本流体210的芯内的粒子将(c)成一列纵队通过流动池206。例如，芯流宽度220足够窄(例如，20微米)以使得粒子能够成一列纵队流动。鞘流体208有助于控制样本流体210的芯流速度222。后一条件(c)确保各个粒子在光学查询区域120内接收独占照明。实现这些流动条件的处理被称为样本流体210的芯的流体动力学聚焦。

流体动力学聚焦通常这样实现：以宽横截面将样本流体210注入到鞘流208的中心中，然后减小横截面以对流拉伸组合流。流体动力学聚焦不同于声波聚焦。声波聚焦通过驻波来迫使粒子移向通道的中心，例如kaduchak等人在2012年6月27日提交的题为“acousticcytomertrymethodsandprotocols”的美国专利申请公布no.2014/0147860中所描述的。

尽管流体动力学聚焦可提供确保各个粒子的询问的条件，但是流体动力学聚焦无法保证对连续粒子进行的测量将是可比较的。为了生成可比较的结果，给定两个相同粒子，系统必须在粒子之间生成基本上相同的光学输出。这些光学输出为脉冲形式。

图3a描绘了粒子304与激光束302之间相互作用以形成图3b的曲线图所示的光学脉冲306的概念图。在图3b所示的曲线图中，光学脉冲306的幅度(a)取决于激发功率和粒子304的发射特性(例如，染料分子数、形状、大小等)。然而，光学脉冲306的宽度或持续时间δt主要取决于粒子304的直径(d)、激发光束302的高度(h)和粒子304的速度(v)。此脉冲宽度关系可由下式给出：

其中，

δt＝脉冲宽度(例如，微秒)，

d＝粒子直径(例如，微米)，

h＝光束高度(例如，微米)，

v＝粒子速度(例如，微米/微秒)。

因此，传播通过样本光束的两个相同的脉冲具有基本上相同的速度以生成相同的脉冲宽度。查询区域120(或查询点)处的粒子速度(v)基本上由通道中的流动行为确定。因此，流控104的工作基本上减少以确保粒子速度尽可能保持一致。

返回参照图2a至图2b，流控系统104负责向流动池206供应鞘流体208和样本流体210。鞘流速主导流动池206中的流动行为，因为它通常比样本流速大许多倍。结果，鞘流速主导通道内的速度行为，是确定粒子速度222的最重要的因素。样本流速控制芯流的宽度220。这也很重要，因为它控制沿着通道中的速度分布给定粒子可能采取的潜在位置范围。

通道内的速度分布212取决于关于经典流体动力学的若干因素。流动池的对流区域对芯-环流进行流体动力学聚焦，以拉伸样本流直至粒子(理想地)一个接一个排队。同样，这通过减小横截面宽度220从而加速样本流210来实现。在对流区域之外，流的横截面积保持恒定。流在入口401处以均匀速度分布进入该恒定横截面通道，其大小等于流速除以流的横截面积，如下式所表示：

其中，

a＝流的横截面积

图4a是示出流动通道216内的流发展的概念图。流动通道包括(不限于)入口401、出口404和中心轴线412。随着流顺着流动通道216流动，壁214的粘性阻力使相邻水分子减慢。为了维持恒定流速(例如，为了保持质量)，流动通道216的中心中的水分子必须加速以补偿壁214附近减慢的粒子。粘性阻力通过流体体积的这种连通继续，直至粘性力精确地平衡驱动轴向压力梯度。直到这种平衡，样本芯流210继续加速。对于具有接近统一纵横比的矩形通道(例如图4b所示)，样本芯流210的终端速度大约是通道入口401处的初始均匀速度的两倍。

样本芯流210在发展区域402内接近终端速度。在发展区域402内，芯流加速。发展长度(ld)是芯流210从入口401实现终端速度所需的物理距离。如所述，发展长度(ld)取决于粘度。粘度高度取决于温度。越高的温度导致越长的发展长度(ld)。

超出发展长度(ld)，在已发展区域404中，流动通道216中的芯流速度不随距离而改变，并且流被视为“发展完全”。发展完全的流也可独立于温度。然而，这要求穿过流动通道216的总流速保持恒定。流发展的结果是速度分布从通道入口401处均匀(均匀速度分布)进步到发展长度(ld)处完全抛物线(已发展速度分布)。

关于流式细胞术，从通道流动流体动力学的知识得到若干重要指导。作为第一指导，如果穿过流动通道216的总流速改变，则芯流速度222将改变。因此，粒子脉冲宽度(例如，持续时间δt)将改变。因此，流速变化应该最小化以确保最大系统性能。

作为第二指导，沿着流动通道的轴线412发生最大速度。因此，偏离轴线412的任何粒子将具有比在轴线412上或更靠近轴线412的粒子慢的速度。这意味着相同的粒子将仅仅因其在芯流中的位置而具有不同的脉冲宽度(例如，持续时间δt)。因此，减小芯流宽度220(例如，减小样本流速)使由于速度分布引起的脉冲宽度变化最小化。

作为第三指导，沿着通道轴线412，在发展区域402中速度增加两倍，并且发展区域402的长度取决于温度。因此，如果查询区域(或查询点)120位于发展区域402中，则脉冲宽度(例如，持续时间δt)将随温度改变。超出发展长度(ld)，芯流速度沿着通道不随距离改变。

图5是图1的流控系统104的基本概念图。流控系统104的基本目标是向图2的流动池206提供鞘和样本。图5示出与此目标关联的基本元件。鞘吸管516(例如，管)被插入到增压储罐504中。流控系统104从鞘储罐626供应鞘流体208。流控系统104通常从标准实验室容器506抽取样本流体210。样本吸管518(例如，管)被插入到样本容器506中。流控系统104在收缩区域512的入口处将样本流体210注入到鞘流208的芯510中，然后组合流进入流动通道/观察孔520。在出口404处从流动通道216离开时，组合流被引导到废料容器508中的废料502。各种商业实施方式试图满足这些流控目标。

尽管各种市售流式细胞术系统，仍需要一种流式细胞术系统，其提供灵活但相对简单和可靠的设计，能够接入多种样本容器类型，同时在宽范围的操作条件上提供不让步的稳定性。

因此，提供一种流式细胞术系统，其包括双激光装置和双散射通道(例如，双侧向散射通道-ssc)以测量样本流体的芯流中的粒子的速度。典型的系统测量压力，然后使用该测量的压力来维持系统中的恒定压力和速度；不幸的是，这是控制样本粒子的速度的间接方式。该系统还包括步进电机调节流量控制阀以控制流动通道中的鞘流速和样本流速的比例。通过基于在流动池中的流动通道两端间的差压控制真空泵的反馈控制系统来控制样本流体和样本流体周围的鞘流体的总流速，因此使其保持恒定。参照附图进一步描述系统、方法和设备的细节。

现在参照图6，示出流式细胞术系统600的概念图。流式细胞术系统600具有双激光装置(612、614)和双散射通道(632、634)。流式细胞术系统600的一些方面类似于图1的系统100。例如，流式细胞术系统600具有五个主要子系统，包括激发光学系统602、流控系统604、发射光学系统606、采集系统608以及具有分析系统的主计算机610。主计算机610包括具有数字数学逻辑的处理器以及存储指令的一个或更多个存储装置，所述指令可由处理器执行以使用数字数学逻辑来生成数字反馈控制信号(例如，平均粒子流速度)，其可用于控制流式细胞术系统600的一个或更多个特征(例如，流体控制系统604中的一个或更多个阀/泵/电机以控制样本流)。

然而，流式细胞术系统600相对于图1的系统100具有重要改进。例如，流式细胞术系统600包括：激发光学系统602，其具有双激光装置(612、614)；发射光学子系统，其具有双光学系统130a-130b、双散射通道(632、634)和双荧光通道fl1a-fl5a、fl1b-fl1b以用于采集；以及电子子系统608，其具有双分析器108a-108b以用于并行分析。如参照附图进一步描述的，双散射通道(632、634)在计算样本流体的芯流内的粒子的时间延迟或速度方面起到重要作用，以使得可确定平均时间延迟或平均粒子速度。

粒子常常在没有标记物的情况下不发荧光。因此，荧光通道中的荧光检测器将不检测不发荧光的粒子。检测散射光的散射通道可从散射光检测粒子，无论它是否用标记物来标记。因此，给定一系列激光之间的已知距离和时间延迟，一系列双激光器612、614可激发样本流中的粒子并且一系列双散射通道可用于在两个点处检测粒子并检测各个粒子速度之间的时间延迟。

图7示出图6的流控系统604的示意图。流控系统604具有基于真空的流控架构，其具有基于激光束(613、615)之间的粒子流动时间的压力调节方案。流控系统604还在基于真空的系统中提供连续样本流速调节，其中样本路径完全没有转变、不连续、或潜在损坏细胞的蠕动泵。流控系统604寻求通过避免全部使用蠕动泵来使可靠性和仪器正常运行时间最大化。

流控系统604包括(不限于)歧管组件701、隔离阀v1-v5、夹管阀v6、压力换能器(例如，探针)tr1和tr2、蓄能器容器(真空室)702、隔膜真空泵704、除气泵706、鞘流体208、样本流体210、样本容器506、输出传感器714、步进sit位置716、止回阀718、除气器720、流动池206、鞘储罐726、增压储罐504、增压泵728、步进流量控制阀730、冲洗泵732、鞘过滤器734、废料储罐508和板式装载器738、限流器740和742以及鞘浮子传感器744。

以下提供图7所示的流控系统604的示例运行循环。在启动时，流控系统604从压力换能器tr1和tr2接收反馈。当运行时所感测的换能器tr1和tr2之间的压力差(差压)是连续的，并且将真空泵704驱动至蓄能器702内的最小值，以维持图4所示的流动池206中的流动通道216的入口401和出口404之间的恒定压力差。压力换能器tr1和tr2可以是差压换能器dptr以测量流动池206中的流动通道216的入口401和出口404之间的差压。最小值是至少最初流控系统604所认为的差压(例如，设定点压力)。

