JP2009192479A - Particulate measuring device, and electrode used therefor - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、誘電泳動を用いて懸濁液中の微粒子数を測定するための微粒子測定装置およびそれに用いる電極に関する。更に詳しくは、電界の不均一性を誘起するための電極構造を簡素化して簡易な製造を可能とし、コストを低減することが可能な微粒子測定装置およびそれに用いる電極に関する。 The present invention relates to a fine particle measuring apparatus for measuring the number of fine particles in a suspension using dielectrophoresis and an electrode used therefor. More particularly, the present invention relates to a particle measuring apparatus capable of simplifying an electrode structure for inducing electric field non-uniformity, enabling simple manufacturing, and reducing costs, and an electrode used therefor.
昨今、食中毒や感染症などの原因となり、人体に何らかの害を及ぼす可能性がある微生物を、迅速、簡便、高感度に定量測定するニーズは特に高い。食品の製造工程や微生物検査施設を備えない診療所などにおいて、その場で微生物検査を実施することで、食中毒や感染症などの防止、予防が可能になるためである。 In recent years, there is a particularly high need for rapid, simple, and highly sensitive quantitative measurement of microorganisms that cause food poisoning, infections, and the like and can cause some harm to the human body. This is because, in a clinic that does not have a food production process or a microbiological examination facility, the microbiological examination can be performed on the spot to prevent or prevent food poisoning or infectious diseases.
また、いわゆるバイオセンサにおいて、抗体など、測定対象に特異的に結合する物質を標識したポリスチレンなどの人工微粒子を用いて、検体中の生化学的物質を定量測定する際に、検体中の微粒子数あるいはその結合状態を定量測定する必要がある。このように、昨今、液体中に含まれる微粒子を迅速、簡便、定量的に測定する要求は高い。 In addition, in so-called biosensors, the number of fine particles in a sample when quantitatively measuring a biochemical substance in a sample using an artificial fine particle such as polystyrene labeled with a substance that specifically binds to an object such as an antibody. Alternatively, it is necessary to quantitatively measure the binding state. Thus, nowadays, there is a high demand for quickly, simply and quantitatively measuring fine particles contained in a liquid.
ここで、本願における微粒子の定義について説明する。本願で言う微粒子とは、ポリスチレンやそれらに何らかのコーティングを施した粒子、カーボンナノチューブ、金コロイドなどの金属粒子、細菌、真菌、放線菌、リケッチア、マイコプラズマ、ウイルス、として分類されているいわゆる微生物、原生動物や原虫のうちの小型のもの、生物体の幼生、動植物細胞、精子、血球、核酸、蛋白質等も含む広い意味での生体または生体由来の微粒子である。この他にも、本願で言う微粒子とは、誘電泳動可能な大きさのあらゆる粒子を意味する。本願では特に、微生物の測定を想定しており、以下、測定対象を微生物として説明を行う。 Here, the definition of the fine particles in the present application will be described. The microparticles referred to in this application are polystyrene, particles with some coating on them, carbon particles, metal particles such as gold colloids, bacteria, fungi, actinomycetes, rickettsia, mycoplasma, viruses, so-called microorganisms, and protozoa It is a living organism or a fine particle derived from living organisms in a broad sense, including small animals and protozoa, larvae of organisms, animal and plant cells, sperm, blood cells, nucleic acids, proteins, and the like. In addition, the fine particles referred to in the present application mean all particles having a size capable of dielectrophoresis. In the present application, in particular, measurement of microorganisms is assumed, and hereinafter, the measurement target will be described as microorganisms.
従来、微生物の検査法として最も一般的に用いられるのは培養法である。培養法は、培地上に微生物検体を塗抹し、微生物が生育条件下で培養を行い、形成される培地上のコロニー数を計数することで微生物数を定量する方法である。 Conventionally, the culture method is the most commonly used method for testing microorganisms. The culture method is a method of quantifying the number of microorganisms by smearing a microorganism sample on a medium, culturing the microorganism under growth conditions, and counting the number of colonies on the formed medium.
しかし、コロニー形成までに通常1〜2日、微生物種によっては数週間を要するため、迅速な検査を実施できない問題があった。また、濃縮や希釈、培地への塗抹などが必要なため、専門家による操作が必要であり、簡便な検査が実施できない、あるいは操作上のバラツキによる精度低下の問題があった。 However, since it usually takes 1 to 2 days for colony formation and several weeks depending on the microorganism species, there is a problem that rapid inspection cannot be performed. In addition, since concentration, dilution, smearing on the medium, and the like are necessary, an operation by a specialist is necessary, and a simple test cannot be performed, or there is a problem of a decrease in accuracy due to operational variations.
これら従来の問題を解決するため、本発明者は他の発明者らと共に、迅速、簡便、高感度な微生物数測定法として、誘電泳動とインピーダンス計測を組み合わせたDEPIM(Dielectrophoretic Impedance Measurement Method)法を提案した(例えば、特許文献1を参照)。 In order to solve these conventional problems, the present inventor, together with other inventors, uses a DEPIM (Dielectrophoretic Impedance Measurement Method) method that combines dielectrophoresis and impedance measurement as a rapid, simple, and highly sensitive microbial count measurement method. Proposed (see, for example, Patent Document 1).
DEPIM法は、微生物を誘電泳動力によってマイクロ電極に捕集し、同時にマイクロ電極のインピーダンス変化を測定することによって試料液中の微生物数を定量測定する方法である。以下、その測定原理について概説する。 The DEPIM method is a method for quantitatively measuring the number of microorganisms in a sample solution by collecting microorganisms on a microelectrode by dielectrophoretic force and simultaneously measuring the impedance change of the microelectrode. The measurement principle will be outlined below.
微生物は一般に、イオンリッチで誘電率および導電率の高い細胞質および細胞壁が、比較的誘電率および導電率の低い細胞膜に囲まれた構造を有し、誘電体粒子とみなすことができる。DEPIM法では、電界中で分極した誘電体粒子に一定方向に働く力である誘電泳動力を利用し、誘電体粒子である微生物をマイクロ電極のギャップ間に捕集する。 Microorganisms generally have a structure in which cytoplasm and cell walls having a high dielectric constant and conductivity are ion-rich and surrounded by a cell membrane having a relatively low dielectric constant and conductivity, and can be regarded as dielectric particles. In the DEPIM method, a dielectrophoretic force that is a force acting in a certain direction on dielectric particles polarized in an electric field is used to collect microorganisms that are dielectric particles between gaps of microelectrodes.
誘電体粒子に働く誘電泳動力FDEPは、以下の(数1)で与えられることが公知である(例えば、非特許文献1を参照)。以下、誘電体粒子が、微生物である場合を例として説明する。 It is known that the dielectrophoretic force F DEP acting on the dielectric particles is given by the following ( Equation 1) (for example, see Non-Patent Document 1). Hereinafter, a case where the dielectric particles are microorganisms will be described as an example.
