JP6936235B2 - サンプル特性評価のための誘電感知 - Google Patents

Description

関連出願への相互参照
この出願は、２０１６年１月１５日に出願されて名称が「センサ、装置、システム及びこれを作る方法」である米国仮特許出願第６２／２７９４６７号の優先権を主張し、この出願はその全体が参照により本明細書に組み込まれる。

本開示は、サンプルの特性を決定するための誘電感知に関する。

材料の複合誘電体誘電率を周波数に対して定量的に測定すること（例えば、誘電分光法、ＤＳとしても公知である）は、広範囲に適用される有力な監視技術となることができる。例えば、ＤＳは、石油産業における石油の化学分析、安全保障目的又は防衛目的のための物質の分析、農業における土壌の水分監視、アルコール飲料の製造中の発酵監視、食品の品質監視／安全性監視、及び製薬業界における薬剤開発のために利用することができる。ＤＳはまた、生物医学分野における分析ツールとして、ラベルがない、非破壊的な及びリアルタイムの方法として使用することができ、それによりサンプル調製を最小限に抑えて、無線周波数／マイクロ波場と生物薬剤／生化学サンプルとの相互作用を研究する。生体材料、ヒトの血液、脊髄液、乳房組織及び皮膚のような主要な分子特性は、疾患検出及び臨床診断の用途についてＤＳを用いて研究されている。一般的なＤＳシステムは、大きくかつ高価である傾向があり、所定の環境ではＤＳシステムに法外な費用がかかる。

本開示は、センサシステム、センサを製造する方法、及びセンサを使用する方法に関する。

一例として、流体監視装置は、マイクロ流体チャネルに一体化された容量感知構造を含む誘電マイクロセンサを含む。マイクロ流体チャネルは、被試験サンプル（ＳＵＴ）のサンプル容積を受け取るための流体入力を含む。送信機がマイクロセンサのＲＦ入力に入力無線周波数（ＲＦ）信号を供給する。受信機がマイクロセンサからの出力ＲＦ信号を受け取る。演算装置が、時間間隔につれて変化するＳＵＴの誘電体誘電率値を、出力ＲＦ信号に基づいて計算する。演算装置は、時間間隔の少なくとも一部にわたって計算された誘電体誘電率値に基づいて、少なくとも１つの誘電率パラメータを決定することができる。

別の例として、システムは、感知装置の入力に電気的に接続するように構成された出力と、感知装置の出力に電気的に接続するように構成された入力とを備えるセンサーインターフェースを含む。センサーインターフェースは、出力に入力無線周波数（ＲＦ）信号を供給するための送信機と、入力から出力ＲＦ信号を受け取り、出力ＲＦ信号は、感知装置内の被試験サンプル（ＳＵＴ）の誘電体誘電率の尺度を提供する受信機とを含み、演算装置は、時間間隔につれて変化するＳＵＴの誘電体誘電率値を、出力ＲＦ信号に基づいて計算する。演算装置は、少なくとも１つの誘電体誘電率パラメータを、時間間隔の少なくとも部分にわたって計算された誘電体誘電率値に基づいて決定することができる。

別の例として、方法は、誘電マイクロセンサに入力無線周波数（ＲＦ）信号を供給する工程を含む。方法は、入力ＲＦ信号に応答して誘電マイクロセンサから出力ＲＦ信号を受け取る工程も含む。ＲＦ出力信号は、誘電マイクロセンサ内に配置された被試験サンプル（ＳＵＴ）のインピーダンスの尺度を表す。この方法はまた、測定時間間隔につれて変化するＳＵＴの誘電体誘電率値を、出力ＲＦ信号に基づいて計算する工程も含む。方法はまた、測定時間間隔の少なくとも部分にわたってＳＵＴの誘電体誘電率値を分析して、ＳＵＴに関する少なくとも１つの誘電体誘電率パラメータを決定する工程も含む。

サンプル監視装置の例を示す図である。 誘電マイクロセンサの例の上面図である。 図２の誘電マイクロセンサを３−３の線に沿って取り出した例を示す断面図である。 図２のセンサの組立図である。 別の誘電マイクロセンサの例を示す図である。 時間の関数として標準化された誘電率の例を示し、誘電率パラメータを例示するグラフである。 複数の異なるサンプルに関する時間の関数としての誘電率のプロットのグラフである。 複数のサンプルに関する誘電率の例を示し、異なる凝固特性を示すグラフである。 時間の関数として別の例の誘電率を示し、血液サンプル間の比較を示すグラフである。 複数のサンプルに関する時間の関数として誘電率の例を示し、異なる血小板機能特性を例示するグラフである。 図１１Ａ―図１１Ｂ。回転血栓弾性率測定法に関して相互に関係する誘電率パラメータの例を例示するグラフである。 携帯型サンプル監視装置の例を示すブロック図である。 誘電体誘電率を測定して被試験用サンプルの特性を決定する方法の例を示すフローチャートである。

本開示は、サンプルの特性を決定するための誘電感知に関する。例えば、誘電マイクロセンサ、関連するインターフェース電子機器及び演算装置は、携帯型装置（例えば、携帯用ユニット又は卓上用ユニット）に一体化することができる。マイクロセンサは、マイクロ流体チャネル内に置いて、チャネル内にある被試験サンプル（ＳＵＴ）（例えば、液体（例えば、溶液）又は気体）のインピーダンス特性を測定することができる。測定されたインピーダンスを使用して、測定間隔中に時間につれてＳＵＴに対する対応する誘電体誘電率値を計算することができる。時間ベースの誘電体の誘電率値は、分析されて、ＳＵＴの１つ以上の特性に相互に関係する誘電率パラメータを決定する。所定のＳＵＴに対する誘電率パラメータの例は、ピーク誘電体誘電率までの時間、ピーク誘電率値と水平域誘電率値との差、時間間隔の部分に関連する誘電率値の変化率（例えば、傾斜）、並びに誘電体誘電率値の他の機能的特性評価を含む。いくつかの例では、使い捨ての誘電マイクロセンサは取外可能に接続することができ、結果として同じ監視装置が、多数の異なるＳＵＴの測定に再利用することができる。

血液がＳＵＴとして使用される例として、誘電体誘電率値は、分析されて、血液ＳＵＴの抗凝固特性の指標を供給することができる。これに加えて又はこれに代えて、誘電体誘電率値は、分析されて、血液ＳＵＴに対する血小板機能の指標を供給することができる。これらの特性及び他の特性がこのように評価されて、１つ以上の医薬品のような治療薬の効き目を決めることができる。一例として、治療薬が抗凝固剤（例えば、Ｘａ因子阻害剤又は直接トロンビン阻害剤のような標的特異性の経口抗凝固剤）であれば、本明細書に開示されたセンサ、監視装置、システム及び方法は、現行の投薬量の効き目を決定しかつ滴定を容易にして、所望の治療結果を達成するために使うことができる。その結果、本明細書に開示された取り組みにより、迅速で、スループットが高く、低価格のＤＳ測定が可能になり、これにより、血小板障害及び凝固障害を迅速にかつ包括的に診断することが可能になり、これは介護の点で利用することができる。

図１は、サンプルの誘電体誘電率の測定値に基づいて被試験サンプル（ＳＵＴ）の特性を決定するためのシステム１０の例を示す。システム１０は、感知装置１２及びセンサインターフェースシステム１４を含むことができる。センサインターフェースシステム１４は、ＲＦ入力信号（ＲＦ_ＩＮ）で誘電センサ１６を駆動することができる。例えば、誘電センサ１６は、流体チャネル１８内に存在してマイクロセンサのインピーダンスを測定する回路（例えば、電極の配列）を含む、誘電分光（ＤＳ）マイクロセンサである。誘電センサ１６は、その測定されたインピーダンスに対応しかつ流体チャネル１８内に置かれたＳＵＴに依存する誘電体誘電率を有するように構成されている。例えば、流体チャネル１８に１つ以上の流体ポート２０を介して流体ＳＵＴが（例えば、マイクロピペットのような流体源から）設けられている。いくつかの例では、流体ＳＵＴは、実質的に依然としてチャネル１８内にあることができ、又は他の例では、それは、測定中にチャネルを流通することができる。流体チャネル１８は、例えば、容積が約１０μＬ未満であるマイクロ流体チャネルとすることができる。

