WO2014155932A1 - 測定装置及び測定方法 - Google Patents

測定装置及び測定方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2014155932A1
WO2014155932A1 PCT/JP2014/000666 JP2014000666W WO2014155932A1 WO 2014155932 A1 WO2014155932 A1 WO 2014155932A1 JP 2014000666 W JP2014000666 W JP 2014000666W WO 2014155932 A1 WO2014155932 A1 WO 2014155932A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
path
measurement
particles
conductance
unit
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/000666
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
洋一 勝本
一雅 佐藤
マルクオレル ブラン
Original Assignee
ソニー株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by ソニー株式会社 filed Critical ソニー株式会社
Priority to JP2015507985A priority Critical patent/JP6299749B2/ja
Priority to EP14776330.4A priority patent/EP2980558B1/en
Priority to US14/775,099 priority patent/US20160025610A1/en
Publication of WO2014155932A1 publication Critical patent/WO2014155932A1/ja

Links

Images

Classifications

    • G01N15/131—
    • G01N15/1023—
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume, or surface-area of porous materials
    • G01N15/02—Investigating particle size or size distribution
    • G01N15/0266—Investigating particle size or size distribution with electrical classification
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume, or surface-area of porous materials
    • G01N15/10—Investigating individual particles
    • G01N15/1031—Investigating individual particles by measuring electrical or magnetic effects thereof, e.g. conductivity or capacity
    • G01N15/132—
    • G01N15/01—
    • G01N2015/1028—

