JP2001524673A - 検体検出のための装置およびプロセス - Google Patents

検体検出のための装置およびプロセス

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Abstract

(57)【要約】 本発明は、検体検出のためのプロセスおよび、このプロセスを実行するための装置に関する。これらは、化学、生化学、分子遺伝学、栄養化学、バイオテクノロジーの分野、環境分野、および薬学の分析あるいは診断に用いられる。検体（８）を検出するために、周囲の測定溶液（３）とは電気特性または比透磁率が異なるマーカー粒子（５）が用いられる。マーカー粒子（５）は検体（８）と特異的に結合し、あるいは基板（２）上で検体と拮抗的に結合する。検体（８）は、電極（２）によって生成される電界の変化、あるいは電極での電流または電圧、あるいは磁界を介して検出される。これらは、結合しているマーカー粒子（５）によって電界中で引き起こされるか、検体の代わりに基板に結合しているマーカー粒子によって引き起こされる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、検体の検出用プロセスおよびそのプロセスを実行する装置に関する
。
【０００２】
【従来の技術】
このような装置およびプロセスは、アッセイの用語とともに示されるが、少な
くとも２つの分子間の特定の結合を定性的、定量的に記録することに用いられる
。これには、例えば、レセプターとリガンドとの相互作用、抗体と抗原との相互
作用、核酸の認識、オリゴヌクレオチドとＤＮＡとの相互作用だけでなく、ほか
の分子間の相互作用の記録が含まれる。このタイプのプロセスおよび装置は、例
えば化学、臨床分析、製薬開発、環境分析、および核酸の配列決めを含む分子生
物学の日常作業において使用され得る。
【０００３】 異なる検出方法を有するイムノアッセイが行われていることが知られている。
これには、放射性プロセス、蛍光物質を用いたプロセス、化学ルミネセンスを用
いたプロセス、酵素プロセスが含まれる（C. P. Prince、D. J. Newman：Princi
ples and Practice of Immunoassays、Maxmillan Publishers Ltd., 1991 U.K. ）。
【０００４】 イムノアッセイのある一形態では、抗体−抗原結合のためにラテックス分子の
膠着があり、これを例えば視覚的に検出してもよい（J. M. Singer, C. M. Plot
z: The Latex Fixation Test, American Journal of Medicine, Dec., 1965, pp
. 888-892）。１０５個の分子が１０μｍの直径のミクロスフェアを用いて検出 され得、１０８個の分子は１μｍの直径のミクロスフェアを、１０１３個の分子
は０．１μｍの直径のミクロスフェアを用いると、このような膠着テストで検出
され得る。ＩｇＧ（ＭＷ＝１００，０００）の例を用いて、１０ｆＭ、１０ｐＭ
もしくは１０ｎＭの理論上の感度が与えられる。最も高い感度は相対的に大きな
ミクロスフェアについて観察されるが、その使用はそれらの沈殿の振る舞いによ
って制限される。
【０００５】 さらに近年は、核酸、例えばオリゴヌクレオチド、ＲＮＡおよびＤＮＡがこの
ような相互作用を介して、ＤＮＡマイクロチップ技術を用いて検出され得る（Na
ture, Genetics, Volume 14, No. 4, Dec. 96およびD. Noble: DNA Sequencing
on a chip, Anal. Chemistry, Volume 67, No. 5, March 1, 1995）。しかしな がら、このチップ技術は、ここでは電気的測定プロセスとしては用いられず、新
規な合成プロセスとして超小型構造を生成するために用いられる。実際の検出メ
カニズムは、視覚的なタイプのものである。しかしながら、リガンドを合成する
電気プロセスと視覚的なマーキングおよび検出との組み合わせは非常に高価であ
る。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
当該分野の現況の欠点は、放射能に基づいた検出プロセスは放射に対する防御
および生成される放射性廃棄物の問題で負担が大きいことである。検体の電気化
学的検出を容易にする酵素検出方法は、化学反応基質としての物質との化学反応
が付加的な作業工程として起こらなければならない。
【０００７】 当該分野の現況において知られている全ての検出プロセスおよびアッセイでは
、不特定の信号をできるだけ最小限にするために、検体の検出前に余剰な反応物
を除くべく最終の洗浄工程が必要である。
【０００８】 本発明の目的は、迅速で、簡易かつ正確な検体の検出を容易にし、洗浄工程を
省略し得る装置およびプロセスを提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
この本発明の目的は、メインおよびサブクレームの特徴によって達成される。
【００１０】 周囲や測定溶液とは異なる電気的および／あるいは電気化学的特性を有するマ
ーカー粒子が電界中に入れられると、電界はこれによって乱される。測定溶液中
に生じるこれらの電界の乱れは簡易、迅速かつ非常に正確に決定され得る。
【００１１】 このように本発明のプロセスは、本質的に純粋に電気的と見なされ得る検出方
法に基づいている。したがって、電気的または電気化学的特性の決定、および結
果として高い感度での非常に低い検出限界を可能にする非常に高い感度または精
度を有する。
【００１２】 電界を生じる電極の適切なサイズおよび／あるいは位置決めによって、電界は
、異なる材料組成、異なる表面電荷の比抵抗または異なる誘電率を有するマーカ
ー粒子の影響を事実上独占的に受ける。これらのマーカー粒子は、例えば検体あ
るいは基質、つまり基質として適している物体または材料と特異な結合をしてい
る。余剰な結合していないマーカー粒子は信号を発生しない。このため、測定溶
液から結合していないマーカー粒子を除くための洗浄工程は省略することができ
る。
【００１３】 本発明（プロセスおよび／または装置）によれば、バイオアッセイの測定範囲
は、電極あるいは基板表面を固定し、マーカー粒子のサイズを選択することによ
って調整することができる。
【００１４】 本発明のプロセスおよび本発明の装置は、分子間の相互作用を介して記録する
ことができるいかなる検体の検出および濃度決定に使用され得る。これらには、
例えばレセプター−リガンド、抗体−抗原、抗体−ハプテン、抗体フラグメント
−抗原、アプタマー、タンパク質、核酸、オリゴヌクレオチド、ＤＮＡおよび全
ての分子の相互作用が含まれ、これらにおいては分子のパートナーの少なくとも
１つがマーカー粒子でマークされ得る。これには、材料と分子全体の表面との相
互作用が含まれる。当該分野の現況によれば、全ての公知のイムノアッセイフォ
ーマットを原則として実現することができる。
【００１５】 その結果、本発明を用いて達成される利点は、特に、正確さ、迅速さおよび感
度に関連する全ての利点を有する純粋に電気的な検出方法が用いられているとい
う点にあり、また、非常に小さい電極とそれに匹敵するサイズのマーカー粒子と
を用いると個々の結合の検出も可能であるという点にある。
【００１６】 本発明のプロセスおよび本発明の装置ののさらなる効果的な改良は従属クレー
ムにおいて与えられる。
【００１７】 電界を生じる電極の近距離場においては特に、１個のマーカー粒子の存在でさ
え電界内に十分に高い電荷をもたらし得る。電極から除かれる特異的な結合をし
ていないマーカー粒子は、電界をあまり損なわない。このため、基板の近傍に電
極を適切に配置するか、あるいは電極自体を基板として設計し、マーカー粒子の
適切な濃度では、測定される信号は実質的に特異的に結合しているマーカー粒子
によってのみ影響される。したがって、余剰なマーカー粒子や検体を測定溶液か
ら除くための洗浄工程は、省略することができる。
【００１８】 測定溶液の比透磁率とは異なる比透磁率のマーカー粒子を用いると、測定溶液
であるいは測定溶液中で磁界が生じ、検出は、磁界の強度によって、あるいはマ
ーカー粒子によって引き起こされる磁界の変化によって実現される。
【００１９】 したがって、例えば個々の結合の検出が基板としての電極で起こり得る。その
表面はマーカー粒子の断面の表面積と同じオーダーの大きさであり、少なくとも
数オーダーも異なることはない。したがって、丸、四角、矩形だけではなくいか
なる形状をも持つ微小電極をこれに使うことができる。マーカー粒子の大きさは
、数ｎｍから数μｍの間、例えば１０μｍである。
【００２０】 いくつかのマーカー粒子が結合していることを測定技術によって検出すること
ができる場合には、より大きい電極を用いてもよい。その電極の表面には、マー
カー粒子の三次元的な膠着を含む表面のカバーリングがある。膠着テストについ
て当分野の現況で与えられる値とは対称的に、理論的な検出限界は、マーカー粒
子の直径の関数として数オーダーの大きさ小さくなる。
【００２１】 さらにバイオアッセイの測定範囲は、電極表面を個々の結合領域と膠着領域と
の間に固定することによって調整することができる。
【００２２】 たった１つの微小電極あるいは非常に少数の微小電極を（対向電極とともに）
用いると、微小電極を取り囲む測定媒体が限られた数のマーカー粒子を含む低容