一例として、誘電センサ１６は、対向して離間した関係でチャネル１８に分布した電極を含み、離間した電極の対向する表面の間に容量感知領域を設けることができる。例えば、フロート電極は、流体チャネルの所定の表面に固定し、チャネルの他の表面に対して固定された一対の検出電極から離間して対向する関係とすることができる。一対の感知電極は、このように流体チャネル１８の所定の表面に沿って実質的に同一平面にし、所定の表面はフロート電極の表面に対向して平行であることができる。一方の感知電極は、センサインターフェースシステム１４からＲＦ入力信号（ＲＦ_ＩＮ）を励起信号として受け取り、他方の感知電極は、対応するＲＦ出力信号（ＲＦ_ＯＵＴ）をセンサインターフェースシステムに供給するように構成することができる。

センサインターフェースシステム１４は、送信機２２及び受信機２４を含む（例えば、送受信機に一体化することができる）。送信機２２は、ＲＦ入力信号を所望の励起周波数で供給するように構成できる。励起周波数は、例えば、マイクロ波範囲内にあることができる。例えば、送信機２２は、約１ＫＨｚから約１００ＧＨｚ（例えば、約１ＫＨｚから約１００ＭＨｚ）のような周波数範囲を掃引することができるＲＦ入力信号を供給し、周波数範囲は、連続的な範囲とし、この範囲で励起を掃引することができる。他の例では、送信機２２は、ＲＦ_ＩＮを複数の異なる離散励起周波数で供給することができ、複数の異なる離散励起周波数は、ＳＵＴ及び適用要件に従って設定することができる。一例として、血液ＳＵＴを監視するために、送信機２２は、少なくとも約１ＭＨｚ及び約１００ＭＨｚにおける周波数を含むＲＦ_ＩＮを供給することができる。励起周波数は、プログラム入力信号に応答して設定されて（例えば、装置のユーザインターフェース５４を介して又は遠隔システム５６から送信され）、例えば適用要件に従って周波数を調整し、それによりセンサの感度を最大化することができる。励起信号のための周波数範囲は、範囲にわたって連続的とし、又は２つ以上の離散周波数帯域で供給することができ、何れにするかはユーザがプログラム可能である（例えば、ユーザ入力に応答して）。

受信機２４は出力信号（ＯＵＴ）を供給し、出力信号（ＯＵＴ）は、感知装置１２に実装された誘電センサ１６からのＲＦ出力信号に基づいて測定されたセンサ送信特性を表すように構成されている。出力信号は、アナログ信号とし、又はデジタル信号に変換する（例えば、アナログ／デジタル変換器を介して）ことができる。受信機２４は、ＲＦ出力信号を処理するように構成された回路を含み、たとえばＲＦ出力信号を増幅し（例えば、可変利得）及びフィルタにかけることによってＲＦ_０ＵＴの複合信号成分を確認し、このフィルタリングは、励起信号ＲＦ_ＩＮの周波数又は周波数範囲に従って構成することができる。ＲＦ出力信号は、誘電センサ１６を通った電圧伝送測定値に対応する複合信号とすることができ、ＲＦ出力信号は、その出力ノードで見られる複合インピーダンス又はアドミッタンスの関数として変化する（例えば、本明細書の様々な図中にＲＦ_ＯＵＴで例示される）。すなわち、ＲＦ_ＯＵＴは、チャネル１８内にあるＳＵＴによって引き起こされる誘電体誘電率の変化に対して所定の関係を有することができる。

送信機２２及び受信機２４は、集積回路チップ（例えば、システムオンチップ）に実装し、又はそれらは、本明細書に開示された機能を実行するように構成された別個の構成部品として実装することができる。送信機２２及び受信機２４は、図１ではインターフェースシステム１４に共存して（例えば、単一のＩＣチップ）示しているが、他の例では、送信機及び受信機は、独立した別個の回路として実装することができる。

図１の例では、センサシステム１０はまた、演算装置２６を含む。演算装置２６は、プロセッサ（例えば、１つ以上のプロセッサコアを有する）３２及びメモリ３４を含むことができる。保存されたデータに基づいて命令を実行して、本明細書に開示された機能及び方法を実行するために、メモリ３４は命令及びデータを保存し、プロセッサ３２はメモリにアクセスすることができる。

例えば、メモリ３４は制御機能３６を保存し、制御機能３６は、プロセッサ２８によって実行されるとき、センサインターフェースシステム１４の動作を制御する。例えば、ＤＳ制御部３２は、送信器２２によって各ＤＳセンサ１６に加えられるＲＦ出力信号の周波数範囲（例えば、周波数帯）を選択的に制御することができる。制御装置３６はまた、プロセッサ３２によって実行可能な命令を含み、受信機からの出力に基づいて測定機能３８を実行する。

一例として、測定機能３６は、出力信号ＲＦ_ＯＵＴに供給される振幅及び位相に基づいて複合インピーダンスを測定するように構成されている。例えば、測定機能３８は、センサインターフェースシステム１４と協働して、インピーダンス分析器として動作する。
このようにして、測定機能３８は、誘電センサ１６の静電容量に対応する複合インピーダンスを、流体チャネル１８内に配置されたＳＵＴに基づき入力励起信号ＲＦ_ＩＮに応答して測定する。説明したように、送信機２２は、１つ以上の離散周波数において励起信号としてＲＦ_ＩＮを供給し、又は１つ以上の予め定めた周波数帯域にわたって掃引することができる。測定機能３８は、このように、インピーダンス（例えば、静電容量）測定値及び関連するタイムスタンプ（例えば、時間指標）を、メモリ３４内に、センサ１６からのＲＦ出力信号に基づいて時間ベースインピーダンスデータとして保存する。インピーダンスデータ内に、追加情報（例えば、メタデータ）も保存して、例えば入力信号周波数、温度及び／又はＳＵＴに関連する他のパラメータを特定することもできる。

さらなる例として、試験段階の第１の部分の間に、制御装置３６は、送信器２２を制御して、第１の周波数範囲（例えば、低周波数範囲）内でＲＦ出力信号を供給することができる。感知プロセスのうちの１つ以上の後続する又は他の異なる段階の間に、制御装置３６は、送信器２２を制御して、流体チャネル１８に配置されたセンサ及び関連するＳＵＴを励起するために、１つ以上の異なる周波数範囲に関するＲＦ入力信号を供給することができる。例えば、異なる周波数を使用して、ＳＵＴの異なる特性を抽出することができる。受信機２４は、こうして、感知プロセスの各段階に関連する対応する出力信号を受け取及び供給することができる。制御装置３６はまた、受信機２４を制御して、ＩモードのＤＣ出力電圧及びＱモードの別のＤＣ出力電圧としてＲＦ出力データを供給することができる。制御機能３６及び測定機能３８は、演算装置２６の一部として説明されているが、他の例では、測定機能及び制御機能は、センサインターフェースシステム１４と演算装置との間に分配することができ、又は演算装置から切り離して実装することができる（例えば、センサーインターフェースの一部として、又は別個の制御システムとして）。

演算装置２６は、所定の測定間隔について測定機能３８によって供給される出力データに基づいて誘電率を計算するために、データ処理方法及び／又はデータ処理機能３６、４４及び４６をさらに含むことができる。こうして、演算装置２６は、所定のセンサ（又は複数のセンサ）から受け取った入力信号をさらに処理し及び出力データを供給することができ、出力データは、インピーダンス測定値並びに誘電率データ及び測定値から引き出され複合誘電率を表す他の情報、測定値ＲＦ出力信号に対応する未加工データ並びに未加工データから得られる他の情報を含む。