ここで、a:球形近似したときの微生物の半径、ε0:真空の誘電率、εm:試料液の比誘電率、E:電界強度であり、▽は演算子で勾配(gradient)を表す。この場合、▽E2は、電界E2の勾配なので、その位置でどれだけE2が傾斜を持っているか、つまり電界Eが空間的にどれだけ急に変化をするかを意味する。また、Kはクラウジウス・モソッティ数と呼ばれ、(数2)で表され、Re[K]>0は正の誘電泳動を表し、微生物は電界勾配と同方向、つまり、電界集中部に向かって泳動される。Re[K]<0は負の誘電泳動を表し、電解集中部から遠ざかる方向、すなわち弱電界部に向かって泳動される。 Here, a: radius of microorganism when approximated by a sphere, ε 0 : dielectric constant of vacuum, ε m : relative permittivity of sample liquid, E: electric field strength, and ▽ represents a gradient by an operator . In this case, ▽ E 2 is the gradient of the electric field E 2 , and means how much E 2 has an inclination at that position, that is, how suddenly the electric field E changes spatially. K is called Clausius Mosotti number, expressed by (Expression 2), Re [K]> 0 indicates positive dielectrophoresis, and microorganisms are in the same direction as the electric field gradient, that is, toward the electric field concentration part. Electrophoresed. Re [K] <0 represents negative dielectrophoresis and migrates away from the electrolytic concentration part, that is, toward the weak electric field part.
ここで、εb *およびεm *はそれぞれ、微生物および溶液の複素誘電率を表し、一般に複素誘電率εr *は(数3)で表される。 Here, ε b * and ε m * represent the complex permittivity of the microorganism and the solution, respectively, and generally the complex permittivity ε r * is expressed by (Equation 3).
ここで、εr:微生物あるいは試料液の比誘電率、σ:微生物あるいは試料液の導電率、ω:印加電界の角周波数を表す。 Here, ε r represents the relative dielectric constant of the microorganism or sample solution, σ represents the conductivity of the microorganism or sample solution, and ω represents the angular frequency of the applied electric field.
(数1)(数2)(数3)から、誘電泳動力は、微生物の半径、クラウジウス・モソッティ数の実部(以下、Re[K]と表す)および電界強度に依存することが分かる。また、Re[K]は、試料液および微生物の複素誘電率、電界周波数に依存して変化することが分かる。 From (Equation 1), (Equation 2), and (Equation 3), it can be seen that the dielectrophoretic force depends on the radius of the microorganism, the real part of the Clausius Mosotti number (hereinafter referred to as Re [K]), and the electric field strength. It can also be seen that Re [K] varies depending on the complex permittivity and electric field frequency of the sample solution and the microorganism.
そのため、DEPIM法では、これらのパラメータを適切に選択し、微生物に働く誘電泳動力を十分大きくし、微生物を電極ギャップに確実に捕集する必要がある。また、DEPIM法では、上記誘電泳動による電極への微生物捕集と同時に、電気的計測を行い、試料液中の微生物数を定量測定することを特徴としている。 Therefore, in the DEPIM method, it is necessary to appropriately select these parameters, sufficiently increase the dielectrophoretic force acting on the microorganism, and reliably collect the microorganism in the electrode gap. In addition, the DEPIM method is characterized in that the number of microorganisms in a sample solution is quantitatively measured by performing electrical measurement simultaneously with the collection of microorganisms on the electrode by dielectrophoresis.
微生物は、前述した構造を有するため、電気的には固有のインピーダンスを持った微粒子と考えることができる。そのため、誘電泳動によりマイクロ電極のギャップ間に捕集される微生物数が増加すると、その捕集数に応じて電極間のインピーダンスが変化する。 Since the microorganism has the structure described above, it can be considered as a fine particle having an inherent impedance electrically. Therefore, when the number of microorganisms collected between the gaps of the microelectrodes by dielectrophoresis increases, the impedance between the electrodes changes according to the number of collections.
従って、電極間インピーダンス時間変化の傾きは、単位時間当たりに電極ギャップ間に捕集される微生物数に応じた値となり、傾きの大きさは試料液中の微生物濃度に対応する。よって、電極間インピーダンス時間変化の傾きを測定することで、試料液中の微生物濃度、言い換えれば微生物数を測定することが可能となる。 Therefore, the slope of the interelectrode impedance time change is a value corresponding to the number of microorganisms collected between the electrode gaps per unit time, and the magnitude of the slope corresponds to the microorganism concentration in the sample solution. Therefore, it is possible to measure the microorganism concentration in the sample solution, in other words, the number of microorganisms, by measuring the slope of the interelectrode impedance time change.
更に、DEPIM法では、誘電泳動を開始直後のインピーダンス時間変化の傾きから微生物数を定量することで、短時間での微生物測定を実現している。以上、DEPIM法の測定原理について概説したが、詳しくは非特許文献2を参照されたい。
Furthermore, in the DEPIM method, microorganisms are measured in a short time by quantifying the number of microorganisms from the slope of the change in impedance time immediately after the start of dielectrophoresis. The measurement principle of the DEPIM method has been outlined above. For details, refer to Non-Patent
一方、媒体中の物体、特にはセル、リポソームもしくは同様な微小物体の電気的測定をするための装置及び方法が知られている。図11は、チャンネル内に満たされた液体51のインピーダンスを測定する装置を示す。この装置では、電極52がチャンネル内の液体にそれぞれ電気接触するよう設けられ、さらに電極52がその電流及び電圧を測定するために図示しない電気的測定装置に接続されている(例えば、特許文献2参照)。
On the other hand, devices and methods are known for the electrical measurement of objects in a medium, in particular cells, liposomes or similar micro objects. FIG. 11 shows an apparatus for measuring the impedance of the
従来、DEPIMに用いる電極は、電極ギャップ間に生じる電界歪を利用した誘電泳動により細菌をトラップするために微細なギャップ(5μm程度)を用いる必要があるため製造上の困難がある。また、電極ギャップ間に生じる電界歪みは、電極エッジの限られた領域のみであるため、トラップの空間的な効率も悪く、測定感度が制限されている。 Conventionally, electrodes used in DEPIM have difficulty in manufacturing because it is necessary to use a fine gap (about 5 μm) in order to trap bacteria by dielectrophoresis using electric field distortion generated between electrode gaps. In addition, since the electric field distortion generated between the electrode gaps is only in a region where the electrode edge is limited, the spatial efficiency of the trap is poor and the measurement sensitivity is limited.
また、電極を櫛歯状に形成して電界歪を生成していたが、電極を櫛歯状に加工することは製造上の困難性がありコストの上昇を招いていた。特に、電極は測定の都度交換することが望ましく、構造を簡素化してコストを低減させることが望まれていた。 In addition, although the electrodes are formed in a comb-teeth shape to generate electric field distortion, it is difficult to manufacture the electrodes in a comb-teeth shape, resulting in an increase in cost. In particular, it is desirable to replace the electrode every measurement, and it has been desired to simplify the structure and reduce the cost.
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであって、電界の不均一性を誘起するための電極構造を簡素化してコストを低減することが可能な微粒子測定装置およびそれに用いる電極を提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and provides a particle measuring apparatus capable of simplifying an electrode structure for inducing electric field non-uniformity and reducing costs, and an electrode used therefor. The purpose is that.
