内作用 在颗粒上的声学力，作用在任意声场中可压缩的、体积为V的球状颗粒上的声辐射压力可 CN 105181559 A 兄明干ι 6/9 页 用声辐射压力势能U(Gor' kov 1962)表达：
[0057] 其中，a表示颗粒半径，β。表示周围流体的可压缩性，P。表示周围流体的密度。 颗粒不存在时声场的压力和速度分别由P和V表示，括号对应于时间平均量。项匕和f 2为 确定颗粒的力学性能如何不同于背景介质的对比项。由下式给出：
[0060] 其中角标p对应于颗粒的固有特性。作用在颗粒上的力F与力势能的梯度有关， 如下：
[0061] F = -VU
[0062] 颗粒聚集在势能U显示最小值的位置。（对于圆形横截面的毛细管，势能最小值与 图1中形成颗粒收集器的毛细管的轴线相一致）。
[0063] 图4中示出了偶极型模式下线驱动的椭圆形截面的毛细管的力势能U。以水中的 乳胶球（latex sphere)的情况计算势能。在此构造下，颗粒受到一个力而被传送到看起来 在椭圆焦点之间延伸的势阱。颗粒也被更紧密地集中在短轴方向而在长轴方向更加分散。
[0064] 根据椭圆的长宽比，正交方向的力势能会显著不同。这一点在图5中详细示出。 图5示出椭圆形截面的线驱动毛细管中，球状乳胶颗粒的不同长宽比的压力势能。对于此 构造，颗粒沿短轴更加局部化而沿长轴较少局部化。频率的变化可引起沿长轴更大的局部 化和沿短轴更少的局部化。长宽比接近于一时的势阱比长宽比远离一时的势阱更加明显。 注意，在长轴方向上势能的梯度更小。减少的梯度意味着颗粒沿该方向较少局部化。随着 椭圆的长宽比的下降，势阱深度也下降，导致更和缓的梯度和更少的局部化。因此，由于下 降的长宽比，颗粒沿椭圆的长轴更加扩散（由于梯度减小而力减小）。（颗粒沿短轴也有扩 散，但是远远小于沿长轴扩散的程度）。
[0065] 图6示出上述影响的结果。图6A显示颗粒流过椭圆截面毛细管的实例。在该实 例中，颗粒为直径约5. 6mm的荧光乳胶球（更具体地，聚苯乙烯小滴）并在图像中显示为水 平条纹，由左向右流动。图像平面包括椭圆的长轴和毛细管的中心轴。颗粒分散在毛细管 约一半的宽度上并形成颗粒带。在此实例中，颗粒受到足够的指向毛细管的轴的力而不接 近壁。图6B中，图像平面被旋转了 90度而包括椭圆的短轴和毛细管的中心轴。在此方向 上，沿势阱的梯度更大，导致颗粒沿毛细管轴的更大限制。此处颗粒被限制于与毛细管的中 心轴重合的单条线上。
[0066] 这些模式类型的一些特点为：
[0067] 颗粒可沿椭圆的长轴或短轴紧密地集中，而沿与其正交的方向"松散地"集中（选 择哪个轴是弱集中方向取决于模式）。
[0068] 在弱集中维度中，存在足够的力使颗粒保持不接近装置的壁。
[0069] 颗粒被限制于有利于图像应用的平面内，在所述图像应用中有必要将颗粒置于共 同的平面内，特别是当焦深较小时。
[0070] 颗粒的声学辅助流体动力学方式集中
[0071] 流体动力学方式集中的颗粒流用于流式细胞仪以及其他需要使流动的芯流中的 颗粒精确地成一直线的领域中。流体动力学方式集中传统上用于流式细胞仪中将颗粒集中 成紧密流，以用于激光询问。图7示出流体动力学方式集中的颗粒流的示图。此实例中，样 本被注入到包含在同轴鞘流内的中心芯流内。鞘液典型地为纯缓冲溶液，其以样本输入速 度的多倍流动，从而将中心样本流流体动力学方式地限制在更小横截面的区域中。该行为 限制了处于很窄宽度的圆柱形芯流中的颗粒。流体动力学方式集中芯流的半径r近似由以 下公式给出：
[0073] 其中，Q是芯流的体积流速，V是芯流的速度。注意体积的样本输送越大和/或速 度收益（velocities yield)越低，则芯流的直径越大。
[0074] 流体动力学方式集中的样本流会遭受作为许多因素的函数的中心芯流位置的不 稳定性。这些不稳定性可包括但不限于细胞壁上改变流线的气泡的成核、湍流及其组合。以 使中心芯流的空间位置稳定的外力辅助流体动力学方式集中系统是有利的。本发明的实施 方式包括利用多种射流引导中心芯流。