さらなる例として、演算装置２６は、所定のセンサ１６に関する較正誘電率を決定するようにプログラムされた較正機能４０を含む。例えば、制御機能３６は、送信機を制御してＲＦ_ＩＮを供給し、ＲＦ_ＩＮは、所定の励起周波数（又は周波数帯域）にあり又はこれを含み、所定の励起周波数では２つ以上の実質的に異なるＳＵＴは誘電率の差がほとんどない又は全くないことが知られている。こうして、異なるタイプのサンプルは、サンプルに応じて較正のため並びに試験のために、異なる励起周波数を利用することができる。血液ＳＵＴの例につき、較正入力周波数は約１００ＭＨｚとすることができる。このようにして、測定されたインピーダンス（例えば、静電容量）は水の静電容量に対応し、較正周波数におけるＲＦ_ＩＮに応答してＲＦ_ＯＵＴから引き出された（例えば、誘電率計算器４４によって）結果として生じる誘電率は、センサ１６のために水誘電率の評価基準を提供する。すなわち、較正静電容量及び誘電率は、公知の誘電率値（例えば、水は、１００ＭＨｚにおいて誘電率が既知の約８０である）を有するチャンネル１８内にＳＵＴがあるとき、センサ１６の静電容量及び誘電率を表す。このインピーダンスの較正測定（例えば、測定機能３８による）及び較正誘電率の決定（例えば、誘電率計算器４４による）は、例えば上述したように、励磁が適切な較正周波数で供給される限り、ＳＵＴが流体チャネル１８内にある間に、通常の感知プロセスの一部として実施することができる。

さらなる例として、センサ装置１２が血液の誘電率を測定するために１００ＭＨｚで使用されている場合、血液の誘電率は水の誘電率に近い
（例えば、

）。
この関係及び較正周波数は、こうして血液以外の水性物質に使用することができる。特に、この関係は、血液のために簡略化された較正手順を実施するために使用し、較正手順は、血液ＳＵＴが感知装置内に残っている間に実行することができる。他の関係及び異なる較正周波数が決定され、他のタイプのＳＵＴのために同様の手順で使用することができる。

１ＭＨｚにおける血液の誘電率を決定する例では、以下の手順が使用できる。感知装置をシステム１０に取り付けた後、血液がセンサに挿入される（例えば、マイクロピペットを用いて）。血液に関するアドミタンス（即ち、Ｙ_{ｓ、ｂｌｏｏｄ}）は、本明細書に開示されたように、複数の周波数にわたって測定される（例えば、１ｋＨｚから１００ＭＨｚまで、又は１ＭＨｚから１００ＭＨｚまで掃引する）。

ＳＵＴがないセンサに関する公称静電容量（即ち、空隙静電容量又はＣｏ）は、以下のように計算され

式中、

は、

とみなされる。

誘電率計算機４４は、次いで関心がある周波数（即ち

）における血液の誘電率を、以下のように計算し、

式中、Ｃ_０は、較正周波数（例えば、１００ＭＨｚ）における血液の測定されたアドミタンスに基づいて上述したように計算された。

代わりに、較正測定は、例えば何れかのＳＵＴが流体チャネル１８内に置かれる前に、各ＳＵＴに関する別個のプロセスとして実行することができる。較正機能４２は、較正誘電率値（例えば、空隙誘電率又は静電容量に対応する）をメモリ３４に保存する。例えばＴ_ＰＥＡＫなどに関するいくつかのタイプの感知では、較正機能４０は省略することができ、その理由は、所定のタイプの材料に関するピークまでの時間は、較正によって影響されず又はセンサの誘電率を較正しないからである。

誘電率計算機４４は、プロセッサ３２によっても実行され、ＳＵＴの誘電体誘電率を決定する。これは、較正誘電率を上述のように並びにより一般的には感知中に決定するために含むことができる。誘電率計算器４４は、こうして誘電センサ１６及びＳＵＴに関する誘電体誘電率を、対応する測定時間間隔にわたって決定する。この間隔は、制御装置４０がセンサーインターフェース１４を作動させてＲＦ入力信号を供給する時間から、感知が完了したとき制御装置４２がセンサーインターフェース１４を不作動にするその後の時間に及ぶことができる。指標測定間隔は一定の時間とすることができ、又は測定間隔は、測定された静電容量又は決定された誘電率を監視することに基づいて制御され及び終了することができる。

一例として、誘電率計算機４４は、１つ以上の測定周波数（例えば、１つ以上の周波数帯域）において測定されたインピーダンスに基づき、及び較正誘電率（例えば、較正機能４２によって決定された）に基づいて、ＳＵＴの比誘電率を決定することができる。例えば、誘電率計算器４４は、測定されたインピーダンス値（例えば、静電容量）を較正静電容量値（例えば、空隙静電容量）で除算することによって、所定の時間指標及び入力周波数における誘電率を計算して、所定の時間指標におけるＳＵＴに関する比誘電率値を供給する。さらに、いくつかの例では、測定間隔にわたる誘電率値は、第１の測定点における誘電率、ピーク誘電率又は別の値に標準化することができる。標準化された比誘電率値は、複数の測定データ点の各々について、測定時間間隔を定める時間指標の範囲にわたって計算することができる。各誘電率値は、メモリ３４に誘電率データとして保存して、さらに処理し及び分析することができる。上述したように、いくつかの測定値（例えば、ピークに達する時間）において、較正は省略することができ、誘電率計算器４４は、較正誘電率がないとき、場合によっては標準化なしに、ＳＵＴの誘電率を決定することができる。

プロセッサ３２はまた誘電率分析器４６を実行することができ、誘電率分析器４６は、誘電率計算器４４によって計算された誘電体誘電率値に基づいて１つ以上の誘電率パラメータを決定するようにプログラムされている。誘電率分析器４６は、最大で間隔全体までを含む測定時間間隔の１つ以上の異なる部分について、パラメータを決定することができる。一例として、誘電率分析器４６は、測定された時間間隔の部分にわたって保存された誘電体誘電率値を分析して、ピーク誘電体誘電率値（Ｔ_ＰＥＡＫ）に達するのに要する時間を決める。例えば、誘電率分析器４６は、ピーク誘電率値を確認するためのピーク検出機能、及びピーク誘電体誘電率に達するための時間間隔（例えば、経過時間）を使い、こうしてメモリにＳＵＴに関するＴ_ＰＥＡＫとして保存することができる。この時間値Ｔ_ＰＥＡＫは、関連するインピーダンス測定がなされたとき関連する時間指標とすることができ、又は時間値Ｔ_ＰＥＡＫは、開始時間とＴ_ＰＥＡＫを供給するための測定が生じた時間との間の差として決定することができる。ＳＵＴが血液ＳＵＴである場合において、Ｔ_ＰＥＡＫ値は、こうして血液サンプルの抗凝固特性の指標を供給することができる。Ｔ_ＰＥＡＫ値はメモリ３４に保存することができる。

別の例として、誘電率分析器４６は、保存された誘電体誘電率値を分析してピーク値誘電体誘電率値（Ｔ_ＰＥＡＫ）と平坦域誘電率値との間の差を決定するようにプログラムすることができる。平坦域誘電率値は、例えば測定時間間隔の末尾部分など、時間につれて実質的に一定のままである誘電率値を表すことができる。本明細書で用いるように、実質的に一定であるという用語は、所定の値からの変化率が時間につれて十分に小さい（例えば、約±５％以下）ことを指す。誘電率分析器４６は、例えば、誘電率値の時間導関数が、ある期間にわたって所定の値未満のままであること、又はゼロであると決定することによって、水平域誘電率値を決定することができる。ピーク誘電率値と水平域誘電率値との間の差は、ＳＵＴに関する追加の特性の指標を供給するために使用することができる。血液ＳＵＴの例では、ピーク誘電率値と水平域誘電率値との間の差が血小板の機能の指標を与えることができる。