本発明の微粒子測定装置は、微粒子含有の液体を導入するチャンバと、前記チャンバ内に設けられた少なくとも一対の電極と、前記一対の電極間に配置され、電界の不均一性を誘起する構造体と、前記一対の電極間に交流電圧を印加し、前記微粒子に誘電泳動力を作用させる泳動電源部と、前記一対の電極間のインピーダンスの時間変化を演算し、前記チャンバ内の微粒子数を算出するインピーダンス計測装置とを備える。 The fine particle measuring apparatus of the present invention includes a chamber for introducing a liquid containing fine particles, at least a pair of electrodes provided in the chamber, and a structure that is disposed between the pair of electrodes and induces non-uniformity of an electric field. Calculating the number of fine particles in the chamber by applying an alternating voltage between the pair of electrodes and applying a dielectrophoretic force to the fine particles, and calculating a temporal change in impedance between the pair of electrodes. An impedance measuring device.
上記構成によれば、構造体が一対の電極間に配置され電界の不均一性を誘起するので、懸濁液中の微粒子に誘電泳動力を作用させる電極の構造を簡素化しつつ、微生物をトラップする空間を多く取れるため、微粒子測定装置のコストを低減しながらも測定感度を向上することが可能になる。 According to the above configuration, since the structure is disposed between the pair of electrodes and induces non-uniformity of the electric field, the structure of the electrode that applies the dielectrophoretic force to the fine particles in the suspension is simplified, and the microorganism is trapped. Since a large amount of space can be taken, it is possible to improve measurement sensitivity while reducing the cost of the particle measuring apparatus.
また、本発明の微粒子測定装置は、前記構造体が微細孔を持つフィルタである。 In the fine particle measuring apparatus of the present invention, the structure is a filter having fine pores.
上記構成によれば、簡単な構造で微粒子を微細孔に泳動させ、懸濁液のインピーダンスを変化させることができる。 According to the above configuration, it is possible to change the impedance of the suspension by moving the fine particles into the micropores with a simple structure.
また、本発明の微粒子測定装置は、前記微細孔の有効径が異なる複数のフィルタを備え、前記複数のフィルタに対応させて、前記一対の電極を複数組設ける。 The fine particle measuring apparatus of the present invention includes a plurality of filters having different effective diameters of the micropores, and a plurality of pairs of the pair of electrodes are provided so as to correspond to the plurality of filters.
上記構成によれば、微細孔の有効径によってトラップする菌の種類を変えることができ、測定のダイナミックレンジを向上することができる。また、大きさの異なる測定対象を選択的に検出することができる。 According to the said structure, the kind of microbe trapped can be changed with the effective diameter of a micropore, and the dynamic range of a measurement can be improved. In addition, it is possible to selectively detect measurement objects having different sizes.
また、本発明の微粒子測定装置は、前記構造体中あるいはその表面にインピーダンス計測電極を含む。 The fine particle measurement apparatus of the present invention includes an impedance measurement electrode in the structure or on the surface thereof.
上記構成によれば、懸濁液のインピーダンスを測定するインピーダンス計測電極を容易に製造することができ、微粒子測定装置のコストを低減することが可能になる。 According to the above configuration, the impedance measurement electrode for measuring the impedance of the suspension can be easily manufactured, and the cost of the particle measuring device can be reduced.
また、本発明の微粒子測定装置は、前記構造体がイオン吸着体で構成されるものあるいはイオン吸着体を一部に含むものである。 In the fine particle measuring apparatus of the present invention, the structure is composed of an ion adsorbent or includes an ion adsorbent in part.
上記構成によれば、イオン吸着体が懸濁液中のイオンを吸着し、懸濁液の導電率を下げることができるため、導電率の上昇による誘電泳動力の低下を防ぎ、高い導電率の測定試料も高感度に測定することが可能になる。 According to the above configuration, since the ion adsorbent can adsorb ions in the suspension and reduce the conductivity of the suspension, the decrease in the dielectrophoretic force due to the increase in the conductivity is prevented, and the high conductivity is achieved. The measurement sample can also be measured with high sensitivity.
また、本発明の微粒子測定装置は、前記フィルタが前記一対の電極の表面にある。 In the fine particle measuring apparatus of the present invention, the filter is on the surface of the pair of electrodes.
上記構成によれば、フィルタの微細孔に微粒子を泳動させ、簡素な構成で懸濁液のインピーダンスを変化させることができる。 According to the said structure, microparticles can be migrated to the micropore of a filter and the impedance of suspension can be changed with a simple structure.
また、本発明の微粒子測定装置は、前記フィルタが前記一対の電極の両方の電極の表面にある。 In the fine particle measuring apparatus of the present invention, the filter is on the surface of both electrodes of the pair of electrodes.
上記構成によれば、一対の電極の両方に設けられたフィルタの微細孔に微粒子を泳動させ、懸濁液のインピーダンスを効率よく変化させることができる。 According to the said structure, microparticles can be migrated to the micropore of the filter provided in both of a pair of electrodes, and the impedance of suspension can be changed efficiently.
また、本発明の微粒子測定装置は、前記フィルタが前記一対の電極の中間に位置する。 In the fine particle measuring apparatus of the present invention, the filter is positioned between the pair of electrodes.
上記構成によれば、フィルタを一対の電極の中間に配置し、フィルタの両側に微粒子をトラップすることができ、微粒子のトラップ効率を向上させることができる。 According to the said structure, a filter can be arrange | positioned in the middle of a pair of electrode, a microparticle can be trapped on the both sides of a filter, and the trap efficiency of microparticles | fine-particles can be improved.
また、本発明の微粒子測定装置において、前記インピーダンス計測装置は、インピーダンスの初期変化により前記微粒子数を測定する。 In the fine particle measuring apparatus of the present invention, the impedance measuring device measures the number of fine particles based on an initial change in impedance.
上記構成によれば、インピーダンスの初期変化により微粒子数を測定するので、測定時間を短縮することができる。 According to the above configuration, since the number of fine particles is measured by the initial change in impedance, the measurement time can be shortened.
また、本発明の微粒子測定装置は、検出物質に特異的に結合し、凝集塊を形成する試薬を含む。 The fine particle measurement apparatus of the present invention includes a reagent that specifically binds to a detection substance and forms an aggregate.
上記構成によれば、検出物質に特異的に結合し凝集塊を形成するので、凝集塊の大きさに応じて誘電泳動力が大きくなり、他の物質が混在した中でも、検出物質を特異的に測定することが可能になる。 According to the above configuration, since it specifically binds to the detection substance and forms an agglomerate, the dielectrophoretic force increases according to the size of the agglomerate. It becomes possible to measure.
また、本発明の微粒子測定装置は、前記一対の電極が透明であり、前記構造体を透明基板上に構成し、前記チャンバ内の微粒子数を光学測定する。 In the particle measuring apparatus of the present invention, the pair of electrodes are transparent, the structure is formed on a transparent substrate, and the number of particles in the chamber is optically measured.
上記構成によれば、チャンバ内の微粒子数を光学測定するので、懸濁液の導電率に依存することなく微粒子数を測定することができる。 According to the above configuration, since the number of fine particles in the chamber is optically measured, the number of fine particles can be measured without depending on the conductivity of the suspension.
