JP2010181399A - 流路デバイス、複素誘電率測定装置及び誘電サイトメトリー装置 - Google Patents

流路デバイス、複素誘電率測定装置及び誘電サイトメトリー装置 Download PDF

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Abstract

【課題】測定精度を向上し得る流路デバイス、複素誘電率測定装置及び誘電サイトメトリーを提案する。
【解決手段】流路１１における流入口ＩＦと流出口ＯＦとの間において、狭窄空間ＣＳをもつ狭窄部１１Ａを設ける。また流入口ＩＦ及び狭窄部１１Ａ間，流出口ＯＦ及び狭窄部１１Ａ間に電極１２Ａ，１２Ｂを配する。低極限周波数における狭窄部１１Ａでのコンダクタンスが、流入流路部１１Ｂ及び流出流路部１１Ｃの合成コンダクタンスよりも小さく、かつ、高極限周波数における狭窄部１１Ａでのキャパシタンスが、流入流路部１１Ｂ及び流出流路部１１Ｃの合成キャパシタンスよりも小さくする。
【選択図】図５

Description

本発明は、細胞等の生体サンプルが含まれる液体について、複素比誘電率（以下、複素誘電率と略す）の周波数分散（誘電スペクトル）を測定し、その測定結果から例えば生体サンプルの物性を算出したり、細胞種を判別したりする技術に関する分野である。
細胞の誘電スペクトルを測定する従来技術として、多数の細胞が含まれる液体の平均的な誘電スペクトルを測定する手法がある。この測定手法では、個々の細胞の誘電スペクトルを測定する場合と異なり、例えば、計測した細胞の物性情報を基に１００個の細胞のなかから１個の異常細胞を知るなどの応用は本質的に不可能となる。
なお、複素誘電率やその周波数分散は、一般に、溶液に対して電場を印加するための電極を備えた溶液保持器等を用いて電極間の複素キャパシタンスないし複素インピーダンスを電気的に測定することで算出される。
液体に含まれる個々の細胞の誘電スペクトルを測定する技術に関して、個々の細胞を順次流すための流路を備え、その流路内壁面の一部に、該細胞と同等サイズでなる２つの平板電極を平行かつ対向させて配した装置が提案されている（例えば非特許文献１参照）。
Hywel Morgan Tao Sun, David Holmes, Shady Gawad and Nicolas G Green(Nanoscale Systems Integration Group, School of Electronics and Computer Science,University of Southampton, SO17 1BJ UK)、Single cell dielectric spectroscopy、JOURNAL OF PHYSICS D:APPLIED PHYSICS、Appl.Phys.40(2007)61-70
ところで、細胞を含む溶液に電極を用いて電場を与える場合、電極分極という現象が不可逆的に発生するものであり、本来測定すべき細胞を含む溶液の複素キャパシタンスは、電極と溶液との界面に発生する電気二重層のキャパシタンスと直列に接続される。一般にこの電気二重層のキャパシタンスは非常に大きく、かつ緩和（以下、これを電極分極緩和とも呼ぶ）を示す。
電極分極緩和を示す特性周波数をｆＥＰ、電気二重層のキャパシタンスをＣｓ、流路全体の電導度をＧｔとすると、該特性周波数ｆＥＰは、次式
として表すことができる。電気二重層のキャパシタンスＣｓは電極の表面積に比例するので、電極面積が大きいほど、電極分極緩和を示す特性周波数ｆＥＰは低くなる。
しかしながら、細胞と同等サイズでなる２つの平板電極を平行かつ対向させて配した場合、（１）式から得られる特性周波数ｆＥＰは、測定対象とすべき細胞の誘電緩和が存在する周波数帯域であるMHzのオーダ程度にまで及ぶことになる。
したがって、非特許文献１では、個々の細胞を含む複素誘電率の周波数分散に対して電極分極緩和の周波数分散が混入し、該細胞の誘電スペクトルを精度良く測定することができないという問題があった。
本発明は以上の点を考慮してなされたもので、個々の細胞の誘電スペクトルの測定精度を向上し得る流路デバイス、複素誘電率測定装置及び誘電サイトメトリー装置を提案しようとするものである。
かかる課題を解決するため本発明は、複素誘電率の測定対象とされる複数の生体サンプルが含まれる液体を流すことが可能な流路が形成される流路デバイスであって、流路の流入口と、流出口との間に設けられ、単一の生体サンプルが通過する程度の入口及び出口をもつ狭窄部と、流入口から狭窄部の入口までの流路部分に設けられ、交番電圧の一方の印加対象とされる電極と、狭窄部の出口から流出口までの流路部分に設けられ、交番電圧の他方の印加対象とされる電極とを有する。
この流路デバイスでは、低極限とされる周波数における狭窄部のコンダクタンスが、流路部分のコンダクタンスよりも小さく、かつ、高極限とされる周波数における狭窄部のキャパシタンスが、流路部分のキャパシタンスよりも小さい状態とされる。
これにより本発明の流路デバイスでは、電極に交番電圧が印加された場合、流入口から狭窄部の入口までの流路部分と、狭窄部の出口から流出口までの流路部分の電圧降下に比べて狭窄部の電圧降下が相対的に大きく、また狭窄部では電場の集中が生じる。
すなわち本発明の流路デバイスは、狭窄部の流入口と流出口との近傍に、当該口と同等の面積の面をもつ電極が配されている場合と同じ状態とすることができる。この結果、この流路デバイスは、生体サンプルと同等の大きさよりも十分に大きい電極を用いたとしても、単一乃至ごく少数の生体サンプルに対する複素誘電率を測定するのに十分な感度を得ることができる。
かくして、個々の細胞の誘電スペクトルの測定精度を向上し得る流路デバイス、複素誘電率測定装置及び誘電サイトメトリー装置を実現できる。
細胞のイオンと電場との関係を示す概略図である。 細胞の誘電スペクトルを示すグラフである。 誘電サイトメトリー装置の構成を示す概略図である。 測定系ユニットの構成を示すブロック図である。 流路デバイスの構成を示す略線図である。 電位分布のシミュレーション結果を示す略線図である。 電流束のシミュレーション結果を示す略線図である。 流路デバイスにおける等価回路を示す回路図である。 数値解析により得られた誘電パラメータを示すグラフである。 細胞溶液の誘電緩和と、電極での電気二重層の擬似緩和と、実測値との関係を示すグラフである。 細胞の直径に対する、狭窄空間におけるキャパシタンス変化とコンダクタンス変化を示すグラフである。 他の実施の形態による流路デバイスの構成（１）を示す略線図である。 他の実施の形態による流路デバイスの構成（２）を示す略線図である。