さらに別の例では、誘電率分析器４６は、時間間隔の部分にわたってＳＵＴに関する誘電体誘電率値を評価して、誘電率値の変化率、例えば誘電体誘電率を表す曲線の一部の傾斜に対応することを決定できる。例えば、誘電率分析器４６は、測定間隔の始めとピーク誘電率値との間の立ち上がりエッジ斜面を決定することができる。誘電率分析器４６はまた、Ｔ_ＰＥＡＫ値と水平域誘電体誘電率値との間の立下りエッジ斜面を計算することができる。ピーク誘電率値と水平域誘電率値との間の末尾部分に関してさらに分析を行い、ＳＵＴに関連する他の特性の指標を与えることができる。

いくつかの例では、出力発生器４８は、計算された誘電率パラメータＴ_ＰＥＡＫ値を利用して、装置１０の対応するディスプレイ５０上に関連情報を表示することができる。出力発生器は、ディスプレイ５０上の表示、例えば１つ以上の誘電率パラメータの図形表示及び／又はテキスト表示などを含んで出力を供給することができる。１つ以上の誘電体誘電率パラメータに基づいて音声出力も供給することができる。例えば、出力発生器４８は、測定間隔又はその部分にわたる誘電率値を表す、ピークまでの時間Ｔ_ＰＥＡＫ及び／又は曲線の図形出力を表示することができる。別の例として、出力発生器４８は、ピーク誘電率値と水平域誘電率値との間の差の表示、例えば計算された誘電率差又はその変倍されたバージョンをディスプレイ５０上に表示することができる。出力発生器４８は、誘電率分析器４６によって決定されたＳＵＴの他の対応する特性に関連する、誘電率曲線の傾斜の表示をディスプレイ５０に供給するようにさらにプログラムすることができる。

場合によっては、ディスプレイ５０は比較結果を提示することもでき、比較結果は、同じ患者又は患者集団に関する既知の基準又は１つ以上の以前の結果に対して現行の結果を比較することに基づいて、誘電率分析器４６によって決定される。患者装置又は介護用装置として使用するために、例えば、一組の命令を生成して、出力としてディスプレイ５０に供給することもできる。Ｔ_ＰＥＡＫ値が予想されるパラメータの範囲外である場合、例えば出力発生器４８は、ディスプレイ５０に警告を送って、ユーザに、医療支援を求め及び／又は処方薬を調整するように通知することもできる。これに加えて又はこれに代えて、Ｔ_ＰＥＡＫ誘電率と水平域誘電率との間の値の差が予想されるパラメータの範囲外である場合、出力発生器４８は、ディスプレイに警告を供給することができる。未加工データ及び／又は他の演算された誘電率情報及び分析結果を含む対応する結果が、ディスプレイ５０にさらに供給され得る。

上述したように、装置は、システム１０と相互作用するためのユーザインターフェース５４を含む。ユーザインターフェース５４は、タッチスクリーンインタフェース、キーパッド、キーボード、マウス、音声インターフェース及び／又はそれらの組み合わせを含むことができる。一例として、ユーザは、ユーザインターフェース５４を使用して、所定のＳＵＴに関する測定間隔の前、途中及び後などに、ディスプレイ上に表示される情報を確認することができる。これに加えて又はこれに代えて、ユーザは、ユーザインターフェース５４を使って、ユーザに関する情報（例えば、健康情報及び／又は人口統計情報）並びに／或いは環境条件を入力することができる。ユーザインターフェース５４は、例えば本明細書に開示されたような感知プロセスの１つ以上の部分について装置１０をプログラム／構成するために利用することができる。例えば、ユーザインターフェース５４は、ＳＵＴの試験中に励起信号のために利用する、１つ以上の周波数帯域を含む１つ以上の周波数の範囲を設定するために利用できる。例えば、ユーザインターフェース５４を介して入力された命令に応答して、演算装置２６は、送信器２２に指示してそれに応じて動作するために制御装置４０を使うことができる。命令は、送信器２２のメモリ３４又は他のメモリ（例えば、プログラムレジスタ）内に保存され、試験プロセスの間に加わる励起信号の周波数及びその持続時間を制御することができる。これに加えて又はこれに代えて、ユーザインターフェース５４は、ディスプレイ３８に表示される情報を制御するとともに、他の後処理機能（例えば、報告機能、質問に対するユーザの応答の記録など）及びデータ分析を実行するためにも使うことができる。

いくつかの例では、演算装置２６は、通信インターフェース５２を使って、遠隔システム５６と通信リンク５８を介して通信することができる。通信リンク５８は、１つ以上の物理的接続（例えば、導電性接続又は光ファイバ）、１つ以上の無線リンク（例えば、８０２．１１ｘ標準又は他の短距離無線通信に従って実装された）或いは１つ以上の物理的通信リンク及び／又は無線通信リンクを含むネットワークインフラを含んで実装することができる。

遠隔システム５６は、サーバ、汎用演算装置（例えば、ノートパソコン、ラップトップ、デスクトップコンピュータ、ワークステーション、スマートフォンなど）を含み、及び／又は、それは、リンク５８を介して１つ以上の装置１０と情報を交換するように構成された特定目的システムであり得る。例えば、演算装置２６は、通信インターフェース５２を使って、所定のＳＵＴに関する測定結果に基づいて誘電率関連情報を遠隔システム５６に送信する。別の例として、遠隔システム５６は、装置にプログラム命令を送って、その動作プログラム命令を構成及び／又は更新することができる。遠隔システムが医療提供者のバックオフィスシステムを備える例では、演算装置２６は、未加工の測定データのコピー及び／又はリンク５８上で安全な通信を用いて誘電率分析器４６が決定した結果（例えば、ＨＩＰＰＡ準拠の通信）を送ることができる。このような例では、遠隔システム５６は、複数の装置と通信することができる。

上述したように、そのような通信は、１つ以上のＳＵＴ特性が期待されるパラメータの範囲外であると判定する、分析器４６に応答して出される警告を含む。他の例では、遠隔システムは、そのような分析を実行し、リンクを介して装置に警告を返すことができる。それに応答して、警告は、ディスプレイ上でユーザ（例えば、患者又は介添え人）に表示することができる。警告が生じる場所（例えば、装置又は遠隔システム５６によって生成される）に関係なく、そのような警告は、対応する通知をトリガーして、１人以上の個人（例えば、健康管理専門家）に送って警告することができる。対応する通知は、電子メール、ＳＭＳテキストメッセージ、ポケットベル、通話のような通信プロトコルを介して、そのような各受取人に伝えることができる。

図２、図３及び図４は、三次元誘電マイクロセンサ６０の例（例えば、感知装置１２に対応する）を例示する。マイクロセンサ６０は、例えば電気接点を介してセンサインターフェースシステム（例えば、インターフェース１４）に電気的に連結することができる。他のタイプの接続（例えば、導電性又は無線）を利用して、ＤＳ感知装置６０に関する双方向通信を提供することもできる。

図２、図３及び図４では、インターフェースシステム（例えば、送信機２２）は、マイクロセンサ６０の入力７８にＲＦ入力信号を供給する。マイクロセンサ６０は、本明細書に開示されたように、流体チャネル７０内にあるＳＵＴに関する誘電率の関数として変化する、複合アドミッタンス（例えば、静電容量）を有する回路を含む。マイクロセンサ６０は出力部８０を含み、出力部８０は、出力接続部（例えば、ピン又は他のタイプの電気接続部）を介してインターフェースシステム（例えば、インターフェース１４）にＲＦ出力信号を供給し、このＲＦ出力信号は、入力周波数及びＳＵＴの誘電体誘電率に基づいて時間の関数として変化する。

図２、図３及び図４の例では、マイクロセンサ６０は流体チャネル７０を含み、流体チャネル７０内へ所定容積のＳＵＴ（例えば、液体又は気体）がポート７２（例えば、入口穴及び出口穴）を介して導入されている。明確化の目的で、以下の検討では、ＳＵＴは血液のような流体であると仮定する。もちろん、他の例では他のタイプのＳＵＴを使用することができる。