可取的是流控系统604没有气泡。因此，流控系统604具有打开和关闭阀v1-v5的协议以消除气泡。例如，流控系统604打开阀v4，这将气泡从鞘过滤器734抽出。在任何时间，如果增压储罐中的鞘浮子传感器744低于预定低水平，则增压泵728从鞘储罐726抽取流体。系统然后准备好运行。

当样本容器506附接时，指示流控系统604的管传感器714准备好使系统的样本吸管518降低到样本容器506中。板式装载器738包括将样本吸管518降低到样本容器506中的步进电机。一旦样本吸管518到达步进样本注入管位置(sitd)716，一个或更多个传感器使得流控系统604打开阀v1和v3。流控系统604中的调节系统开始驱动差压以满足设定点压力。

在流控系统604的有利实施方式中，真空泵704抽空蓄能器容器702。蓄能器容器702用作系统的驱动真空源，并且隔膜根据从通过采集系统608进行的激光延迟测量推导的差压基准来维持该源。蓄能器容器702还用作流动池206的出口404的脉冲阻尼器和恒定水头基准，从而将流动池206与废料储罐508中的液位所关联的水头效应隔离。

流控系统604通过增压储罐504向流动池206供应鞘流体208。通过借助于从鞘储罐726抽取鞘的增压泵728周期性再填充来将增压储罐504中的液位维持到精确水平。这样，增压储罐504用作流动池206的入口的恒定水头基准，因此将流动池206与鞘储罐726中的液位所关联的水头效应隔离。

歧管组件701包括阀v1-v5网络，其控制流控系统604中的流体流动。在初级样本采集模式下，阀v1和v3打开。在此模式下，通过蓄能器702中的真空将鞘流体208和样本流体210同时抽吸到流动池206中。

当阀v2关闭时，换能器tr1测量入口401处的流动池206内的压力，并且换能器tr2测量图4所示的流动池206的出口404处的压力。经由流动池排放口与关闭的阀v2之间的静态线路的tr1压力测量确保了差压测量不包括与鞘入口或鞘入口线路的阻力关联的任何动态压降，否则其将扭曲流动通道入口401与流动通道出口404之间的总流动的真实差压降。当阀v1和v3打开时，压力换能器tr1和tr2(或差压换能器dptr)测量流动池206的流动通道216的两端间的差压。出口404与入口401之间的压降(流动通道216的两端间的差压)与总体积流速成比例，总体积流速与芯流速度(假设恒定温度)成比例。例如参见式7。操作温度通常介于约15℃和20℃之间，高于该温度，水的粘度可改变20％那么多。体积流速(包括鞘流体速度)与粘度成反比。

随着流控系统604运行，流控系统604同时抽取鞘流体208和样本流体210。流控系统604从增压储罐504抽取鞘流体208通过步进流量控制阀730，通过冲洗泵732，通过鞘过滤器734，通过阀v1，通过除气器720，并到达流动池206。同时，流控系统604将样本流体210从样本容器506抽取到流动池206。借助鞘吸管516和样本吸管518之间的相对阻力，流控系统604调节鞘流体208与样本流体210之间的相对流速。例如参见式3。流控系统604(例如，步进流量控制阀730和真空泵704)可将鞘流体208的流速调节为例如13毫升/分钟，而流控系统604将样本流体210的流速调节为例如16微升/分钟。其它流速在系统600的范围内。

步进流量控制阀730控制连续可变样本流速的流体流过流动池206。鞘吸管516被插入到增压储罐504中。样本吸管518被插入到样本容器506中。与样本吸管518相比，鞘吸管516具有相对大的直径以处理相对大的体积流。相反，与鞘吸管516相比，样本吸管518具有相对小的直径以处理相对小的体积流。鞘吸管516与样本吸管518之间的直径差异控制从其相应容器(504和506)抽吸鞘流体208和样本流体210的相对体积比率。

参照图4、图6和图7，真空泵704在流控控制系统604中的换能器tr1和tr2所感测的压力之间从采集系统608接收差压反馈。基于该差压反馈，甚至当步进夹管阀调节以改变样本流速时，也控制真空泵704以维持恒定芯流速度。这样，穿过流动池206的总流体流速可保持基本上不变。鞘流速几乎不随着步进夹管阀中的改变而改变，因为鞘流速比样本流速大得多。例如，为了将样本流速从10-ul/min增加到30-ul/min，鞘流速将仅从15.99-ml/min改变为15.97-ml/min。步进流量控制阀使得系统能够连续地变化样本流速，而对鞘流速几乎没有影响。

参照图7，步进流量控制阀730包括步进电机731，其远程地调节鞘吸管516的流动阻力(通常小于样本吸管518的流动阻力)。在流控系统604对流体施加大约相同的真空压力的同时，步进流量控制阀730可减小或增大鞘吸管516的流动阻力。增大鞘吸管516的流动阻力使得流控系统604增加从样本储罐506抽取的样本流体210的量(相对于鞘流体208)。相比之下，减小鞘吸管516的流动阻力使得流控系统604减小从样本储罐506抽取的样本流体210的量(相对于鞘流体208)。因此，通过步进流量控制阀730控制鞘吸管516使得流控系统604能够在维持恒定总流量，因此恒定(例如，稳定)粒子速度的同时具有连续可变的流速(例如，可变样本流速和可变鞘流速)。

控制鞘流体208的流速控制样本流体210(包括样本流体210中的样本粒子)的流速。因此，系统600可控制鞘体积流速，从而可控制样本体积流速和粒子速度。系统600以闭环来执行压力和速度的这些控制(a.o.t.，开环)。需要注意的是，典型的商业系统执行开环校正，这需要停止系统加压，这是不可取的。

步进流量控制阀730调节通过例如冲洗泵p2、阀v1、除气器720和流动池206的流速。阀v2使得流体流动以便冲洗系统。然后，阀v2关闭以便设置采样。在下一样本被采样之前的清洁操作期间，冲洗泵p2推动鞘流体通过阀v1、除气器720和流动池206，阀v2和v3关闭以允许反冲洗样本吸管518。在反冲洗完成之后阀v2打开以便释放流动池中的压力。

有利地，鉴于样本流体210的粘度可能高度可变的事实，步进流量控制阀730及其步进电机731允许精细控制流体。例如，作为样本流体210的血液的粘度可以是鞘流体208的粘度的两倍。需要注意的是，体积流速与粘度成反比。

在阀v1和v3打开的情况下，流控系统604抽取鞘流体208和样本流体210通过流动池206的顶部，通过阀v3，并进入蓄能器702中。蓄能器702用作流控系统的废料桶。真空泵704维持(例如，调节)流控系统604中的真空压力。真空泵704还将废料从蓄能器702泵送到废料泵储罐508。

如果样本流体210以高流速流动(例如，鞘吸管516的流动阻力显著高)，则流控系统604的真空度更高以便维持在流动池206两端间的差压。如果用户期望样本流体210以较低流速流动，则鞘吸管516的流动阻力适当地减小。此时，真空泵704以相对高的真空度操作，这使得流控系统604使鞘流体208以高得多的速度流过系统，从而破坏样本流体210中的粒子的稳定速度。因此，流控系统604感测到差压太高，打开卸压阀v5，并且使阀v5脉动，直到满足差设定点。因此，阀v5维持(例如，调节)系统600中的压力。

限流器740和742总是向流控系统604开放以允许流体部分渗入蓄能器702中。因此，真空泵704总是至少少量泵送，这确保了蓄能器702保持不会有过多液体，因此蓄能器702没有填满。

除气器720从流控系统604移除气体。通常，每当对流体施加真空时，就生成气体。因此，在气体到达流动池206之前，除气器720从流控系统604移除气体。除气泵706还用作样本注入管(sit)冲洗抽吸真空的源。

每次采样的流体210(例如，血液)流过流控系统604，样本流体210在sit线路中留下残留物。残留物非常不可取，因为后续样本流体会被残留物污染。因此，流控系统604利用冲洗泵732实现sit冲洗。如果系统完全流动样本流体，则其打开阀v1，但是不打开阀v2或阀v3。系统然后向冲洗泵p2供电以使得流控系统604对鞘流体208的整个路径加压。由于鞘流体208无处可去(由于阀v2和v3关闭)，所以流控系统604将鞘流体208向后推动通过样本流体210的路径，从而冲洗sit路径的内部。除气泵706在冲洗液滴落到低于sit的表面上之前将其从sit路径向上吸回。通过阀v6打开来允许除气器720的这一动作，阀v6打开使得流体从流动池206，沿着阀v6的路径，通过除气泵706，并流到废料储罐508中。这种冲洗清洁了sit的内径和外径(例如，吸管内的吸管)。

每当由于真空下降至预定值(例如，-9磅/平方英寸)以下而触发除气器720上方的真空开关时，除气泵706启用(例如，打开)。流控系统604抽拉气体通过止回阀718。在这种情况下，除气器720从鞘流体208抽拉的气体的量相对低。除气器720保持隔离。在发生sit冲洗的同时，止回阀防止除气器720内部的真空压力损失。

每当流控系统604使流体上的气体压力下降时，除气器720就对流体进行除气。例如，在流体中形成气体，就像苏打水的加压罐打开时在苏打水中形成气体一样。在此系统中，增压储罐504中的鞘流体208约处于大气压，而蓄能器702中的压力低于大气压。随着鞘流体208沿着鞘路径行进，鞘流体208上的压力不断减小。由于连续下降的压力，在鞘流体208中趋向于形成气泡。如果鞘流体被预先充气，则此问题更严重。气泡趋向于与样本流体210中的粒子大致相同的大小。当流控系统604试图检测并分析样本流体210中的粒子时，这些气泡导致背景光学噪声。需要注意的是，出于此原因，许多制造商不制造以真空运行的流式细胞术系统。为了解决鞘流体208中的气泡形成，除气器720在气泡进入流动池206之前从流体溶液移除气泡(例如，气体)。

图8是对流控系统604中的初级流控流建模的电路800的图。在图8中，电路800包括(不限于)流动池电阻器rfc、可变鞘电阻器rsh、样本电阻器rsa、压力换能器tr1和tr2以及蓄能器电压v。

