用於微流體單一顆粒分析的指狀電極的製作方法

2023-10-05 10:36:09

專利名稱：用於微流體單一顆粒分析的指狀電極的製作方法
技術領域：
本發明涉及研究顆粒的領域，且更具體地涉及通過圍住載體液體用於傳輸顆粒的測量通道中的阻抗譜來區別例如生物細胞的顆粒。本發明可以在微加工流式細胞儀中使用。
背景技術：
使用一次性盒和更小裝置格式的護理點裝置的醫療保健趨勢要求微型化現有的基於流體的測試。分析更小流體體積的結果需求已經驅動微流體晶片的發展，從而在單一顆粒基礎上測量溶液中顆粒的屬性。用於電學顆粒分析的當前技術現狀原理是庫爾特(Coulter)計數器。在這裡，電解質溶液中的顆粒被牽引通過分隔兩個電極的小開口，電流在所述兩個電極之間流動。在開口兩端應用的電壓形成「檢測區域」。通過該開口的顆粒使它們自己的電解質體積位移並且因此改變開口的阻抗。這種阻抗改變產生一脈衝，該脈衝表徵顆粒的大小。此設備使得能夠確定該流體中顆粒的大小分布和濃度。庫爾特計數器也已經在微流體格式中實現。微流體系統還使得能夠按照向側面的方式探測通道中的阻抗。因此提出了通過通道內部的相對或相鄰電極來探測該流體。在宏流體系統中，已經提出了在開口內部並且具有多個電極對的類似結構。Cheung等人在"Impedance Spectroscopy Flow Cytometry: On-Chip Label-Free Cell Differentiation", Cytometry Part A 65A: 124-132(2005)中描述一種微流體晶片，該微流體晶片使用位於窄微流體通道12內部的兩對電極IOaUla和10b、llb，如圖1所示。此處，在其中一個電極對檢測顆粒時，另一對用作參照。上電極1 la、1 Ib均連接到相同的AC或DC輸入信號(A=B)，而下電極10a、IOb連接到地(信號C)。通過左和右電極對之間的微流體通道12中的流體的電流被測量，並且左和右電極對之間的相應阻抗被確定、放大，以及由標準模擬電子器件取它們的差值。使用標準鎖定技術測量結果AC信號的同相和異相部分。無顆粒通過電極10a、lla;10b、llb時，所確定的差值信號優選地為零，不過不一定為零(由於電子部件不精確的原因，實踐中總是會存在偏差)。如果來自左方的顆粒13先通過左電極對10a、lla，在檢測電極對之間的阻抗差值時產生正的幾乎類似高斯形狀的信號。當顆粒13之後通過右電極對IObUlb時，在檢測電極對之間的阻抗差值時產生負的高斯形狀信號。可以在圖1的底部看到結果的反對稱的雙高斯信號形狀。分析測量結果的標準方式(如在上面提到的參考文獻中也有描述)是使用閾值算法來發現顆粒事件。僅使用所述雙高斯信號的幅值。它是通過簡單地取信號曲線的最大值和最小值之間的差值來確定。最大值和最小值之間的時間延遲T可以用於確定顆粒13的速度
發明內容
本發明各實施例的目的是提供一種具有良好靈敏度的用於執行顆粒研究的裝置和方法。上述目的是通過根據本發明的裝置和方法來達成。本發明的具體和優選的各方面在所附獨立和從屬權利要求中給出。來自從屬權利要求的各特徵可以與獨立權利要求的各特徵以及與其它從屬權利要求的各特徵適當地且不是純粹如權利要求中所明確地列舉的那樣組合。在第一方面，本發明提供一種用於研究懸浮在載體液體中的顆粒的測量裝置。該測量裝置至少包括用於實施顆粒的電學測量的第一對測量電極，其中這對測量電極的至少一個電極是具有多個指的指狀電極。在本發明各實施例中，一電極對的兩個電極是指狀電極。