マイクロセンサ６０は、流体チャネル７０内に配置された容量センサ７４を含む。例えば、容量センサ７４は、容積感知領域（例えば、フロート電極と関連するセンサ電極との間の重なり領域）を提供するために、流体チャネル７０内でセンサ電極７８及び８０から離間しかつこれらに対向して配置されたフロート電極７６を含む。センサ７４の静電容量は、電極７６、７８及び８０間の材料（又は欠如）の誘電率に基づいている。容量センサ７４内のセンサ電極７８及び８０は、互いに電気的に絶縁することができる。ＲＦ入力信号は、容量センサ７４の励起のために入力センサ電極７６に連結され、他のセンサ電極８０は、ＲＦ_ＯＵＴを供給するために連結されている。

図３の断面図に例示するように、センサ７４は平坦センサ電極を有し、平坦センサ電極は、マイクロ流体チャネル７０を通してフロート電極から分離して、公称空隙静電容量Ｃｏを有する静電容量検出領域を形成し、静電容量検出領域は、重なり合う電極領域とマイクロ流体チャネルの高さとによって定まる。例えば、励磁周波数ωにおいて、複合誘電体誘電率

を有するＳＵＴがチャネルに装填されているとき、容量感知領域アドミッタンスは、

である。図２〜図４の例では、センサが入力信号ＲＦ／マイクロ波信号（Ｖ_ＲＦ）によって駆動され、かつΔε_ｒを有するＳＵＴが流体チャネル７０に装填されているとき、感知構造は、出力ノードに電気的に接続されて、

のような出力信号ＲＦ_ＯＵＴを供給する。

図３（及び図４の組立図）の断面図にも例示されているように、マイクロセンサ６０は、一緒に取り付けて結果として生じるセンサ構造体を提供する、複数の部品で製作することができる。図４に示すように、例えば、マイクロセンサ６０は、頂部８４と、頂部から中間チャネル層８８によって離間した底部８６とを含む。底部８６は、基板層の表面上に製作されたフロート電極７６を含む。電極７８及び８０は、その基板層の対応する表面上に配置されている。この例では、感知電極７８及び８０は、各々、基板の反対の側縁からマイクロセンサ６０の中心縦軸線を越えて延びて、基板の中央部分に近いそれぞれの端部で終端している。中間部８８は、その中に形成されたチャネル７０の容積を決める厚さを有する。頂部８４は、流路７０によって定まる容積にアクセスするために、流体を連通させる流入／流出ポート７２を含むことができる。例えば、中間部８８内のチャネル７０及び関連するポート７２は、マイクロマシニング（例えば、レーザマイクロマシニング）或いは他のタイプの機械加工技術又はエッチング技術によって製作することができる。いくつかの例では、チャネル７０の表面は、ポリマー又は他の材料（例えば、ポリ（エチレングリコール）のような電気絶縁フィルム）でさらに被覆して、タンパク質溶液と接触する表面にタンパク質が吸着するのを防止することができる。ポリマーは、例えば、物理吸着又は化学吸着などを介して加えることができる。

さらなる例として、図４は、図２の感知装置６０及び図５のセンサ１００を生産するために使用できる、センサの製作及び組立の例を示す。明確化の目的のために、図４の検討では、図２及び図３の参照番号と同じ参照番号を使用する。

例として、頂部８４及び底部８６のための基板層は、ポリ（メチルメタクリレート）（ＰＭＭＡ）を使用して製作することができる。中間チャネル基板層８８は、厚さが電極含有基板層８４及び８６の厚さよりもはるかに薄い、両面接着（ＤＳＡ）材料製の薄膜層で形成することができる。一例として、層８４及び８６の各々は、厚さが約１．５ｍｍであるが、層８８の厚さは約２５０μｍである。適用要件に従って他の相対的な厚さを利用することができる。

フロート電極７６並びにセンサ電極７８及び８０の各々は、基板層８６及び８８のそれぞれの対向する表面上の所望の位置（例えば、感知電極と位置合わせしてチャネル７０内にある）に堆積された、導電性材料の堆積によって形成されている。例えば、フロート電極１０６は導電性材料（例えば、金、銅又はアルミニウム）とし、導電性材料は、シャドウマスク及びリフトオフプロセスを用いたスパッタ堆積によってキャップの内側上面に堆積させることができる。一例として、基板のチャネル表面上に１００−Å／１，０００−ÅＣｒ／Ａｕ層が蒸着されて、それぞれのセンサ電極７８及び８０を形成する。同様に、フロート電極７６は、１，０００ÅのＡｕ層を蒸着させて、リフトオフでパターニングすることによって層８６の表面上に堆積させることができる。

図４に示すように、感知装置１００の構成を容易にするために、層８４、８６及び８８の各々は、複数の位置合わせ穴９０を含むことができる。各層は、対応する整列ピン９２を穴９０に挿入することにより、一緒に接続して所定位置に保持することができる。いくつかの例では、層８４、８６及び８８の表面上にバリア材製の薄膜コーティングが堆積されて、金属表面及びプラスチック表面をＳＵＴとの直接接触から保護することができる。血液ＳＵＴのような他の例では、感度を高めるのを助けるためにコーティングを使用することは不要である。

いくつかの例では、層８４内のマイクロ流体入口穴／出口穴７０は、標準マイクロピペットチップに適合する直径で構成することができる。一例として、マイクロ流体チャネル７０は、総サンプル容積が約１０μＬ未満（例えば、約５μＬ〜約９μＬ）であり、フロート電極７６の上の感知領域の容積が約１μＬ未満（例えば、約０．８μＬ未満）である。チャネル及び感知領域は、適用要件に従って他の容積で実装されている。マイクロセンサ６０は、基板層８４及び８６を、それらの間に挟まれたＤＳＡフィルム層８８を用いて一緒に貼り付けることによって製作できる。上述したように、位置合わせ穴９０及びピン９２は、マイクロ流体チャネル内でフロート電極を感知電極上に位置合わせするために使用できる。

図４に示すように、感知電極７８及び８０への電気的接続は、基材層８６の反対の側縁部にある接触開口部９４を通してなされ、基材層８６は、センサインターフェースシステムに（例えば、インターフェース１４の送信器２２及び受信器２４に）電気的に接続することができる。こうして、コネクタインタフェース（例えば、センサ装置１２の）の関連回路からのコネクタ（例えば、ピン）は、例えば、マイクロセンサ６０が監視装置に接続されたとき、開口部９４内に延びてそれぞれの電極７８及び８０に接触することができる。

図２〜図４の例では、センサ６０はその端子とともに例示され、端子は、プリント回路基板（ＰＣＢ）上のインターフェース電子機器に電気的に接続可能である。いくつかの例では、マイクロセンサ６０とインターフェースシステム１４との間の接続は、センサ接触パッドとＰＣＢ入力パッド／出力パッドとの間のプラグアンドプレイ型モジュール接続として構成することができる（例えば、電気的接続を設けるためにばね付勢された接触ピンを使用している）。接続方法によりＤＳ測定が潜在的に有害な又は汚染する溶液で促進され、その理由は、所定のＳＵＴについて測定が行われた後に、低価格のセンサは、装置全体を汚染することなく交換可能なためである。すなわち、いくつかの例では、マイクロセンサ６０は、使い捨てを意図しており、使用するたびに廃棄及び交換することができ、その一方、インターフェースシステム１４及び関連する電子機器は、何度も繰り返して再使用することができる。他の例では、所定のセンサは、複数の測定のために、同じ又は異なるＳＵＴで繰り返し再使用することができる。