以下、発明を実施するための形態について説明する。なお、説明は以下の順序とする。
＜１．細胞の電気的特性＞
［１−１．細胞の複素誘電率と、交番電場の周波数との関係］
［１−２．誘電スペクトルに関するパラメータと、その用途］
［１−３．複素誘電率の算出手法］
＜２．実施の形態＞
［２−１．誘電サイトメトリーの構成］
［２−２．測定系ユニットの構成］
［２−３．流路デバイスの条件］
［２−４．効果等］
＜３．他の実施の形態＞
＜１．細胞の電気的特性＞
細胞の電気的特性について、細胞の複素誘電率と、交番電場の周波数との関係の観点、誘電スペクトルに関するパラメータ（以下、これを誘電パラメータとも呼ぶ）と、その用途の観点、複素誘電率の算出手法の観点から説明する。
［１−１．細胞の複素誘電率と、交番電場の周波数との関係］
細胞質には陽イオンと陰イオンが含まれる（図１（Ａ））。これらのイオンは、交番電場に細胞がある場合、該交番電場における正負の方向変化に応じて移動する（追随する）。この場合、細胞膜は高い絶縁性をもつので細胞質中のイオンが細胞膜近傍に溜まり、陽イオンと陰イオンとは細胞膜と細胞質との界面に偏在し、分極を発生することとなる（図１（Ｂ））。
ここで、模擬的な誘電スペクトルを図２に示す。この図２からも分かるように、交番電場の周波数が十分に低い場合、細胞は界面分極しているので、複素誘電率の実部は大きい値として得られる。
一方、交番電場の周波数が数十ＭＨｚ程度となると、陽イオンと陰イオンとが細胞膜と細胞質との界面に移動する前に、該交番電場の方向の切り替わりが起こる。すなわち界面分極が交番電場の変化に追随できないことになる。
したがって、交番電場の周波数が高くなるほど、複素誘電率の実部は小さい値を呈する。このように複素誘電率が周波数に応じて変化する現象は“誘電緩和”と呼ばれている。
この誘電緩和は、細胞のサイズや構造等に依存して特定の周波数帯を境に生じ、また誘電緩和の数は細胞に含まれる主要な界面の数と形状に依存する。例えば、細胞核をもたない赤血球等の細胞では誘電緩和の数は１つであり、１又は２以上の核をもつ有核細胞では誘電緩和の数は２以上となる。
このように細胞の複素誘電率は電界の周波数に依存する関係にある。これは“誘電分散”と呼ばれている。
［１−２．誘電スペクトルに関するパラメータと、その用途］
図２に示した細胞の誘電スペクトルは、一般に、次式
として表すことができる。この（２）式において、「ε＊」は複素誘電率、「ω」は角周波数、「ｊ」は虚数単位、「εｈ」は比誘電率の高周波極限値、「κｌ」は導電率の低周波極限値、「εＶ」は真空の誘電率、「ｎ」は誘電緩和の個数である。
また「Δεｍ」はｍ番目における誘電緩和の緩和強度（ｍ番目の誘電緩和部分における比誘電率の最大値と最小値との差）、「τｍ」はｍ番目における誘電緩和の緩和時間（ｍ番目の誘電緩和に対応する周波数範囲の中間周波数の逆数を２πで割ったもの）である。さらに「αｍ」は誘電スペクトルの分布の形状を示す変数であり、「βｍ」は誘電スペクトルの分布の形状を「αｍ」とは異なる観点から示す変数である。
これら「Δεｍ」、「τｍ」、「αｍ」、「βｍ」は、誘電スペクトルの形状を特徴付ける誘電パラメータの一部であり、細胞の種、形状、構造又は組成などに依存する。したがって、誘電パラメータが得られれば、細胞を種ごとに分別し、もしくは、同種の細胞から異型を検出・分離し、または、細胞の組成や状態を解析することが可能となる。ちなみに、「Δεｍ」、「τｍ」、「αｍ」、「βｍ」以外にも誘電パラメータの決め方はあるが、ここでは省略する。
［１−３．複素誘電率の算出手法］
ところで、電流と、電圧との間には、次式
の関係がある。この（３）式における「Ｉ」は電流、「Ｖ」は電圧、「Ｇ」は細胞を含む溶液のコンダクタンス、「Ｃ」は細胞を含む溶液のキャパシタンスであり、「＊」は複素数であることを意味する。
一方、コンダクタンス及びキャパシタンスと、複素誘電率との間には、次式
の関係がある。この（４）式における「Ｃ１」は流路デバイスの構造に依存する定数である。
正常な赤血球又は白血球が誘電緩和を示す周波数はおおむね２ＭＨｚ程度であり、血球全般の細胞（血球細胞）が誘電緩和を示す周波数帯域はおおむね１００ｋＨｚ〜１０ＭＨｚ程度である。
したがって、測定対象とすべき細胞を血球細胞とする場合、数１００ｋＨｚ〜数１０ＭＨｚ程度の広帯域にわたって周波数を変化させながら交番電圧を電極間に印加し、当該電流を測定すれば、（３）式及び（４）式に基づいて、血球細胞が含まれる溶液の複素誘電率を周波数ごとに算出し、該血球細胞の誘電スペクトルを得ることができる。また、得られた誘電スペクトルを（２）式に適合することで誘電パラメータを算出することができる。
なお、交番電圧における周波数の刻み幅を細かくするほど、誘電パラメータの周波数依存性を正確に得ることができる。また周波数の刻み幅を細かくすることと、個々の細胞の測定に要する時間とには一般にトレードオフ関係があり、総合的な測定精度の向上を図ることが重要である。
＜２．実施の形態＞
次に、一実施の形態として誘電サイトメトリーを説明する。
［２−１．誘電サイトメトリー装置の構成］
図３において、誘電サイトメトリー装置１の概略的な構成を示す。この誘電サイトメトリー装置１は、水流形成系ユニット２、測定系ユニット３、分取系ユニット４及び制御系ユニット５を含む構成とされる。
水流形成系ユニット２は、ポンプ２Ａにより圧力を与えて、試料導入部２Ｂから測定対象とされる細胞を含む溶液をバルブ２Ｃに送り出し、該バルブ２Ｃを通じて溶液を噴出するようになされている。
測定系ユニット３は、バルブ２Ｃに連絡される流路を有し、該流路に配される一対の電極に交番電圧を印加する。また測定系ユニット３は、電極を流れる電流を測定し、該測定結果から細胞を含む溶液の複素誘電率を求め、誘電スペクトルや誘電パラメータを導出するようになされている。
分取系ユニット４は、測定系ユニット３における流路から流出される溶液を、分別機構４Ａで廃液と標的細胞含有液とに分別し、該廃液を廃液貯留部４Ｂに送出するとともに、該標的細胞含有液を細胞貯留部４Ｃに送出するようになされている。
制御系ユニット５は、水流制御部５Ａ、測定制御部５Ｂ及び分別制御部５Ｃを有する。水流制御部５Ａには、入力インターフェイス（図示せず）から、水流形成系ユニット２におけるポンプ２Ａ又はバルブ２Ｃに設定すべき設定情報又は溶液の流れ状態に関する水流情報が与えられる。