可变鞘电阻器rsh和样本电阻器rsa并联连接到流动池电阻器rfc。可变鞘电阻器rsh和样本电阻器rsa对在入口401处进入流动池206的鞘流体与样本流体之比建模。使用欧姆定律的流体动力学等效并注意到质量守恒，该电路800中的流的控制方程由以下式近似：

其中，

rsh＝鞘通道阻力

rsa＝样本通道阻力

δph＝鞘增压室液位与样本液位之间的流体静压差

其中，

式3类似于申明：对于优选实施方式的真空流控架构，在初级电路的鞘和样本支路两端间的压降等于鞘增压室和样本容器中的液位之间的流体静压头差。式4类似于说通过流动池的总流速等于鞘和样本流速之和。

尽管相对于较低样本流速的速度分布，鞘流速主导样本流速，但是随着样本流速增加，在通过流动池206的总流速方面描述事物在技术上更准确。将式(4)代入式(3)以消去鞘流速得到样本流速的下式：

其中，

δph＝鞘增压室液位和样本液位之间的流体静压差

式5的检验表明，如果总流速固定，则可通过改变鞘路径阻力来容易地操纵样本流速。在本发明中，这通过使用步进电机调节流量控制阀来实现。这允许以下范围的连续可变流速：

其中，

δph＝鞘增压室液位和样本液位之间的流体静压差

rsa＝样本通道阻力

式6表明如果鞘阻力无穷大，则理想情况下所有流将通过样本路径。如果鞘阻力为零，则理想情况下通过样本路径的任何流将是由于增压室与样本容器之间的压头。然而，实际上，鞘路径阻力总是具有非零值，该值影响可实现的样本流速的下界。

认识到流体静压项δph对系统性能的影响也很重要。如果样本液位低于增压室液位，则流体静压项δph的符号为正。这意味着对于鞘路径阻力rsh的一些选择，流速范围可基本上总是跨越零，并且确保足够低的流速以使芯流宽度最小化。事实上，这可用于抵消鞘路径阻力rsh的有限值以实现低样本流速。

然而，如果样本液位高于增压室液位，则流体静压项δph的符号为负。在这种情况下，样本流速将具有正下界，其与非零鞘路径阻力rsh组合可能太高而无法实现粒子直径那么窄的芯流宽度。应该避免这种情况，因为由于较高的cv(变异系数或方差系数)，分辨性能将受到流控系统限制。

图9a至图9c示出图7的步进流量控制阀730的实施方式，步进夹管阀900的各种取向。图9a示出步进夹管阀900的侧面剖视图。图9b示出步进夹管阀900的正面剖视图。图9c示出步进夹管阀900的透视图。步进夹管阀900包括(不限于)头部901、夹紧砧座902、夹紧锤903、锤引导器904、螺母905、导螺杆906、步进电机907、传感器908和909、管通道910、复位开关911、限位开关912以及安装板913。步进流量控制阀730也可被称为步进电机调节流量控制阀，因为其包括调节阀和流速的步进电机。因此，步进夹管阀900也可被称为步进电机调节夹管阀900，因为其包括调节阀和流速的步进电机907。

步进电机907旋转地驱动导螺杆906并联接到导螺杆906。螺母905被拧到导螺杆906上并联接到导螺杆906。螺母905与夹紧锤903机械连通，夹紧锤903与夹紧砧座903机械连通。导螺杆906的旋转运动生成螺母905的平移运动。螺母905的平移运动生成夹紧锤903向/从夹紧砧座902的平移运动。夹紧锤903的平移运动改变(例如，减小/增大)管通道910的间距(例如，直径)。管通道910是形成在夹紧锤903和夹紧砧座902之间的凹腔。鞘吸管516穿过管通道910并且可与夹紧锤903和夹紧砧座902接触。因此，鞘吸管516的直径根据管通道910的间距而改变(例如，减小或增大)。锤引导器904使夹紧锤903不随电机轴自转。因此，夹紧锤903经由导螺杆906的旋转平移接收垂直移动。

传感器908和909与夹紧锤903和或夹紧砧座902机械连通。传感器908和909检测夹紧锤903或夹紧砧座902何时处于极限。在系统600启动时，系统600经由传感器908和909在夹紧锤903的运动范围内确定夹紧锤903的位置。例如，系统600的固件中的算法使夹紧锤903自动循环平移运动以触发传感器908和909。系统600校准夹紧锤903的位置。一旦系统校准夹紧锤903的位置，系统600被配置为在平移运动极限之间设定夹紧锤903的值(例如，管通道910的直径)，以便实现特定流速。

以下是夹紧锤903的开环校准的示例。当鞘流体208的流速为零时，系统600寻找步进电机907(因此，夹紧锤903)的位置。在开环模式下，对步进值执行滴定(titration)以得到特定流速。例如，假设步进电机范围为1至1000步。系统600可确定#540步对应于60毫米/分钟的流速，而#800步对应于120毫米/分钟的流速。为系统保存这些步进值和对应流速以为期望的流速对步进电机的其它后续设置进行插值。在此示例中，流速与步进数成线型比例。此开环校准技术相当鲁棒和准确。

使用开环校准的另选方式是使用测量体积流速的反馈装置(例如，热脉冲流量计)。例如，系统600可接收请求60微升/分钟的样本流体流速的输入。连接到反馈装置的反馈电路将步进电机907驱动到位置，直至流速约达到诸如60微升/分钟的预定速率。这种流速校准可被称为具有热脉冲流量计的闭环反馈。

返回参照图7，步进电机调节流量控制阀730表示相对于离散阻力流动路径或连续油管压缩机构(例如，见于vrane和norton提交的题为“dualfeedbackvacuumfluidicsforaflow-typeparticleanalyzer”的美国专利no.8,528,427)的显著改进，同时维持无障碍样本路径。此外，这种更简单的流控系统604有助于样本流速的连续反馈控制。

在另一实施方式中，样本路径中的非侵入式流量计(例如，sensirionsli流量计)为调节流量控制阀的步进位置提供反馈。这允许系统提供真实样本流速控制，而不涉及与注射器驱动器关联的复杂度、花费或可靠性问题。步进夹管阀900是系统中可使用的步进流量控制阀730的一个实施方式。系统中可使用流量控制阀的其它类型和实施方式(例如，本文所描述的线性流量控制阀)来控制流体的流动。

图10a至图10b示出图6所示的流控系统604、发射光学系统606和采集系统608的更多细节。利用采集系统608基于流控系统604中的粒子流进行的双激光延迟测量来实现芯流速度的直接控制。穿过双激光器的粒子之间的时间延迟测量δt可用作粒子速度的代表并生成平均时间延迟的反馈控制信号以控制流动通道中的流速。另选地，利用激光器之间的已知距离l，可计算粒子速度并用于生成平均粒子速度作为反馈控制信号以控制流动通道中的流速。为了将平均粒子速度维持在期望的常数，可控制真空泵以控制芯流速度并维持平均时间延迟或平均粒子速度恒定。

为了利用所发射的光的最宽带宽来识别生物粒子(例如，细胞株)，流控系统604使用双激光装置(激光器612、激光器614)，其发射通常具有两个激发激光波长的两个激光束(激光束613、激光束615)。使用双串联散射通道(散射通道632和散射通道634)来在流动通道中在不同时间点检测来自已知分离的两个激光束(激光束613、激光束615)的散射光。

系统600利用了这样的概念：穿过激光束(613或615)的粒子总是生成散射光，但是不总是发荧光。系统600利用双散射通道(散射通道632、散射通道634)检测粒子散射的光，以便计算样本流体内的粒子的速度。激光束(613、615)在空间上分离开图10a所示的已知预定距离l。图10a所示的激光分离距离l可尽可能最小化直至生成激光束613、615的双激光器612、614之间的串扰极限。

粒子1006首先流过(例如，穿过)第一激光束613并使得发射光学系统606生成测量第一激光束从粒子散射的光的脉冲1012。粒子1006继续在流动通道中流动并二次流过(例如，穿过)第二激光束615。发射光学系统606生成测量第二激光束从粒子散射的光的脉冲1014。

散射通道632利用光学检测器(例如，光电检测器)感测脉冲1012并向采集系统608发送脉冲信息。来自第一散射通道632的脉冲信息可包括例如粒子标识符(例如，粒子1006)、激光标识符(例如，激光装置612或激光束613)和第一时间戳(例如，时间戳#1)以及其它信息。第二散射通道634利用光学检测器(例如，光电检测器)感测第二脉冲1014并向采集系统608发送第二脉冲的脉冲信息。来自散射通道634的脉冲信息可包括例如粒子标识符(例如，粒子1006)、激光标识符(例如，激光装置614或激光束615)和时间戳(例如，时间戳#2)以及其它信息。

现在参照图10c，示出峰值采样电路1060的框图，其从表示由第一散射通道632和第二散射通道634感测的散射光的脉冲信号1012、1014的两个峰值确定时间戳。第一散射通道632包括光学检测器1062a，其输出连接到低噪增益放大器1063a以生成图10b所示的脉冲信号1012。第二散射通道634包括光学检测器1062b，其输出连接到低噪增益放大器1063b的输入以生成图10b所示的脉冲信号1014。

电路1060还包括时钟或定时器1061，其生成时钟信号clk和时间戳信号ts。时钟信号clk用于使电路和装置一起同步。时间戳信号ts用于对散射脉冲1012、1014的数字样本加时间戳并获得穿过第一散射通道632和第二散射通道634的粒子之间的时间差。

图10d示出脉冲信号1012、1014。可取的是对脉冲信号1012、1014周期性地采样以生成具有相应时间戳的多个数字信号。设定阈值th，基于其来启用脉冲的数字采样。低于阈值的脉冲信号中的幅度值被视为禁用或终止脉冲的数字采样的噪声。一旦脉冲幅度超过阈值，数字采样开始于在时间戳ts1处捕获第一样本。可在分离开样本周期的时间戳处捕获n个样本。在时间戳tsn处捕获最后样本，之后脉冲信号的幅度下降到阈值th以下，从而指示脉冲的数字捕获完成。