量で、非常に低い検体濃度を記録することができる。したがって、より簡単で、
より正確な個々の結合の検出は、非常に小さなサンプルチャンバーあるいはスル
ーフローチャンバーを用いることでμｌのオーダーで実現することができる。
【００２３】 これは、スルーフロー測定システムにおいて検体のマーカー粒子への特異な結
合による検体の検出に特に適用され、ここで検体の流れは、結合されたマーカー
粒子を、電極を介して外部から印加される電界によってとらえる。測定溶液内の
電極間の電流または容量における変化として現れ、マーカー粒子によってもたら
される電界の変化は、正確に記録することができる。また個々の検出は、対応す
る低用量のスルーフロー領域で可能である。
【００２４】 極性が交互に変わる電界あるいは磁界が測定溶液に印加されると、それにより
引き起こされる帯電されたあるいは磁気を帯びた（常磁性または反磁性の）マー
カー粒子の動きによって、検体とマーカー粒子のさらなる混合が達成され得る。
常磁性のマーカー粒子が特にこれに適している。なぜなら、反磁性のマーカー粒
子に対してよりも、かなり低い磁界が必要とされるからである。いかなるマーカ
ーを用いた検出プロセスの精度および再現性も、このような電界によって誘起さ
れる混合によって改良され得る。このため、固定された分子を有するマーカー粒
子は、いかなる分子をも含まないマーカー粒子をも含み得る。これらの付加的な
マーカー粒子は混合の効果を増す。測定媒体の混合は、超音波に接続することに
よってさらにサポートされる。
【００２５】 さらに、このようなマーカー粒子は、電気泳動的な移動あるいは磁気的に誘導
される移動のために、対応する電界または磁界によって基質上の結合部位に移動
され得るか、あるいは余剰なマーカー粒子の結合が完了した後に基質の近傍から
除かれ得る。測定溶液に存在するマーカーは、マーカー粒子の結合部位へのこの
電気泳動的な移動あるいは磁界誘発的な移動のためによく活用され、感度、検出
限界および再現性だけでなく、本発明のプロセスの正確さが大きく向上される。
残余の非結合マーカー粒子の電気泳動的あるいは磁界誘発的な移動は、マーカー
粒子の結合上でマーカー粒子の結合部位や結合部位から離れて起こるが、このた
めにそれらの濃度は、基質および／あるいは電極の領域において大きく減少する
。特に近距離場における電極の感度の妨害の結果、自由なマーカー粒子はまだ測
定に影響を及ぼすが、とるに足らない程度にすぎない。しがたって当該分野の現
状によると、多くの分析プロセス、特にイムノアッセイに必要である特別な洗浄
工程は、省略することができる。
【００２６】 測定プロセスにおいて検出されるべき分子、および分子を帯びたマーカー粒子
が異なる極性の電荷を持っていれば、電圧を印加すると、電気泳動的な輸送が初
めに帯電分子を電極の周囲上または電極の周囲内の結合部位に移動させる。結合
部位への結合が完了すると、電界の極性を反転させることによって、分子を帯び
たマーカー粒子が電極の周囲上または内部の結合部位に運ばれる。このプロセス
は、サンドイッチフォーマットのアッセイを用いるときに特に有用である。
【００２７】 説明した電界または磁界によって引き起こされる帯電したあるいは磁気を帯び
た粒子の直接的な輸送、および混合を方向付ける交互の輸送は、測定溶液におけ
る全てのマーカーを使用した検出プロセスの手順に用いることができる。
【００２８】 不均質の電界を用いると、非帯電の、しかし極性を有するマーカー粒子もまた
、上述したプロセスによって、あるいはそれを混合して、運ぶことができる。
【００２９】 本発明の例示的な実施形態によれば、電極は、少なくとも１つの小さな開口部
を有するダイアフラムが正面に配置された状態で用いられる。このため、ダイア
フラムは測定溶液に面し、電極を介して不均質の電界が生成される。この電界線
はダイアフラムの小さな開口部を通りぬけている。マーカー粒子は、ダイアフラ
ムの表面に、あるいは近傍に結合される。この実施形態を用いて得られる効果は
、不均質な電界を生成するために、μｍの範囲およびそれより小さい直径を有す
る微小電極を製造する必要はないということを特に含んでいる。これは、ダイア
フラムの開口部が電界に重要であるからである。実際に微小電極の製造は知られ
ているが、高コストでの高価な技術的プロセスを必要とする。大電極の正面にダ
イアフラムを用いると、電極製造上の技術的な要件はそんなに高くなく、このた
めに本発明の装置は低コストで製造することができる。したがって、個々の電極
または電極列を有する測定装置は、低コストで使い捨て品として製造することが
できる。
【００３０】 本発明のさらなる効果は、小さいダイアフラム開口部を通って測定溶液中の対
向電極に流れる電流が、電極での非常に小さな電流密度を生じさせるのみである
ことである。微小電極を使用する場合と比べると、この場合には電流密度は、ダ
イアフラムの開口部と電極表面との断面の表面積の比率だけ小さい。その結果、
電気抵抗に変化が生じる。これは粒子により誘発される場の乱れによって主とし
て引き起こされる。また電気化学的な電極反応の影響は大部分は無視できる。測
定はこのようにして、より正確に行われ得る。
【００３１】 本発明のさらなる例示的な実施形態によれば、マーカー粒子によって引き起こ
される電界の乱れの検出の測定は、電位差計によるプロセスを用いて測定溶液中
で行われる。ここで電界は、測定溶液と電極との境界での電位差形成ステップに
よって電極の表面で形成される。
【００３２】 この実施形態の効果は、特に、より大きな直径またはより大きな表面を有する
電極を同様に用いることができることである。これは、電位差計電極の表面での
電位差形成ステップが電極からマーカー粒子の直径と同じオーダーの大きさの距
離離れて起こるという事実からわかる。ｎｍの範囲からμｍの範囲のマーカー粒
子はこのようにして用いることができる。
【００３３】 電位差計による測定プロセスへの適用には、マーカー粒子が、液体の測定媒体
中で、粒子表面で、イオン選択性の電極自体とは著しく異なる電荷および／ある
いは電位差を有していることが重要である。これは、マーカー粒子の結合の電位
差計による検出においては好ましい前提である。
【００３４】 電流測定の検出プロセスおよび電位差計測定の検出プロセスの両方に関して、
イオン選択性膜の場合と同様に、その中でマーカー粒子がイオン透過担体でドー
プされているマーカー粒子の表面で電位比に影響を及ぼすことが可能である。こ
のため、結合されたマーカー粒子の検出に役立つイオン選択性の膜におけるもの
以外のイオン透過担体が用いられるべきである。同様に、マーカー粒子の表面に
薄い金属膜をもうけることも可能である。
【００３５】 電流測定的、電位差計測定的な検出プロセスの両方において、検体の検出は二
段階のプロセスで実行される。この二段階プロセスは、マーカー粒子の輸送とそ
の後の電極への結合である。述べたように、電気泳動的かつ磁気的なマーカー粒
子の輸送がここで用いられ得る。
【００３６】 本発明の例示的な実施形態は、図面に示されており、より詳細に以下の説明で
示される。
【００３７】
【発明の実施の形態】
結合検出のメカニズムは、図１においてより詳細に述べられている。
【００３８】 図１ａ）は微小電極の周囲を示している。ここで１は絶縁性支持部であり、そ
の上に球状の微小電極２＊が配置されている。この微小電極２＊と図示しない対
向電極との間に電圧が印加される。両電極は液状の測定媒体３に囲まれている。
電界線４は電流が通じている微小電極２＊から出ている。
【００３９】 図１ｂ）および１ｃ）は結合検出のメカニズムを示している。平面上の微小電
極２は３μｍの辺の長さを有する正方形である。電極は、公知の薄膜プロセスを
用いてガラスからなる絶縁性支持部１上に製造される。マーカー粒子の材料は、
例えばSiO2であり、直径は２μｍである。
【００４０】 水性の測定媒体中では、比導電率次のように示される。 ｋ＝ΣＺｉ １・Ｆ２・μｉ・Ｃｌ 式１ ｉ ここでｚｉは電荷番号、μは移動度であり、Ｃはイオン濃度である。Ｆはファ
ラデー定数を表している。
【００４１】 微小電極と液状測定媒体との間の電流密度、電界強度および電圧降下の関係は
、次のように簡略化される。
【００４２】 電流密度Ｊと電流Ｉとの間の関係は、式２によって半球状の微小電極に関して
得られる。 Ｊ＝Ｉ／２πｒ２ 式２ ここでｒは微小電極の中心点から測定媒体への距離である。 Ｅ＝（Ｉ／ｋ）・Ｊ 式３ は測定媒体の比導電率Ｋとともに電界強度Ｅに適用される。
【００４３】 電極表面と液状の測定媒体との間の電圧降下については、半径ｒの関数として
の結果は Ｕｓ＝ｒ ｒ０∫Edr ＝ １／２πｋ（１／ｒ０−１／ｒ） 式４
【００４４】 図１ｂ）による平面上の微小電極については Ｕｓ’＝ Ｕｓ・ｋ ここでｋ?０．６ 式５
【００４５】 距離ｒ＝２ｒ０のとき、 Ｕｓ（ｒ＝２ｒ０）＝０．５Ｕ（ｒ→∞） 式６ これは、電極径からの距離で電圧は５０％降下することを意味する。
【００４６】 このため、微小電極２＊のすぐ周囲における電界の乱れは、電界線の軌跡にお
ける強い変化として現れる。
【００４７】 図１ｃ）は、結合６を介して基板としての微小電極２に結合しているマーカー
粒子（ラベル粒子）５を示している。マーカー粒子５によって大きく乱されてい
る電気的な流れの場４は、微小電極２と対向電極との間の測定可能な電気抵抗に
おいて強力な変化という効果をもたらす。対向電極は同様に水性の測定媒体３中