水流制御部５Ａは、初期設定され、もしくは設定情報に示され、または水流情報に基づいて算出した圧力量をポンプ２Ａに設定するとともに、開口量をバルブ２Ｃに設定し、測定系ユニット３に与えるべき溶液の流速及び流量を調整し得るようになされている。
測定制御部５Ｂには、入力インターフェイスから、測定系ユニット３に設定すべき設定情報が与えられる。測定制御部５Ｂは、初期設定され、もしくは設定情報に示された周波数の刻み幅や測定周波数帯域等の測定に関する測定情報を測定系ユニット３に設定し、該測定系ユニット３での測定条件を調整し得るようになされている。
分別制御部５Ｃには、入力インターフェイスから、分取系ユニット４における分別機構４Ａに設定すべき設定情報が与えられる。分別制御部５Ｃは、初期設定され、もしくは設定情報に示された分別に関する分別情報を分別機構４Ａに設定し、該分取系ユニット４での分取条件を調整し得るようになされている。
なお、この誘電サイトメトリー装置１では、水流形成系ユニット２、測定系ユニット３又は分取系ユニット４のいずれかに温度センサー（図示せず）及び熱電素子（図示せず）が設けられる。制御系ユニット５は、温度センサーを用いて溶液の温度を計測し、この計測結果に応じた信号量を熱電素子に与えることにより、該溶液における温度を調整し得るようになされている。
ところで、流路を流れる細胞を測定する技術には、蛍光物質により標識された標的試料をフローに流し、該フローから生じる液滴に対して、フローと直交する方向からレーザ光を照射する蛍光フローサイトメトリーと称されるものがある。このフローサイトメトリーでは、細胞に対して標識物質を付加する作業が強いられ、標識物質が付加された細胞を再利用することが困難となる場合が多い。
これに対しこの誘電サイトメトリー装置１は、流路を流れる細胞を含む溶液の誘電スペクトルから誘電パラメータや細胞の物性を、蛍光物質を標識することなく直接的に測定するのでフローサイトメトリーのような弊害を回避することができる。蛍光標識が不要であることと、細胞の物性を知ることができることの観点において非常に有利となる。
［２−２．測定系ユニットの構成］
図４において、測定系ユニット３の概略的な構成を示す。この測定系ユニット３は、流路デバイス１０、測定部２０、複素誘電率算出部３０及び生体サンプル解析部４０を含む構成とされる。
流路デバイス１０の外観を図５（Ａ）に示し、該図５（Ａ）におけるＸ−Ｙ方向からみた断面を図５（Ｂ）に示す。流路デバイス１０には中空の流路１１が形成される。
この流路１１には、流入口ＩＦと流出口ＯＦとの間に狭窄部１１Ａが設けられる。この実施の形態の場合、この狭窄部１１Ａの入口と流入口ＩＦと間の流路部分（以下、これを流入流路部とも呼ぶ）１１Ｂと、該狭窄部１１Ａの出口と流出口ＯＦとの間の流路部分（以下、これを流出流路部とも呼ぶ）１１Ｃとの形状は実質的に同一である。
またこの実施の形態における流路１１では、流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとが、それらの終端を流方向ｆｄと直交する方向へずらした状態で平行に配され、当該流入流路部１１Ｂの終端部分と、流出流路部１１Ｃの終端部分との間に、流方向ｆｄと直交した状態で狭窄部１１Ａが連結される。
狭窄部１１Ａは、測定対象とされる細胞が単一で通過する程度の筒状の空間（以下、これを狭窄空間とも呼ぶ）ＣＳを有する。この実施の形態における狭窄部１１Ａでは、この狭窄空間ＣＳに向かって勾配するテーパが設けられる。
したがって水流形成系ユニット２におけるバルブ２Ｃから流入口ＩＦに対して溶液が噴出された場合、この流路デバイス１０では、該溶液に含まれる複数の細胞は、流入流路部１１Ｂを任意に流れ、狭窄部１１Ａのテーパにより狭窄空間ＣＳに案内される。そして、この狭窄空間ＣＳに案内される細胞は、該狭窄空間ＣＳを個々に通過し、流出流路部１１Ｃを任意に流れて流出口ＯＦに向かうこととなる。
流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとの側壁には板状の面をもつ電極１２Ａ，１２Ｂが配され、これら電極１２Ａ，１２Ｂには測定部２０の交番電圧発生源２１（図４）から交番電圧が印加される。
ここで、この流路デバイス１０では、電極１２Ａ，１２Ｂの面積が、狭窄空間ＣＳにおける開口よりも十分に大きい状態とされる。この状態にある流路デバイス１０では、電極１２Ａ，１２Ｂに交番電圧が印加された場合、図６及び図７における結果に示されるように、電極１２Ａ，１２Ｂが配された流入流路部１１Ｂ，流出流路部１１Ｃでの電位はそれぞれの空間内ではおおよそ同電位に保たれる。一方、狭窄空間ＣＳでは相対的に大きな電位差と電場の集中が生じる。したがって、電極１２Ａ，１２Ｂ間における電流には、個々に狭窄空間ＣＳを通過するまさにその細胞の複素誘電率が明瞭に反映されることとなる。
なお図６は、図５（Ａ）のＸ―Ｙ方向からみた狭窄部中心軸を含む断面における、シミュレーションにより求めた流路内の電位分布である。図７は、図５（Ａ）のＸ―Ｙ方向からみた狭窄部中心軸を含む断面における、シミュレーションにより求めた細胞通過時の電流束である。
またこれら図６及び図７におけるシミュレーションの条件として、流入流路部１１Ｂ，１１Ｃ空間における流路高さは５０μmとし、狭窄空間ＣＳを構成する層の厚み（細胞が通る方向の狭窄部長さ）は１２μm，該層の直径（細胞が通る方向に対して直交する方向の狭窄部長さ）は１０μmとした。また、流入流路部１１Ｂ，１１Ｃと、狭窄空間ＣＳとには比誘電率が７８．３、導電率が１．６７S/mの液体が満たされているものとした。
念のため、図６における電場の電位分布を色分けしたものを参考図として添付する。なお、シミュレーションにおける細胞物性等については文献を参照した。
ところで、この流路デバイス１０では、流入口ＩＦ，流出口ＯＦは、水流形成系ユニット２の出力端，分取系ユニット４の入力端に対してチューブ等の連結部材を通じて着脱可能に連結される。また、電極１２Ａ，１２Ｂは、交番電圧発生源２１（図４）の出力端に対して信号線を通じて着脱可能に接続される。
これによりこの流路デバイス１０は、誘電サイトメトリー装置１（測定系ユニット３）に対して着脱自在とされ、この結果、測定対象とされる細胞の大きさや、デバイス洗浄等の諸事情に応じて取り替えることができるようになされている。
測定部２０（図４）は、交番電圧発生源２１及び電流計２２を有する。交番電圧発生源２１には、制御系ユニット５における測定制御部５Ｂから測定情報が与えられる。交番電圧発生源２１は、この測定情報に示される内容に従って電極１２Ａ，１２Ｂに印加すべき交番電圧を発生する。