在本發明的可替換實施例中，一電極對的一個電極為指狀電極，而另一個電極為非指狀電極，例如電極板。在本發明各實施例中，一電極對的兩個電極位於微流體通道的相對側。在可替換實施例中，一電極對的電極位於微流體通道的相同側。研究懸浮在載體液體中的顆粒可以引起對這種顆粒進行區別，例如一種類型的顆粒可以區別於另一類型的顆粒。在本發明的具體實施例中，電學測量可以是阻抗測量。通過標準信號處理技術可以整理在測量電極獲得的測量信號。與使用具有一個測量電極指和一參照電極指的現有技術測量裝置(其生成雙高斯信號形狀)獲得的信號形狀相比，根據本發明各實施例的指狀電極的圖案形成更長且更複雜的信號形狀。所獲得的更長的信號形狀引起測量靈敏度顯著提高。信號形狀的長度和複雜度取決於一對電極的(多個)指狀電極上的指的數目，並且取決於測量電極對的數目。根據本發明各實施例的測量裝置的一個應用是顯著地提高在血細胞上的阻抗測量的測量靈敏度，從而引起不同類型的顆粒(例如白血細胞)之間的更好的區分。更好的測量靈敏度還使得能夠測量更小的顆粒，例如血小板或微顆粒，以及獲得更高吞吐量。此外， 微流體裝置的最大流體流動速度受探測器的靈敏度限制。更好的靈敏度允許更高速度且因此允許更高吞吐量。更靈敏的裝置因此可以更快給出結果。速度是醫療裝置，尤其是手持裝置的最重要銷售因素之一。另一個優點在於，利用根據本發明各實施例的測量裝置，甚至對交疊顆粒的探測會是有可能的。交疊顆粒是同時位於所述電極之間的檢測區域中的顆粒，因此所測量的信號是來自兩個顆粒的獨立信號的疊加。這不意味著顆粒必須嚴格同時進入檢測區域，也不意味著它們具有相同的速度。指狀電極布置使得更容易探測兩個顆粒，即使它們在相似的時間位於檢測區域中。這是因為儘管信號的持續時間長，自相關函數是銳的，並且如果顆粒彼此相距大於一個電極指(如果處於相同速度)或者處於顯著不同的速度，則它們可以被彼此分開。交疊顆粒是現有技術顆粒計數器中的常見問題。現有技術電學方法比如公知的庫爾特計數器或者使用複雜的流體流系統(比如鞘流)以避免交疊顆粒，或者使用統計學方法來考慮它們。這增加了系統的成本和體積。對樣本的更高的稀釋減小了這個問題，但是增加了測量時間以及所使用的試劑的體積。本發明各實施例的優點是可以使用更低的樣本稀釋，從而減小執行測試的時間並且降低所需要的試劑的體積。這些對於需要是小且快的護理點裝置而言是重要優點。
在根據本發明各實施例的測量裝置中，所述指可以被調節從而具有限定一序列碼的圖案，該序列碼限定良好的自相關屬性。良好的自相關屬性被歸一化，使得最大值總是為一，並且在平移時的相關性值更小。最大值與在平移時的相關性值的比例限定信噪比增益。 指的圖案可以對應於偽隨機數序列。根據本發明各實施例的測量裝置可另外包括第二對測量電極。所述第二對測量電極可以用作參照以去除測量信號中的偏差。在本發明各實施例中，可以提供多於兩個測量電極對。在本發明各實施例中，第二對測量電極也可以是其至少一個為指狀電極的一對電極。在本發明各實施例中，第一對電極的一個電極的指可以與第二對電極的一個電極的指相互交叉。這具有的優點為測量信號具有三個可能值-1、0、1。在本發明各實施例中，兩個電極對的第二電極可以是組合電極，即它們可以是用於這兩個電極對的一個且相同的電極，例如板電極。在第二方面，本發明提供一種微流體系統，其包括根據本發明各實施例的測量裝置。根據本發明各實施例的測量裝置可以是集成微流體晶片上實驗室裝置的部件。它可以例如集成在護理點和/或手持裝置中。在另一方面，本發明提供一種細胞分選器，其包括根據本發明各實施例的微流體系統。