[0075] 图7B示出本发明的包括声学辅助流体动力学方式集中样本流的实施方式。在图 7B中，鞘液的外部同轴流动限制了包含样本的中心芯流。通过对流体动力学方式集中芯流 中的颗粒施加声学力，颗粒优选在流内进一步地集中。
[0076] 本发明的一个实施方式将颗粒的声学方式集中与流体动力学方式集中相结合。声 学方式集中通过稳定对抗外力的颗粒流的绝对位置辅助流体动力学方式集中系统。声学方 式集中还用于进一步收紧期望鞘液消耗减少或样本吞吐量增加但不损失流内颗粒集中品 质的流体动力学方式辅助系统内的颗粒流的集中。这对于样本是稀释的应用尤为重要。一 个主要的实例为"粘性"细胞的高速分类，"粘性"细胞必须保持在低浓度下以防止聚合。另 一个实例为在不牺牲颗粒集中的情况下鞘液的减少是优先的。此外，一些使用声学方式集 中的系统可能不希望样本与壁接触。（例如，这将保持蛋白质的合成和保持不受声辐射压力 影响的小颗粒远离毛细管壁。这些系统可使用缓慢的低容量鞘来带走样本。声学方式集中 然后可用于在样本流内紧密地集中颗粒。）
[0077] 图7B示出了声学辅助流体动力学方式集中的实例。此实例中，标准的流体动力学 方式集中系统配备了超声波换能器以在流体腔内建立驻波。颗粒开始时是流体动力学方式 集中的。然后超声辐射压力迫使颗粒到达沿中心芯流轴线的力势能最小值处，在该位置中 心芯流内的颗粒进一步排成一直线。
[0078] 现在参照图8,其中示出根据本发明的一个实施方式能够在流体动力学方式集中 之前、集中期间，或集中之前和集中期间应用声学方式集中的装置的示意图。该实施方式包 括流经毛细管22的样本20。鞘液24以流体动力学方式集中颗粒26。换能器28和30在 流体动力学方式集中之前沿中心芯体的轴以声学方式集中颗粒26,而换能器32和34在流 体动力学方式集中期间以声学方式集中颗粒26。
[0079] 图9示出了演示声学辅助流体动力学方式集中的测量。左侧图像（图9A)表明宽 度为500微米的圆柱形通道内的流体动力学方式集中。中心芯流包括溶液中直径约为5. 6 微米的聚苯乙烯颗粒（以体积计约〇. 0025% )。中心芯流被包含磷酸盐缓冲液的同轴的鞘 流环绕。右侧图像（图9B)示出在流体动力学方式集中期间中心芯流中的颗粒。以约100 至1000微升/分钟且优选地以约400微升/分钟的体积流速引入鞘液，以50至500微升 /分钟且优选地以约100微升/分钟的体积流速引入样本芯流。声激励的频率是2. 1MHz。 在右侧图像中，声场被激活以沿着样本芯流的轴产生颗粒阱。声场进一步将样本核流内的 颗粒在核流内隔离。
[0080] 声学辅助流体动力学方式集中的样本流的各方面包括但不限于：
[0081] ?集中的颗粒流的可重复定位
[0082] ?低速流体动力学方式集中流中增加的颗粒集中，由此鞘液的需求量减少（颗粒 在空间上被限制于直径小于芯流的流内）
[0083] ?增加的稀释样本的样本吞吐量同时保持紧密地空间定位
[0084] ?较少的湍流影响和对集中颗粒的确切位置的其它外部影响
[0085] ?从系统中的毛细管壁隔离样本流的方法，其中颗粒集中主要由声辐射压力进行 (例如，线驱动毛细管）
[0086] 在声学方式集中和流体动力学方式集中均是有利的情况下存在许多不同的设置。 图7B示出具有两个连接到流体动力学方式集中单元的换能器的装置。声场可以用于圆形、 正方形或其它几何形状的单元中。图7B中示出的换能器的数量为两个。换能器的最小数 量为一个。使用一个以上的换能器提供反馈以监控腔内的声场。另外，可在正交方向上连 接换能器以创建对于给定的应用而优化的力场。在本发明的实施方式中，在样本芯流内将 颗粒单行集中成一直线是有利的。在本发明的另一实施方式中，在一个维度集中颗粒而在 正交方向上允许颗粒分散是有利的。
[0087] 使用颗粒的声学辅助流体动力学方式集中的能力对微流体中的应用也是有利的。 微通道、微流体芯片或其它矩形（或近似矩形）通道几何形状中的流体动力学方式集中的 颗粒流可通过组合声学