例えば、交番電圧発生源２１は、測定対象とされる細胞全体が狭窄空間ＣＳに存在する時間として、細胞の大きさや溶液の流速等の情報に応じて設定される設定期間ごとに、規定される複数の周波数に高速に切り替えながら交番電圧を発生する。
電流計２２は、電極１２Ａ，１２Ｂ（図５）を流れる電流値を計測し、当該計測結果を示すデータを複素誘電率算出部３０に送出する。このデータは、上述したとおり、狭窄空間ＣＳを通過する個々の細胞に応じて変動する。
複素誘電率算出部３０は、電流計２２から与えられるデータと、上述の（１）式及び（２）式とを用いて、狭窄空間ＣＳを通過する細胞ごとに、規定される複数の周波数における複素誘電率を算出し、該算出結果である誘電スペクトルを示すデータを生体サンプル解析部４０に送出する。
生体サンプル解析部４０は、複素誘電率算出部３０から与えられるデータを用いて、誘電パラメータを算出し、該誘電パラメータに基づく誘電スペクトルを表示するためのデータを生成する。
また生体サンプル解析部４０は、必要に応じて、誘電パラメータを用いて、細胞を種ごとに分別するためのデータ、もしくは、同種の細胞から異型を検出・分離するためのデータ、または、細胞の組成や状態を示すデータを生成するようになされている。
このようにこの測定系ユニット３は、液状媒質とともに狭窄空間ＣＳを通過する単一の細胞の複素誘電率を測定することができるようになされている。
［２−３．流路デバイスの条件］
次に、測定系ユニット３における流路デバイス１０の条件について、図８に示す等価回路を用いて説明する。この図８における「Ｇａ」は流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとの合成コンダクタンス、「Ｃａ」は流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとの合成キャパシタンスである。また「Ｇｂ」は狭窄部１１Ａの入口と出口との間のコンダクタンス、「Ｃｂ」は狭窄部１１Ａの入口と出口との間のキャパシタンスである。また「Ｃｒ」は狭窄空間ＣＳの周囲における部材（つまり狭窄空間を形成する壁部材）の浮遊容量を意味するものである。
ある細胞が狭窄空間ＣＳに存在する（つまり狭窄空間ＣＳにおいてデバイ型の誘電緩和を示す）ものと考えた場合、狭窄部１１Ａの入口と出口との間のコンダクタンスＧｂは、次式
と表すことができる。またこの場合、狭窄部１１Ａの入口と出口との間のキャパシタンスＣｂは、次式
と表すことができる。
これら式における「ω０」は緩和角周波数である。また「Ｇｂｌ」は低極限とされる周波数における狭窄部１１Ａの入口と出口との間のコンダクタンス、「Ｇｂｈ」は高極限とされる周波数における狭窄部１１Ａの入口と出口との間のコンダクタンスである。
また「Ｃｂｌ」は低極限とされる周波数における狭窄部１１Ａでの入口と出口との間のキャパシタンス、「Ｃｂｈ」は高極限とされる周波数における狭窄部１１Ａでの入口と出口との間のキャパシタンスである。
ちなみに、狭窄空間ＣＳの周囲における部材の浮遊容量Ｃｒは、図８に示しているように、該狭窄空間ＣＳと並列であることから、（６）式のとおり、単純に加算することができる。
ここで、流路デバイス１０全体のコンダクタンス及びキャパシタンスを表した式は複雑となるのでここには記さない。一方、狭窄部１１Ａに緩和がない場合（狭窄空間ＣＳに細胞が存在しない場合）と、該狭窄部１１Ａに緩和がある場合（狭窄空間ＣＳに細胞が存在する場合）とにおけるコンダクタンス及びキャパシタンスの差は、Ｇａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの場合には単純となる。
すなわち、高周波極限におけるコンダクタンスの差ｄＧｈは、次式
と表すことができ、低周波極限におけるキャパシタンスの差ｄＣｌは、次式
と表すことができる。なお、高周波極限におけるキャパシタンスの差ｄＣｈと、低周波極限におけるコンダクタンスの差ｄＧｌとは、それぞれおおよそゼロである。
これら（７）式及び（８）式のとおり、Ｇａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの条件を満たすのであれば、流路デバイス１０全体におけるキャパシタンスとコンダクタンスの変化量は、狭窄部１１Ａにおける狭窄空間ＣＳのキャパシタンスとコンダクタンスで決まることになる。
いいかえれば、測定対象とされる細胞に応じて、狭窄空間ＣＳ（その細胞が単一で通過する程度の入口及び出口の大きさと、入口から出口までの体積）は決まるので、上述の条件を満たすように電極１２、流入流路部１１Ｂ及び流出流路部１１Ｃを設計すれば、狭窄部１１Ａを通過する細胞のキャパシタンスのみの測定が可能となる。
また、狭窄部１１Ａの製造誤差を抑えることで、電極１２Ａ，１２Ｂを配すべき位置やアライメント誤差を厳密に考慮しなくとも、流路デバイス１０における測定値のばらつきを抑えることが可能となる。
ここで、上記条件を満たす流路デバイス１０における狭窄空間ＣＳに細胞が存在する場合に得られる誘電スペクトルの計算結果を図９に示す。なお、数値計算において電気二重層は考慮していない。この図９における「Ｃｐ ｗ／Ｃｅｌｌ」は狭窄空間ＣＳに細胞が存在する場合のキャパシタンス分散であり、「Ｃｐ ｗ／ｏ Ｃｅｌｌ」は狭窄空間ＣＳに細胞が存在しない場合のキャパシタンス分散である。また、「Ｇ ｗ／Ｃｅｌｌ」は狭窄空間ＣＳに細胞が存在する場合のコンダクタンス分散であり、「Ｇ ｗ／ｏ Ｃｅｌｌ」は狭窄空間ＣＳに細胞が存在しない場合のコンダクタンス分散である。
この図９から分かるように、細胞に起因する誘電緩和（以下、これを細胞緩和とも呼ぶ）が低周波側に生じ、図８に示すように複数の容量をもつ層を直列接続した構造に起因する擬似的な緩和（以下、これを構造擬似緩和とも呼ぶ）が高周波側に生じる。細胞緩和が生じる周波数領域よりも構造擬似緩和が高周波側に生じるよう設計でき、測定結果に影響を及ぼさないことが図９からも見てとれる。
一方、シミュレーションが不可能なために図９には表していないものの、既に述べたように、電極分極緩和の特性周波数についても、測定対象である細胞が誘電緩和を示す周波数に比べて十分に小さい値であれば、該細胞が誘電緩和を示す周波数範囲の細胞自身の誘電スペクトルを精度良く測定することが可能となる。