根據本發明各實施例的測量裝置諸如可以用於分析例如血液、唾液或尿液的體液。它容易與顆粒分選結構組合。一個實例為罕見細胞富集。在再另一方面，本發明提供一種用於研究懸浮在載體液體中的顆粒的方法。該方法包括使用至少一個測量電極對在至少一個顆粒上實施電學測量過程，因此生成測量信號，所述至少一個測量電極對的至少一個電極是具有多個指的指狀電極；以及根據該測量信號確定在該載體液體中存在顆粒。對顆粒的研究可引起對顆粒進行區別。在本發明各實施例中，實施電學測量過程可包括阻抗測量。實施電學測量過程可包括阻抗譜。根據本發明各實施例的方法可進一步包括實施參照測量，以及將參照測量的結果與該測量信號比較。在根據本發明各實施例的方法中，根據該測量信號確定在該載體液體中存在顆粒可包括將描述顆粒在所述至少一個測量電極對的指之間通過的模型曲線與一節測量信號相關聯。本發明的上述和其它方面通過下述(多個)實施例而清楚明白並且參考下述(多個)實施例得以闡述。


圖1 (頂部)說明微流體通道的圖解性側視圖，其示出依據現有技術的在測量和參照電極對之間通過的樣本細胞；以及(底部)說明細胞信號，該細胞信號為測量兩個電極對之間的電流差值的鎖相放大器的輸出。圖2為根據本發明各實施例的微流體通道的示意性3D視圖，該微流體通道耦合到以框圖說明的信號生成器和測量電路。
圖3示意性說明根據本發明各實施例的叉指電極結構；(A)根據圖2中的線A-A』 的仰視圖，其中顆粒示為從左到右流過該結構，(B)根據圖2中的線B-B』的截面側視圖，以及(C)理想化的結果鎖定輸出信號。圖4說明可以與本發明各實施例一起使用的叉指指狀電極結構的實施例，所述叉指指狀電極結構依據長度為7的巴克碼(Barker code)來布置。圖5示意性說明根據本發明另一實施例的指狀電極結構；(A)俯視圖，其中顆粒示為從左到右流過該結構，(B)截面側視圖，以及(C)理想化的結果鎖定輸出信號。圖6為對實驗軌跡的擬合的說明。圖7說明若干RBC事件和一個已接受的PLT事件的測量結果。圖8示意性說明根據本發明另外實施例的叉指電極結構；(A)根據圖2中的線 A-A'的仰視圖，其中顆粒示為從左到右流過該結構，(B)根據圖2中的線B-B』的截面側視圖，以及(C)理想化的結果鎖定輸出信號。圖9示意性說明根據本發明另外實施例的叉指電極結構，其中通過改變電極指之間的間隔而改變該碼；(A)根據圖2中的線A-A』的仰視圖，其中顆粒示為從左到右流過該結構，(B)根據圖2中的線B-B』的截面側視圖，以及(C)理想化的結果鎖定輸出信號。圖10示意性說明根據本發明另外實施例的叉指電極結構，其中通過改變電極指的寬度而改變該碼；(A)根據圖2中的線A-A』的仰視圖，其中顆粒示為從左到右流過該結構，(B)根據圖2中的線B-B』的截面側視圖，以及(C)理想化的結果鎖定輸出信號。圖11示意性說明根據本發明各實施例的指狀電極結構，所有電極位於通道的相同側上；(A)仰視圖，其中顆粒示為從左到右流過該結構，(B)截面側視圖，豎直刻度與水平刻度相比被誇大，以及(C)理想化的結果鎖定輸出信號。附圖僅僅是示意性的且非限制性的。在附圖中，出於說明的目的，某些元件的大小可以被誇大並且不按比例繪製。在不同附圖中，相同的附圖標記指代相同或相似元件。權利要求中的任何附圖標記不應解讀為限制範圍。