に配置されているが図示されてはいない。
【００４８】 電気抵抗は、数１０ｍＶから数ボルト、好ましくは１００ｍＶの範囲内の直流
電圧あるいは交流電圧を用いて検出することができ、電気容量は、数Ｈｚから数
ＭＨｚ、好ましくはｋＨｚの範囲の周波数の交流電圧を用いて測定することがで
きる。
【００４９】 マーカー粒子５の結合が、電気抵抗あるいは電気容量を測定することによって
電極の近くの空間で時間分解能方式で記録される場合には、定量的な測定は、信
号−時間関数を評価することによってダイナミックな手段で行われ得る。なぜな
ら、それによって最初に派生するのは、検体濃度の測定であるからである。
【００５０】 マーカー粒子５自体が帯電していると、マーカー粒子５の分子の基板との相互
作用は、さらに電界中のマーカー粒子５の輸送によって助けられる。これは次の
ように説明され得る。
【００５１】 水性の測定媒体中で電圧を印加することによって２つの電極間に生じる電界Ｅ
において、力Ｆは帯電したマーカー粒子５上で出される。 Ｆ＝ｚｉ・Ｑ・Ｅ 式７ ここでＱはイオンの電荷である。
【００５２】 電界Ｅにおいて速度ｖを有する帯電マーカー粒子５は、この力の効果によって
動かされる。
【００５３】 ｖ＝μ・Ｅ 式９ このように、マーカー粒子の速度（ｖ）は電界強度Ｅに比例している。この比
例は移動度μによって示され、 μ＝Ｖ／Ｅ 式１０ 移動度μはこのように測定媒体のタイプ、およびマーカー粒子のタイプに依存
する。
【００５４】 これは、マーカー粒子が電界においてそれ自体の電荷によって動くことを意味
する。さらに、帯電した分子がマーカー粒子の表面上に位置していると、分離電
荷の程度が表面に結合している分子の電荷の程度よりも大きければ、いかなる場
合でもマーカー粒子の分離電荷が場によって誘起される輸送の方向を決定する。
結合されている分子の電荷がマーカー粒子自体の電荷と同じ極性を有していれば
、輸送は速度を増すことによって促進される。反対の電荷については、速度が減
少する。
【００５５】 図２は、上述した帯電したマーカー粒子５の電気泳動的な輸送を理論的に示し
ている。マーカー粒子５は、電気的な力Ｆｅが粒子に作用するので（図２ａ）、
微小電極２と図示しない対向電極との間に印加される例えば５０００ｍＶの電圧
のために微小電極の方向に動かされる。マーカー粒子５が微小電極２の近くに移
動した後（図２ｂ）、基板として示される電極２との結合の相互作用６が存在し
得る（図２ｃ）。電界を反転した後、電気的な力Ｆｅは反対方向に働き、結合し
ていないマーカー粒子５は微小電極２から再び離れる（図２ｃ）。このようにし
て、見せかけの洗浄ステップが電気泳動的な輸送によって起こる。電気泳動的な
輸送に適した異なる電荷を有する材料の選択は、マーカー粒子５に利用可能であ
る。
【００５６】 常磁性または反磁性のマーカー粒子の輸送もまた磁界内で起こる。反磁性のマ
ーカー粒子の場合、磁界は不均質である。
【００５７】 本発明の根底にあるマーカー粒子の検出および輸送の実際の原理は、マーカー
粒子（ラベル粒子）によって誘発されるフィールド効果として説明される（ラベ
ル誘起フィールド効果、ＬＩＦＥ）。
【００５８】 図３は、より高い検体濃度の検出のためのバイオアッセイを示している。直径
が約１μｍのいくつかのマーカー粒子５の結合６が測定技術を用いて検出される
ように、その表面上にマーカー粒子の三次元接合を含む表面カバーリングが存在
する、より大きい電極２＋が、例えばガラス製の絶縁性支持部１上で用いられる
。例えば電極は１０×５０μｍの大きさの矩形形状を有する。
【００５９】 より高い検体濃度の測定範囲は接合範囲と呼ばれ得る。測定媒体中をまだ自由
に動いているマーカー粒子の接合を避けるために、測定は電極への電気泳動的な
マーカーの輸送によって助長され得る。
【００６０】 図４は２つの対向する微小電極２＞、２＞＞を有するプラスチックからできて
いるスルーフローセルを示している。これらは、例えばプラチナからなり、支持
部材７に印加されている。測定媒体３の流れΦは検体分子およびマーカー粒子５
をスルーフローセルを通して動かす。微小電極２＞、２＞＞は５０μｍであり、
それぞれの場合において電極の表面は５μｍ×５μｍである。図４ａ）はマーカ
ー粒子なしのスルーフローセルを示しており、図４ｂ）はマーカー粒子５を有す
るセルを、図４ｃ）は互いに結合している２個のマーカー粒子５を有しているセ
ルを示している。微小電極２＞、２＞＞の間の１個以上のマーカー粒子５の存在
は、マーカー粒子５のために乱される電気的な流れのフィールドのおかげで、電
気抵抗あるいは合成アドミッタンスを測定することによって測定することができ
る。
【００６１】 図５はＬＩＦＥ原理による４つのイムノアッセイフォーマットを示している。
【００６２】 図５ａ）は、サンドイッチ原理による抗原検出のためのイムノアッセイを示し
ている。抗体９’は電極２上で固定されている。抗原８のうちの１つの抗原８＊ は、電極２上で固定されている抗体９’と相互に作用している。抗体９（＋）は
、マーカー粒子５上で固定されており、抗原８＊と相互に作用し、サンドイッチ
が形成される。電極に近いマーカー粒子５の位置は、マーカー誘起フィールド効
果によって電気的または電気化学的に検出される。
【００６３】 図５ｂ）は抗原検出のための拮抗的イムノアッセイフォーマットを示している
。マーカー粒子５上に固定されている抗原８”を含む抗原８は、微小電極２上に
固定されている抗体９’上で競合する。図示されている例では、マーカー粒子５
の固定されている抗原８”＋と微小電極２上で固定されている抗体（９’＋）と
の間に結合が存在している。
【００６４】 図５ｃ）は対応して抗体検出のためのイムノアッセイのサンドイッチフォーマ
ットを示しており、図５ｄ）は対応して抗体検出のための拮抗的なフォーマット
を示している。図５ａ）および５ｂ）の説明の繰り返しを避けるために厳密な説
明は省略する。
【００６５】 １つの電極上には例えば抗体が固定されており、もう１つの電極はフリーのま
まであるような２つの電極によって、例えば図５ａによる測定を行うことも可能
である。両電極の抵抗または容量が参照電極に対して今測定されると、検体濃度
の定量的な記録は、両電極の信号の差から決定することができる。分子の非特異
的な結合によって生じる効果は、このようにしてなくすことができる。
【００６６】 さらなる例示的な実施形態において、図６は図５ａ）によってサポートされて
いるサンドイッチタイプのイムノアッセイフォーマットを示している。図５ａ）
に表されているものに加えて、膜１０がここでは微小電極２の上方に配置されて
いる。この膜は、例えばニトロセルロースまたはナイロンからなる。固定されて
いる抗体９”を有するマーカー粒子５は膜１０内に移動可能に配置されている。
抗原８の検出は、液状の測定媒体３が膜１０の表面に塗られるという簡潔な方法
で起こる。この膜は機能層として説明され、例えば免疫的な濾過作用のフィール
ドから知られている機能と仮定される。媒体はこの膜内で濾過および／あるいは
コンディショニングを経験する。サンドイッチの形成の検出は、図５ａ）による
例において説明したように起こる。
【００６７】 しかしながら、微粒子が透過することができない膜を有する電極をカバーする
ことも可能である。分子結合のパートナーは、電極自体の上では固定はされず、
フリーな膜表面上で動かなくされ、その上ではマーカー粒子の分子結合のパート
ナーとも相互作用する。
【００６８】 図７は微小電極２＞、２＞＞を有するスルーフローセルのための異なるイムノ
アッセイフォーマットを示している。図７ａ）はマーカー粒子５上の抗体９”の
固定を示しており、その上で抗体９”に特有の抗原８が結合している。抗原８＊ を介して２個のマーカー粒子５の接合がみられる。図７ｂ）において、抗原８は
、抗体９”を有しているマーカー粒子５上の結合部位の周りで、抗原８＊を有し
ているマーカー粒子５と競う。図７ｃ）および図７ｄ）は、抗体の検出のための
対応するフォーマットを示している。電気的測定は、図４の例にしたがって起こ
る。
【００６９】 図８はＤＮＡプローブを示している。図８ａ）は測定溶液中のマーカー粒子５
およびＤＮＡ１１を示している。ＤＮＡ１１はマーカー粒子５（図８ｂ）上に固
定されている。そして、ＤＮＡ１１”と測定媒体からのＲＮＡ１２とのハイブリ
ダイゼーションが生じる（図８ｃ、ｄ）。次のステップ（図８ｅ）においては、
ＤＮＡ−ＲＮＡハイブリッドと固定された抗体９’との間に相互作用が生じ、こ
のためにマーカー粒子５が微小電極の近くに位置し、電気的に検出することがで
きる。
【００７０】 図９は固定された抗体を有しないＤＮＡプローブを示している。ＤＮＡ分子１
１はマーカー粒子５上で固定されている（図９ａ）。ＤＮＡ１１のマーカー粒子
５への結合に続いて、微小電極２上に固定されたＲＮＡスタンド１２’との間で
ハイブリダイゼーションが起こり（図９ｂ）、相の境界の近くにマーカー粒子９
の位置決めが生じる（図９ｃ）。この例では、ＲＮＡ分子はＤＮＡ分子と交換さ
れ得、また逆も起こり得る。
【００７１】 図１０はサンドイッチタイプのＤＮＡアッセイを示している。ＤＮＡプローブ
分子１３は微小電極上で固定されている（図１０Ａ）。測定媒体からのＤＮＡ分
子１１はプローブ分子１３と相互作用する（図１０ｂ）。ハイブリッド（１１＊ 、１３＊）を形成する分子１３および１１のハイブリダイゼーションの後、マー
カー粒子５上に動かなくされているレポータープローブ分子１４との相互作用が