返回参照图10c，阈值th针对各个散射通道被耦合到比较器1064a-1064b的一个输入中。增益放大器1063a-1063b的模拟输出a1、a2被耦合到比较器1064a-1064b的第二输入中。比较器1064a-1064b将脉冲信号的幅度与阈值进行比较。如果比较器确定脉冲信号的幅度高于阈值th，则它们在其输出端子处生成使能信号en1、en2以开始数字采样。当比较器感测到脉冲信号的幅度下降到阈值th以下时，它们切断使能信号en1、en2以停止脉冲的任何进一步的数字采样，因为该幅度可被视为噪声。

增益放大器1063a-1063b的模拟输出a1、a2也被耦合到模数转换器(adc)1065a-1065b的模拟输入端子中。时钟信号被耦合到模数转换器(adc)1065a-1065b的时钟端子中。来自比较器1064a-1064b的使能输出en1、en2被耦合到模数转换器(adc)1065a-1065b的使能输入端子中。模数转换器(adc)1065a-1065b的数字输出d1、d2被耦合到双端口存储装置1066a-1066b的第一数据输入中以存储数字数据样本。从时钟电路1061输出的时间戳ts被耦合到双端口存储装置1066a-1066b的第二数据输入中以存储与各个数字数据样本关联的时间戳。

时钟信号被耦合到模数转换器(adc)1065a-1065b的时钟端子和双端口存储装置1066a-1066b的时钟端子中以一起同时存储数字样本和时间戳。来自比较器1064a-1064b的使能输出en1、en2被进一步耦合到双端口存储装置1066a-1066b的使能端子中以允许多个数字样本d1、d2存储到表示脉冲1012、1014的双端口存储装置1066a-1066b中。

双端口存储装置1066a-1066b连接到ts1和ts2寄存器/触发器1051-1052以传送相应输出tspeak1、tspeak2。双端口存储装置1066a-1066b的输出连接到ts1和ts2寄存器/触发器的数据输入。

双端口存储装置1066a-1066b存储与各个时间戳关联的各个数字样本。可取的是在各个脉冲信号中搜索峰值幅度peak1、peak2并选择关联的时间戳作为峰值时间戳tspeak1、tspeak2。如在图10d中看到的，最大数字样本值表示脉冲1012、1014的峰值幅度peak1、peak2。与峰值幅度peak1、peak2关联的时间戳是脉冲1012、1014的相应峰值peak1、peak2处的峰值时间戳tspeak1、tspeak2。

为了确定峰值幅度peak1、peak2并选择相应时间戳tspeak1、tspeak2，双端口存储装置1066a-1066b可以是可排序的表。在这种情况下，它们被排序以使得可确定具有最大数字值的峰值幅度peak1、peak2的样本值并且其关联的时间戳被选为峰值时间戳tspeak1、tspeak2。在另一情况下，双端口存储装置1066a-1066b可包括逻辑比较能力以指出各个脉冲1012、1014的峰值幅度peak1、peak2和关联的峰值时间戳tspeak1、tspeak2。

粒子的各个脉冲中的峰值幅度的峰值时间戳tspeak(例如，tspeak1和/或tspeak2)被存储在寄存器1051、1052中。利用存储在寄存器中的各个脉冲的峰值时间戳tspeak，可进行后续数字减法以确定时间差，如下面进一步说明的。

返回参照图10b，采集系统608还可包括数据采集芯片dac1002，其包括现场可编程门阵列(fpga)中的粒子计算逻辑1050以及其它装置。粒子计算逻辑1050连接到散射通道632、634以接收脉冲信息并生成数字时间戳。逻辑1050包括诸如时钟或定时器1061的计时装置以响应于adc1065a-1065b对脉冲信息的采样生成数字时间戳。粒子计算逻辑1050包括存储第一峰值时间戳tspeak1和第二峰值时间戳tspeak2的数字值的寄存器/触发器1051、1052。数字数学逻辑器件(加法器或减法器)1053连接到寄存器1051、1052以接收数字时间戳并计算第一峰值时间戳tspeak1与第二峰值时间戳tspeak2之间的时间差。

封包器1004连接到粒子速度计算逻辑1050和散射通道632、634。封包器1004收集信息并将其一起组装到关于在流动通道中流过两个激光束613、615的粒子1006的事件数据包中。针对流中的各个粒子生成事件数据包并将其发送到作为采集系统的一部分执行采集软件指令的主计算机。事件数据包包括各个散射通道的脉冲信息以及峰值时间戳之间的时间差。

对于流中的多个粒子中的各个粒子，采集系统608至少具有以下信息：激光装置(612、614)之间的距离l、粒子标识符、激光标识符、对应时间戳以及各个粒子的峰值时间戳之间的时间差(时间延迟)。各个粒子的时间延迟可被存储在存储装置中并累积以使得可确定平均时间延迟。可通过将时间延迟的累积相加在一起并除以与那些时间延迟关联的粒子的总数来确定平均时间延迟。平均时间延迟可用于生成控制信号以维持粒子的恒定流速或速度和恒定平均时间延迟。

具有数字数学逻辑装置(例如，具有处理器逻辑、存储器和指令的装置1053或主计算机610)的采集系统608还可根据式8计算各个粒子的粒子速度(例如，粒子速度等于距离l除以时间戳之间的时间差)并且将其作为关于粒子的事件数据包的部分包括。在已知时间段内多个粒子在流动通道中流动的情况下，系统(例如，具有处理器数学逻辑、存储器和指令的装置1053或主计算机610)可准确地计算在一定时间段内通过的多个粒子的平均粒子速度。

各个粒子的粒子速度可被存储在存储装置中并累积以使得可确定平均粒子速度。可通过将粒子速度的累积相加并除以与那些粒子速度关联的粒子的总数来确定平均粒子速度。

关于识别各个粒子，样本流体中的粒子的密度相对低，使得粒子不会太经常经过激光装置(612、614)。例如，流控系统604可按照样本流速和粒子密度操作，使得粒子以小于10000粒子/秒(例如，事件/秒)和约5米/秒的平均粒子速度流过激光装置(612、614)。在此示例中，10000粒子/秒(例如，事件/秒)可被称为“事件率”或粒子频率。以这样的事件率和平均粒子速度，粒子之间的分离通常将在约150微米和200微米之间，这是使得具有足够高的信噪比的足够分离。

相比之下，例如，如果粒子以相同的流速以甚至50000粒子/秒的更高速率经过激光装置(612、614)，则流控系统604可在激光装置(612、614)之间生成过高的粒子重合量。在这种情况下，由于更高的事件率所需的减小的粒子分离，系统600可将两个不同的粒子错误地解释为相同的粒子。这种重合可导致过低的信噪比并且可使得采集系统608的计算不可靠。

幸运的是，系统600易于保持粒子之间足够大的分离，使得重合不是问题。此外，系统600计算一定时间段内的多个粒子的平均粒子速度。平均粒子速度可用作反馈控制信号以根据需要调节流速，以维持两个散射通道中的每一个中的高信噪比。因此，可能发生的任何重合可被当作异常值，只要粒子之间的分离保持足够高即可。

典型的商业流式细胞仪系统根本上是不同的。典型的商业系统可具有双激光器，但是双激光器不用于测量粒子的速度。典型的商业系统可仅具有一个侧向散射通道以在一个位置处检测第一激光器从粒子散射的光。第二激光器通常仅具有荧光检测器，其仅感测来自耦合到粒子的标记物的荧光。粒子并不总是以荧光标记物标记，并且即使被标记，由于激发激光的错误波长，它们也可能不总是发荧光。利用与荧光检测器关联的第二激光器而不是散射通道，可仅检测来自附着到粒子的标记物的荧光。典型的商业系统无法仅使用荧光来计算粒子速度，因为粒子无法以在以不同波长激发的两个激光下发荧光的荧光标记物来标记。例如，考虑利用荧光标记物化学染成红色的样本中的粒子，该荧光标记物在由红色波长的激光激发时发荧光，但是蓝色波长的激光时不发荧光。通常，双激光器具有不同的波长，一个激光器激发并检测染成红色的粒子，另一激光器激发并检测染成蓝色的粒子，但是没有激光器激发二者。因此，仅利用激发样本流中的各个发荧光的粒子的两个激光器中的一个，无法以两个荧光检测器测量粒子速度。两个散射通道可在粒子流过关联的激光时检测粒子，而不管荧光染料标记物并且不管激光激发波长如何。

与典型的商业系统相比，系统600利用了这样的事实：穿过激光束(613和615)的粒子一致地生成散射光。因此，系统600配置有双散射检测器通道(632、634)以两次检测被两个激光束613和激光束615撞击而从粒子散射的光。

芯流速度与流动通道216中的体积流速成比例。在技术上准确的意义上，芯流速度与通道中的总流速成比例。此外，总体积流速与流动通道的两端间的差压成比例。为了完整性，这些关系可在形式上被表达为下式：

其中，

v＝芯流速度

δpfc＝在流动通道两端间的差压

激光延迟描述了两个空间上分离的激光束(613、615)之间的粒子流动时间，如图10a所示。参照图10a至图10b，可针对同一粒子1006从与直列检测器通道(632、634)所检测的信号脉冲关联的时间戳之间的差异确定激光延迟。在一个实施方式中，激光束(613、615)可提供精确到约±0.1微秒内的激光延迟。激光延迟通过下式与粒子速度相关：

δt＝l/v(式8)

其中，

δt＝空间上分离的激光束之间的粒子流动时间

l＝空间上分离的激光束之间的距离

v＝芯流速度

激光延迟是利用空间上分离的激光束(613、615)的流式细胞仪中的数据采集的重要参数。精确了解其值允许采集系统将来自不同激光束(613、615)的脉冲与同一粒子1006关联。再次参照图10b，当粒子穿过激光束613时生成脉冲1012。此后不久，当粒子穿过激光束615时粒子将生成脉冲1014。如果采集系统608知道正确的激光延迟，则采集系统608可正确地将脉冲1012和脉冲1014与同一粒子关联。激光延迟的计算通常作为流式细胞仪的每日质量控制过程的部分执行并且被假设为在其余时间保持恒定。在此示例中，采集系统608包括诸如集成在fpga(现场可编程门阵列)中的dac(数模转换器)1002的电子器件。