具體實施例方式在一個方面，本發明涉及一種用於研究(例如區別)懸浮在載體液體中的顆粒的測量裝置。在本發明各實施例中，懸浮顆粒可以諸如是生物細胞，例如紅血細胞、白血細胞或血小板；然而，本發明不限於血細胞或其它生物細胞，並且可以與非生物性質的顆粒一起使用而不背離由所附權利要求限定的本發明的範圍。如圖2以及例如在圖3 (A和B部分)中說明的其截面中所示意性說明，根據本發明各實施例的測量裝置包括微流體通道20。微流體通道20布置成用於允許含有懸浮顆粒的載體液體流動通過其。為此目的，微流體通道20設有用於接收載體液體和懸浮顆粒的入口 21以及用於排洩載體液體和懸浮顆粒的出口 22。微流體通道20可以使用例如標準CMOS技術工藝的標準半導體工藝來製造。微流體通道20可以製作在例如玻璃襯底的合適襯底23上，其中例如通過剝離在該襯底上圖案化形成例如金屬電極的至少一對導電電極Ma、Mb ；2^1、2恥。在本發明各實施例中，電極諸如由例如鈦或鉬的生物惰性材料製成。所述至少一對電極至少包括第一測量電極對，在所說明的實施例中，該測量電極對的電極Ma、24b位於微流體通道20的相對側。根據本發明各實施例，第一測量電極對的兩個電極Ma、24b為指狀電極。在本發明各實施例中，指狀電極可以是這樣的，使得一個電極的指在載體液體通過微流體通道20的流動方向上彼此相鄰地在空間上不規則放置。「在空間上不規則放置」意味著一個電極的電極指不是放置在在空間上規則的圖案中。這意味著存在至少一個位置，預期在那裡具有特定電極的電極指， 而在那裡並未提供所述電極的實際電極指。這樣，電極指是根據限定序列碼的圖案來提供。 依據本發明各實施例，電極指的序列碼被選擇以得到良好的自相關屬性。良好的自相關屬性被歸一化使得最大值總是為1，且在平移時的值更小。最大值與在平移時的值的比例限定信噪比增益，因此對於m位序列，它將典型地約為1/m。通過提供與偽隨機數序列對應的指的圖案，可以獲得這種良好的自相關屬性。在本發明各實施例中，提供至少兩對測量電極，即至少第一測量電極對Ma 和第二測量電極對25a、25b。第一測量電極對的至少一個電極為指狀電極。在本發明各實施例中，第一測量電極對的至少一個電極和第二測量電極對的至少一個電極可以是指狀電極，而所述測量電極對的其它電極不必是指狀的。在本發明各實施例中，第一測量電極對的一個電極和第二電極對的一個電極為指狀電極，並且兩個測量電極對的第二電極不是指狀的。兩個測量電極對的第二電極可以甚至為一個且相同的電極。圖8中說明這種實施例。在本發明的可替換實施例中，第一測量電極對Ma、Mb的電極和第二測量電極對 25a,25b的電極均為指狀電極，如圖3所說明。第一測量電極對Ma、24b的電極和第二測量電極對25a、25b的電極可以是叉指電極。在電極圖案化之後，可以在襯底23上圖案化形成側壁26。側壁可以由任何合適材料製成，例如環氧樹脂或者諸如聚醯亞胺或SU8的抗蝕劑。兩個類似的晶片(每個包含襯底、電極和側壁)可以面對面地鍵合以形成封閉的通道20，所述通道在頂壁和底壁23上具有電極Ma、24b以及可選地電極25a、25b。可以從該晶片對切割得到晶片，使得例如通過使用彈簧載荷的連接器，與位於兩側上的電極Ma、Mb ；25a,25b的導電接觸可以被接入。測量電極對的第一電極Ma、2fe連接到用於測量結果的測量信號的檢測裝置27， 例如檢測電子器件。測量信號可以是諸如電流信號或電壓信號的電學信號。測量裝置可測量在測量電極對的電極之間流動的電流或存在的電壓差值。標準去卷積技術可以用於探測所述信號，並且表現出提高的靈敏度。根據本發明各實施例的測量裝置可以可選地連接到用於放大測量信號的放大器觀。測量信號(在放大之前或之後)可以用於確定電極對Ma ；25a,25b的電極之間的阻抗失配。如果顆粒觀在電極對的電極指之間通過，這個所確定的阻抗失配改變。