生じる（図１０ｃ）。このハイブリダイゼーションの結果、マーカー粒子５は微
小電極の近くに位置決めされる（図１０ｄ）。測定技術の観点での記録は、前述
の例において述べたようにして行われる。例えば配列決めのためのＤＮＡプロー
ブアレイをこのようにして構築することができる。
【００７２】 図１１は微小電極アレイの切り抜きを示している。複数の微小電極２は絶縁性
支持部１上に実現されている。図１１は３個の電極を示している。異なるタイプ
の抗体９’、９○’、９ｖ’が微小電極上に固定されている（図１１ａ）。抗原
８は抗体９’と適合する。抗原８○は抗体９○’と適合する。当該抗原８、８○ が異なる微小電極上に固定されている９’、９○’と相互作用している場合、マ
ーカー粒子上に固定されている対応する抗体を付加することによって、各ケース
においてもサンドイッチが形成され得る（図１１ｂ）。サンドイッチの形成は、
帯電されたマーカー粒子を用いるときには、微小電極２と外部の図示しない参照
電極との間に電圧を印加することにより、電気泳動的に微小電極の方向に後者が
移動されることで助長され得る（図１１ａ）およびｂ）。サンドイッチの形成後
（図１１ｂ）、電気泳動的な輸送は電圧および力Ｆの極性を反転することによっ
て逆向きにされ、その結果結合されていないマーカー粒子は微小電極から離れる
ように動かされる（図１１ｃ）。これもまた、疑似的な洗浄ステップである。サ
ンドイッチ内に結合されているマーカー粒子の記録は、前述した例で述べたよう
に電気的に行われる。電気泳動的なマーカー粒子の移動は、常磁性のマーカー粒
子の磁気的に誘起される移動に置き換えられてもよい。
【００７３】 このようなアレイを用いて同様の方法で、ハイブリダイゼーションによって配
列決めに用いられ得るＤＮＡチップ測定を実現することができる。ＤＮＡプロー
ブは、図８から１０に示すようにして、抗体あるいは抗原の代わりに用いられる
。
【００７４】 図１２は平面上の微小電極アレイからの切り抜きである。支持部１はガラスか
らなる。微小電極２、導電体細片１７および電気的接触部１５はプラチナからな
り、従来の薄膜プロセスによって製造される。このようなバイオアッセイに用い
られる媒体（マーカー粒子、抗体など）および測定媒体は、微小電極に適合され
得る。
【００７５】 さらなる例示的な実施形態が図１３に示されている。２個の微小電極２＃を有
する鏡のように対称な構造は、一方の側にしか参照符号が付されていないが、よ
り大きなアレイからの切り抜きとして示されている。微小電極２＃のための支持
部１は、三次元的に構成され得る材料からなる。特にシリコンをこれにもちいる
ことができ、公知の異方性エッチングプロセスによって三次元的に構成される。
シリコンは電気的にその表面で絶縁されている。このために、ＳｉＯ２層が熱酸
化によってシリコン表面上に生成される。
【００７６】 加えて、Ｓｉ３Ｎ４層がＣＶＤプロセスによってＳｉＯ２層の上方に堆積され
てもよい。導入された薄膜プロセスにより、支持表面上に金属膜が堆積され、構
成されてもよい。この金属膜はプラチナからなる。構成した後、微小電極２＃が
生成され、これが導電細片１７を介して電気的接続接触部１５に接続される。導
電細片１７は、電気絶縁層１６で覆われている。絶縁層１６は、例えばポリマー
材料である。微小電極２＃はピラミッド上のくぼみ内に位置し、コンテインメン
ト１８として示される。コンテインメント１８は一方では固定される材料を受け
るように働き、他方ではサンプルを受ける。このようなアレイの動作は、図１１
および１２による例と同じようにして行われる。
【００７７】 図１４は、バイオアッセイとして本発明による装置のための簡単な構造を示し
ている。２個の組み合わされた構造１９および１９’が支持部１上に実現されて
いる（図１４ａ）。図示されている指状の構造は一定の縮尺では示されていない
。指状のものの幅および指状のもの同士の距離は、一般には数μｍである。した
がって、いくつかの結合されたマーカー粒子のみを検出する小電極表面の要件が
与えられる。組み合わせ構造１９、１９’、電気的導電細片１７、１７＋、１７
’、１７＋’および電気的接続接触部１５、１５＋、１５’、１５＋’は、例え
ば公知の薄膜プロセスを用いて、プラチナから作られている。この支持部にはカ
バーリング２０（図１４ｂ）が備えられている。カバーリング２０の搭載は、例
えば接着により行われる。スクリーン印刷プロセスによって行われてもよい。サ
ンプルは、カバーリングに設けられた穴２１，２１’を介して組み合わせ構造と
相互作用し得る。抗体は、組み合わせ構造の１つの表面上に予め固定されている
。サンドイッチタイプのイムノアッセイは、図５ａ）において説明したように、
検体としての固定されている抗体に対する抗原を含む測定溶液に、図１４ｂによ
る構造を浸すことによって行われる。固定された抗体を有するマーカー粒子は、
このために表面２２上に弱く固定されている。図１４ｂ）による構造が表面２２
の上端くらいまで測定媒体に浸された後、表面２２上に位置しているマーカー粒
子が測定媒体内に放出され得る。サンドイッチの形成はこのようにして、図５ａ
）において述べたように行われ得る。
【００７８】 さらに、組み合わせ構造と外部の参照電極との間に電圧を印加することによっ
て、帯電されたマーカー粒子の電気移動的な輸送を行うことも可能である。この
ための電気回路を図１７に示し、以下にさらに説明する。
【００７９】 両方の組み合わせ構造で測定を行うことができる。抗体は２つの構造のうちの
１つの上に固定されているのみであるので、ここでもサンドイッチの形成のみが
存在する。非特異的に結合している分子の影響は、２つの組み合わせ構造からの
信号の差を見積もることによって、なくすことができる。
【００８０】 図１５は、図１４に関して改変された例示的な実施形態を示している。ここで
穴２１，２１’（図１５ａ）を有するカバーリング２０は、付加膜２３（例えば
透析膜（図１５ｂ））によって覆われている。バイオアッセイに用いられる固定
された分子を有するマーカー粒子は、膜２３を塗布する前に穴２１，２１’の１
つに溶解可能な形状で導入される。図１５ｂ）によるセンサー構造は、その下端
が測定媒体に浸され、このために測定媒体は、穴２１、２１’の領域に向けて薄
層２３を貫通し得る。測定は図１４による例において説明したようにして行われ
る。
【００８１】 さらなる例示的な実施形態においては、マーカー粒子の電気泳動的な輸送を磁
気的な輸送で置き換えることもできる。これが図１６に簡略化されて示されてお
り、ここでは図１４によるアッセイ構造に磁石２４が設けられている。サンドイ
ッチの形成を助長するために、常磁性のマーカー粒子が組み合わせ構造１９、１
９’の領域に引き込まれるように磁界がデザインされている。サンドイッチの形
成後、磁石２４は反対側（図１６ではアッセイ構造の上方）に配置され、このた
めにマーカー粒子は組み合わせ構造１９、１９’から離れるように移動され、見
せかけの洗浄ステップがある。
【００８２】 また、小磁石２４を電磁石で置き換えてもよい。
【００８３】 図１７は、図１４から１６による装置（アッセイ）のための測定回路を示して
いる。電圧源２９は、直流電圧もしくは交流電圧の信号をｍＶの範囲で、好まし
くは数１００ｍＶのレベルで生成する。この信号は接続部３４および３５を介し
て、図１４、１５および１６による組み合わせ構造の接続片１５および１５＋、
あるいは１５’および１５＋’に接続される。測定溶液を介して調整される直流
電流あるいは交流電流は、電流計３０を用いて記録される。随意にマーカー粒子
でカバーされる組み合わせ構造の電極の周囲における測定媒体の検体濃度の目安
として、電気容量値が電圧−電流データから測定される。
【００８４】 対向電極に対して数１００ｍＶの範囲の直流電圧は、直流電流源３３によって
接続部３４および３５での抵抗３１および３２を介して、電気泳動的なマーカー
分子の輸送に適用され得る。対向電極は、測定媒体中の組み合わせ構造からより
遠い距離に置かれ得る。例として、この対向電極は、当該分野の現在のレベルに
相当するが、塩化された銀の膜からなる。抵抗３１、３２の値はｋΩ、あるいは
ＭΩの範囲である（例えば１００ｋΩ）。
【００８５】 図１８は、かなり簡潔化した形状でのイムノアッセイテストのロッドを示して
いる。表面に抗原が接触して固定されている材料からなる固定化層２５が支持部
１上に配置されている（図１８ａ）。この層は、ＰＶＡからなり、図１４から１
６からわかるように、組み合わされた二重構造（図示せず）を覆っている。電気
接続部（図示せず）は、接続表面２６上に配置されている。図１８ａによる構成
が、抗原８を含む測定媒体３を有する器２７に入れられると、抗原は固定化表面
２５上で固定される（図１８ｂ１）。図１８ａの構成を細胞組織（例えば生物・
・・）あるいはゲル状の測定媒体に入れると、同様のことが起こり得る（図１８
ｂ２）。
【００８６】 そして、この構成は、固定化された抗体を有するマーカー粒子を含む液状媒体
に接触させられる（図１８ｃ）。抗体／抗原相互作用が（層２５の下方の組み合
わせ構造の領域内で）電極に近いマーカー粒子の位置で確立されると、前述の例
で述べたようにして測定が行われる。
【００８７】 さらなるバイオアッセイの例を図１９に示す。セル全体４０がこのようなアッ
セイを用いて検出され得る。図１９ａ）およびｂ）による構成は、図５ａ）によ
るイムノアッセイフォーマットに対応している。イムノアッセイと比べると、抗