然而，实际上，激光延迟存在一定程度的不确定性，这大部分是由于芯流速度的变化。这些变化可源自诸如下列的许多源：液位改变、温度偏移、芯流中的粒子位置、激光位置的漂移等。为了弥补激光延迟的不确定性，采集系统采用窗口扩展的概念。窗口扩展为在激光束613处测量的脉冲宽度添加公差带并应用该增大的窗口作为预期间隔来收集脉冲1012。增大的窗口基本上是流控系统宽恕因子，其允许采集系统608将一定范围的激光延迟内的脉冲关联。越大的窗口扩展允许越大的速度变化，但代价是越低的信噪比，因为在收集间隔的没有粒子信号的部分上更多背景光被集成到脉冲1014(第二脉冲)中。

系统600的有利实施方式采用采集系统608对激光延迟的连续监测。激光延迟值的滑动平均被馈送到流控系统604并用于周期性地校正差压设定点值以确保激光延迟保持在非常严格的公差内。这种反馈(例如，校正)确保窗口扩展尽可能最小。差分设定点校正的基本算法由下式给出：

其中，

δpsp＝压力调节反馈回路的差分设定点压力

δt＝激光延迟

l＝双激光束之间的距离(例如，间距)

k3是与流动池的阻力关联的经验常数，其范围由下式给出：

其中，

ρ＝鞘流体密度

μ＝鞘流体粘度

dh＝流动通道的水力直径

z＝流动通道的长度

式10表示流动通道内的流型的可能范围。下限表示由于纯无粘性(bernoulli)流动引起的流动阻力。上限表示由于纯粘性(poiseuille)流动引起的流动阻力。

再参照图7和图8，在反馈回路中使用激光延迟校正的差压设定点，其中反馈参数是在流动池206的两端间测量的差压。系统增益g包括pid(比例-积分-微分)控制器以及真空泵704、蓄能器702和初级流动路径阻力网络(rfc、rsh、rsa)和压力换能器(tr1、tr2)的物理特性。

典型流式细胞仪可使用差分反馈。然而，典型的流式细胞仪受到笨拙的样本流速方案阻碍，该方案在流动和停止状态之间需要在差分和静态反馈模式之间切换。其还需要温度输入以补偿粘度改变。

有利地，本发明的实施方式不需要那些市售方案中的任一个。利用激光延迟提供芯流速度的直接测量和控制。不需要温度补偿，因为热效应表示对激光延迟偏移的贡献。给定稳定的激光间距，使用激光延迟作为反馈参数基本上简化为使用芯流速度作为反馈参数来维持自身。相当重要的细微差别在于，作为对差分设定点的校正，激光延迟用作复合反馈系统的外回路。差压用作内回路。这允许采集系统808基于数千激光延迟测量来计算准确的滑动平均。在没有事件(例如，粒子)的情况下，系统基于最后更新的设定点校正来维持压差。这防止系统进入“开环”并确保鲁棒控制。

在典型的流控系统中，所描述的样本流速管理的笨拙源自真空反馈方案的限制。这种系统不包含可泄放蓄能器中的真空的任何压力反馈机制。其真空泵仅可增加或维持蓄能器中的真空水平。该真空泵限制特别麻烦，因为为了在维持恒定总流速的同时减小样本流速，系统必须响应于较低的鞘路径阻力减小蓄能器压力。这种系统仅通过作为特殊运行情况直接从增压室用鞘流体灌满蓄能器(损害废料头液位)来实现这种减小。在该特殊运行情况期间(花费相当多的工作流时间)，必须禁用采集系统。

有利地，系统600通过包含作为真空反馈控制回路的部分的卸压算法所控制的专用真空放气阀(例如，图7中的阀v5)来完全解决典型系统的该问题。

图11是控制流式细胞术系统的流控系统604中的真空泄放的反馈控制系统和方法1100的框图。真空泵无法反向操作。因此，诸如图7中的阀v5的真空泄放阀可用于更快速地向蓄能器702供应空气以解决过真空条件。

在一个实施方式中，采集系统608执行方法1100以将联接在蓄能器702和限流器740之间的阀v5控制为图7所示的大气压。采集系统608可包括例如执行控制处理的固件层1108a以及与外围硬件1110接口的模拟接口电路1108b。分析系统610可包括例如与之接口的外围硬件1110以感测并控制流式细胞术系统中的真空。外围硬件1110包括压力换能器tr2-tr1(或差压换能器dptr)以感测流动池206的流动通道216的两端间的差压并控制可控阀v5将蓄能器702中的真空释放到大气，从而增加其中的压力以改变差压。

使用系统和方法1100，阀v5作为压力(真空)释放机构操作以校正图7所示的蓄能器702中的压力(例如，磅/平方英寸或psi)。系统和方法1100使得流式细胞术系统中的流控系统能够为连续的并且远比典型的流式细胞术系统更具响应性。方法1100还不再需要其它流式细胞术系统中所使用的所谓双反馈回路(静态和动态)(例如2013年9月10日授予davidvrane等人的题为“dualfeedbackvacuumfluidicsforaflow-typeparticleanalyzer”的美国专利no.8,528,427中所描述的)。

反馈控制系统和方法1100的系统参数包括(不限于)：输入系统参数，偏移1101、增益1102、压力设定点1104、压力设定点公差1105、真空泵状态1106和阀5状态1107；以及输出系统参数，压力读数1103。

阀5被打开，以比通过限流器742渗出到大气更快速地释放流控系统的蓄能器702中的真空。通常，在真空泵704的正常操作期间，阀v5被周期性地打开较短时间段。存在阀v5被周期性地打开的不寻常情况。

如果需要完全真空释放(例如，在系统清洁循环期间)，则阀5状态1107被设定为真以通过或门1142绕过大部分固件逻辑，并且将阀v5打开一定时间段，直至阀5状态1107被设定为假。

如果真空泵704未在使用，则蓄能器中可存在很少的真空并且不需要控制阀v5打开并倾泄蓄能器702中的真空。在这种情况下，真空泵状态1106可被设定为假，指示关闭条件。真空泵状态是与门1140的两个输入之一。在真空泵状态被设定为假的情况下，忽略生成位值ζ的处理并且与门1140的输出为假。在这种情况下，对于阀状态v51107，不控制阀v5打开并倾泄蓄能器702中的真空。

固件层1108a包括与系统参数接口的若干动作或处理和逻辑。

在动作1120处，系统从模拟电路1108b接收压力读数1101、增益1102和数字反馈误差信号e。系统基于误差信号e使用增益因子k21102和偏移os1101来计算压力读数1103。

在动作1121处，系统在动作1122处执行比较之前读取压力读数1103和/或延迟参数1133。

在动作1122处，系统确定压力读数1103减去压力设定点1104是否大于压力设定点公差1105。如果不是(否)，则系统转到动作1124，其中系统将计数器n设定为零(0)并跳到动作1132。然而，如果是这样(是)，则系统转到动作1126，然后系统使当前计数器值n增加并转到动作1128.

在动作1128处，系统确定计数器值n是否大于或等于预定数(例如，十)。如果在动作1128处为是，则系统将位值ζ设定为等于真(逻辑1)。然而，如果在动作1128或动作1122处为否，则在动作1132处，系统将位值ζ设定为等于假(逻辑0)。在任一情况下，存储位值ζ，其输出被耦合到两个输入逻辑门1140的输入中。在动作1130、1132中的任一个处设定位之后，处理继续动作1133。在动作1133处，预定等待时间(例如，0.1秒)逝去，然后处理循环回到动作1121以重复动作1121、1122、1124、11126、1128、1130、1132中的一个或更多个。

在等待1133被设定为0.1秒并且预定比较数被设定为10的情况下，动作1128通常导致1秒延迟，然后位值ζ可被设定为真并且阀v5在真空泵704的正常控制和操作期间被致动以释放蓄能器中的真空。

逻辑门1140、1142执行逻辑功能，然后通过阀驱动器电路1138打开阀v5。利用逻辑与门，系统对位值ζ与真空泵状态1106执行逻辑与运算1140。如果位值ζ和真空泵状态1106均为真，则逻辑与运算1140的所得输出为真。否则，如果位值ζ或真空泵状态1106为假，则逻辑与运算1140的所得输出为假。则系统对逻辑与运算1140的结果与阀v5状态1107执行逻辑或运算1142。如果逻辑与运算1140的结果或阀v5状态1107为真，则逻辑或运算1142的所得输出为真。仅当逻辑与运算1140和阀v5状态1107二者为假时，逻辑或运算1142的所得输出为假。

阀驱动器电路1138连接到或门的输出以接收逻辑或运算1142的结果并控制阀v5。

在动作1136处，压力换能器调节和pi(比例-积分)反馈电路响应于通过压力换能器tr2-tr1(或差压换能器dptr)感测的在流动池的流动通道两端间的差压来生成模拟反馈误差信号e。在动作1134处，adc(模数转换器)接收模拟反馈误差信号e并将其转换为固件层1108a可直接处理的数字反馈信号e。数字反馈信号e被输入到动作1120以完成反馈回路并使动作循环继续。其它动作、处理和/或细节参照附图来讨论并且根据实现方式可以是反馈控制系统和方法1100的一部分。

现在参照图12，示出控制图7所示的流控系统604中的真空泵704的示例方法和反馈控制系统1200的框图。在一个实施方式中，采集系统608包括固件层1208a和模拟电路1208b以执行并提供控制真空泵704的方法和反馈控制系统1200。分析系统610与外围硬件1210接口以感测并控制真空泵电机以在流式细胞术系统中生成真空。外围硬件1210包括至少一个压力换能器(例如，图7所示的压力换能器tr2)和真空泵电机m704。