Definitions

  • the present technology relates to a measuring apparatus and a measuring method for measuring the electric quantity of particles such as blood cells.
  • a particle counting device such as a blood cell has a flow path including a narrow tube portion such as an orifice or an aperture, and when the particle passes through the thin tube portion, the impedance of the narrow tube portion depends on the area blocked by the particle itself. Change.
  • the counting device detects changes in the impedance of the capillary tube by passing a direct current between the electrodes provided on the inlet side and outlet side of the capillary tube in the flow path, thereby measuring the number of particles. ing.
  • the apparatus described in Patent Document 1 uses an AC coupling capacitor. Specifically, this apparatus applies a direct current between the electrodes in the same manner as a general apparatus, and from the variation of the total impedance of the system including the orifice in the flow cell, that is, the system including the electric double layer, AC
  • the fluctuation from which the DC component has been removed by the coupling capacitor is detected as a voltage fluctuation (for example, see page 4, left column, line 22 of the specification of Patent Document 1).
  • an object of the present technology is to provide a measuring apparatus and a measuring method that can suppress the generation of bubbles in the flow path.
  • a measurement apparatus includes a generation unit and a measurement unit, a narrow path through which particles pass by a fluid flow, and a measurement electrode unit provided in the vicinity of the narrow path A predetermined measurement is performed using a flow path device having The generation unit is higher than a characteristic frequency defined by the conductance of the fluid including the particles in the constriction path and the electric double layer capacitance formed by the measurement electrode unit, and according to the size of the particles An AC voltage having a frequency region showing the conductance is generated in the measurement electrode unit.
  • the measurement unit measures an amount of electricity including at least the conductance when the particles pass through the constriction path in a state where the AC voltage is applied to the measurement electrode unit.
  • the present technology can use an AC voltage that does not cause electrolysis instead of a DC voltage. Therefore, it is not necessary to detect voltage fluctuations. Accordingly, since the generation of bubbles is suppressed, a small channel device can be used.
  • the measurement unit includes a measurement circuit including the measurement electrode unit, detects a current flowing through the measurement circuit, and calculates a conductance of the fluid including the particles in the constricted path based on the detected current. Also good.
  • the measuring device can easily identify the number and type of particles by performing a predetermined calculation using the conductance measured by the measuring unit.
  • the measurement apparatus may further include an analysis unit that monitors the time lapse of the conductance and calculates the size of the particles based on the peak value of the conductance. By detecting the conductance peak value, the analysis unit can calculate the particle size using a predetermined relational expression as follows.
  • the analysis unit may calculate the size of the particles using at least a function having the conductance and a peak value of the conductance as parameters.
  • the particles are blood cells of a living body, and in this case, the generation unit may generate an alternating voltage having a frequency range of 100 Hz to 1 MHz. Alternatively, the generation unit may generate an alternating voltage having a frequency range of 100 kHz to 500 kHz.
  • Another measurement apparatus includes a flow path device having a narrow path through which particles pass by a fluid flow, a measurement electrode unit provided in the vicinity of the narrow path, the generation unit, and the measurement described above. Part.
  • the flow channel device may include a first flow channel and a second flow channel connected to the first flow channel via the narrowed channel.
  • the narrow path and the second flow path may be arranged so that a flow including a velocity component orthogonal to the velocity component of the fluid in the narrow path is formed in the second flow path. .
  • a cross flow can be formed by the narrow path and the second flow path, and the phenomenon of “returning” of the particles can be suppressed, and the measurement accuracy of the electric quantity by the measurement unit can be increased.
  • the flow channel device may further include a working electrode unit that applies a dielectrophoretic force to the particles in the flow channel.
  • the measurement apparatus may further include a control unit that outputs a working voltage signal to the working electrode unit based on the electric quantity measured by the measuring unit.
  • grains can be fractionated based on the measured electric quantity.
  • the measurement method measures the amount of electricity of the constricted path using a flow path device having a constricted path through which particles pass by a fluid flow and a measurement electrode portion provided in the vicinity of the constricted path. Is the method.
  • An AC voltage having a region is generated in the measurement electrode unit. In a state where the AC voltage is applied to the measurement electrode unit, an electric quantity including at least the conductance when the particles pass through the constriction path is measured.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of a measurement apparatus according to the first embodiment of the present technology.
  • FIG. 2 is a schematic view of the flow channel device as seen in a cross section along the direction of the flow channel.
  • FIG. 3 is a plan view of the second flow path showing the vicinity of the constricted path.
  • FIG. 4A schematically shows a state of lines of electric force when a measurement voltage in a low frequency region is applied between the electrodes when cells in the electrolyte are between the measurement electrodes.
  • FIG. 4B schematically shows a state of lines of electric force when a measurement voltage in a high frequency region is applied between the electrodes.
  • FIG. 5 shows an electrical equivalent circuit between the measurement electrodes when an electric double layer is generated.
  • FIG. 6 is an equivalent circuit that is a simplified representation of the equivalent circuit shown in FIG.
  • FIG. 7 is a schematic diagram for illustrating an example of the size of the constriction path structure.
  • FIG. 8 shows the relationship between the frequency of the measured voltage and the conductance of the entire system including the electric double layer in the flow path not having the narrow path structure and the flow path having the narrow path structure as in this embodiment. It is a graph.
  • FIG. 9 shows a measurement circuit as an example of hardware included in the measuring instrument.
  • FIG. 10 is a schematic diagram showing a time-series waveform based on a measurement plot of conductance measured by a measuring instrument.
  • FIG. 11 shows an example of a histogram of various particles, here blood cells, obtained by the histogram calculation unit.