図５は、システム１０において利用できる、誘電マイクロセンサ１００の別の例（例えば、装置１２に対応する）を示す。装置１００は、三次元平行板型容量感知構造１０２を含む。静電容量感知構造１０２は、２つの平坦な感知電極１０３及び１０４を含み、それらは、マイクロ流体チャネル１０８の高さに従って電極１０６から離間し及び分離して、マイクロ流体チャネル内に配置された３Ｄ静電容量感知領域を形成する。容量感知構造１０２は、基板材料１１０内に配置されている。感知装置１００はポート１１２（例えば、入口穴及び出口穴）を含み、ポート１１２を通して所定体積の流体（例えば、液体又は気体）が導入できる。

感知装置１００の断面図は、図３の例で示した断面図と同じであり、種々の部分がどのように構成され、一緒に取り付けられて感知装置となるかを理解するために、参照及びその検討は、図３に戻って行うことができる。図５の例では、感知電極には、対応する基板層の共通側縁から（図２の例のように反対の側縁からではなく）延びる、平行電極が形成されている。米国特許公開第２０１５／０３４６１３１号に開示された実施例のような他の構成を使用することができ、この公開公報は、感知装置１２に関して、参照により本明細書に組み込まれる。

システム１０との関連で感知装置１００を適用することにより、入力ＲＦ信号（例えば、１つ以上の周波数帯域を掃引する）が、感知回路を励起するために入力電極１０３に適用することができる（例えば、送信器２２によって）。他の感知電極１０４において結果として生じるＲＦ出力信号が測定できる（例えば、受信機２４によって）。測定された信号は、フィルタにかけられ及び増幅され（例えば、受信機２４のアナログ回路及び／又はデジタル回路によって）、しかも処理され（例えば、演算装置２６によって実行される方法／機能によって）、チャネル１０８内に存在するＳＵＴの誘電率を計算する。本明細書に開示されたように、１つ以上の所定の周波数又は周波数帯域にわたってデータ処理を実施して、複合比誘電率の実数部及び／又は虚数部を正確に測定することができる。

図６は、時間の関数として標準化された誘電率のグラフ例１５０を示し、誘電率パラメータの例を例示し、誘電率パラメータは、測定時間間隔にわたる誘電率値に基づいて所定のＳＵＴについて決定する（例えば、誘電率分析器４６によって）ことができる。例示した例では、測定データ及び誘電率値は、１５４で例示される所定時間Ｔ_ＰＥＡＫで発生するピーク誘電率値１５２に標準化される。グラフ例１５０では、以下の誘電率パラメータが示され、それらは、１５４におけるピーク誘電率の時間（Ｔ_ＰＥＡＫ）、１６０における初期傾斜（Ｓ１）、１６２におけるＴ_ＰＥＡＫ後の誘電率低下の傾き（Ｓ２）、及び１５８におけるＴ_ＰＥＡＫ後の誘電率変化の大きさ（Δε_{ｒ、ｍａｘ}）である。他の例では、測定間隔の最後部分の誘電率値の末尾部分に関連するような、誘電率値の分析（例えば、誘電率分析器４６によって実行される）から他の誘電率パラメータが決定できる。誘電率値１５０からこうして決定された誘電率パラメータの各々は、ＤＳ測定値に基づいて所定のＳＵＴの特性を定量化する指標となることができる。血液ＳＵＴの例では、いくつかの特性は、血液ＳＵＴの細胞特性（例えば、Δε_{ｒ、ｍａｘ}１５８に基づく血小板機能）及び／又は分子特性（例えば、Ｔ_ＰＥＡＫに基づく凝固因子）を含むことができる。

図７は、１６６に例示された複数の異なる血液ＳＵＴに関する、時間の関数として誘電体誘電率のプロット１６５を示す。図７の例では、それぞれの測定間隔のプロットされた誘電率値は、本明細書に開示された取り組みが、１６８で例示するピークまでの時間（Ｔ_ＰＥＡＫ）パラメータに対して再現可能な結果を生じることを示す。この例では、誘電率が１ＭＨｚで取り出されたとき、プロットは第１の測定点に正規化される。

図８は、凝固特性が異なる複数の異なる血液ＳＵＴに関する誘電体誘電率のプロット例１７０を示す。プロット例１７０では、誘電率値は凝固障害がある患者からの血液ＳＵＴを表し、サンプルが異なれば、ピークに達する時間（Ｔ_ＰＥＡＫ）が異なることが分かる。このプロット例１７０では、誘電率は、１ＭＨｚで取り出されたとき、第１の測定点に標準化される。

図７及び図８は、本明細書に開示されたシステム及び方法に従うセンサ装置及びその使用が、血小板の活性化及び接着、凝固因子アセンブリ並びにトロンビン生成及びフィブリン形成を含む、止血プロセスに関連する様々な特性を取り込み可能であることを示す。比較として、図７及び図８のプロットにおけるピークに達する時間（Ｔ_ＰＥＡＫ）は、図７の正常血液ＳＵＴと図８の凝固障害ＳＵＴとの間で著しい違いを示す。本明細書にさらに開示された取り組みは、例えば活性化部分トロンボプラスチン時間（ａＰＴＴ）及びプロトロンビン時間（ＰＴ）を含む、従来のスクリーニング凝固アセンブリと比べて、改善された感度を示すと考えられる。

図９は、時間の関数として誘電体誘電率の別の例を示すグラフ１８０を示し、血液サンプル間の比較を示す。図９では、プロットは、誘電率が１ＭＨｚで取り出されたとき、第１の測定点に標準化される。図９のプロット例１８０は、本明細書に開示された感知装置並びに関連するシステム及び方法が、標的特異的経口抗凝固剤（ＴＳＯＡＣ）の有効性に関する定量的指標を提供可能であることを例示する。例えば、図９のプロットに関する誘電率値は、ＴＳＯＡＣ投与患者はリバロキサバンＳＵＴに関して延びたＴ_ＰＥＡＫを表すことを示している。図９に示すエラーバーは、重複測定を示しかつ平均（ＳＥＭ）の平均±標準誤差として表示される。

図１０は、時間の関数として誘電体誘電率の例を示す別のプロット１９０を示し、複数のサンプルに関する異なる血小板機能特性を示す。例えば、サイトカラシンＤ（ＣｙＤ）で処理されたＳＵＴは、１９４、１９６及び１９８で例示された、ピーク誘電率値と水平域誘電率値との間の差（即ち、Δε_{ｒ、ｍａｘ}パラメータ）における減少を表し、それらは、血小板阻害に対する感度を示す。グラフ１９０中のエラーバーは、重複測定を示し、平均±ＳＥＭとして示される。図１０の例では、ＣｙＤで処理された各々のＳＵＴに関して示した誘電率値は、Ｔ_ＰＥＡＫにおける誘電率に標準化され、約１ＭＨｚにおける励起周波数に関して１９２で例示されている。

図１１Ａ及び１１Ｂは、誘電率パラメータを示すプロット例２００及び２１０を例示しており、誘電率パラメータは、本明細書に開示された感知装置並びに関連するシステム及び方法によって決定され、回転血栓弾性率測定法（ＲＯＴＥＭ）パラメータに関連している。図１１Ａのプロット２００に示された相関情報は、健康なドナーからの血液サンプル全体から取り出され、血液サンプルは、トロンビン及び抗トロンビンの種々の濃度で混合されて、準備されたサンプルのＲＯＴＥＭ凝固時間（ＣＴ）パラメータを調節する。凝固の最終的な共通経路（即ち、フィブリン生成／架橋）で、抗トロンビンは抑制効果を有し、トロンビンは促進作用を有し、ＲＯＴＥＭ測定における凝固時間を、それぞれ延ばし及び早める。図１１Ａでは、本明細書に開示された取り組みに従って決定されたＴ_ＰＥＡＫパラメータは、ＲＯＴＥＭ ＣＴパラメータへの非常に強い相互関係を示した。