また、本発明は、上記の微粒子測定装置に用いる電極である。 Moreover, this invention is an electrode used for said fine particle measuring apparatus.
上記構成によれば、電極の構造を簡素化して微粒子測定装置のコストを低減することが可能になる。 According to the above configuration, the structure of the electrode can be simplified and the cost of the particle measuring device can be reduced.
本発明によれば、構造体が一対の電極間に配置され電界の不均一性を誘起するので、懸濁液中の微粒子に誘電泳動力を作用させる電極の構造を簡素化して微粒子測定装置のコストを低減することが可能になる。 According to the present invention, since the structure is arranged between the pair of electrodes to induce electric field non-uniformity, the structure of the electrode that causes the dielectrophoretic force to act on the fine particles in the suspension can be simplified. Cost can be reduced.
以下、本発明の実施の形態の微生物測定装置について、図面を用いて説明する。図1は、本実施形態の微生物測定装置の構成図である。 Hereinafter, a microorganism measuring apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a configuration diagram of a microorganism measuring apparatus according to the present embodiment.
図1において、1は測定対象の微生物が含まれる懸濁液2を保持するチャンバ、3は誘電泳動で微生物を捕集する電極対を含む電極、4は泳動電源部、5は誘電泳動によってトラップされた微生物によって生じた光学的あるいは電気的な変化を測定する測定部、6は微生物測定装置全体の制御や測定結果の解析演算や入出力処理などを行う制御演算部、7は試料液2の導電率を入力するための導電率入力手段である。
In FIG. 1, 1 is a chamber for holding a
図2(a)は、本実施形態の微生物測定装置におけるチャンバ1の構成を説明するための図である。本実施形態のチャンバ1は、基板31,32間に平面電極33,34を設け、一方の平面電極34上に電界歪を作るための構造体35(絶縁体など)を設ける。そして、平面電極33と構造体35の間を懸濁液2で満たし、平面電極33,34に泳動電源部4を接続して電界を印加する。
Fig.2 (a) is a figure for demonstrating the structure of the
誘電泳動は、空間的に不均一な電界が形成された箇所で働く力なので、通常のDEP(誘電泳動)では、薄膜電極が対向した構成として、断面で見た鋭利なエッジ同士の対向部分で不均一な電界を作る。本実施形態では、電界中にメンブレンフィルタなどの構造体35を配置することで不均一な電界(電界歪)を作り、そこで誘電泳動を働かせる現象(iDEP;insulator-based DiElectroPhoresis)を利用する。構造体35は、不均一な電界を形成させられればいずれの材料も使用できるが、試料液(懸濁液2)との誘電率の差が大きいほど、大きな電界歪を形成することができるため、そのような材料が望ましい。本実施の形態では、懸濁液を比誘電率80程度の水と想定しているため、比誘電率の小さな樹脂材料などの絶縁体、もしくは比誘電率が無限大とみなせる金属で形成するのが望ましい。
Dielectrophoresis is a force that works in places where spatially non-uniform electric fields are formed. Therefore, in normal DEP (dielectrophoresis), the thin film electrodes are opposed to each other, with the sharp edges seen in the cross section facing each other. Create a non-uniform electric field. In the present embodiment, a non-uniform electric field (electric field distortion) is created by disposing a
本実施の形態では、構造体35として、一般的な材料で簡易に入手可能なフィルタを用いている。フィルタとは、その面に垂直な方向に微細な孔を有する構造体であって、一般的にはメンブレンフィルタなどが容易に入手可能である。メンブレンフィルタの材料は様々であり、ポリカーボネイトなどの樹脂材料などがある。樹脂材料の比誘電率は2〜3程度であるので、電界歪を形成するために好適である。入手性と物理的な特性により、本実施の形態では、ポリカーボネイト性のメンブレンフィルタを用いている。
In the present embodiment, a filter that can be easily obtained from a general material is used as the
図2(b)は、構造体35の穴のエッジにp-DEP(positive DiElectroPhoresis;正の誘電泳動)が作用し菌がトラップされている顕微鏡写真を示す。誘電泳動は、電界の周波数、粒子・溶液の物性値(誘電率、導電率)の条件によって、正の誘電泳動(p-DEP)と負の誘電泳動(n-DEP ; negative DiElectroPhoresis)の2つの現象が見られる。正の誘電泳動は、電界が集中する箇所に向かって粒子が動き、負の誘電泳動は、電界が集中する箇所から遠ざかる方向(つまり、正の誘電泳動と逆方向)に向かって粒子が動く。この場合、穴のエッジが電界集中部になり、ここに向かって誘電泳動力が働き、菌がトラップされる。
FIG. 2B shows a micrograph in which bacteria are trapped by p-DEP (positive DiElectroPhoresis) acting on the edge of the hole of the
図2(c)は、チャンバ1のインピーダンス等価回路を示す。懸濁液2のインピーダンスをZm、構造体35のインピーダンスをZs、菌のインピーダンスをZbとすると、チャンバ1のインピーダンスZcは、
また、本実施形態の微生物測定装置において、構造体35をイオン吸着体で構成することもできる。前述した通り、誘電泳動力は懸濁液2の導電率に依存して変化する力であり、一般的には導電率が高くなると、誘電泳動力は低下する傾向にある。そこで、この構成によれば、イオン吸着体が懸濁液2中のイオンを吸着し、懸濁液2の導電率を下げることができるため、導電率の上昇による誘電泳動力の低下を防ぎ、測定を行うために必要十分な微生物を、十分な強度の誘電泳動力によってトラップすることができるため、高い導電率の測定試料も高感度に測定することが可能になる。
Moreover, in the microorganism measuring apparatus of this embodiment, the
図3は、本実施形態の微生物測定装置におけるチャンバ1の具体的構成を説明するための図である。本実施形態の微生物測定装置は、基板31,32間に電極33,34を設け、一方の電極34上に電界歪を作るための構造体35を設けてチャンバ1を構成する。また、チャンバ1の一方の端に試料導入口37を設け、他方の端に流出口38を設ける。そして、チャンバ1内を懸濁液で満たし、電極33,34を泳動電源部4に接続して電界を印加する。
FIG. 3 is a diagram for explaining a specific configuration of the
図4(a)は、本実施形態の微生物測定装置におけるチャンバ1のバリエーション(1)を示す。バリエーション(1)は、懸濁液36内に中空状態でフィルタ41(構造体)を配置してトラップ効率を更に向上させるものである。フィルタ41を中空状態にすることで、フィルタ41の図4中の上側および下側の両方に微生物をトラップすることが可能となる。
Fig.4 (a) shows the variation (1) of the
図4(b)は、本実施形態の微生物測定装置におけるチャンバ1のバリエーション(2)を示す。バリエーション(2)は、基板31,32上に電極33,34を配置し、電極33,34の両方にフィルタ42,43を配置し、フィルタ42,43間に懸濁液36を満たすものである。この構成によれば、一対の電極33,34の両方に設けられたフィルタ42,43の微細孔に微粒子を泳動させ、懸濁液のインピーダンスを効率よく変化させることができる。
FIG.4 (b) shows the variation (2) of the
図4(c)は、本実施形態の微生物測定装置におけるチャンバ1のバリエーション(3)を示す。バリエーション(3)は、複数の電極対33a,34a,33b,34bの間に、それぞれ目の粗さが異なるフィルタ41a,41bを設け、電極対33a,34aおよびフィルタ41aと、電極対33b,34bおよびフィルタ41bを仕切り板45,46,47で区分するものである。
FIG.4 (c) shows the variation (3) of the
バリエーション(3)によれば、フィルタ41a,41bの径によってトラップする菌の種類を変えることができ、測定のダイナミックレンジを向上することができる。また、大きさの異なる測定対象を選択的に検出することができ、免疫凝集した粒子を検出することができる。
According to the variation (3), the type of bacteria to be trapped can be changed depending on the diameters of the
電極33,34はそれぞれ泳動電源部4に接続されており、泳動電源部4は電極33,34間に特定周波数の交流電圧を印加する。なお、ここで交流電圧というのは、正弦波のほか、ほぼ一定の周期で流れの向きを変える電圧のことであり、かつ両方向の電流の平均値が等しいものである。後述するが、泳動電源部4が印加する周波数は、制御演算部6(図1参照)によって適切に決定される。
The
電極33,34が懸濁液36に接した状態で、電極33,34間に交流電圧が印加されると、懸濁液36中に含まれる微生物が、電極33,34に挟まれた構造体41等の微細孔に誘電泳動力によって捕捉される。
When an alternating voltage is applied between the
微生物に十分な大きさの正の誘電泳動力が働く場合は、図2(a)のように電界集中部である孔のエッジ部に微生物がトラップされる。 When a sufficiently large positive dielectrophoretic force acts on the microorganism, the microorganism is trapped at the edge portion of the hole which is the electric field concentration portion as shown in FIG.