根據本發明各實施例的裝置可另外包括用於從其含噪聲的環境提取測量信號的鎖相放大器31。根據本發明各實施例的裝置可另外包括用於評估所確定的阻抗信號的信號評估器四。對所確定的阻抗信號的評估可引起研究且最終區別在電極之上或之間通過的顆粒。一旦獲得測量信號，可以通過從該信號導出的多種參數(例如信號的幅值或相位) 來區別顆粒。對於低AC頻率，例如從DC到高達500kHz的頻率，幅值例如可以相當於細胞大小。對於使用具有不同頻率的兩個疊加AC輸入信號來測量的情形，通過確定顆粒的內部電導率或電容，在所述兩個頻率處幅值的比例可以區別相同物理大小的顆粒。
使用根據本發明各實施例的指狀電極簡化了模擬電子器件，因為信號探測變得更容易。這減小了測量裝置的製造成本。圖3的A和B部分分別圖解性地說明根據本發明各實施例的測量裝置的第一實施例的仰視圖和截面側視圖。在此實施例中，測量裝置包括微流體通道20和兩個電極對Ma、24b ；2如、2恥。每個電極對的兩個電極為指狀電極，如在圖3的A和B部分中可以看出。每個電極對的電極位於微流體通道20的相對側，例如頂部和底部，如圖3的B部分中所最佳地說明。兩個電極對的指狀電極根據預定圖案而相互交叉。在圖3中說明的實施例中，分別位於通道20的頂部上和底部上的指狀電極Mb、2^3和Ma、25a的圖案相同。這不是必要的。在本發明的可替換實施例中，由公共信號驅動的電極可以整體或者部分地用更大的單一電極來替換。在圖8中說明其實例。在此實施例中，叉指電極結構Ma、2fe提供在通道20的底部上，並且單一電極80提供在通道20的頂部上。在圖3的實施例中，在微流體通道20頂部的兩個電極24b、2^連接到信號生成器 30 (未在圖3中說明)。它們可以都連接到相同的信號生成器。在圖8的可替換實施例中， 單一上電極80連接到信號生成器30。在所說明的兩個實施例中，在微流體通道底部的兩個電極連接到檢測裝置27，例如連接到檢測電子器件。在可替換實施例中，在結構上類似於圖3的結構，即具有兩對測量電極，第一測量電極對的第一電極(該第一電極位於微流體通道的頂部)可以連接到信號生成器，並且第一測量電極對的第二電極(其位於微流體通道的底部)可以連接到檢測裝置。第二測量電極對的第一電極(該第一電極位於微流體通道的底部)也可以連接到信號生成器，並且第二測量電極對的第二電極(其位於微流體通道的頂部)可以連接到檢測裝置。這意味著在本發明各實施例中，信號電極和檢測電極可以顛倒並且對於不同電極對不必位於通道的相同側。在圖3中說明的實施例中，測量信號是在第一和第二電極對Ma、Mb ；25a,25b的下電極處測量。兩個測量信號的差值可以可選地在放大器觀中放大並且饋給到鎖相放大器31中。鎖相放大器31獲得例如該測量信號的輸入信號(可選地被放大器觀放大)，將其乘以具有已知信號形狀的參照信號(或者從內部振蕩器或者從外部振蕩器提供)，並且在規定時間上對其積分(取決於鎖相放大器的帶寬，該時間通常大約為幾微秒到幾秒)。長的積分時間剔除更多噪聲，但是僅允許慢信號，即對事件的緩慢測量。因此在選擇鎖定積分時間或帶寬中存在基本的速度一噪聲折衷。結果的信號為低頻信號，其中來自頻率與參照信號不同的任何信號以及頻率與參照信號相同的信號的異相分量的貢獻被基本上衰減到零(因為正弦函數與相同頻率的餘弦函數是正交的)。這就是鎖相放大器為相位靈敏探測器的原因。對於正弦參照信號以及輸入波形Uin (t)，對於模擬鎖相放大器可以由下述計算 DC輸出信號Uout (t)
其中Φ為可以在鎖相放大器31上設置的相位(默認設置為零)。