図１１Ｂのプロット例２１０に関して、血液サンプル全体が種々の濃度のＣｙＤと混合されて血小板活性を調節し、調節された血小板活性は次に、ＲＯＴＥＭ測定における最大血餅固さＭＣＦに影響を及ぼす。図１１Ｂでは、本明細書に開示された取り組みに従うＤＳ測定から決定されたΔε_{ｒ、ｍａｘ}パラメータは、ＲＯＴＥＭ ＭＣＦパラメータとの強い相互関係を明示する。図１１Ａ及び１１Ｂのエラーバーは、重複測定値を表し、平均±ＳＥＭとして示されている。

本明細書中に開示された感知装置及び監視システムは、凝固の細胞成分（即ち、血小板）並びに分子成分（即ち、凝固因子）から生じる広範囲の止血異常に敏感であり、ＲＯＴＥＭの臨床的に関連する診断パラメータと比べて、有望な相関感度を有する。

さらなる例として、図１２は、一体化手持ち式システム（例えば、システム１０）として実施可能なＤＳマイクロシステム３００の別の例を示し、一体化手持ち式システムは、プラグアンドプレイセンサ（例えば、センサ１６、６０又は１００）を利用することができる。センサシステム３００の構成部品は、生体マイクロ流体装置で一般に用いられる、例えば金、ガラス及びＰＭＭＡを含む生体適合性材料で構成することができる。

図１２の以下の説明では、明確化のために、システム３００の構成部品は、図１に関して先に導入された構成部品を指す参照と同様の参照番号を用いて参照される。システム３００は、感知装置１２と、関連するインターフェース電子機器１４とを含むことができる。図１４の例では、感知装置１２は誘電センサ１６を含む（例えば、センサ例６０又は１００に対応する）。このように、センサ１６及びインターフェース電子機器１４は、複合出力を生成するように構成され、複合出力は、励磁信号に応答して、センサ１６のマイクロ流体センサチャネルに配置されたＳＵＴの複合誘電率に依存する（例えば、数学的関数として変化する）ことができる。

一例として、マイクロピペット（又は他のデバイス）３０２を使って、ＳＵＴをセンサ１６のマイクロ流体チャネルに注入することができる。センサーインターフェース電子機器１４は、所定の容積を有するＳＵＴの所定のセンサの入力に励起信号（例えば、単一の周波数又は１つ以上の帯域の周波数範囲において）を供給するための送信回路２２を含む。センサ１６の出力は、受信機（例えば、受信機２４）のそれぞれのフロントエンドのＲＦモジュール３０４（ＦＥで例示する）に連結されている。各フロントエンドＲＦモジュール３０４は、励起信号に応答して受け取られ各送信信号を前処理し（例えば、ダウンコンバート、フィルタリング及び増幅を実行する）、対応するＩＦ信号を供給するように構成されている。フロントエンドＲＦモジュール３０４のうちの所定の１つからのＩＦ信号は、例えば信号のデジタルバージョンへの変換を含めてさらに処理するために他の受信回路３０６に選択的に供給され、演算モジュール２６に供給される。演算モジュール２６は、ＳＵＴに関する誘電率をシステム出力信号に基づいて計算して、メモリ３４内に誘電率データとして記憶されている対応する出力誘電率値を供給することができる。誘電率データは、センサ１６に供給される異なる部分範囲を含む励起周波数の総計範囲にわたって計算された、複合誘電率値（例えば、実数誘電率及び虚数誘電率）を含むことができる。誘電率データは、未加工信号測定値及び入力励起周波数も含むことができる。演算モジュール２６はまた、誘電率データを分析して本明細書に開示されたようなＳＵＴの誘電率パラメータを決定し、誘電率パラメータは、ＳＵＴの特性を表示するために使用することができる。ＳＵＴの１つ以上の誘電率パラメータ及び／又は特性は、ディスプレイ３１０に表示することができる。システム３００はユーザインターフェース（ＵＩ）３１２を含みことができ、ユーザインターフェース（ＵＩ）３１２により、ユーザは、ヒューマンマシンインタフェースが提供され、結果を見直し、システムをリセットし又は他のヒューマンマシン相互作用を行うなど、システム３００との相互作用が可能になる。

演算モジュール２６は、誘電率データ及びその分析を通信モジュール２８にさらに供給することができる。通信モジュール２８は、出力データ及び未加工測定データを遠隔システムに送信することができる。例えば、通信モジュール２８は、出力データをバックオフィスシステム（例えば、サーバ）に送信し、バックオフィスシステムは、データを分析し、その結果及び未加工データをデータベースに保存するようにプログラムされている。遠隔システムはまたシステム３００にコマンド情報を連絡し、これによりシステムパラメータ（例えば、信号利得及び／又は周波数範囲）のうちの１つ以上をプログラムして、その動作を制御し及び／又はユーザに命令を供給することができ、これは本明細書に開示されている。図１２のシステム３００は、センサーインターフェース電子機器１４、演算モジュール２６、及び通信モジュール２８を収容するハウジングを含み、結果として携帯型手持ち式装置を提供することができる。システム３００は、外部電源に接続するための内部バッテリ及び／又は電力インターフェースなどの電源３１４も含むことができる。

図１２の実施形態例は手持ち式装置と関連しているが、他の例では、システム３００は、卓上システムとして実施することができる。この例では、システム３００は、各々の誘電センサ１６がそれぞれのＳＵＴを有する、複数の誘電センサ１６の誘電体誘電率を測定するように構成できる。各センサは、対応するインターフェースを含み又は共有して、演算モジュール２６にそれぞれの測定データを供給し、これによりそれぞれのＳＵＴの各々に関する誘電率値を計算することができる。このようにして、研究室又は他のプロバイダは、複数のサンプルを同時に監視することができる。

図１３は、誘導体誘電率を測定し、ＳＵＴの特性を決定する方法４００の例を示すフローチャートである。方法は、誘電マイクロセンサ（例えば、センサ１６）をインターフェースシステム（例えば、インターフェース１４）に取り付けることによって４０２で始まる。例えば、誘電マイクロセンサは、ＳＵＴのサンプル容積を受け取るための流体入力を含むマイクロ流体チャネル内（例えば、チャネル１８）に一体化された静電容量感知構造を含む。４０２における取り付けにより、このように、インターフェースシステムの送信機及び受信機が、誘電マイクロセンサのそれぞれの入力及び出力に接続できる。

４０４において、ＳＵＴは、誘電マイクロセンサのマイクロ流体チャネル内に置かれている。ＳＵＴが誘電マイクロセンサ内に存在すると、方法は４０６に進み、誘電マイクロセンサに入力無線周波数（ＲＦ）信号が供給される。例えば、インターフェースシステムの送信機（例えば、送信機２２）が、ＲＦ入力信号をマイクロセンサに入力する。ＲＦ入力信号は、較正周波数を含む１つ以上の周波数を含むことができ、較正周波数は、誘電マイクロセンサに関する較正誘電率を、例えば空隙の誘電体誘電率に対応して決定するために使用し（例えば、誘電率計算機４４によって）、これは本明細書に開示されている。

４０８において、入力ＲＦ信号に応答して誘電マイクロセンサから出力ＲＦ信号を受け取る。ＲＦ出力信号は、誘電マイクロセンサ内に配置されたＳＵＴのインピーダンス（例えば、静電容量）の尺度を表す。入力信号及び出力信号は、測定時間間隔、例えば一定の時間又は測定値に依存する時間にわたって、誘電マイクロセンサとインターフェースシステムとの間で通信することができる。

４１０において、ＳＵＴの誘電体誘電率値は、測定時間間隔にわたって出力ＲＦ信号に基づいて計算されている。本明細書に開示されたように、誘電率は、比誘電率として計算され、選択された誘電率値（例えば、ピーク誘電率）に標準化される。例えば、較正誘電率は、ＳＵＴに関する比誘電体誘電率値を供給するための誘電体誘電率値にも適用することができる（例えば、測定誘電率値を較正誘電率値で除算する）。誘電率値は、メモリ（例えば、メモリ３４）に保存することができる。