使用方法和反馈控制系统1200，当存在改变时，系统通常将真空泵704驱动至压力设定点并控制流动池206中的芯速度流。可响应于通过一对散射通道感测的激光之间的粒子流的平均测量时间延迟(例如，激光延迟1202)生成压力校正因子。粒子速度与激光之间的时间延迟成反比。如果沿着流动通道的激光之间的粒子的时间延迟增加指示较慢的流体和粒子速度，则可增加真空以增大芯速度流并减小激光之间的粒子时间延迟。如果沿着流动通道的激光之间的粒子的时间延迟减小指示较快的流体和粒子速度，则可减小真空以减小芯速度流并增大激光之间的粒子时间延迟。在驱动真空泵704之前响应于所测量的激光之间的时间延迟校正压力设定点1204。

输入系统参数包括(不限于)偏移1201、增益1202、压力设定点1204、参考设定点1205、校正常数1206和测量的激光延迟1207。输出系统参数包括压力读数1203。

固件层1208a包括与系统参数和模拟电路1208b接口的若干动作或处理和数学逻辑。模拟电路1208b包括与固件层1208a接口的若干动作或处理和器件。

模拟电路1208b包括压力换能器调节和pi(比例-积分)反馈电路，其接收在换能器tr2-tr1(或差压换能器dptr)两端间的差压。在动作1228处，压力换能器调节和pi(比例-积分)反馈电路基于从换能器tr2-tr1所感测的差压接收的电压来生成模拟反馈信号-e。

在动作1224处，模数转换器(adc)接收模拟反馈信号–e并将其转换为数字反馈信号-e以供固件层1208a的数字逻辑和处理使用。

在动作1220处，压力计算装置从模拟电路1208b接收偏移1201、增益1202和数字反馈信号-e。压力计算装置基于偏移1201、增益1202和数字反馈信号-e来计算压力读数1203。

在动作1222处，压力校正计算器接收参考激光延迟1205、校正常数1206和测量的激光延迟1207。压力校正计算器计算差压δp，基于参考激光延迟1205、校正常数1206和测量的激光延迟1207的校正因子。

在动作1221处，求和器或加法器将压力设定点p0与差压δp相加，从而形成期望的压力值p。求和器或加法器的输出(数字值)被耦合到模数转换器(adc)1226中。

在动作1226处，adc从求和器或加法器接收期望的压力值p的数字值并将其转换为期望的压力p的模拟值。

在动作1227处，系统通过将来自dac的期望的压力p和来自压力换能器调节和pi(比例-积分)反馈电路1228的负反馈信号–e一起相加或求和来计算指定的压力(p-e)。指定的压力(p-e)被耦合到泵驱动器电路。

在动作1230处，泵驱动器电路从求和器或加法器1227接收指定的压力(p-e)。泵驱动器电路连接到真空泵电机704。如果指定的压力开始增加(真空度较低)，则泵驱动器电路可利用较高的电压驱动真空泵电机704以增加蓄能器702中的真空。如果指定的压力开始减小(真空度较高)，则泵驱动器电路可利用较低的电压驱动真空泵电机704以减小蓄能器702中的真空。

固件层1208a和模拟电路1208b的动作按照动作循环继续循环。其它动作、处理和/或细节参照附图来讨论并且根据实现方式可以是方法和系统1200的一部分。

图13示出与图7的流控系统类似的流控系统1304。然而，在图13的流控系统1304中，除气器1320的定位不同于图7的除气器720的定位。

图13的流控系统1304具有使用基于图6所示的激光束(613、615)之间的粒子流动时间的压力调节方案的基于真空的流控架构。流控系统1304还在基于真空的系统中提供连续样本流速调节，其中样本路径完全没有转变、不连续或潜在损坏细胞的蠕动泵。流控系统1304寻求通过避免全部使用蠕动泵来使可靠性和仪器正常运行时间最大化。

流控系统1304包括(不限于)歧管组件701、隔离阀v1-v5、夹管阀v6、压力换能器(例如，探针)tr1和tr2、蓄能器容器(真空室)702、隔膜真空泵704、除气泵706、增压流体208、样本流体210、样本容器506、输出传感器714、步进sit位置716、止回阀718、除气器1320、流动池206、鞘储罐726、增压储罐504、增压泵728、步进夹管阀730、冲洗泵732、鞘过滤器734、废料储罐508以及板式装载器738、限流器740和742和鞘浮子传感器744。

现在参照图14，示出用于流式细胞仪的流控系统1404的另选实施方式。流控系统1404包括线性阻力步进阀v7。线性阻力步进阀v7包括步进电机以调节鞘流体208的流速以便控制样本流体210的流速。流控系统1404不包括图7的流控系统604和

图13的流控系统1304中所包括的步进夹管阀730和冲洗泵732。

图14的流控系统1404具有使用基于参照图6描述的激光束(613、615)之间的粒子流动时间的压力调节方案的基于真空的流控架构。流控系统1404还在基于真空的系统中提供连续样本流速调节，其中样本路径完全没有转变、不连续或潜在损坏细胞的蠕动泵。流控系统1404寻求通过避免全部使用蠕动泵来使可靠性和仪器正常运行时间最大化。

流控系统1404包括(不限于)歧管组件701、隔离阀v1-v5、夹管阀v6、压力换能器(例如，探针)tr1和tr2、蓄能器容器(真空室)702、隔膜真空泵704、除气泵706、增压流体208、样本流体210、样本容器506、输出传感器714、步进sit位置716、止回阀718、线性阻力步进阀v7、流动池206、鞘储罐726、增压储罐504、增压泵728、鞘过滤器734、废料储罐508、板式装载器738、限流器740和742以及鞘浮子传感器744。

以下提供图14所示的流控系统1404的示例运行循环。在启动时，流控系统1404从压力换能器tr1和tr2接收反馈。当运行时所感测的换能器tr1和tr2之间的压力差(差压)是连续的，并且将真空泵704驱动至蓄能器702内的最小值，以维持图4所示的流动池206中的流动通道216的入口401和出口404之间的恒定压力差。压力换能器tr1和tr2可以是差压换能器dptr以测量流动池206中的流动通道216的入口401和出口404之间的差压。该最小值是至少最初流控系统1404所认为的差压(例如，设定点压力)。

可取的是流控系统1404没有气泡。因此，流控系统1404具有打开和关闭阀v1-v5的协议以消除气泡。例如，流控系统1404打开阀v4，这将气泡从鞘过滤器734抽出。在任何时间，如果增压储罐中的鞘浮子传感器744低于预定低水平，则增压泵728从鞘储罐726抽取流体。系统然后准备好运行。

当样本容器506附接时，指示流控系统1404的管传感器714准备好使系统的样本吸管518降低到样本容器506中。在另选采样场景中，板式装载器738包括x级和y级步进电机，其允许样本吸管518从诸如96孔板或384孔板的孔板抽取流体，而非样本容器506。一旦样本吸管518到达步进样本注入管位置(sitd)716，一个或更多个传感器使得流控系统1404打开阀v1和v3。流控系统1404中的调节系统开始驱动差压以满足设定点压力。

在流控系统1404的实施方式中，真空泵704抽空蓄能器容器702。蓄能器容器702用作系统的驱动真空源，并且真空泵704根据从通过采集系统608进行的激光延迟测量推导的差压基准来维持该源。蓄能器容器702还用作流动池206的出口404的脉冲阻尼器和恒定水头基准，从而将流动池206与废料储罐508中的液位所关联的水头效应隔离。

流控系统1404通过增压储罐504向流动池206供应鞘流体208。通过借助于从鞘储罐726抽取鞘的增压泵728周期性再填充来将增压储罐504中的液位维持到精确水平。这样，增压储罐504用作流动池206的入口的恒定水头基准，因此将流动池206与鞘储罐726中的液位所关联的水头效应隔离。

歧管组件701包括阀v1-v5网络，其控制流控系统1404中的流体流动。在初级样本采集模式下，阀v1和v3打开。在此模式下，通过蓄能器702中的真空将鞘流体208和样本流体210同时抽吸到流动池206中。

当阀v2关闭时，换能器tr1测量入口401处的流动池206内的压力，并且换能器tr2测量图4所示的流动池206的出口404处的压力。当阀v1和v3打开时，压力换能器tr1和tr2(或差压换能器dptr)测量流动池206的流动通道216的两端间的差压。出口404与入口401之间的压降(流动通道216的两端间的差压)与总体积流速成比例，总体积流速与芯流速度(假设大约恒定温度)成比例。例如参见式7。操作温度通常介于约15℃和20℃之间，高于该温度，水的粘度可改变20％那么多。体积流速(包括鞘流体速度)与粘度成反比。

随着流控系统1404运行，流控系统1404同时抽取鞘流体208和样本流体210。流控系统1404从增压储罐504抽取鞘流体208，通过鞘过滤器734，通过除气器1320，通过阀v1，通过线性阻力步进阀v7，并通过流动池206。同时，流控系统1404从样本容器506抽取样本流体210通过流动池206。

借助鞘吸管516与线性阻力步进阀v7之间的相对物理(流控)阻力，流控系统1404调节鞘流体208与样本流体210之间的相对流速。流控系统1404(例如，通过使用线性阻力步进阀v7)可将鞘流体208的流速调节为例如10.50毫升/分钟，而流控系统1404将样本流体210的流速调节为例如10.00微升/分钟。其它流速也在流控系统1404的范围内。

线性阻力步进阀v7包括具有可变活塞阀的驱动电机以提供可变物理流体阻力以用于调节流动池206中的鞘流体208的流速。调节和控制鞘流体208的流速允许系统连续地控制流动池206中的样本流体210的可变流速。

鞘吸管516被插入到增压储罐504中。样本吸管518被插入到样本容器506中。与样本吸管518相比，鞘吸管516具有相对大的直径以处理相对大的体积流。相反，与鞘吸管516相比，样本吸管518具有相对小的直径以处理相对小的体积流。鞘吸管516与样本吸管518之间的直径差异影响从其相应容器(504和506)抽吸鞘流体208和样本流体210的相对体积比率。