ここで、測定対象である細胞を血球細胞とした場合、該血球細胞が誘電緩和を示す周波数範囲の最低周波数は既に述べたようにおおむね１００ｋＨｚである。また電極分極緩和の帯域は、おおむね特性周波数の桁数を２桁増減した範囲に及ぶ。したがって、上述の（１）式における電極分極緩和の特性周波数ｆＥＰ[Ｈｚ]は、血球細胞が誘電緩和と電極分極緩和の帯域とを明瞭に分離しようとすると、次式
を満足すれば、血球細胞が誘電緩和を示す周波数範囲の誘電スペクトルを精度良く測定可能である。
この（９）式における電気二重層のキャパシタンスＣＳは、電気二重層の厚みを「ｒＤ」とし、電極１２Ａ又は１２Ｂの表面積（単位はｍ２）を「Ｓ」とし、血球細胞の溶媒の比誘電率を「εｒ」とし、真空の誘電率を「εＶ」とすると、次式
と表すことができる。
（９）式と、（１０）式とを整理すると、電極の表面積Ｓは、次式
となる。
例えば、Ｇａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの条件を満たす流路１１の狭窄空間ＣＳを構成する層の厚み（細胞が通る方向の狭窄部長さ）が２０μm，該層の狭窄部直径（細胞が通る方向に対して直交する方向の長さ）が２０μmとした場合、溶媒が生理食塩水であれば、流路全体の電導度Ｇｔはおおむね２６μＳである。またこの場合における血球細胞の溶媒を、溶媒の比誘電率εｒを７８である生理食塩水とすると、電極１２Ａ又は１２Ｂの表面積Ｓは、４．４×１０−８ｍ２よりも大きいものであればよいことになる。
ここで、赤血球の物性値を用いて電気二重層をキャパシタンスのみで表せると仮定した場合の数値演算結果を図１０に示す。図１０のグラフは、測定すべき細胞を含む溶液の誘電スペクトルと、電極の電気二重層に起因する電極分極緩和のスペクトルと、流路デバイス１０での実測値との関係を、流路１１に配すべき電極１２Ａ及び１２Ｂの表面積Ｓを変えて示したものである。
図１０（Ａ）は、Ｇａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの条件を満たす流路１１に配すべき電極１２の表面積を、電極分極緩和の特性周波数ｆＥＰが１００Ｈｚとなる表面積Ｓとした場合（すなわち（９）式を満たす場合）である。この場合、１００ｋＨｚ以上の周波数領域に生じる血球細胞を含む溶液の誘電緩和が、電極分極緩和の生じる周波数領域（おおむね１０ｋＨｚ以下）よりも十分に離れており、血球細胞の誘電スペクトルを正確に測定できることが分かる。
一方、図１０（Ｂ）は、Ｇａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの条件を満たす流路１１に配すべき電極１２の表面積を、電極分極緩和の特性周波数ｆＥＰが１０ｋＨｚなる表面積Ｓとした場合（すなわち（９）式を満たさない場合）である。この場合、電極分極緩和が生じる周波数領域が高周波側に存在し、血球細胞を含む溶液の誘電緩和が生じる周波数領域と重なっており、血球細胞の誘電スペクトルのみを反映した測定が困難であることが分かる。
このようにＧａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの条件を満たす流路１１の狭窄空間ＣＳの厚みと直径とを２０μmとし、該流路１１に流すべき血球細胞の溶媒を生理食塩水とした場合、電極１２又は１２Ｂの表面積Ｓは、４．４×１０−８ｍ２以上であれば、血球細胞を含む溶液の誘電緩和が生じる周波数に比べて電極分極緩和の特性周波数が十分に小さくなる。
なお、（１１）式は電極１２Ａ又は１２Ｂが鏡面であることを仮定して導いたものであるが、実際には電気二重層として寄与する電極１２Ａ又は１２Ｂの表面積として規定される。例えば、電極表面を凹凸状態とする加工処理を施すことで、電気二重層として寄与する電極１２Ａ又は１２Ｂの表面積Ｓを増加させることができる。電気二重層として寄与する電極の表面積とは、実質的には、電極１２Ａ又は１２Ｂに対して、測定対象とすべき細胞を含む溶液がミクロスコピックに接する部分の面積（以下、これを接液面積とも呼ぶ）である。
つまり、電極１２Ａ及び１２Ｂが非常に薄い正四角柱であると仮定すると、（１１）式の計算上では１辺が２００μｍ程度以上の表面積となるが、電極表面を凹凸状態にして接液面積を１００倍以上増加させれば、極端にいえば1辺が２０μｍ程度であっても（１１）式の条件を満たし得る。
ちなみに電極表面積を増加させる手法は、表面の凹凸加工に限らず、例えば、電極表面に対して、金黒メッキ、白金黒メッキ又はパラジウムメッキ等の特殊なコーティング処理を施す手法も適用可能である。
ここで、図１０とは別の数値計算結果を図１１に示す。この検討では、上述のＧａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの条件を満たす流路１１における狭窄空間ＣＳの直径を１２，１６，２０μｍとする流路１１がそれぞれ用意され、該流路１１の電極１２Ａ，１２Ｂに対して１００ｋＨｚの交番電圧が与えられた。図１１のグラフは、このとき狭窄空間ＣＳに与えられる細胞の直径と、該狭窄空間ＣＳにおけるコンダクタンス及びキャパシタンスとの関係を示すものである。
グラフの横軸は細胞の直径（ｄｃ[μｍ]）であり、縦軸は対数目盛で示される低周波極限におけるコンダクタンス（左側：ΔＧ[μＳ]）とキャパシタンス（右側：ΔＣ[ｆＦ]）であり、グラフ内の実線はノイズとの区別が可能とされる臨界値を示す線である。
なお細胞の直径は、当該細胞の体積と等価な球としたときの直径である。また臨界値は、アジレント社において最も高感度であるインピーダンスアナライザーがノイズと区別し得る臨界値と同等の値である。
図１１から、細胞の直径に対して、狭窄空間ＣＳの直径又は厚みを少なくとも２倍とすれば、該狭窄空間ＣＳにおけるコンダクタンス及びキャパシタンスの双方が、ノイズとの区別が可能とされる臨界値よりも大きくなることが分かる。
したがって、測定すべき細胞が血球細胞である場合、Ｓ／Ｎ比の観点では、狭窄空間ＣＳの直径と厚みはともに５０μｍ以下とすることが好ましい。なお、測定対象を血球細胞とする場合、狭窄空間ＣＳの直径を２０μｍ、厚みを５０μｍとする狭窄部１１が最も理想的であり、この狭窄部１１に配すべき電極が（１１）式を満足する表面積Ｓは、おおむね１×１０−８ｍ２である。
なお、（１１）式は（９）式における電気二重層の複素キャパシタンスＣＳを、電極の表面積Ｓ、電気二重層の厚みｒＤ、溶媒の比誘電率εｒ及び真空の誘電率ε０の各パラメータで表した結果であるが、これらパラメータは、狭窄空間ＣＳの寸法や流路１１に流すべき溶媒が決まれば一義的に決まる事項である。