測定部5は、このようにして構造体35にトラップされた微生物によるインピーダンス変化を測定する。具体的には、図6に示すように、泳動電源部4と電極3の間に、測定部5を電極3間のインピーダンスを測定する回路を構成する。
The
この場合、測定部5は電極3間に流れる電流値と、泳動電源部4が印加した電圧と電流の位相差を測定するための回路等から構成される。測定部5は、誘電泳動によって微生物が移動し電界集中部近傍に濃縮されることに起因する電極3間の電流および位相差の変化を測定する。
In this case, the
測定部5で測定した電流値と位相差は、制御演算部6に渡される。制御演算部6は、これら電流、位相差、および、泳動電源部4が印加している電圧および周波数の情報から、電極3間のインピーダンス値を計算する。
The current value and phase difference measured by the
電圧印加前、電極3間の懸濁液36のみで満たされた領域が、誘電泳動によるトラップによって誘電率の異なる微生物で置き換えられることで、電極3間のインピーダンスはトラップされた微生物数に応じて変化する。
Before the voltage application, the region filled only with the
従って、ある時間におけるインピーダンス値と、電圧印加直後の初期インピーダンス値との差分、言い換えれば変化分から、微細孔にトラップされた微生物数を推定することが可能である。そして、トラップされた微生物数は懸濁液中に含まれる微生物濃度に依存するものであるから、懸濁液中の微生物数を測定することが可能になる。 Therefore, the number of microorganisms trapped in the micropores can be estimated from the difference between the impedance value at a certain time and the initial impedance value immediately after the voltage application, in other words, the amount of change. Since the number of trapped microorganisms depends on the concentration of microorganisms contained in the suspension, the number of microorganisms in the suspension can be measured.
測定部5はまた、図7に示すように、光学的測定手段によっても実現可能である。この場合、光源21と受光部22の光路内にギャップが含まれるような位置関係にチャンバ1を配置する。ギャップにトラップされた微生物数によって、受光部21に入射する光量が変化することを利用して、ギャップにトラップされた微生物数を推定することができる。
The measuring
あるいは、受光部22の情報を制御演算部6に渡して画像化し、制御演算部6が粒子判定アルゴリズムなどを用いて直接粒子数を計数してもよいし、視野面積に対する微粒子面積を求めることで微粒子数に換算してもよい。このようにして得られたギャップにトラップされた微生物数は懸濁液中に含まれる微生物濃度に依存するものであるから、懸濁液中の微生物数を測定することが可能になる。
Alternatively, the information of the light receiving unit 22 may be transferred to the
以上のように微生物をギャップにトラップするためには、微生物に働く粘性力や重力、ブラウン運動など、誘電泳動以外の全ての外力に対して十分大きな誘電泳動力を誘起する必要がある。これが不十分であれば、測定部5が測定できる微生物数が減少するため、測定感度および精度が著しく低下し、測定部5が測定可能な信号の大きさを下回ると微生物の測定が出来なくなる。
As described above, in order to trap microorganisms in the gap, it is necessary to induce a sufficiently large dielectrophoretic force against all external forces other than dielectrophoresis, such as viscous force acting on the microorganism, gravity, and Brownian motion. If this is insufficient, the number of microorganisms that can be measured by the
従って、本実施の形態では、微生物をギャップにトラップするために十分な誘電泳動力が働くような周波数を、制御演算部6が適切に決定し、泳動電源部4が決定した周波数の電圧を印加する。これにより、測定部5が十分に検出可能な信号を取り出すことが出来るため、微生物濃度の測定が高精度かつ高感度に行える。
Therefore, in the present embodiment, the control
制御演算部6は、図示しないCPUや、一連の動作を規定するプログラムや各種データが格納されたメモリ6aなどの回路から構成され、一連の測定動作を制御する。導電率入力手段7は、懸濁液の導電率を、測定前に入力できるようになっている。例えば、テンキーで数値入力する方法や、「0〜50μS/cm」、「50〜100μS/cm」など複数の導電率範囲に対応したスイッチを押下するなどの方法で実現できる。
The
メモリ6aは、導電率入力手段7から与えられた懸濁液の導電率の値から、泳動電源部4が印加する電圧の適切な周波数を選択するための周波数選択テーブルを有する。周波数選択テーブルには、懸濁液の導電率毎に、微生物に十分な誘電泳動力が働く最適な周波数と印加電圧値がテーブル化されている。
The
ここで、メモリ6aに格納されている周波数選択テーブルについて詳説する。表1に示すように、周波数選択テーブルは少なくとも、懸濁液の導電率、印加する交流電圧の振幅、最適周波数が互いに関連付けられて格納されている。懸濁液の導電率は特定の数値であってもよいし、ある範囲を設定してテーブルを作成してもよい。制御演算部6は、与えられた導電率に該当する交流電圧の振幅と最適周波数を選択する。尚、導電率300μS/cm〜に対応する周波数の“E”は、エラーであることを示しており、あまりにも導電率が高い場合には測定が出来ないことを表している。
Here, the frequency selection table stored in the
次に、最適周波数について説明する。(数1)において、誘電泳動力FDEPは、クラウジウス・モソッティ数Kの実部、すなわちRe[K]に比例する。そして、Re[K]は、(数2)および(数3)から明らかなように、懸濁液の導電率に依存する。懸濁液の導電率が変化した場合、Re[K]すなわち誘電泳動力がどのように変化するかを示したものが図8である。 Next, the optimum frequency will be described. In (Equation 1), the dielectrophoretic force F DEP is proportional to the real part of the Clausius Mosotti number K, that is, Re [K]. Re [K] depends on the conductivity of the suspension, as is clear from (Equation 2) and (Equation 3). FIG. 8 shows how Re [K], that is, the dielectrophoretic force changes when the conductivity of the suspension changes.