再参照图4、图6和图14，真空泵704在流控系统1404中的换能器tr1和tr2所感测的压力之间从采集系统608接收差压反馈。基于该差压反馈，甚至当线性阻力步进阀v7调节以改变鞘流速时，也控制真空泵704以维持恒定芯流速度。这样，穿过流动池206的总流体流速可保持基本上不变。线性阻力步进阀v7使得系统能够通过直接变化鞘流速来连续地变化样本流速。通过线性阻力步进阀v7控制鞘流体208的流速使得流控系统1404能够在维持恒定总流量，因此恒定(例如，稳定)粒子速度的同时具有连续可变的流速(例如，可变样本流速和可变鞘流速)。

调节(例如，控制)鞘流体208的流速调节(例如，控制)样本流体210(包括样本流体210中的样本粒子)的流速。因此，系统600可控制鞘体积流速，从而可控制样本体积流速和粒子速度。系统600以闭环来执行压力和速度的这些控制(a.o.t.，开环)。需要注意的是，典型的商业系统执行开环校正，这需要停止系统加压，这是不可取的。

线性阻力步进阀v7调节通过例如阀v1、除气器1320和流动池206的流速。阀v2使得流体流动以便冲洗系统。然后，阀v2关闭以便设置采样。

有利地，鉴于样本流体210的粘度可能高度可变的事实，线性阻力步进阀v7允许精细控制流体。例如，作为样本流体210的血液的粘度可以是鞘流体208的粘度的两倍。需要注意的是，体积流速与粘度成反比。

在阀v1和v3打开的情况下，流控系统1404抽取鞘流体208和样本流体210通过流动池206的顶部，通过阀v3，并进入蓄能器702中。蓄能器702用作流控系统的废料桶。真空泵704维持(例如，调节)流控系统1404中的真空压力。真空泵704还将废料从蓄能器702泵送到废料泵储罐508。

如果样本流体210以高流速流动(例如，通过线性阻力步进阀v7的鞘流体的流速显著减小)，则流控系统1404的真空度更高以便维持在流动池206两端间的差压。如果用户期望样本流体210以较低流速流动，则通过线性阻力步进阀v7的鞘流体的流速适当地增大。此时，真空泵704以相对高的真空度操作，这使得流控系统1404使鞘流体208以高得多的速度流过系统，从而破坏样本流体210中的粒子的稳定速度。因此，流控系统1404感测到差压太高，打开卸压阀v5，并且使阀v5脉动，直到满足差设定点。因此，阀v5维持(例如，调节)系统600中的压力。

限流器740和742基本上总是向流控系统1404开放以允许流体部分渗入蓄能器702中。因此，真空泵704基本上总是至少少量泵送，这确保了蓄能器702保持不会有过多液体，因此蓄能器702没有填满。

除气器1320从流控系统1404移除气体。通常，每当对流体施加真空时，就生成气体。因此，在气体到达流动池206之前，除气器1320从流控系统1404移除气体。除气泵706还用作样本注入管(sit)冲洗抽吸真空的源。

每当由于真空下降至预定值(例如，-9磅/平方英寸)以下而触发除气器1320上方的真空开关时，除气泵706启用(例如，打开)。流控系统1404抽拉气体通过止回阀718。在这种情况下，除气器1320从鞘流体208抽拉的气体的量相对低。除气器1320保持隔离。在发生sit冲洗的同时，止回阀v6防止除气器1320内部的真空压力损失。

每当流控系统1404使流体上的气体压力下降时，除气器1320就对流体进行除气。例如，在流体中形成气体，就像苏打水的加压罐打开时在苏打水中形成气体一样。在此系统中，增压储罐504中的鞘流体208约处于大气压，而蓄能器702中的压力低于大气压。随着鞘流体208沿着鞘路径行进，鞘流体208上的压力不断减小。由于连续下降的压力，在鞘流体208中趋向于形成气泡。如果鞘流体被预先充气，则此问题更严重。气泡趋向于与样本流体210中的粒子大致相同的大小。当流控系统1404试图检测并分析样本流体210中的粒子时，这些气泡导致背景光学噪声。需要注意的是，出于此原因，许多制造商不制造以真空运行的流式细胞术系统。为了解决鞘流体208中的气泡形成，除气器1320在气泡进入流动池206之前从流体溶液移除气泡(例如，气体)。

现在参照图15，示出线性阻力步进阀v7的示意图。线性阻力步进阀v7包括(不限于)入口1502、出口1504、活塞1508、活塞缸筒(空心圆柱)1506和步进电机1512。鞘流体208进入入口1502，进入活塞缸筒1506，流过活塞1508并通过活塞缸筒1506，经由出口1504离开活塞缸筒1506，并流到流动池206(示出于图14)。

活塞缸筒1506是具有中心轴线的基本上圆柱形空间。活塞缸筒1506由线性阻力步进阀v7的内壁形成。活塞1508是具有中心轴线的基本上圆柱形装置。活塞1508的中心轴线和活塞缸筒1506的中心轴线基本上共线。直径d0是横跨活塞缸筒1506的空心圆柱体的直径(例如，内径)。直径di是横跨活塞1508的圆柱体的直径。随着活塞1508延伸到活塞缸筒1506中，活塞1508减小活塞缸筒1506内部的空间(室)的体积。相反，随着活塞1508从圆柱体拉出，活塞缸筒1506内部的空间(室)的体积增大。

活塞1508和活塞缸筒1506中的每一个具有间隔开但交叠的圆柱形侧壁。活塞1508和活塞缸筒1506通过可变高度环形空间或间隙(本文中也称为环状区域)彼此间隔开。活塞缸筒1506的直径d0与活塞1508的直径di之间的径向距离有助于针对流过可变高度环形空间或间隙的期望的流体的粘度建立线性物理流体阻力。

长度l是活塞1508沿着共线轴线延伸到活塞缸筒1506的环状区域中的距离(侧壁交叠距离)。长度l也是活塞缸筒1506的直径d0与活塞1508的直径di之间的环形空间或间隙的环状区域的高度。

活塞缸筒直径d0和活塞直径di应该被设计并加工成使得期望量的物理流体阻力(拖曳)可被准确地施加到流过线性阻力步进阀v7的鞘流体208。在一个实施方式中，下式11定义了在可变高度环状区域中活塞1508和活塞缸筒1506置于流过线性阻力步进阀v7的鞘流体208上的物理流体阻力rsh：

式11包括下列参数：

rsh＝线性阻力步进阀v7置于鞘流体208上的阻力

d0＝活塞缸筒1506的直径

di＝活塞1508的直径

μ＝流动鞘流体208的动态粘度

l＝直径d0和di之间的环状区域(间隙)的长度(高度)。

有利地，根据式11，线性阻力步进阀v7的物理流体阻力rsh往往与活塞缸筒1506的直径d0与活塞1508的直径di之间的环状环(间隙)形区域的高度或长度l成线性比例。随着活塞1508被进一步推入活塞缸筒1506中，活塞的侧壁与活塞缸筒的侧壁之间存在更高的环状区域(间隙)，使得环状区域(间隙)的高度或长度l增大。随着活塞1508从活塞缸筒1506抽出，活塞的侧壁与活塞缸筒的侧壁之间的环状区域(间隙)变短，使得环状区域(间隙)的长度l减小。

长度l与物理流体阻力之间的线性使得易于在流控系统1404中以足够高的精度调节鞘流速(因此，样本速率)。线性步进电机1512可容易地在活塞1508上推入和拉出以调节环状区域(间隙)的长度l(高度)。

相比之下，图7所示的流控系统604通过改变步进夹管阀730的直径来控制鞘流速以调节样本流速。不幸的是，步进夹管阀730的阻力往往与步进夹管阀730的管直径的四次方成比例(例如，阻力∝直径⁴)。非线性使得难以以足够的精度调节鞘流速(因此，样本流速)。图7的系统604的另一挑战在于，样本流速可更难控制，因为通常用于步进夹管阀730中的管的材料往往不提供可靠的可重复阻力。

再参照图14和图15，甚至在没有图7的冲洗泵732的情况下，流控系统1404也可按照传统方式操作。例如，流控系统1404可关闭阀v1，打开阀v7，推动活塞1508，并使流体顺着样本路径210反冲洗，以便去除(例如，冲洗)任何遗留流体(例如，来自前一次)。另选地，流控系统1404可关闭阀v1，打开阀v7，拉动活塞1508，并抽取(例如，增压)样本流体以便准备好鞘路径208。然后，流控系统1404可打开阀v1和v7。线性阻力步进阀v7然后可像电子电阻器一样对电流做出动作，从而向流过阀的鞘流体提供物理流体阻力。

在一个实施方式中，样本管210的总体积为约13微升(ul)，而阀v7的总体积的范围根据活塞和缸筒直径的选择在约500ul和5000ul之间。因此，仅需要活塞1508在缸筒1506中的相对小的位移以使样本路径210通畅。利用这样小的位移，易于在阀v7的冲洗位置与正常操作原位之间调节。

阀v7用作冲洗泵或增压泵的时间在瞬态阶段期间(例如，运行的开始/结束)。通常需要活塞在阀v7的缸筒中的一个冲程以冲洗或增压流控系统1404。因此，线性阻力步进阀v7有效地作为冲洗泵、增压泵和/或线性流体阻力器操作。相比之下，图7的流控系统604通过对流控系统604加压，打开冲洗泵732，并施加压力以迫使样本流体210顺着样本路径返回来执行反冲洗。

现在参照图16，示出线性阻力步进阀v7的参数1650的示例数据电子表格1600。数据电子表格1600包括用于流控系统1404的线性阻力步进阀v7的不同活塞位置的四个不同的设置(1601、1602、1603、1604)。各个设置(1601、1602、1603、1604)由与本文中所讨论的式11一致的参数1650定义。

线性阻力步进阀v7的参数1650包括(不限于)温度(摄氏度)、粘度(帕斯卡-秒)、sit直径(毫米)、sit长度(毫米)、sit阻力(帕斯卡-秒/毫米³)、活塞缸筒直径d0(毫米)、活塞直径di(毫米)、活塞缸筒长度(毫米)、鞘阀阻力(帕斯卡-秒/毫米³)、样本流速(微升/分钟)、鞘流速(微升/分钟)、水头差(毫米)、水头压力(帕斯卡)、所需鞘阻力(帕斯卡-秒/毫米³)、所需阀阻力(帕斯卡-秒/毫米³)和所需长度l(毫米)。