つまり、Ｇａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの条件を満たす流路１１に配すべき電極１２Ａ又は１２Ｂの表面積Ｓは、実質的には（９）式を満足すれば、血球細胞の誘電スペクトルを十分な精度で測定でき、正確な誘電パラメータや物性値を算出できる。
また（９）式の「１００」は、血球細胞が誘電緩和を示すとされる周波数帯域の最低周波数である。したがって、測定すべき細胞が血球細胞でない場合、（９）式の「１００」は、該細胞が誘電緩和を示すとされる周波数帯域の最低周波数値に応じて代わる。
［２−４．効果等］
以上の構成において、この誘電サイトメトリー１における流路デバイス１０は、流路１１における流入口ＩＦと流出口ＯＦとの間において、狭窄空間ＣＳをもつ狭窄部１１Ａを設ける（図５参照）。流路１１は、狭窄部１１Ａを境界として流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとにわけられ、該流入流路部１１Ｂには電極１２Ａが、該流出流路部１１Ｃには電極１２Ｂがそれぞれ配される（図５参照）。
そしてこの流路デバイス１０では、低極限とされる周波数における狭窄部１１Ａでのコンダクタンス（Ｇｂｌ）が、流入流路部１１Ｂ及び流出流路部１１Ｃの合成コンダクタンス（Ｇａ）よりも小さい状態とされる。かつ、高極限とされる周波数における狭窄部１１Ａのキャパシタンス（Ｃｂｈ）が、流入流路部１１Ｂ及び流出流路部１１Ｃの合成キャパシタンス（Ｃａ）よりも小さい状態とされる（図８及び（８）式参照）。
したがって、この流路デバイス１０では、電極１２Ａ，１２Ｂに交番電圧が印加された場合、流入流路部１１Ｂ，流出流路部１１Ｃそれぞれの内部電位はおおよそ一定に保たれる一方、狭窄部１１Ａでは相対的に大きな電位差と電場の集中が生じる（図６及び図７参照）。
つまり、流路デバイス１０は、電極１２Ａ，１２Ｂが狭窄空間ＣＳから離れて配置されているにもかかわらず、該狭窄空間ＣＳの上面（流入側）と下面（流出側）に、狭窄空間ＣＳと同等の面積の面をもつ電極が配されている場合と電気的には同じ状態を実現し、該状態の電場と同等の電場を与えることができる。この結果、この流路デバイス１０は、細胞よりも十分大きい電極を用いながら、単一細胞の複素誘電率を測定することができる。
また、かかる作用効果は、電極１２Ａ，１２Ｂを配すべき位置が異なっても、アライメント誤差が生じても同等に発揮される。したがって、この流路デバイス１０は、自由度の高い流路設計が可能であり、かつ、製造工程や部材自体に起因する電気特性のバラツキにかかわらず同等の測定再現性を得ることができる。また設計自由度が高いため、気泡の滞留等問題の起きやすい流路構造を最適化しやすくなる。
なお、狭窄空間ＣＳの加工精度は計測精度を支配する。例えばポリイミド等の高分子フィルムを加工して狭窄空間ＣＳをもつ流路１１を形成する場合、該狭窄空間ＣＳにおける厚みについては工業的に規格化されたフィルム自体の厚みで正確に規定することが可能となる。一方、狭窄空間ＣＳの開口寸法についてはリソグラフィ技術を用いて十分な精度で形成可能である。したがって、流路１１を構成する材料としてシート状の高分子フィルムを用いた場合、流路デバイス１０における狭窄空間ＣＳを厳密に管理することができる。
また高分子フィルムを用いて流路１１を形成する場合、ガラスを用いて形成する場合に比べて靭性が高いため、複素誘電率の測定時における実質的な耐久性が向上され、この結果、実用上の観点では有利となる。
ところで上述したように、電極１２Ａ，１２Ｂ表面と液状溶媒との界面では、電極分極が発生し、この電極分極の電気二重層のキャパシタンスに起因して擬似的な緩和（電極分極緩和）が生じるものである。
非特許文献のように対向平板による測定の場合、個々の細胞の誘電スペクトルを測定するためには、細胞の大きさと同程度の電極間隔や電極面積とする必要がある。しかし、電極間隔や電極面積を細胞の大きさと同程度とすると、細胞の誘電緩和と電極分極緩和とを分離することは物理的に不可能となる。
また、複素誘電率を測定する既存の装置として血算装置があるが、これはＤＣと高周波域（２０ＭＨｚ程度)の２点を測定するものであり、中周波数域（１００ｋＨｚ−１０ＭＨｚ程度）を測定するものではない。
一般に、赤血球の形状の相違によって、各周波数の複素誘電率（誘電スペクトル）が変化し、該変化は中間周波数域で特に現れることが知られている（例えば、Biophysical Journal 95 (2008) 3043-3047頁参照）。また細胞内の構造によって、中間周波数域の複素誘電率が著しく変化することも知られている（例えば、Bioelectrochemistry and Bioenergetics 40 (1996) 141-145頁参照）。
したがって血算装置では、電気的に得られる情報だけでは、細胞を種ごとに分別し、もしくは、同種の細胞から異型を検出・分離し、または、細胞の組成や状態を解析することができない。
この点、Ｇａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの条件を満たす流路１１の狭窄空間ＣＳでは、流路デバイス１０全体におけるキャパシタンスとコンダクタンスの変化量が、該狭窄空間ＣＳのキャパシタンスとコンダクタンスで決まる。そして、この条件を満たす流路１１の狭窄空間ＣＳを境界とする流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとに配すべき電極１２Ａ，１２Ｂの接液面積が（９）式を満足するものとされる。
すなわち、電極１２Ａ，１２Ｂと、測定すべき細胞を含む溶液との界面に発生する電気二重層が誘電緩和を示す周波数（特性周波数ｆＥＰ）が、該電気二重層のキャパシタンスに対する、低極限とされる周波数における電極間のコンダクタンスの比に１／２πを乗算した値として表され、これが、測定すべき細胞が誘電緩和を示す周波数帯域の最低周波数よりも２桁以上小さい関係を満たすよう、電極１２Ａ，１２Ｂの接液面積が規定される。
したがってこの流路デバイス１０では、測定すべき細胞の誘電緩和と、電極分極緩和を明確に分離して確実に測定することができ、この結果、細胞種の分別、同種細胞からの異型の検出・分離、または、細胞の組成や状態の解析を高い精度で実行し得る。
このようにＧａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈの条件と、（９）式の条件の双方を満足する場合、測定すべき細胞の誘電緩和と、電極分極緩和を明確に分離することと、狭窄部１１Ａに対して電位を集中させて感度をあげることを同時に実現できる点で、測定精度の観点では非常に有用となる。