図8においては、誘電泳動に用いる電界、言い換えれば印加電圧の周波数をパラメータに、懸濁液の導電率の関数として示している。Re[K]は、誘電泳動力FDEPに対応しており、その正負は誘電泳動力が引力として作用するか、あるいは斥力として作用するかにそれぞれ対応する。 In FIG. 8, the electric field used for dielectrophoresis, in other words, the frequency of the applied voltage is used as a parameter, and is shown as a function of the conductivity of the suspension. Re [K] corresponds to the dielectrophoretic force F DEP , and the sign thereof corresponds to whether the dielectrophoretic force acts as an attractive force or a repulsive force.
図8(a)に示すように、たとえば、誘電泳動用交流電圧の周波数が(1)10KHzの場合は、溶液導電率3μS/cm付近でRe[K]が正から負に変わっており、微粒子に作用する誘電泳動力FDEPが引力から斥力に変化する。 As shown in FIG. 8A, for example, when the frequency of the alternating voltage for dielectrophoresis is (1) 10 KHz, Re [K] changes from positive to negative near the solution conductivity of 3 μS / cm, and the fine particles The dielectrophoretic force F DEP acting on the surface changes from attractive to repulsive.
一方、誘電泳動用交流電圧の周波数が(2)100KHzの場合は、溶液導電率30μS/cm付近でRe[K]が正から負に変わっており、微粒子に作用する誘電泳動力FDEPが引力から斥力に変化する。 On the other hand, when the frequency of the AC voltage for dielectrophoresis is (2) 100 KHz, Re [K] changes from positive to negative near the solution conductivity of 30 μS / cm, and the dielectrophoretic force F DEP acting on the fine particles is attractive. It changes from repulsive force.
なお、図8(b)は、誘電泳動用交流電圧の周波数が(2)100KHzおよび(3)800KHzの場合に、溶液導電率を1μS/cm〜1000μS/cmまで変化させた場合の誘電泳動力FDEPの変化を示す。周波数が(2)100KHzの場合、約20μS/cm以上でRe[K]<0となるが、800KHzでは導電率上昇に対する誘電泳動力の低下が抑えられ、約250μS/cmまでRe[K]>0となり引力によりギャップ13のエッジ部にトラップすることができる。 FIG. 8B shows the dielectrophoretic force when the solution conductivity is changed from 1 μS / cm to 1000 μS / cm when the frequency of the AC voltage for dielectrophoresis is (2) 100 KHz and (3) 800 KHz. The change in F DEP is shown. When the frequency is (2) 100 KHz, Re [K] <0 at about 20 μS / cm or more, but at 800 KHz, the decrease in the dielectrophoretic force against the increase in conductivity is suppressed, and Re [K]> up to about 250 μS / cm. It becomes 0 and can be trapped at the edge of the gap 13 by attractive force.
このことは、懸濁液の導電率上昇に対して最も誘電泳動力の低下が小さくなる最適な周波数が存在することを示している。この最適周波数を決定するには、次のような実験を行って決定するのがよい。すなわち、同じ微粒子濃度で、導電率を変えた複数の懸濁液を用意し、それぞれの懸濁液に対して印加電圧の周波数を変えながら測定を行う。その結果、測定応答が最も大きくなった周波数が、それぞれの懸濁液導電率に対する最適周波数となる。表1に示した最適周波数は、このようにして決定する。 This indicates that there exists an optimum frequency at which the decrease in the dielectrophoretic force is the smallest with respect to the increase in the conductivity of the suspension. In order to determine the optimum frequency, it is preferable to perform the following experiment. That is, a plurality of suspensions having the same fine particle concentration and varying conductivity are prepared, and measurement is performed while changing the frequency of the applied voltage for each suspension. As a result, the frequency at which the measurement response is maximized is the optimum frequency for each suspension conductivity. The optimum frequency shown in Table 1 is determined in this way.
しかしながら、あまりにも周波数が高いと測定回路の実現が困難となり、あまりにも周波数が低いとジュール熱による対流や、極端な場合、電気分解による気泡発生が測定に悪影響をもたらす。このため、最適周波数は、誘電泳動にとって最適とはいえないが、微粒子測定を行うのに十分な誘電泳動を働かせることの出来る、許容範囲の周波数が存在する。 However, if the frequency is too high, it is difficult to realize a measurement circuit. If the frequency is too low, convection due to Joule heat or, in an extreme case, bubble generation due to electrolysis adversely affects the measurement. For this reason, the optimum frequency is not optimum for dielectrophoresis, but there is an acceptable frequency range that can cause sufficient dielectrophoresis to perform fine particle measurement.
図9は、溶液導電率(μS/cm)をパラメータとした場合における、誘電泳動用交流電圧の周波数(Hz)とクラウジウス・モソッティ数の実部(Re[K])の関係を示すグラフである。懸濁液の導電率100μS/cmにおいて、正の誘電泳動を利用して微粒子の測定を行う場合、測定応答を得られる十分な誘電泳動力がRe[K]>0.4であったとすると、最適周波数は約700KHz〜4MHzとなる。この場合、高周波による測定回路の複雑化を避けるために、下限の周波数である700KHzを最適周波数として採用することも可能である。 FIG. 9 is a graph showing the relationship between the frequency (Hz) of the AC voltage for dielectrophoresis and the real part (Re [K]) of the Clausius Mosotti number when the solution conductivity (μS / cm) is used as a parameter. . When measuring fine particles using positive dielectrophoresis at a suspension conductivity of 100 μS / cm, assuming that the sufficient dielectrophoretic force to obtain a measurement response is Re [K]> 0.4, The optimum frequency is about 700 KHz to 4 MHz. In this case, in order to avoid complication of the measurement circuit due to high frequency, it is possible to adopt 700 KHz which is the lower limit frequency as the optimum frequency.
また、測定する必要がある懸濁液導電率の範囲内で、ある特定の一つの周波数で十分に誘電泳動力が得られることがある。その場合は、表2に示すような周波数選択テーブルになる。 In addition, a sufficient dielectrophoretic force may be obtained at one specific frequency within the range of the suspension conductivity that needs to be measured. In that case, a frequency selection table as shown in Table 2 is obtained.
例えば、測定する必要のある懸濁液導電率の範囲が0〜100μS/cmであった場合、周波数800KHzであれば、全ての導電率領域に対してRe[K]>0.4となり、単一の周波数で所望の懸濁液導電率の範囲で測定を行うことができるため、回路構成が簡易となり好都合である。この場合、懸濁液導電率が100μS/cmを超えた場合には、周波数選択テーブルに示されるよう、エラーに該当するデータが書き込まれている。 For example, when the range of the suspension conductivity that needs to be measured is 0 to 100 μS / cm, if the frequency is 800 KHz, Re [K]> 0.4 for all conductivity regions. Since measurement can be performed within a desired suspension conductivity range at one frequency, the circuit configuration is simple and convenient. In this case, when the suspension conductivity exceeds 100 μS / cm, data corresponding to the error is written as shown in the frequency selection table.