原が、その表面構造で抗原８＃の特性を有する構造を支持するセル４０に置き換
わっている。図１９ａ）は小さなセル（例えば０．３から２．５μｍの範囲内に
直径を有するプロトサイト）を有するバイオアッセイを示している。図１９ｂ）
は、例えば２と２０μｍの間の直径を有するユーサイトを有するアッセイを示し
ている。
【００８８】 前述した例示的な実施形態において用いられるマーカー粒子は、１５ｎｍと２
５ｍｍとの間の直径を有する例えばＳｉＯ２、ラテックス、反磁性、常磁性、そ
の他の材料のミクロスフィアからなっていてもよい。さらに、デンドリマーも用
いることができる。
【００８９】 電気的に絶縁性の材料から形成されるマーカー粒子に加えて、金属材料から生
成されるマーカー粒子もまた用いることができる。このような導電性のマーカー
粒子はまた、金属薄膜を蒸着された電気的に絶縁性のマーカー粒子（例えばミク
ロスフィア）によっても実現され得る。
【００９０】 図２０はさらなるイムノアッセイフォーマットをさらなる例示的な実施形態と
して示している。上に抗体９が固定されている微小電極２が、全ての前述した例
示的な実施形態と同様に、支持部１上に配置されている。図２ａに示すように、
抗原８および８’、ならびにマーカー粒子５は微小電極の上方の半空間に配置さ
れている。これらのマーカー粒子は、電気的に活性な材料Ａ（例えばアスコルビ
ン酸）でチャージされている。電極２上の抗体９に相補的な抗原８、８’は、結
合するようにして相互作用し得る。抗原が電荷を帯びていれば、電界Ｆｅによっ
てこれらの抗原を電極に運ぶことがさらに可能である（図２０ａ＋ｂ）。磁性あ
るいは常磁性のコアを有するマーカー粒子５は、磁界Fmにより電極２の方向に動
かされる（図２０ｃ）。このように、抗体９は、結合するようにして、電極２上
に固定されている抗体にすでに結合されている抗原８と相互に作用する。結合し
ていないマーカー粒子は、方向転換された磁界Ｆｍによって微小電極２から除く
ことができる。マーカー粒子５は、マーカー粒子表面から拡散によって出うる電
気的活性材料Ａによってチャージされ得る。したがって、電極に近いマーカー粒
子の結合は、電気的活性材料Ａの転換が電極２で起こるように記録される。ここ
で電流は電子ｅの形で流れる。このように数１００ｍＶの電圧が微小電極２と対
向電極（図示せず）との間に印加される。あるいは、磁界によりマーカー粒子を
動かすために電気泳動的な輸送のための電界を用いてもよい。これは既に前述の
例示的な実施形態に示されている。
【００９１】 さらなる例示的な実施形態を図２１に示す。ここで、図２０による例における
場合と同様に、抗原８’と電極２上に固定された抗体９との間に結合的な相互作
用が存在する。これもまた、電界Ｆｅによって助長され得る。
【００９２】 この例示的な実施形態において、抗体９’だけでなく酵素Ｅがマーカー粒子５
の表面上に固定されている。酵素（グルコースオキシダーゼ）により酵素的に反
応し得る基質Ｓ（例えばグルコース）は、測定媒体中の電極２の上方に配置され
る。ここで電極２の表面にマーカー粒子が結合していると、マーカー粒子の表面
に固定されていた酵素(E)は基質（Ｓ）を転換させる。このように生成された生 成物（Ｐ）は、電極表面２上で電気化学的に反応し得る。
【００９３】 余剰なマーカー粒子は、磁界Ｆｍを反転させることによって電極から除かれ得
る。
【００９４】 電極２で酵素的な触媒作用が行われた材料の転換は、公知のグルコースセンサ
ーについてと同様にして実現され得る。これのために、数１００ｍＶの電圧（好
ましくは６００ｍＶ）が電極２と対向電極との間に印加される。
【００９５】 さらに例示的な実施形態を図２２に示す。ここでもまた、前述の例示的な実施
形態におけるのと同様に、抗原８、８’と電極上に固定されている抗体９との間
の結合的な相互作用が存在し得る。マーカー粒子は、磁界により電極の近傍に輸
送され得る。マーカー粒子５は、その表面上で固定されている抗体９および固定
されている酵素（Ｅ）を支持する（図２２ｂ）。マーカー粒子５と電極２との間
に結合的な相互作用が生じた後、余剰なマーカー粒子５（図示せず）は磁界を反
転させることにより電極から遠ざけられる。そして第２のタイプのマーカー粒子
５’が磁界Ｆｍにより電極２へと動かされる。これらのマーカー粒子５’は基質
Ｓ（例えばグルコース）を帯びている。マーカー粒子５’が電極２の近くに位置
していれば、拡散していく基質Ｓはマーカー粒子５上に固定されている酵素Ｅと
の相互作用に至る。このようにして生成された生成物Ｐは、前述の例示的な実施
形態において示したように、電極２で電気化学的に反応する（図２２ｄ）。
【００９６】 酵素を帯びているマーカー粒子を、固定されている酵素を有するマーカー粒子
の代わりに用いてもよい（図２１および図２２）。図２０による例において電気
活性体に関して説明したと同様にして、酵素はこれらのマーカー粒子から放出さ
れ得る。
【００９７】 類似して、ＤＮＡプローブおよび他のバイオアッセイが、上に示したイムノア
ッセイとは別に実現され得る。免疫複合体（イムノコンプレックス）のみが他の
結合で置き換えられる。
【００９８】 図２０〜２２による変形例においてもまた、微小電極の表面積がマーカー粒子
の突出した断面の表面積よりもそんなに大きくなければ、極めて低い検出限界を
有するアッセイを実現することができる。したがって、ここでは、個々の結合の
検出も可能である。つまり微小電極への１つのマーカー粒子の結合が検出可能で
ある。
【００９９】 これらの変形例において、検出は、マーカー粒子がそれらのすぐ周りにおける
材料濃度の増大を引き起こすという事実に基づいている。これは、粒子表面上で
の放出あるいは酵素的な基質転換によって起こる。ここでは、例えば他のバイオ
センサーについて同じく、基質濃度に依存する測定可能な信号はない。実際に、
測定可能な信号は、微小電極の近くに位置しているマーカー粒子の数によって決
定される。
【０１００】 図２３はさらなる例示的な実施形態を示している。微小電極２が支持部１に取
り付けられている。上述するようにマーカー粒子５と電極２との間に結合６が存
在すると、マーカー粒子は微小電極の近くに位置する。マーカー粒子が独立した
磁界を有する強磁性であると、電極の近くのマーカー粒子５の位置は、磁界の強
さを測定するセンサー３７によって検出することができる。
【０１０１】 さらに、常磁性のコアを有するマーカー粒子を用いることができる。支持部１
の上方に交流磁界４が生成されていれば、マーカー粒子によって引き起こされる
磁界強度の変化はセンサー３７によって検出することができる。交流磁界の周波
数は、数ヘルツと数ＭＨｚとの間であり得る。
【０１０２】 強磁性または常磁性のコアを有するマーカー粒子を用いるときには、粒子また
は粒子のコアの比透磁率が、液状の測定媒体、基質ならびにスルーフロー測定に
ついては図４によるスルーフロー測定チャンバーの比透磁率と異なっていること
が重要である。
【０１０３】 この例示的な実施形態においては、結合している分子のパートナーの電気泳動
的な輸送は、前述の例示的実施形態で述べたものと同様に電極２に向かって起こ
り得る。さらに、電気泳動的な効果によってマーカー粒子の輸送を実現すること
が可能である。
【０１０４】 図２４から３０は、測定溶液中のマーカー粒子検出のための測定構成を示して
おり、前に配置されたダイアフラムを有する少なくとも１つの電極を示している
。これに対して図３１から３５は、電位差計電極を用いた測定溶液中のマーカー
粒子を検出するための測定構成を示している。
【０１０５】 上記記載はまた、これらの例示的な実施形態にも適用される。ここで微小電極
は、下記に説明する電極に置き換えることができる。
【０１０６】 図２４ａ）はマクロ電極２を示している。これは、ダイアフラム開口部１０５
を有する非導電性材料から形成されたダイアフラム１０１の前方に配置されてい
る。ダイアフラム１０１と電極２との間の空間は、内部電解質１０３で満たされ
ており、これがダイアフラム開口部１０５を介して測定媒体３（電解質）と接し
ている。内部電解質は、例えばゲルとして設計することができ、ダイアフラム開
口部１０５へと延ばされることができる。対向電極（この図では図示せず）はダ
イアフラム１０１からかなりの距離のところで測定媒体中に配置されている。直
流電圧および／または交流電圧が電極に印加され、その結果、電極間に電界が生
成される。電極２から出ている電界線４”はダイアフラム開口部１０５の領域に
集中している。電界線４’”は、測定媒体３中で放射状に広がる電界を示してい
る。
【０１０７】 図２４ｂ）は、電極およびダイアフラムの構成を、結合６によってダイアフラ
ム１０１に結合しているラベル（マーカー）粒子５とともに示している。分子結
合のパートナーがダイアフラム開口部１０５の近傍に位置していれば、ラベル粒
子５の結合はダイアフラム開口部１０５のすぐ近傍で起こる。マーカー粒子によ
って誘起されるフィールド効果である上述したＬＩＦＥ効果（Label Induced Fi
eld Effect）により、測定媒体３中の電界および電界線４”’に乱れが生じる。
これは上述したように電気的に検出され得る。
【０１０８】 ダイアフラム開口部１０５のサイズは、０．５μmと１００μｍとの間の範囲 、好ましくは約１μｍの範囲にある。ダイアフラム１０１と電極２との距離は、
ダイアフラム開口部の直径よりもかなり大きければ自由に設定することができる