以上の構成によれば、流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとを、測定対象とされる細胞が単一で通過する程度の狭窄空間ＣＳをもつ狭窄部１１Ａで連結された流路デバイス１０を採用することで、測定精度を向上し得る誘電サイトメトリー装置１を実現できる。
＜３．他の実施の形態＞
上述の実施の形態では、生体サンプルとして血球細胞が適用された。しかしながら生体サンプルはこれに限定されるものではない。例えば、血球細胞以外の細胞、染色体、ＤＮＡ(deoxyribonucleic acid)、ｃＤＮＡ(complementary DNA)、ＲＮＡ（ribonucleic acid）又はＰＮＡ(peptide nucleic acid)等の高分子を生体サンプルとして適用することができる。
また上述の実施の形態では、生体サンプルを含ませる液体として生理食塩水が適用されたが、該生理食塩水以外の液体を、生体サンプルの種等に応じて適宜適用することができる。要は、液状の溶媒であればよい。
また上述の実施の形態では、流路デバイス１０全体の形状は直方体状とされたが、これに限定されるものではない。例えば、球状又は円柱状等、種々の形状を幅広く適用することができる。
さらに上述の実施の形態では、流路１１は中空とされたがこれに限定されるものではない。例えば、凹状の窪み部分を流路とする等のように、一部の壁面を有しない流路であってもよい。
さらに上述の実施の形態では、流入流路部１１Ｂ及び流出流路部１１Ｃを流方向ｆｄの直交方向にずらして平行に配し、狭窄部１１Ａを、該流入流路部１１Ｂ及び流出流路部１１Ｃの終端部分において流方向ｆｄの直交方向に配した流路構造が適用された。しかしながら流路構造はこの実施の形態に限定されるものではない。
例えば、図５との対応部分に同一符号を付した図１２に示す流路構造の流路デバイスが適用できる。この流路デバイスでは、流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとは同一面上で平行に配され、狭窄部１１Ａは、該流入流路部１１Ｂ及び流出流路部１１Ｃの終端部分において流方向ｆｄと平行に配される。この流路構造の流路デバイスは薄厚化できるのに対し、上述の実施の形態の流路構造の流路デバイス１０は表面積を小さくできる。
別例として、図１２（Ｂ）との対応部分に同一符号を付した図１３に示す流路構造の流路デバイスが適用できる。図１３に示す流路デバイスでは、流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとが、細胞を流すことを主目的とする細胞移動空間ＳＰＣと、電極１２を配すことを主目的とする電極配置空間ＳＰｅとを連結した構成とされる。つまり、測定対象の生体サンプルが含まれる液体を流すことが可能な路（流路）は細胞の移動経路を含むものであればよく、該移動経路に電極１２を配すことが必須条件となるものではない。
なお、流入流路部１１Ｂと、流出流路部１１Ｃとの形状（構造や体積等）は同一とする場合に限らず（図５、図１２又は図１３）、相違していてもよい。これら流路部１１Ｂ，１１Ｃの形状を相違させた場合、少なくとも、該流路部分と狭窄部１１Ａとの関係が、上述の条件を満たせば、上述の実施の形態と同様の作用効果を奏する。ちなみに、上述の条件はＧａ＞ＧｂｌかつＣａ＞Ｃｂｈである。
また流入流路部１１Ｂ及び流出流路部１１Ｃの流路はそれぞれ線型としたが、曲型としてもよく、周回型としてもよい。
また狭窄部１１Ａは、流方向ｆｄに対して直交（図５，図１３（Ａ））又は平行（図１２，図１３（Ｂ））に配する場合に限らず、該流方向ｆｄに対して傾けてもよい。さらに狭窄部１１Ａの配置位置は、適宜変更することができる。さらに狭窄部１１Ａでは、狭窄空間ＣＳに向かって勾配するテーパが設けられたが、該テーパは省略することも可能である。
また狭窄部１１Ａにおける狭窄空間ＣＳは、測定対象とされる単一の生体サンプル（上述の実施の形態では細胞）が通過する程度の空間とされた。しかしながら、単一の生体サンプルの大きさ程度の入口及び出口を有した狭窄部１１Ａであれば、その狭窄空間ＣＳは必ずしも単一サンプルが通過する程度としなくてもよい。例えば、狭窄空間ＣＳの通路長又は通路径を、測定対象とされる単一の生体サンプルの数倍とすることができる。このようにすれば、１又は数個の生体サンプルの複素誘電率を測定することができ、細胞に比べて微小の生体サンプルを測定する場合等に有用となる。
また狭窄空間ＣＳの形状は筒状、つまり狭窄空間ＣＳの空間形状は円柱状とされた。しかしながらこの空間形状については、円柱状に限定されるものではなく、例えば、球形状、台形状、楕円球形状又は錐台形状等、種々の形状を幅広く適用することができる。
さらに上述の実施の形態では、電極１２Ａ，１２Ｂは、流入流路部１１Ｂと流出流路部１１Ｃとの側壁に配された。しかしながら電極１２Ａ，１２Ｂの配置位置は、経路部１１Ｂ，１１Ｃの側壁に限らず、壁内や経路空間であってもよい。また図１３（Ｂ）に示す例のように、細胞の移動経路とは別に、該移動経路から分岐する経路を設け、当該分岐経路に電極を配置してもよい。要は、狭窄空間ＣＳを境界として、細胞が流入する側の流路部分と、細胞が流出する側の流路部分とに電極が配されていればよい。ちなみに、電極形状についても種々の形状を幅広く適用することができる。
さらに上述の実施の形態では、電極１２Ａ，１２Ｂに対して、規定される複数の周波数に高速に切り替えながら交番電圧が印加された（いわゆる周波数域法）。しかしながら印加態様はこの実施の形態に限定されるものではなく、複数の周波数成分の混ざった交番電圧を印加する態様としてもよい（いわゆる周波数重畳法）。この態様を適用した場合、印加すべき周波数の数が多くても、当該周波数の交番電圧を、狭窄空間ＣＳを細胞が通過するまでに確実に印加することができる。また、ステップ電圧を入力し、その時間応答を測定することも可能である（いわゆる時間域法）。ただし、この場合、複素誘電率算出部３０には、複数の周波数成分の混ざった交番電圧に応答される電流を時間の関数としてフーリエ変換し、周波数依存性を検出する処理が必要とされる。なお、かかる周波数域法と時間域法とを組み合わせるようにしてもよい。