図10は、本実施形態にかかる微生物測定方法を説明するためのフローチャートである。以下、フローチャートを参照して、試料の導入からチャンバ1内の微生物の濃縮、測定、結果提示にいたるまでの一連の流れを説明する。まず、初期状態では、チャンバ1に測定対象の微生物が含有された懸濁液を投入する(ステップS11)。
FIG. 10 is a flowchart for explaining the microorganism measuring method according to the present embodiment. Hereinafter, with reference to a flowchart, a series of flow from introduction of a sample to concentration, measurement, and result presentation of microorganisms in the
次に、導電率入力手段7によって、投入した懸濁液の導電率を入力する。入力された導電率は、制御演算部6に渡される(ステップS12)。 Next, the conductivity input means 7 inputs the conductivity of the added suspension. The input conductivity is passed to the control calculation unit 6 (step S12).
懸濁液の導電率を渡された制御演算部6は、メモリ6aに備わる最適周波数テーブルを参照し、電極に印加すべき電圧振幅値および周波数を選択する(ステップS13)。この時の電圧振幅値(以下、「誘電泳動のための電圧」と呼ぶ)は、微生物を微細孔にトラップするために十分な値を選択すればよく、本実施の形態では5Vp−pとしている。
The
また、表1および表2では、誘電泳動のための電圧は導電率に対して一定の値としているが、それぞれの導電率で最適な値を選択することができる。例えば、導電率が高い場合は、あまりに電圧が高すぎるとジュール熱が発生し、誘電泳動による微生物トラップに影響が出るため、導電率が高くなるに従い、誘電泳動のための電圧を低くする、などとする。 In Tables 1 and 2, the voltage for dielectrophoresis is a constant value with respect to the conductivity, but an optimum value can be selected for each conductivity. For example, if the conductivity is high, Joule heat is generated if the voltage is too high, and this affects microbial traps due to dielectrophoresis, so the voltage for dielectrophoresis is lowered as the conductivity increases. And
次いで、制御演算部6は、メモリ上に保存された、入力された導電率に対応する周波数がエラーコード(E)であるか判断する(ステップS14)。エラーコード(E)であった場合には、ステップS16に進み、制御演算部6は、入力された導電率が測定範囲外であることを表示手段9に表示するよう指示し、測定を終了する(ステップS22)。
Next, the
ステップS14において、選択した周波数がエラーコード(E)でなかった場合、制御演算部6は泳動電源部4に対し、最適周波数テーブルで選択した電圧振幅および周波数にて、電極3間に電圧を印加させる(ステップS15)。
In step S14, when the selected frequency is not the error code (E), the
電極3間に所定の電圧が印加されると、測定部5は直ちに電圧印加直後の初期状態のデータとして、電極3間のインピーダンスを測定し、測定結果は制御演算部6に渡され、メモリ6aに初期のインピーダンス値として保存する(ステップS17)。
When a predetermined voltage is applied between the
ここでは、インピーダンス測定を例として記載するが、測定部5が光学的な手段を用いてギャップの状態を測定するのであれば、電圧を印加しなくても初期状態が測定できるので、ステップS17はステップS15の前に行うことも可能である。なお、測定部5が光学測定を行う場合、透明電極及び透明基板を用いる。
Here, impedance measurement is described as an example. However, if the
次に、制御演算部6は、図示しない時計手段によって所定の時間が経過するまで待つ。この時、泳動電源部4は電圧印加を保持したままである(ステップS18)。
Next, the
所定の時間が経過すると、制御演算部6は所定の測定回数が満了したかを判断し(ステップS19)、満了していなければステップS17に戻る。ステップS17に戻り、制御演算部6は測定部5に命じ、電極3間のインピーダンスを測定し、その結果をメモリ6aに所定時間経過後の結果として保存する。
When the predetermined time has elapsed, the
所定の測定回数が満了した場合、制御演算部6は泳動電源部4に電圧印加を止めるよう指示する(ステップS20)。
When the predetermined number of measurements has expired, the
電圧印加を停止後、制御演算部6は、メモリ6aに保存された、電極3間インピーダンスの経時変化データから、懸濁液2中の微粒子濃度を算出し、表示手段9に結果を表示させ(ステップS21)、一連の測定動作を終了する(ステップS22)。
After the voltage application is stopped, the
微生物濃度の算出は、メモリ6aに予め保存された、検量線から求めることができる。この検量線は、微生物濃度が明らかな校正用試料を、本実施の形態で説明した微生物測定装置の測定系を用いて予め測定し、その時の微生物数とインピーダンス変化の相関関係からばらつきを回帰分析して得られる曲線をあらわす関数を使用する。
The calculation of the microorganism concentration can be obtained from a calibration curve stored in advance in the
この変換式を制御演算部6のメモリ6aに記憶させ、微生物濃度が未知の試料を測定する場合には、所定時間内におけるインピーダンス変化の値を代入することにより、セル1内の微生物濃度を算出できる。なお、換算テーブルを用いる場合は、変換式による演算結果を予めメモリさせている。
When this conversion equation is stored in the
以上説明したように、本実施形態の微粒子測定装置によれば、微粒子含有の液体を導入するチャンバ1と、チャンバ1内に設けられた一対の電極3と、一対の電極3間に配置され、電界の不均一性を誘起する構造体35等と、一対の電極3間に交流電圧を印加し、微粒子に誘電泳動力を作用させる泳動電源部4と、一対の電極3間のインピーダンスの時間変化を演算し、チャンバ1内の微粒子数を算出する測定部5とを備えるので、懸濁液中の微粒子に誘電泳動力を作用させる電極3の構造を簡素化して微粒子測定装置のコストを低減することが可能になる。
As described above, according to the particle measuring apparatus of the present embodiment, the
なお、チャンバ1内には、検出物質に特異的に結合し、凝集塊を形成する試薬を含む液体を導入してもよい。前述したように、誘電泳動力は泳動する対象の大きさによって変化する力であり、実効的な粒子径が大きくなるほど働く誘電泳動力は大きくなる。このため、懸濁液2内に測定対象である検出物質と、測定対象で無い挟雑物が混在した場合に、凝集塊を形成した検出物質は実効的な粒子径が大きくなっていることになり、挟雑物質に比べ大きな誘電泳動力が働くことになる。印加する電圧値を調整すれば、挟雑物質にはトラップするのに不十分な誘電泳動力しか働かず、測定対象の凝集塊には十分な誘電泳動力を働かせることができる。この条件下では、測定される結果は、測定対象物質のみによる反応であると考えられる。よって、この構成によれば、他の物質(挟雑物)が混在した中でも、検出物質を特異的に測定することが可能になる。
A liquid containing a reagent that specifically binds to the detection substance and forms an aggregate may be introduced into the
以下に、本発明の実施例を示す。
[実施例1]
(1)試料液の調整
標準寒天培地(MB0010、栄研器材(株))上で37℃、16時間の好気培養を行った大腸菌K−12株(NBRC3301、製品評価技術基盤機構)をコンラージ棒で採取し、0.1M D−マニトール溶液(導電率、約1μS/cm)に懸濁したものを標準試料とし、適宜希釈して測定に用いる試料液を作成した。
(2)測定装置
図3の測定装置を使用した。構造体としてのメンブレンフィルタには、有効径0.2μmのポリカーボネイト製メンブレンフィルタ(K020N025A、ADVANTEC)を用いた。印加電圧振幅は5Vp−p、周波数は100KHzとした。まず、試料液中に大腸菌を含まないブランク溶液を用いて測定を行った後に、大腸菌を含む試料液の測定を行ない、それぞれの測定のインピーダンス値、具体的にはインピーダンスから算出したキャパシタンス値を記録した。
(3)結果
図9に、測定結果を示す。図9において、横軸は測定時間(秒)、縦軸は、大腸菌を含む試料液のキャパシタンス増加分から、ブランクのキャパシタンス変化分を差し引いた容量変化CT(pF)である。電圧を印加し、大腸菌がフィルタのエッジ部にトラップされるに従って、電極間のキャパシタンス値が増加しており、本測定装置によって試料液中の大腸菌を測定することが可能であることが示された。
Examples of the present invention are shown below.