。このダイアフラムの距離は例えば１ｍｍである。マーカー粒子の直径は０．５
μｍと１００μｍとの間にあり、好ましくは約１μｍの範囲にある。
【０１０９】 図２５は、ピペット技術における電極およびダイアフラムの構成を示している
。例えばガラスからなるミクロピペット１１９は、ダイアフラム開口部１０５を
先端に有するダイアフラム１０１＊を有している。ピペットには内部電解質１０
３が満たされており、その内部に電極２が突出している。電極２は、電気リード
１１０および電気接続部１１１によって測定電子機器に接続されている。結合６
によってダイアフラム開口部１０５の近傍に位置する粒子５は、図２４による例
で示したように電界の乱れを生じさせ、それゆえに電気的に検出することができ
る。
【０１１０】 図２６は平面上構造における図２４による電極およびダイアフラム構成を示し
ている。
【０１１１】 薄い電極層２’が支持部１１２上に置かれている。支持部１１２は、例えばプ
ラスチック膜からなってもよい。これには高い電気抵抗を有する全ての材料を使
用することができる。電極層２’は、例えば貴金属（金、プラチナ、銀、塩化銀
など）から公知の薄膜プロセスによって形成され得る。さらにスクリーン印刷プ
ロセスで導電性ペーストにより電極層２’を形成することも可能である。スペー
サー１１３が、例えば接着技術または加熱ラミネーションによって支持部１１２
上に形成される。スペーサー１１３は、薄い電極層２’の電気接触のための穴１
１５と内部電解質のためのコンパートメント１１４とを有している。スペーサー
は支持部１１２と同じ材料から生成されてもよい。ダイアフラム膜１０１’が接
着または加熱ラミネーション技術によってスペーサー１１３に付着される。ダイ
アフラム膜１０１’は１つ以上のダイアフラム開口部１０５を有している。
【０１１２】 例えば真空注入によって、コンパートメント１１４内に内部電解質が導入され
る。図２６ｂ）による構成がこのために電解質に用いられ、電解質の上方に真空
が生成される。このため、コンパートメント１１４から空気が除かれ、内部電解
質が入る。
【０１１３】 ダイアフラム膜１０１’上のダイアフラム開口部１０５’は、例えばレーザに
よって生成され得る。公知のＬＩＧＡプロセスによって穴のあいたダイアフラム
膜を生成することも可能である。さらに、イオントラックフィルタの形のダイア
フラム膜１０１’を実現することができる。μｍの範囲およびサブミクロンの範
囲の微細な開口部がこのようなイオントラックフィルタ内に生成される。さらに
、μｍの範囲およびサブミクロンの範囲の孔を有する細孔膜フィルタを用いるこ
とができる。このような細孔膜フィルタは、商業的に入手可能であり、例えばポ
リカーボネイト、ポリエステル、アクリルポリマー、ＰＰといった材料からなる
。
【０１１４】 ２つ以上のダイアフラム開口部１０５を用いるときには、０．５μｍ〜１０μ
ｍのダイアフラム開口部の直径について、ダイアフラム開口部から約１００μｍ
の距離が維持される。これにより、ダイアフラム開口部１０５から始まり測定媒
体へと放射状に電界線がのびることが保証される。
【０１１５】 図２７は図２６における構成の第１の変形を示している。ここで、スペーサー
１１３’は内部電解質のためのコンパートメント１１４’を備えており、これに
よりこのコンパートメントから空気を除くことが容易になる。開口部１１６はダ
イアフラム膜１０１”内に位置しており、これによって、真空で満たされるとよ
り急速にサンプルコンパートメントから空気を抜くことができる。図２７による
構成を満たした後、空気除去開口部１１６は適当な材料（エポキシ樹脂、シリコ
ーン等）で封止され得る。あるいは、この構造は、図２６による構造に相当する
。
【０１１６】 図２８は図３による構成の第２の変形を示している。ここでは、２つの電極層
２”、２’”が支持部１１２上に置かれている。この実施形態においては、ダイ
アフラム膜１０１”が２つのダイアフラム開口部１０５”、１０５’”を支持し
ている。異なる分子結合パートナーがダイアフラム開口部１０５”、１０５’”
のすぐ周囲に固定化されていれば、異なる検体を検出することができる。これは
、上述したように、２つの微小電極の配置に相当する。２つの電極および関連す
るダイアフラム開口部を有する構成は、複数の電極およびダイアフラム開口部を
有するより大きなアレイにも拡張することができる。
【０１１７】 図２９は、図２６による構成のさらなる変形を示している。ここでサンプルコ
ンパートメント１１８のための支持部１１７がダイアフラム膜１０１’に付加的
に加えられている。この支持部１１７は、用いられるサンプルと適合するいかな
るプラスチックから形成してもよく、接着技術あるいは加熱ラミネーションおよ
び異なるプロセスによってダイアフラム膜１０１’に加えられる。さらにここで
は、対向電極１２０がダイアフラム膜１０１’に加えられる。図２６による例で
電極２に関して述べたことと同じことが、対向電極の形成および材料に適合する
。対向電極１２０は電気接触部１２１で接触し得る。サンプルコンパートメント
を有する装置はまた、複数のコンパートメントを有するアレイ形状で実現されて
もよい。
【０１１８】 図３０は、図２４に示され、かつ以下に示されるダイアフラム１０１のある実
施形態を示している。
【０１１９】 この新規な例示的な実施形態では、ダイアフラムはシリコンディスクをもとに
実現される。シリコンディスク１０８には、公知の異方性エッチングプロセスに
よって穴が開けられた。ピラミッド柱形状特徴を有する開口部１０９は、こうし
て生成される。このようにして非常に小さな開口部を実現することもできる。例
えばシリコンディスク１０８の下側の開口部を約１μｍにできると、シリコンデ
ィスクの正面側の大きな開口部は約８μｍである。シリコンディスクは、開口部
１０９を導入後、表面上で電気的に絶縁される。これは、例えば熱酸化および／
あるいはＳｉ３Ｎ４を用いたＣＶＤプロセスによって実現することができる。
【０１２０】 図３０ｂは、図３０ａによるダイアフラムの変形を示している。層１０６が公
知のエピタクシープロセスによって支持部１０８’上に堆積された。シリコンデ
ィスク１０８’は、部位選択的に公知の異方性エッチングプロセスによって層１
０６の上方でエッチングされ得る。リソグラフィプロセスによって層１０６に開
口部１０４および１０４’を形成することができる。この例は、非常に薄い層１
０６内に開口部を設けることができるという利点を有している。シリコンディス
クは、約３００μｍの厚さを有し得るのに対して、層１０６は１および１００μ
ｍ（好ましくは１０μｍ）の厚さを有している。
【０１２１】 図３１は検体検出のための電位差計測定のプロセスの測定構成を示している。
【０１２２】 イオン選択性膜１２４を有する電位差計電極の固定漏出物１２３が支持部１２
２上に置かれている。粒子５上に固定されている分子との結合６に加わることが
できる分子が、イオン選択性膜１２４の表面上に固定されている。イオン選択性
膜１２４の表面に結合しており、この例示的な実施形態において１０ｎｍの直径
を有しているラベルまたはマーカー粒子５は、イオン選択性膜１２４の表面で電
位差形成ステップの乱れを生じさせ、これを電位差計手段によって測定すること
ができる。固定漏出物１２３およびイオン選択性膜１２４を有するイオン選択性
電極の電位差は、参照電極に対して測定される。参照電極もまた測定媒体３内に
位置するが、図示されていない。
【０１２３】 この例示的な実施形態において、支持部１２２は例えばガラスからなり、電位
差計電極の固定漏出物１２３は銀からなり、イオン選択性膜１２４はAg/AgCl層 からなる。
【０１２４】 さらに、イオン選択性膜１２４をポリマー膜として設計することができる。他
の公知の材料をイオン選択性膜に用いることもできる。固定された分子なしでイ
オン選択性膜の上方にさらなる膜を配置することも可能である（図示せず）。そ
の膜内には固定された結合パートナーが置かれる。この層は、例えばヒドロゲル
またはコラーゲンからなっていてもよい。
【０１２５】 図３２は、異なるプロセスにおける電位差計測定原理によって用いられる例示
的な実施形態である。導電細片１２７および１２７’ならびに電気接触部１２８
および１２８’を有する電位差計電極の固定漏出物１２３および１２３’が支持
部１２５上に置かれている。支持部および電極、ならびに導電細片は、カバーリ
ング１２６によって測定媒体に対して保護されている。カバーリング１２６は穴
１２９および１２９’を有しており、これがイオン選択性電極を露出させている
。固定漏出物１２３および１２３’、導電細片１２７および１２７’、ならびに
電気接触部１２８および１２８’は、公知の薄膜あるいは厚膜プロセスによって
、例えば銀から生成され得る。イオン選択膜としてAg/AgClを用いてもよく、こ れらは固定漏出物１２３、１２３’の銀膜の塩化によって生成され得る。
【０１２６】 さらに、公知のプロセスによって穴１２９および１２９’に電気活性組成物を
有するポリマー膜を生成することもできる。これのために、ディスペンスプロセ
スを用いることができる。カバーリング１２６はスクリーン印刷プロセスによっ
て形成され得る。イオン選択性膜１２４および１２４’もまた、スクリーン印刷
プロセスによって形成される。
【０１２７】 結合６に加わり得る分子がイオン選択性膜１２４の表面上に固定されていれば
、この電極の信号は、表面に分子が固定されていないイオン選択性膜１２４’を