ちなみに、複数の周波数成分の混ざった波として、最も単純には、複数の周波数をもつ正弦波を足し合わせた波を適用することができる。また、足し合わせた波に、例えば振幅がゼロに近い特異点のような点が発生する場合、正弦波の位相を適宜ずらして足し合わせることもできる。それ以外にも、例えば、微分ガウス波、表面横波（ＳＴＷ）、レイリー波（Surface Acoustic Wave）、ＢＧＳ（Bleustein-Gulyaev-Shimizu)波、ラム波、表面スキミングバルク波又はＳＨ(Shear horizontal)波等を適用することができる。
本発明は、生物実験、患者の経過観察もしくは診断又は医薬の創製などのバイオ産業上において利用可能である。
１……誘電サイトメトリー装置、２……水流形成系ユニット、３……測定系ユニット、４……分取系ユニット、５……制御系ユニット、１０……流路デバイス、１１……流路、１１Ａ……狭窄部、１１Ｂ……流入流路部、１１Ｃ……流出流路部、２０……測定部、２１……交番電圧発生源、２２……電流計、３０……複素誘電率算出部、４０……生体サンプル解析部、ＣＳ……狭窄空間、ｆｄ……流方向。

Claims (9)

  1. 複素誘電率の測定対象とされる複数の生体サンプルが含まれる液体を流すことが可能な流路が形成される流路デバイスであって、
    上記流路の流入口と、流出口との間に設けられ、単一の上記生体サンプルが通過する程度の入口及び出口をもつ狭窄部と、
    上記流路の流入口と狭窄部の入口との間の流路部分に設けられ、交番電圧の一方の印加対象とされる電極と、
    狭窄部の出口と上記流路の流出口との間の流路部分に設けられ、上記交番電圧の他方の印加対象とされる電極と
    を有し、
    低極限とされる周波数における上記狭窄部のコンダクタンスが、上記流路部分のコンダクタンスよりも小さく、かつ、高極限とされる周波数における上記狭窄部のキャパシタンスが、上記流路部分のキャパシタンスよりも小さい状態とされる
    流路デバイス。
  2. 上記電極のうち液状溶媒が接する部分の面積は、
    生体サンプルに起因する誘電緩和に対して、電極表面と液状溶媒との界面で生じる電気二重層に起因する緩和が重畳されない程度の面積以上とされる
    請求項１に記載の流路デバイス。
  3. 電極表面と液状溶媒との界面で生じる電気二重層に起因する電極分極緩和を示す特性周波数を、該電気二重層のキャパシタンスに対する、低極限とされる周波数における電極間のコンダクタンスの比に、１／２πを乗算した値として表した場合、
    上記値が、上記生体サンプルに起因する誘電緩和を示す周波数帯域における最低周波数の桁数を２桁減らした周波数よりも低い関係を満たす状態とされる
    請求項１に記載の流路デバイス。
  4. 電極表面と液状溶媒との界面で生じる電気二重層に起因する電極分極緩和を示す特性周波数を、該電気二重層のキャパシタンスに対する、低極限とされる周波数における電極間のコンダクタンスの比に、１／２πを乗算した値として表し、
    上記電気二重層のキャパシタンスを、該電気二重層の厚みに対する、液状溶媒が接する電極部分の面積の比に、液状溶媒の比誘電率と、真空の誘電率とを乗算した値として表した場合、
    上記液状溶媒が接する電極部分は、上記生体サンプルに起因する誘電緩和を示す周波数帯域の最低周波数よりも上記特性周波数が小さい関係を満たす面積とされる
    請求項１に記載の流路デバイス。
  5. 上記狭窄部は、単一の上記生体サンプルが通過する程度の空間でなる
    請求項２に記載の流路デバイス。
  6. 上記流路の流入口と、流出口とは着脱可能に連結端に連結され、上記電極は着脱可能に接続端に接続される
    請求項３乃至請求項５に記載の流路デバイス。
  7. 複素誘電率の測定対象とされる複数の生体サンプルが含まれる液体を流すことが可能な流路が形成される流路デバイスであって、
    上記流路の流入口と、流出口との間に設けられ、単一の上記生体サンプルが通過する程度の入口及び出口をもち、１又は数個の上記生体サンプルが存在可能な狭窄部と、
    上記流路の流入口と狭窄部の入口との間の流路部分に設けられ、交番電圧の一方の印加対象とされる電極と、
    狭窄部の出口と上記流路の流出口との間の流路部分に設けられ、上記交番電圧の他方の印加対象とされる電極と
    を有し、
    上記電極は、
    生体サンプルに起因する誘電緩和に対して、電極表面と液状溶媒との界面で生じる電気二重層に起因する擬似的な緩和が重畳されない程度の面積以上とされる
    流路デバイス。
  8. 複素誘電率の測定対象とされる複数の生体サンプルが含まれる液体に対する流路の流入口と、流出口との間に設けられ、単一の上記生体サンプルが通過する程度の入口及び出口をもつ狭窄部と、
    上記流路の流入口と狭窄部の入口との間の流路部分に設けられる電極と、
    狭窄部の出口と上記流路の流出口との間の流路部分に設けられる電極と、
    上記電極に対して交番電圧を印加し、該電極に流れる電流値から、上記狭窄部に存在する生体サンプルの複素誘電率を測定する測定手段と
    を有し、
    低極限とされる周波数における上記狭窄部のコンダクタンスが、上記流路部分のコンダクタンスよりも小さく、かつ、高極限とされる周波数における上記狭窄部のキャパシタンスが、上記流路部分のキャパシタンスよりも小さい状態とされる
    複素誘電率測定装置。
  9. 測定対象とされる複数の生体サンプルが含まれる液体を噴出する水流形成系ユニットと、
    上記水流形成系ユニットから噴出される液体に含まれる生体サンプルの複素誘電率を測定する測定系ユニットと、
    上記流路から流出される液体を、廃液と生体サンプル含有液とに分別する分取系ユニットと
    を有し、
    上記測定系ユニットは、
    上記液体に対する流路の流入口と、流出口との間に設けられ、単一の上記生体サンプルが通過する程度の入口及び出口をもつ狭窄部と、
    上記流路の流入口と狭窄部の入口との間の流路部分に設けられる電極と、
    狭窄部の出口と上記流路の流出口との間の流路部分に設けられる電極と、
    上記電極に対して交番電圧を印加し、該電極に流れる電流値から、上記狭窄部に存在する生体サンプルの複素誘電率を測定する測定手段と
    を有し、
    低極限とされる周波数における上記狭窄部のコンダクタンスが、上記流路部分のコンダクタンスよりも小さく、かつ、高極限とされる周波数における上記狭窄部のキャパシタンスが、上記流路部分のキャパシタンスよりも小さい状態とされる
    誘電サイトメトリー装置。
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