[Example 1]
(1) Preparation of sample solution Congealed Escherichia coli K-12 (NBRC3301, Product Evaluation Technology Infrastructure) that was aerobically cultured at 37 ° C for 16 hours on a standard agar medium (MB0010, Eiken Equipment Co., Ltd.) A sample solution used for measurement was prepared by using a standard sample that was collected with a stick and suspended in a 0.1 M D-mannitol solution (conductivity, approximately 1 μS / cm).
(2) Measuring apparatus The measuring apparatus of FIG. 3 was used. As the membrane filter as a structure, a polycarbonate membrane filter (K020N025A, ADVANTEC) having an effective diameter of 0.2 μm was used. The applied voltage amplitude was 5 Vp-p, and the frequency was 100 KHz. First, after measuring using a blank solution that does not contain E. coli in the sample solution, measure the sample solution containing E. coli, and record the impedance value of each measurement, specifically the capacitance value calculated from the impedance. did.
(3) Results FIG. 9 shows the measurement results. In FIG. 9, the horizontal axis represents the measurement time (seconds), and the vertical axis represents the capacitance change CT (pF) obtained by subtracting the capacitance change of the blank from the capacitance increase of the sample solution containing E. coli. As voltage was applied and E. coli was trapped on the edge of the filter, the capacitance value between the electrodes increased, indicating that this measurement device can measure E. coli in the sample solution. .
本発明は、電界の不均一性を誘起するための電極構造を簡素化してコストを低減することが可能な微粒子測定装置およびそれに用いる電極として利用可能である。 INDUSTRIAL APPLICABILITY The present invention can be used as a particle measuring apparatus capable of simplifying an electrode structure for inducing electric field inhomogeneity and reducing costs and an electrode used therefor.
1 チャンバ
2,36 懸濁液
3,11a,11b 電極
4 泳動電源部
5 測定部
6 制御演算部
6a メモリ
7 導電率入力手段
9 表示手段
13 ギャップ
14 微粒子
17 攪拌手段
21 光源
22 受光部
31,32 基板
33,34 平面電極
35,41,42,43 構造体
37 試料導入口
38 流出口
45,46,47 仕切り板
DESCRIPTION OF
Claims (12)
前記チャンバ内に設けられた少なくとも一対の電極と、
前記一対の電極間に配置され、電界の不均一性を誘起する構造体と、
前記一対の電極間に交流電圧を印加し、前記微粒子に誘電泳動力を作用させる泳動電源部と、
前記一対の電極間のインピーダンスの時間変化を演算し、前記チャンバ内の微粒子数を算出するインピーダンス計測装置と、を備える微粒子測定装置。 A chamber for introducing a liquid containing fine particles;
At least a pair of electrodes provided in the chamber;
A structure disposed between the pair of electrodes and inducing non-uniformity of the electric field;
An electrophoretic power supply unit that applies an alternating voltage between the pair of electrodes and applies a dielectrophoretic force to the fine particles;
A particle measuring device comprising: an impedance measuring device that calculates a time change in impedance between the pair of electrodes and calculates the number of particles in the chamber.
前記構造体が、微細孔を持つフィルタである微粒子測定装置。 The fine particle measuring device according to claim 1,
A fine particle measuring apparatus, wherein the structure is a filter having fine pores.
前記微細孔の有効径が異なる複数のフィルタを備え、
前記複数のフィルタに対応させて、前記一対の電極を複数組設ける微粒子測定装置。 The fine particle measuring apparatus according to claim 2,
A plurality of filters having different effective diameters of the micropores,
A fine particle measuring apparatus provided with a plurality of pairs of the pair of electrodes in correspondence with the plurality of filters.
前記構造体中あるいはその表面にインピーダンス計測電極を含む微粒子測定装置。 The fine particle measuring apparatus according to claim 2,
A fine particle measuring apparatus including an impedance measuring electrode in the structure or on the surface thereof.
前記構造体が、イオン吸着体で構成されるものあるいはイオン吸着体を一部に含むものである微粒子測定装置。 The fine particle measuring apparatus according to claim 2,
A fine particle measuring apparatus in which the structure is composed of an ion adsorbent or includes a part of the ion adsorbent.
前記フィルタが、前記一対の電極の表面にある微粒子測定装置。 The fine particle measuring apparatus according to claim 2,
A fine particle measuring apparatus in which the filter is on the surface of the pair of electrodes.
前記フィルタが、前記一対の電極の両方の電極の表面にある微粒子測定装置。 The fine particle measuring apparatus according to claim 2,
A fine particle measuring apparatus in which the filter is on the surface of both electrodes of the pair of electrodes.
前記フィルタが、前記一対の電極の中間に位置する微粒子測定装置。 The fine particle measuring apparatus according to claim 2,
A fine particle measuring apparatus in which the filter is positioned between the pair of electrodes.
前記インピーダンス計測装置は、インピーダンスの初期変化により前記微粒子数を測定する微粒子測定装置。 The fine particle measuring device according to claim 1,
The impedance measurement device is a fine particle measurement device that measures the number of fine particles by an initial change in impedance.
検出物質に特異的に結合し、凝集塊を形成する試薬を含む微粒子測定装置。 The fine particle measuring device according to claim 1,
A fine particle measuring apparatus containing a reagent that specifically binds to a detection substance and forms an aggregate.
前記一対の電極が透明であり、
前記構造体を透明基板上に構成し、
前記チャンバ内の微粒子数を光学測定する微粒子測定装置。 The fine particle measuring device according to claim 1,
The pair of electrodes is transparent;
The structure is configured on a transparent substrate,
A fine particle measuring apparatus for optically measuring the number of fine particles in the chamber.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2008036045A JP2009192479A (en) | 2008-02-18 | 2008-02-18 | Particulate measuring device, and electrode used therefor |
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Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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CN112798505A (en) * | 2021-04-15 | 2021-05-14 | 伊尔瑞生物科技(江苏)有限公司 | Lymphocyte counting and detecting microfluidic device and method for cell analysis |
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2008
- 2008-02-18 JP JP2008036045A patent/JP2009192479A/en not_active Withdrawn
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