对这些参数中的任何参数的改变均以可预测的方式影响其它参数。为了比较，对于温度、粘度、sit直径、sit长度、sit阻力、活塞缸筒直径d0、活塞直径di和活塞缸筒长度以及其它参数，所有示例设置(1601、1602、1603、1604)具有相同值。

响应于活塞和缸筒的侧壁之间交叠的可变长度l，给定恒定鞘流速、恒定活塞直径di和恒定活塞缸筒直径d0以及其它参数，数据电子表格1600为线性步进阀的示例设计提供示例计算以在流式细胞仪中提供可变样本流速。例如，在数据电子表格1600中，给定鞘流速为10.50ml/min；给定活塞直径di为6.38mm；并且给定活塞缸筒直径d0为6.47mm。

需要注意的是，线性阻力步进阀v7具有可预测量的基础鞘阀阻力。在图16的示例中，基础鞘阀阻力为14.68pa-s/mm³。另外，每当长度l大于零时，线性阻力步进阀v7以线性方式增加可预测量的阀阻力。例如，在长度为零的设置1601中，阀阻力被计算为0.00pa-s/mm³。在长度为0.42mm的设置1602中，阀阻力被计算为2.26pa-s/mm³。在长度为4.16mm的设置1603中，所需阀阻力被计算为22.63pa-s/mm³。在长度为10.41mm的设置1604中，所需阀阻力被计算为56.58pa-s/mm³。各个设置的各个阻力约为长度的5倍，从而指示线性。

因此，利用该示例设计，在设置1601中，对于10.00μl/min的期望的样本流速，所需长度l为0.00mm。在设置1602中，对于12.00ml/min的期望的样本流速，所需长度l为0.42mm。在设置1603中，对于30.00ml/min的期望的样本流速，所需长度l为4.16mm。在设置1604中，对于60.00ml/min的期望的样本流速，所需长度l为10.41.

在线性阻力步进阀v7的加工(制造)期间，活塞缸筒直径d0和活塞直径di是可根据需要更改的两个重要参数。由于活塞缸筒直径d0略宽(相对于活塞直径di)，阀v7允许用于控制鞘阻力的更多粒度(例如，更大分辨率和更好的信噪比)。在图16的示例中，活塞1508进入活塞缸筒1506中有约12.70mm的最大可用行进距离。可取的是设计(例如，调整大小)活塞缸筒直径d0和活塞直径di，使得活塞1508使用大部分(例如，尽可能多)的最大可用行进距离以获得用于控制鞘阻力的更好粒度。更大的长度l往往为线性阻力步进阀v7的参数提供更准确的可重复性。

图17a和图17b示出线性阻力步进阀v7的实施方式的两个不同的示图。图17a示出线性阻力步进阀v7的横截面图。图17b示出线性阻力步进阀v7的三维透视图1751。图18示出线性阻力步进阀v7的分解三维图。

现在参照图17a至图17b和图18，线性阻力步进阀v7包括(不限于)活塞缸筒1506、密封件1704、填密环1706、活塞1508、导螺杆1708、复位开关1710、隔离阀1720、阀头1702、出口1504、入口1502、归位销1712、步进电机1512、引导体1714、引导销1716和复位开关1718。

步进电机1512旋转地驱动导螺杆1708并联接到导螺杆1708。导螺杆1708被拧到活塞1508中并联接到活塞1508。导螺杆1708的旋转运动生成活塞1508的平移运动。活塞1508的平移运动使得活塞1508向活塞缸筒1506的环状区域中行进可变长度l，如参照图15所述。活塞1508的平移运动也可用于冲洗或增压通过联接到阀v7的部分的流体，如参照图14和图15所述。

密封件1704与活塞1508和活塞缸筒1506物理接触。密封件1704物理地防止进入入口1502的流体从活塞缸筒1506渗出。密封件1704也可洗掉/擦掉累积在活塞1508上的盐。

图18示出形成线性阻力步进阀v7的单独部件，包括(不限于)活塞缸筒1506、密封件1704、填密环1706、活塞1508、导螺杆1708、复位开关1710、复位开关螺栓1802、隔离阀1720、隔离阀螺栓1804、阀头1702、出口1504、入口1502、归位销1712、步进电机1512、引导体1714、引导销1716和复位开关1718。

现在返回参照图14，流式细胞仪中的部件(包括阀v7)的温度以及流控系统1404中所使用的流体可一起改变(例如，来自室温的改变)。当温度改变时，流体的粘度改变基本上比线性阻力步进阀v7的活塞缸筒直径d0或活塞直径di的改变更显著。此外，线性阻力步进阀v7和样本路径210均为粘性占主导(例如，粘度非常重要)。幸运的是，阀v7和样本路径210二者受温度的影响大致相等(或成比例)。例如，阀v7和样本路径210中的流控阻力随温度大致相等(或成比例)地改变。因此，温度改变对阀v7和样本路径210二者的影响是自补偿的。

sit路径和关联的部分可由塑料制成，因为膨胀/收缩(由于温度)大致相等或成比例。因此，sit路径和关联的部分全部由类似的热和阻力行为占主导。sit路径和关联的部分由此是热稳定的。

相比之下，图7的流控系统604不是粘性占主导。可横跨步进夹管阀730发生基本上对流压降。对流压降独立于粘度并占主导。这种独立性会带来问题。

有利地，图14的流控系统1404比图7的流控系统604更热稳定。因此，可聚焦于阻力性能和运行之间的可重复性(a.o.t.，聚焦于例如温度/压力影响)来选择用于线性阻力步进阀v7的材料。引导体1714和阀头1702可包括例如不锈钢和/或其它材料。用于形成活塞1508的材料可包括例如陶瓷、聚四氟乙烯(ptfe)和/或其它材料。活塞1508的材料应该足够滑以能够在盐累积在活塞1508上时去除盐。例如，流控系统1404可通过将后侧密封件1704施加到活塞1508经由冲洗活塞1508来洗掉/擦掉盐累积物。通常，物理上依赖的部分的材料被选择为针对温度和/或压力的改变以标称相似的速率(或标称成比例的速率)膨胀或收缩。

描述了流式细胞仪中用于流式细胞术流控的系统、方法和设备。具体地，提供一种系统，其包括双激光装置和双散射通道以测量样本流体的芯流中的粒子的速度。第一散射通道检测由粒子穿过第一激光束生成的第一光散射，其中，粒子在样本流体中流动。第二散射通道检测由粒子穿过第二激光束生成的第二光散射，其中，第一激光束和第二激光束分离开距离(l)。该系统还包括步进电机调节流量控制阀以控制流动池中的流动通道中的鞘流速和样本流速的比例。通过基于流动池中的流动通道两端间的差压来控制真空泵的反馈控制系统，控制样本流体和样本流体周围的鞘流体的总流速，并因此使其保持恒定。

根据一些实施方式，步进电机调节流量控制阀是步进电机调节夹管阀。根据其它实施方式，步进电机调节流量控制阀是对鞘流体的流动施加物理流体阻力的线性阻力步进阀。在这种情况下，物理流体阻力调节鞘流体的流速，从而调节样本流体的流速。

当以软件实现时，本发明的实施方式的元件基本上是执行必要任务的程序、代码段或指令。程序、代码段或指令可被存储在可由处理器读取和执行的处理器可读介质或存储装置中。处理器可读介质可包括可存储信息的任何介质。处理器可读介质的示例包括(不限于)电子电路、半导体存储器装置、只读存储器(rom)、闪存、可擦除可编程只读存储器(eprom)、软盘、cd-rom、光盘和磁盘。程序或代码段可经由诸如互联网、内联网等的计算机网络下载并被存储在处理器可读介质或存储装置中。

前述详细描述的一些部分可根据对计算机存储器内的数据位执行操作的算法和符号表示来呈现。这些算法描述和表示是数据处理领域的技术人员用来最有效地将其工作的实质传达给本领域其他技术人员的工具。这里的算法通常被认为是导致期望的结果的自洽操作序列。这些操作是需要物理量的物理操纵的操作。通常，尽管不是必须的，这些量可采取能够被存储、传送、组合、比较以及以其它方式操纵的电(例如，电流或电压)或磁信号的形式。已证明有时，主要出于通用的原因，将这些信号称为位、值、电平、元素、符号、字符、项、数字等是方便的。

然而，所有这些和类似术语均与适当的物理量关联，并且仅仅是应用于这些量的方便标签。从以上讨论显而易见的是，除非另外具体地说明，否则将理解，贯穿说明书，利用诸如“处理”或“计算”或“确定”或“显示”等的术语的讨论是指计算机系统、处理逻辑或类似电子计算装置的动作和处理，其自动地或半自动地操纵被表示为计算机系统的寄存器和存储器内的物理(电子)量的数据并将其转换成被类似地表示为计算机系统存储器或寄存器或其它这样的信息存储、传输或显示装置内的物理量的其它数据。

另外，本发明的实施方式没有参考任何特定编程语言来描述。将理解，可使用各种编程语言来实现如本文所述的本发明的实施方式的教导。

本公开涵盖其它实施方式或目的。将理解，本发明的实施方式可通过所描述的实施方式以外的其它手段来实践，其在本说明书中出于例示而非限制的目的而呈现。说明书和附图并不旨在限制本专利文件的排他范围。需要注意的是，本说明书中所讨论的特定实施方式的各种等同物也可由要求保护的发明来实践。即，尽管已描述了本发明的特定实施方式，但是很明显，许多替代、修改、置换和变化将根据前面的描述而变得显而易见。因此，要求保护的发明旨在包括落入所附权利要求的范围内的所有这样的替代、修改和变化。产品、处理或方法表现出与所描述的示例性实施方式中的一个或更多个的差异的事实并不意味着产品或处理在所附权利要求的范围(文字范围和/或其它法律认可的范围)之外。