實際上，鎖相放大器的許多應用只要求恢復信號幅值，而不是相對於參照信號的相位；鎖相放大器通常測量信號的同相(X)和異相(Y)分量並且可以由此計算幅值(R)。從鎖相放大器31獲得的結果的理論同相信號示於圖3的C部分。信號可以被解釋為由值-1 (當顆粒遇到第一電極對的指時)、0 (當顆粒遇到未提供電極對的指的位置時) 和1 (當顆粒遇到第二電極對的指時)構成的數字碼。異相信號看起來相似，但是具有不同幅值。在遠程通信中，直接序列擴展頻譜(DSSS)為一種已知的調製技術。如同其它擴展頻譜技術，所傳輸的信號佔據比被調製的信息信號更多的帶寬。名稱「擴展頻譜」來自於這樣的事實載波信號出現在裝置的傳輸頻率的整個帶寬(頻譜)上。直接序列擴展頻譜傳輸將被傳輸的數據乘以「噪聲」信號。此噪聲信號是頻率比原始信號的頻率高得多的值1和1的偽隨機序列，藉此將原始信號的能量擴展到寬得多的頻帶。結果的信號像白噪聲，類似於對「靜態」的音頻記錄。然而，這種類似噪聲的信號可以用於通過將其乘以相同的偽隨機序列(因為1X1=1以及 IX 1=1)而在接收端精確地重構原始數據。稱為「去擴展」的這個過程在數學上組成所傳輸的PN (偽噪聲)序列與接收器的假定序列的相關性。為了使去擴展正確地作用，傳輸和接收序列必須被同步。這要求接收器經由某種定時搜索過程將其序列與傳輸器的序列同步。然而，這個明顯的缺點可以是顯著的益處如果多個傳輸器的序列彼此同步，在它們之間該接收器必須進行的相對同步可以用於確定相對定時，如果傳輸器的位置已知，該相對定時進而可以用於計算接收器的位置。這是許多衛星導航系統的基礎。增強通道上的信噪比的結果效應稱為處理增益。通過採用更長的PN序列可以使此效應更大，但是用於生成PN序列的物理裝置對可達到的處理增益提出實際限制。如果不期望的傳輸器在相同通道上但是以不同PN序列(或者根本沒有序列)來傳輸，去擴展過程導致該信號沒有處理增益。此效應是DSSS的碼分多址(CDMA)屬性，這允許多個傳輸器在它們的PN序列的交叉相關屬性的極限內共享相同通道。依據本發明各實施例，電極對Ma、Mb ；25a,25b的指置為使得結果的信號類似於直接序列擴展頻譜(DSSS)中的偽噪聲(PN)碼。但是不同在於，該序列無法改變並且該信號不同步。它類似於僅僅傳遞一位的數據但是確定它何時被傳輸的時間點。因此，根據本發明各實施例，必須通過將模型曲線(類似於圖1的C部分中的理論信號)擬合到移動的一節的測量信號來檢查信號的出現。與根據現有技術使用兩個非指狀電極對獲得的信號相比，依據本發明各實施例， 在相同顆粒速度時結果的信號更長並且更複雜(具有更大帶寬)。應用在根據本發明各實施例測量的信號上的標準去卷積技術因此表現出提高的靈敏度。如上文結合圖3所說明，碼序列可以是三個水平序列(_1，0，1)，因為除了將給出正脈衝或負脈衝的電極，電極之間的間隙可以被使用。這為碼最優化給出了更多選項。在可替換實施例中，可以獲得兩個水平序列。由於微流體通道內部的流分布是拋物線型的事實，該技術的性能變得複雜。因此微流體通道20的截面的不同位置處的顆粒速度可以不同，這引起附加擬合參數。除了事件的時間之外，所述附加擬合參數可以是事件的速度。在無線電系統中與光速相比一切都是緩慢的，因此只需要在時間上發現事件。在不同速度的顆粒引起在時間上被不同地延長的信號。儘管在DSSS中噪聲不依賴於碼長度，在本發明各實施例中，噪聲隨著探測的流體體積而增長。由於流體體積隨著(可選地相互交叉的)電極指的數目(=N)而增長，噪聲隨著sqrt(N)而增長。