用いたイオン選択性電極の信号と差分プロセスによって比較することができる。
両電極の電位差は、外部の参照電極に対して測定することができる。従来の参照
電極がこれに適している。さらに、いかなる金属電極も見せかけの参照として用
いることができる。
【０１２８】 差分プロセスの利用は、イオン選択性膜の表面上の分子の非特異結合はこの測
定プロセスでは記録されないという利点を有している。
【０１２９】 図３３は、さらなる例示的な実施形態における一体化したフローチャネルを有
する電位差計電極の配置を示している。イオン選択性膜１２４を有する電位差計
電極の固定漏出物１２３は、導電細片１２７’を介して電気接続部１２８’と接
続されており、支持部１２５’上に位置している。対向電極１３１および参照電
極１３２がこれに近接して配置されている。電極１３１、１３２は貴金属からな
り、例えばプラチナからなる。水性の測定媒体と接触するように放出され得るマ
ーカー粒子は、支持部１２５’上で表面１３０上に弱く固定されている。チャネ
ル支持部１３３が接着技術または加熱ラミネーションによって支持部１２５’に
形成されている。チャネル支持部１３３は、チャネルとして機能する穴１３４を
有している。チャネル支持部１３３はカバーリング１２６’によって閉じられて
いる。水性の測定媒体は、穴１３５、１３６を通じて供給され、排出される。カ
バーリング１２６は、接着技術または加熱ラミネーションによってチャネル支持
部に形成される。
【０１３０】 図３４において、図３３からのチャネルはフローマトリックス１３７として実
現されている。図３３と同じ電極構成が支持部１２５上に置かれている。フロー
マトリックス１３７は電極の上方に配置されている。フローマトリックス１３７
は、例えばフィルタ紙またはガラスファイバマトリックスまたは支持部１２５上
に接着プロセスまたはプレスによって適用される他の材料からなる。マーカー粒
子が表面３０’上に弱く固定されている。水性の測定媒体が、サンプルを受ける
役割を果たす表面１３８に適用されている。測定媒体はフローマトリックス１３
７内に広がり、マーカー粒子は表面１３０’の領域に放出され、電極１２３、１
２４、１３１および１３２に輸送される。
【０１３１】 図３３および３４による装置による電位差計測定は、図３５に模式的に示され
る電気回路によって実現され得る。水性測定媒体３はサンプルコンテナ１３９内
に置かれる。固定漏出部１２３およびイオン選択性膜１２４からなるイオン選択
性電極を有する支持部１２５’、対向電極１３１ならびに参照電極１３２は測定
媒体３に浸されている。電流は、電流源１４０によってイオン選択性電極と対向
電極との間に供給される。電位差計測定信号は、高抵抗電圧測定装置１４１を用
いた電位差計手段によってイオン選択性電極１２３、１２４と参照電極１３２と
の間の電圧として計測され得る。
【０１３２】 電気泳動的手段によるマーカー粒子の輸送は、イオン選択性電極と対向電極と
の間の電流により起こる。これは、比較的低抵抗を有する電位差計電極を用いる
ときに可能である。これは、例えばAg/AgCl電極の場合である。
【０１３３】 高抵抗電位差計電極において、対向電極１３１および電流源１４０が与えられ
る。マーカー粒子の輸送は、さらに上述したように、磁気手段によって起こる。
【０１３４】 説明したアッセイは、ここで述べた検体に対してだけではなく、抗体、抗原、
核酸、アプタマーあるいは他のいかなる分析の検体および／あるいは化学、栄養
化学、バイオテクノロジー、環境分析、生化学あるいは薬学における診断にも用
いることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 微小電極の周囲における電気的な流れの場を示しており、ａ）は球状
の微小電極、ｂ）は平面状の微小電極、ｃ）は流れの場においてマーカー粒子を
ともなった平面状の微小電極である。
【図２】 電気泳動的なマーカー粒子の輸送を示しており、ａ＋ｂ）は微小電極
へ、ｃ）は微小電極から離れる輸送である。
【図３】 マクロ電極と接合したマーカー粒子を示している。
【図４】 ２つの微小電極を有するスルーフローセルを示しており、ａ）はマー
カー粒子なし、ｂ）は１個のマーカー粒子、ｃ）は２つの結合したマーカー粒子
を示している。
【図５】 イムノアッセイのフォーマットを示し、ａ）およびｂ）は抗原検出、
ｃ）およびｄ）は抗体検出、ａ）およびｃ）はサンドイッチプロセス、ｂ）およ
びｄ）は拮抗的なプロセスである。
【図６】 付加的な膜を用いた図５ａ）によるイムノアッセイである。
【図７】 スルーフロープロセスにおけるイムノアッセイのフォーマットであり
、ａ）およびｂ）は抗原検出、ｃ）およびｄ）は抗体検出、ａ）およびｃ）はサ
ンドイッチプロセス、ｂ）およびｄ）は拮抗的なプロセスである。
【図８】 抗体相互作用を有するＤＮＡプローブである。
【図９】 ＤＮＡプローブである。
【図１０】 サンドイッチの原理によるＤＮＡプローブである。
【図１１】 イムノアッセイアレイである。
【図１２】 イムノアッセイアレイを貫通した断面である。
【図１３】 微小なコンテインメントアッセイである。
【図１４】 組み合わせ構造に基づくバイオアッセイである。
【図１５】 図１４によるアッセイの改変例である。
【図１６】 図１４によるアッセイの改変例である。
【図１７】 図１４から図１６によるアッセイ用の測定回路である。
【図１８】 イムノアッセイテストロッドである。
【図１９】 細胞全体のバイオアッセイである。
【図２０】 イムノアッセイフォーマットのさらなる実施形態を示している。
【図２１】 イムノアッセイフォーマットのさらなる実施形態を示している。
【図２２】 イムノアッセイフォーマットのさらなる実施形態を示している。
【図２３】 交流磁界における結合を模式的に表している。
【図２４】 電気的な流れの線とともに電極およびダイアフラムを、結合された
ラベル粒子なしで、かつダイアフラム開口部近傍に結合されたラベル粒子ととも
に模式的に表したものである。
【図２５】 ピペット設計における電極およびダイアフラムの配置を模式的に表
したものである。
【図２６】 平面状の層構造における電極およびダイアフラムの配置を示してい
る。
【図２７】 さらなる実施形態における平面状の層構造における電極およびダイ
アフラムの配置を示している。
【図２８】 平面状の層構造における電極およびダイアフラムの配置を２つの電
極および対応するダイアフラムとともに示している。
【図２９】 平面状の層構造における電極およびダイアフラムの配置を対向電極
とともに示している。
【図３０】 ダイアフラムのさらなる実施形態を示している。
【図３１】 電位差計電極を結合されたマーカー粒子とともに模式的に表してい
る。
【図３２】 差分の測定のための平面状支持部上での２つの電位差計電極の実現
を示している。
【図３３】 一体化されたフローチャネルを有する電極配置を示している。
【図３４】 一体化されたフローチャネルを有する電極配置を示している。
【図３５】 電位差計電極および対向、参照電極を有する電気回路を示している
。
【手続補正書】
【提出日】平成１２年６月１３日（２０００．６．１３）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＪＰ，ＵＳ

Claims (38)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 マーカー粒子によって測定溶液中の検体を検出するプロセスであ
    って、電気的および／あるいは電気化学的特性が測定溶液の電気的および／ある
    いは電気化学的特性とは異なるマーカー粒子が用いられ、測定溶液中に電界が生
    成され、マーカー粒子によって引き起こされる電流あるいは電圧の変化が測定溶
    液中に置かれた電極で決定されることを特徴とする、プロセス。
  2. 【請求項２】 前記マーカー粒子は、前記測定溶液とは材料組成、誘電率、およ
    び／あるいは比抵抗および／あるいは表面電荷密度について異なっていることを
    特徴とする、請求項１に記載のプロセス。
  3. 【請求項３】 マーカー粒子によって測定溶液中の検体を検出するプロセスであ
    って、前記測定溶液の比透磁率とは異なる比透磁率を有するマーカー粒子が用い
    られ、前記測定溶液中で磁界が生成され、前記マーカー粒子によって引き起こさ
    れる磁界またはその変化が決定されることを特徴とする、プロセス。
  4. 【請求項４】 前記マーカー粒子は、選択自由に電極である基板に選択自由に特
    異的に結合する前記検体に特異的に結合することを特徴とする、請求項１から３
    のいずれか１つに記載のプロセス。
  5. 【請求項５】 マーカー粒子、あるいは検体が結合しているマーカー粒子を有す
    るフリーの検体が、選択自由に電極である基板上で、前記フリーな検体に特異的
    な結合部位の周囲で競合することを特徴とする、請求項１から３のいずれか１つ
    に記載のプロセス。
  6. 【請求項６】 前記マーカー粒子が前記検体に特異的に結合し、前記測定溶液が
    、前記電界を生成する２つの電極間を流れ、あるいは前記測定溶液が前記磁界を
    生成するスルーフロー測定チャンバーを通って流れることを特徴とする、請求項
    １から３のいずれか１つに記載のプロセス。
  7. 【請求項７】 前記測定溶液が流れるとき、前記電極間の電流あるいは容量が決