４１２において、ＳＵＴの誘電体誘電率値は、測定時間間隔の少なくとも一部にわたって分析されて、ＳＵＴに関する１つ以上の誘電率パラメータを決定する。例えば、４１２における分析は、ピーク誘電体誘電率値に達する時間を決定する工程を含む。例えば、ＳＵＴが血液サンプルを含む場合、分析は、ピーク誘電体誘電率値に達する時間に基づいて、血液サンプルの抗凝固特性の指標を決定する工程を含むことができる。抗凝固特性の指標は、標的特異的経口抗凝固剤などの抗凝固療法の治療効果をさらに表すことができる。

これに加えて又はこれに代えて、本明細書に開示されたように、４１２における分析は、ピーク誘電体誘電率値と水平域誘電率値との差を決定する工程を含むことができる。差は、例えば、血液サンプルに関する血小板機能の指標を決定するために利用することができる。本明細書に開示されたように、誘電体誘電率値は、ＳＵＴの細胞特性及び／又は分子特性を示し得る他のパラメータを決定するために分析することができる。測定時間間隔が完了した後、本方法は４１４に進み、誘電マイクロセンサは、インターフェースシステムから取り外すことができる。別の誘電マイクロセンサを取り付けることができ、方法４００は、別のＳＵＴの特性を分析するために繰り返される。いくつかの例では、方法４００で使用される誘電マイクロセンサは使い捨ての単一使用装置であり、単一使用装置は、ＳＵＴの特性を感知するために取り付けられ、試験が完了した後、適切な廃棄手順に従って除去及び廃棄される。

以上のことを考慮すると、本明細書に開示されたＤＳマイクロシステムは、こうして重要な情報を迅速に引き出すための低電力、低価格及び携帯可能な器具を提供することができる。重要な情報は、μＬサンプル容積を用いて広い周波数範囲で生物学的溶液又は他のサンプル溶液の分子特性及び／又は細胞特性を特徴付ける。センサレベルにおける提案された測定技術は、誘電率測定において高分解能を達成するために利用することができる。

上述したのは例である。当然のことながら、構造、構成部品、又は方法の全ての考えら得る組み合わせを記載することは不可能であるが、当業者であれば、多くのさらなる組み合わせ及び置換が可能であることを認識する。従って、本発明は、添付の特許請求の範囲を含む本出願の範囲内に属する、そのような全ての変更、修正、及び変形を包含することが意図されている。

開示又は特許請求の範囲に、「一つ（a, an）の」、「第1の」、又は「別の」要素、或いはそれらの均等物が記述されている場合、１つ以上のそのような要素を含むと解釈すべきであり、２つ以上のそのような要素を必要とせずしかも排除しない。本明細書で用いるように、「含む(includes)」という用語は、含むことを意味するが、これに限定せず、「含んでいる(including)」という用語は、含んでいることを意味するが、これに限定しない。「に基づく」という用語は、少なくとも部分的に基づいていることを意味する。

Claims (13)

1. 流体監視装置であって、
   マイクロ流体チャネルに一体化された静電容量感知構造を備える誘電マイクロセンサであって、前記マイクロ流体チャネルは、被試験サンプル（ＳＵＴ）のサンプル容積を受け取る流体入力を含む、誘電マイクロセンサと、
   前記誘電マイクロセンサのＲＦ入力に入力無線周波数（ＲＦ）信号を供給する送信機と、
   前記誘電マイクロセンサから出力ＲＦ信号を受け取る受信機と、
   時間間隔にわたって変化する前記ＳＵＴの誘電体誘電率値を前記出力ＲＦ信号に基づいて演算する演算装置と、
   を備え、
   前記演算装置は、前記時間間隔の少なくとも一部にわたって前記誘電体誘電率値を分析して、第１の誘電率パラメータをピーク誘電体誘電率値に達する時間として決定するように構成されており、
   前記演算装置は、前記誘電体誘電率値を分析して、前記ピーク誘電体誘電率値と、前記誘電率値が経時的に一定のままである水平域誘電率値との間の差に対応する第２の誘電率パラメータを決定するように構成されている、装置。
2. 前記誘電マイクロセンサは、前記流体監視装置のハウジングから取り外し可能且つ交換可能であるモジュール構造を画定し、前記監視装置は、前記誘電マイクロセンサのＲＦ入力及びＲＦ出力に対応するそれぞれの電極に連結するように構成された電気接点を含む、請求項１に記載の装置。
3. 前記ＳＵＴは血液サンプルを備え、
   前記演算装置は、前記ピーク誘電体誘電率値に達する時間を分析して、前記血液サンプルの抗凝固特性の指標を決定する、請求項１に記載の装置。
4. 前記抗凝固特性の指標は、抗凝固療法の有効性を表す、請求項３に記載の装置。
5. 前記抗凝固療法は、標的特異的経口抗凝固剤を備える、請求項４に記載の装置。
6. 前記ＳＵＴは血液サンプルを備え、
   前記演算装置は、前記差を分析して、前記血液サンプルに関する血小板機能の指標を決定する、請求項１に記載の装置。
7. 前記演算装置は、前記誘電体誘電率値を前記時間間隔の少なくとも一部にわたって分析して、前記時間間隔の対応する部分にわたって前記誘電体誘電率値を表す曲線の一部の傾斜に対応する誘電率値の変化率を決定する、請求項１に記載の装置。
8. 前記ＳＵＴは血液サンプルを備え、
   前記演算装置は、前記第１の誘電率パラメータ及び前記第２の誘電率パラメータのうちの少なくとも１つを分析して、前記血液サンプルの少なくとも１つの特性の指標を提供する、請求項１に記載の装置。
9. 前記静電容量感知構造は、
   前記マイクロ流体チャンネルの一方の表面上に配置されたフロート電極と、
   前記フロート電極の反対側にある、前記マイクロ流体チャネルの別の表面上に配置されて、前記マイクロ流体チャネル内に容量感知領域を設ける一対の感知電極であって、前記入力ＲＦ信号は前記感知電極の一方に提供され、前記出力ＲＦ信号は前記感知電極の他方から受け取られる、感知電極と、
   を備える、請求項１に記載の装置。
10. 前記送信機、前記受信機及び前記演算装置を収容するハウジングと、
    前記ＲＦ入力信号及び前記ＲＦ出力信号を伝達するために誘電マイクロセンサに接続するように構成されたセンサーインターフェースと、
    前記第１の誘電率パラメータ及び前記第２の誘電率パラメータのうちの少なくとも１つに基づいて視覚的表現を提供するディスプレイと、
    をさらに備える、請求項１に記載の装置。
11. 方法であって、
    誘電マイクロセンサに入力無線周波数（ＲＦ）信号を提供することと、
    前記誘電マイクロセンサから前記入力ＲＦ信号に応答して出力ＲＦ信号を受け取ることであって、前記ＲＦ出力信号は、前記誘電マイクロセンサ内に配置された被試験サンプル（ＳＵＴ）のインピーダンスの尺度を表すことと、
    測定時間間隔にわたって変化する前記ＳＵＴの誘電体誘電率値を、前記出力ＲＦ信号に基づいて計算することと、
    前記測定時間間隔の少なくとも一部にわたって前記ＳＵＴの誘電体誘電率値を分析して、ピーク誘電体誘電率値を決定することと、
    前記ピーク誘電体誘電率値と、前記誘電率値が経時的に一定のままである水平域誘電率値との間の差を決定することと、
    を備える、方法。
12. 前記ＳＵＴは血液サンプルを備え、
    前記誘電体誘電率値を分析することは、前記ピーク誘電体誘電率値に達する時間に基づいて前記血液サンプルの抗凝固特性の指標を決定することをさらに備える、請求項１１に記載の方法。
13. 前記ＳＵＴは血液サンプルを備え、
    前記誘電体誘電率値を分析することは、前記ピーク誘電体誘電率値と前記水平域誘電率値との間の差を分析して、前記血液サンプルに関する血小板機能の指標を決定することをさらに備える、請求項１１に記載の方法。

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