自相關技術剔除噪聲的能力隨著位長度M而線性地縮放，由於包含零的原因該位長度M可以大於電極指的數目N，因此從噪聲提取信號的能力按 M/Sqrt(N)提高。因此，例如具有相同數目的適當布置的間隙的13個電極序列將形成在有效信號與噪聲比方面 7. 2的有效增益。編碼序列越長，在信噪比上的增強越大。因此更有利的是在指狀電極中具有更多的指。依據本發明各實施例使用的偽噪聲(PN)碼要求某些數學屬性。關鍵屬性是當該序列在時間上對齊時該序列具有良好的(例如最大的)自相關，但是在時間上平移時具有低的 (例如理想地為零的)自相關。這些的已知實例為巴克碼和威拉德(Willard)碼。巴克碼是
權利要求
1.一種用於研究懸浮在載體液體中的顆粒(28)的測量裝置，其至少包括用於實施顆粒的電學測量的第一對測量電極(2^、24b)，其中這對測量電極的至少一個電極是具有多個指的指狀電極。
2.根據權利要求1的測量裝置，其中一電極對的兩個電極是指狀電極。
3.根據權利要求1的測量裝置，其中所述指被調節從而具有限定一序列碼的圖案，該序列碼限定良好的自相關屬性。
4.根據權利要求3的測量裝置，其中所述指的圖案對應於偽隨機數序列。
5.根據權利要求1的測量裝置，還包括第二對測量電極(2如、2恥)。
6.根據權利要求5的測量裝置，其中該第二對測量電極具有至少一個指狀電極，其中第一對電極的一個電極的指與第二對電極的一個電極的指相互交叉。
7.根據權利要求1-6中任意一項的測量裝置，其中至少一個指狀電極具有多個指，所述多個指具有非周期性設計。
8.根據權利要求1-6中任意一項的測量裝置，其中至少一個指狀電極結構具有可改變的電極指寬度和/或可改變的間距寬度。
9.一種微流體系統，其包括根據權利要求1的測量裝置。
10.一種細胞分選器，其包括根據權利要求9的微流體系統。
11.一種用於研究懸浮在載體液體中的顆粒(28)的方法，該方法包括使用至少一個測量電極對(2^、24b)在至少一個顆粒上實施電學測量過程，因此生成測量信號，所述至少一個測量電極對的至少一個電極為具有多個指的指狀電極，以及根據該測量信號確定在該載體液體中存在顆粒。
12.根據權利要求11的方法，其中實施電學測量過程包括阻抗測量。
13.根據權利要求12的方法，其中實施電學測量過程包括阻抗譜。
14.根據權利要求11的方法，進一步包括實施參照測量，以及將參照測量的結果與該測量信號比較。
15.根據權利要求11的方法，其中根據該測量信號確定在該載體液體中存在顆粒包括將描述顆粒在所述至少一個測量電極對的指之間通過的模型曲線與一節該測量信號相關聯，所述至少一個測量電極對的至少一個電極為指狀電極。
全文摘要
在單一顆粒基礎上通過使用微流體通道可以研究顆粒溶液的電學屬性。使用至少一對導電電極可以測量跨過通道的阻抗，一對電極的至少一個電極為具有多個指的指狀電極。指狀電極的圖案形成更長且更複雜的測量信號形狀，這引起測量靈敏度的顯著提高。所提出的技術的一種應用是顯著地提高對血細胞的阻抗測量的測量靈敏度，從而引起在不同類型的白血細胞之間的更好的區分。更好的測量靈敏度還使得能夠實現對更小顆粒的測量和更高的吞吐量。
文檔編號G01N15/12GK102301221SQ201080005655
公開日2011年12月28日 申請日期2010年1月27日 優先權日2009年1月27日
發明者範伯克爾 C., C. 雷西厄斯 H., C. 迪恩 S. 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司