    定されることを特徴とする、請求項６に記載のプロセス。
  8. 【請求項８】 電荷を有する、および／あるいは電気的活性材料を有するマーカ
    ー粒子、および／あるいは酵素を有する固定されたマーカー粒子、および／また
    は帯電マーカー粒子、および／または強磁性、反磁性あるいは常磁性のマーカー
    粒子が用いられることを特徴とする、請求項１から７に記載のプロセス。
  9. 【請求項９】 前記測定溶液中の前記マーカー粒子による電界の変化の決定の前
    に、前記マーカー粒子に力を及ぼす電界および／または磁界が生成される、請求
    項８に記載のプロセス。
  10. 【請求項１０】 交流電圧および／または方向を交互に変える磁界が前記測定溶
    液中で生成される、請求項８または９に記載のプロセス。
  11. 【請求項１１】 電界および／または磁界が、前記マーカー粒子用の結合部位を
    備えている基板の方向における力を、基板に向けておよび／あるいは基板から離
    れるように前記マーカー粒子に及ぼすように設計されることを特徴とする、請求
    項９または１０に記載のプロセス。
  12. 【請求項１２】 電界線が通過するための開口部を有するダイアフラムが電極の
    前に配置されており、それにより前記測定溶液中で不均質な電界が生成され、前
    記マーカー粒子はダイアフラム表面、あるいはその近傍で結合されることを特徴
    とする、請求項１から１１のいずれか１つに記載のプロセス。
  13. 【請求項１３】 電位差計電極の表面上の電界は、電位差形成ステップによって
    前記測定溶液と電極との間の境界で形成され、場の変化が電位差計手段によって
    測定されることを特徴とする、請求項１から１１のいずれか１つに記載のプロセ
    ス。
  14. 【請求項１４】 支持部とともにマーカー粒子によって測定溶液中の検体を検出
    するための装置であって、前記マーカー粒子は、前記測定溶液の電気的および／
    あるいは電気化学的特性とは異なる電気的および／あるいは電気化学的特性を有
    しており、電界を生成する装置に接続されている電極構成の少なくとも１つの電
    極は、前記支持部上に配置されており、測定装置が電流または電圧を記録するよ
    うに設けられていることを特徴とする、装置。
  15. 【請求項１５】 前記検体の特異的な結合部位を有する基板が前記支持部上に配
    置されており、前記マーカー粒子は前記検体のための特異的な結合部位あるいは
    前記基板を有しており、マーカー粒子は前記支持部またはカバーリング上に配置
    されていることを特徴とする、請求項１４に記載の装置。
  16. 【請求項１６】 前記基板は電極として設計されていることを特徴とする、請求
    項１５に記載の装置。
  17. 【請求項１７】 前記マーカー粒子は、前記検体のための特異的な結合部位を有
    しており、第２の電極が、測定溶液が通過するための開口部が第１および第２の
    電極の間に存在するように前記支持部上に配置されていることを特徴とする、請
    求項１４に記載の装置。
  18. 【請求項１８】 前記検体を透過し、選択自由に前記測定溶液も透過する膜によ
    って、外部から封止されていることを特徴とする、請求項１４から１７の１つに
    記載の装置。
  19. 【請求項１９】 前記マーカー粒子は電荷を有している、および／あるいは磁性
    であり、および／あるいは電気的活性材料を備えている、および／あるいは酵素
    を備えていることを特徴とする、請求項１４から１８の少なくとも１つに記載の
    装置。
  20. 【請求項２０】 反転可能な極性を有する磁性エレメントが前記支持部上に配置
    されていることを特徴とする、請求項１４から１９の１つに記載の装置。
  21. 【請求項２１】 前記測定溶液に連結されており、少なくとも１つの小開口部を
    有し、前記マーカー粒子用の結合エレメントとして働くダイアフラム（１０１，
    １０５）が、不均質な電界を生成するように電極の前に配置されていることを特
    徴とする、請求項１４から２０に記載の装置。
  22. 【請求項２２】 ダイアフラム（１０１、１０５）と電極（２）との間の空間は
    、前記測定溶液と接している電解質（１０３）で満たされていることを特徴とす
    る、請求項２１に記載の装置。
  23. 【請求項２３】 前記ダイアフラム（１０１、１０５）はピペット（１１９）の
    コンポーネントであり、前記電極（２）がその中に突出していることを特徴とす
    る、請求項２１または２２に記載の装置。
  24. 【請求項２４】 前記電解質（１０３）を受けるための少なくとも１つの穴（１
    １４）を備えているスペーサーエレメント（１１３）が、前記少なくとも１つの
    電極を有する平らな支持部（１１２）に固く接続されており、前記穴（１１４）
    は前記ダイアフラムとして機能するカバーリング（１０１）によってカバーされ
    ており、少なくとも１つのダイアフラム開口部（１０５）が備えられていること
    を特徴とする、請求項２１または２２に記載の装置。
  25. 【請求項２５】 いくつかの電極（２）が前記支持部（１１２）に付加されてお
    り、前記スペーサーエレメント（１１３）が前記電極に割り当てられた複数の穴
    を備えており、前記カバーリングは各穴に対して少なくともダイアフラム開口部
    を有していることを特徴とする、請求項２４に記載の装置。
  26. 【請求項２６】 前記測定溶液に面し、ダイアフラム開口部（１０５）を有する
    前記カバーリング（１０１）の側に対向電極（１２０）が付加されていることを
    特徴とする、請求項２１から２５の１つに記載の装置。
  27. 【請求項２７】 前記ダイアフラムはピラミッドの付け根のような形状であるこ
    とを特徴とする、請求項２１から２６の１つに記載の装置。
  28. 【請求項２８】 前記支持部（１２２、１２５）上に配置されている前記少なく
    とも１つの電極が形成されており、前記マーカー粒子と結合し、前記測定溶液に
    連結されているイオン選択性の膜を有していることを特徴とする、請求項１４か
    ら２０の１つに記載の装置。
  29. 【請求項２９】 少なくとも２つの電極（１２３、１２４）が支持部（１２５）
    に付加され、少なくとも２つの穴（１２９）を有するカバーリングエレメント（
    １２６）によってカバーされていることを特徴とする、請求項１４から２８の１
    つに記載の装置。
  30. 【請求項３０】 イオン選択性膜が穴（１２９）内に配置されていることを特徴
    とする、請求項２９に記載の装置。
  31. 【請求項３１】 ｎｍの範囲からサブｍｍの範囲にある直径を有するマーカー粒
    子が用いられることを特徴とする、請求項１４から３０の１つに記載の装置。
  32. 【請求項３２】 イオン選択性膜（１２４）および参照電極（１０３、２）を備
    えた少なくとも１つの電位差計電極（１２３、１２４）が前記支持部（２５’）
    上に配置されており、供給および／あるいは排出を備えた測定溶液用のフローチ
    ャネル（１３４）が前記電極の上方に設けられていることを特徴とする、請求項
    ２８から３１の１つに記載の装置。
  33. 【請求項３３】 前記フローチャネル（１３４）に接続された前記支持部（２５
    ’）の限られた表面上のマーカー粒子は、前記フローチャネル（１３４）を流れ
    る前記測定溶液によって放出され得ることを特徴とする、請求項３２に記載の装
    置。
  34. 【請求項３４】 前記フローチャネル（１３４）は、前記支持部を少なくとも部
    分的にカバーし、かつ供給および排出開口部（１３５、１３９）を有するカバー
    リング（１３３、２６’）に形成されることを特徴とする、請求項３３または３
    ４に記載の装置。
  35. 【請求項３５】 前記フローチャネルは、外部から前記測定溶液を受ける表面（
    １３８）を有するフローマトリックス（１３７）として設計されていることを特
    徴とする、請求項３３または３４に記載の装置。
  36. 【請求項３６】 前記フローマトリックスに広がっている前記測定溶液によって
    放出され得るマーカー粒子は、前記フローマトリックスの限られた表面（３０’
    ）上で固定されていることを特徴とする、請求項３５に記載の装置。
  37. 【請求項３７】対向電極（１３１）が前記支持部（１２５、２５’）に付加され
    ており、電流源（１４０）が電流を供給するように電位差電極（１２３、１２４
    ）および対向電極（１３１）の間に接続されており、電圧測定装置が電位差電極
    および参照電極の間に接続されていることを特徴とする、請求項２９から３６の
    １つに記載の装置。
  38. 【請求項３８】 抗体、抗原、核酸、アプタマーあるいは他の分析用の検体の検
    出、および／または化学診断、製薬開発、栄養化学、バイオテクノロジー、環境
    分析、生化学または薬学における診断のための前記クレームの１つによる装置ま
    たはプロセスの使用。
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