  • FIG. 12A to 12C are schematic plan views each showing a flow channel device according to another embodiment.
  • FIG. 13 is a block diagram illustrating a configuration of a measurement apparatus according to the second embodiment of the present technology.
  • 14 is a cross-sectional view taken along the x direction of the flow channel device of the measurement apparatus shown in FIG.
  • FIG. 15 is a plan view showing a second flow path and a branch portion of the flow path device shown in FIG.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of a measurement apparatus according to the first embodiment of the present technology.
  • the measurement apparatus 100 mainly includes a flow channel device 50, a processing unit 73 electrically connected to the flow channel device 50, and a flow control mechanism 78 that controls the fluid of the flow channel device 50.
  • the user can input information to the measurement controller 72 using a user interface 71 constituted by a keyboard, a mouse, a touch panel, or the like.
  • the measurement controller 72 outputs a control signal corresponding to the input information to the processing unit 73, or obtains a measured value such as an electric quantity (described later) measured by the processing unit 73 and other data.
  • the measurement controller 72 can output the information output from the processing unit 73 and the flow control mechanism 78 to, for example, a higher-level device so that the information can be presented to the user.
  • the measurement controller 72 and the processing unit 73 are mainly configured by a computer such as a PC or a dedicated machine.
  • the measurement controller 72 and the processing unit 73 may be physically separate devices or may be integrated devices.
  • the flow channel device 50 is mainly mechanically connected to a flow control mechanism 78 that controls the flow of fluid in the flow channel device 50.
  • the flow control mechanism 78 includes a pump, a flow meter, a pressure gauge, and the like.
  • the flow channel device 50 is formed in a chip shape, for example, and has a flow channel 10.
  • a fluid containing particles as a sample flows through the flow path 10.
  • the flow channel 10 is a micro flow channel having a narrow width of about 30 to 200 ⁇ m, for example.
  • the particle as a sample is a living body (for example, human or animal) cell, for example, white blood cell or red blood cell.
  • the fluid is, for example, physiological saline.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of the flow channel device 50 as seen in a cross section along the direction of the flow channel 10.
  • the flow channel device 50 is configured by laminating a plurality of resin films 3 to 7, for example. Specifically, various electrodes, grooves, holes, and the like are formed on these resin films by photolithography, etching, and the like, and these resin films are aligned and heat-pressed, whereby the flow path device 50 is formed. It is formed.
  • Measurement electrodes 21 and 22 of the measurement electrode unit 20 to be described later are formed of, for example, copper, silver, gold, platinum, nickel, zinc, titanium, or stainless steel, or are formed by performing various plating processes thereon. obtain.
  • Resin films 3-7 include polyimide film, thermoplastic polyimide film, PDMS (polydimethylsiloxane or dimethylpolysiloxane), acrylic, PES (polyethersulfone), polycarbonate, polypropylene, polystyrene, polyimide, COP (cyclic olefin) Polymer), COC (cyclic olefin copolymer) and the like.
  • PDMS polydimethylsiloxane or dimethylpolysiloxane
  • acrylic polyES
  • PES polyethersulfone
  • polycarbonate polypropylene
  • polystyrene polystyrene
  • polyimide polyimide
  • COP cyclic olefin Polymer
  • COC cyclic olefin copolymer
  • the flow channel device 50 includes a flow channel 10 provided in two stages in the thickness direction of the flow channel device 50.
  • the first flow path 11 provided on the upper side has a first inlet 11 a, and particles are passed through the first inlet 11 a by a pipette or a pump included in the flow control mechanism 78.
  • a fluid containing C flows into the first flow path 11.
  • the second flow path 12 provided on the lower side has a second inlet 12a.
  • a fluid not containing particles is introduced into the second flow path 12 via the second inlet 12a by a pump or other equipment (not shown) included in the flow control mechanism 78.
  • the pressure of the fluid flowing into the second flow path 12 through the second inlet 12a is preferably constant.
  • the second inlet 12 a is the upstream end of the flow path 10.
  • a measurement electrode unit 20 for measuring the amount of electricity at a predetermined location of the flow path 10 is provided on the downstream side of the second inlet 12a.
  • a drain port 12 b through which particles and fluid flow out from the flow path 10 to the outside is provided at the downstream end of the second flow path 12.
  • a particle reservoir for storing particles may be provided in the flow path 10 between the measurement electrode unit 20 and the drainage port 12b.
  • the first flow path 11 and the second flow path 12 communicate with each other via a narrow path 13.
  • the narrow path 13 has, for example, a flow path size that allows a single particle to pass therethrough, and individual particles C that flow through the first flow path 11 pass through the narrow path 13 through the second flow path. 12 flows in.
  • FIG. 3 is a plan view of the second flow path 12 showing the vicinity of the narrow path 13.
  • the measurement electrode unit 20 is disposed in the vicinity of the constriction path 13.
  • the measurement electrode unit 20 includes measurement electrodes 21 and 22 provided so as to sandwich the narrow path 13.
  • the measurement electrodes 21 and 22 are respectively provided on the upper and lower surfaces of the central resin film 5 among the resin films 3 to 7 laminated as shown in FIG. 2, for example, and constitute a parallel plate type capacitor.
  • An AC power supply 25 is connected to the measurement electrodes 21 and 22, and a predetermined AC measurement voltage signal on the order of several tens to several hundred mV can be applied.
  • the measurement electrode 22 is a common electrode.
  • this flow channel device 50 by dividing the flow channel 10 into the first flow channel 11 and the second flow channel 12, in the first flow channel 11 and the narrowed channel 13, the alignment of the particles C is promoted by a constant flow rate.
  • the pressure gradient of the fluid in the second channel 12 can be determined predominantly in the second channel 12.
  • the stability of the fluid pressure at the outlet portion of the constriction path 13 can be enhanced, so that the flow rate of the fluid passing through the constriction path 13 can be stabilized.
  • the width of the second flow path 12 in the y direction is drawn larger than the width of the first flow path 11 in the y direction, but this is for easy understanding of the drawing.
  • Both flow paths 11 and 12 are basically the same width.
  • the processing unit 73 includes a measuring device 75 and an analysis unit 74.
  • the measuring device 75 applies the voltage to the measurement electrode unit 20 by generating an AC measurement voltage signal in a predetermined frequency region described later using the AC power source 25.
  • the measuring instrument 75 functions as a generator that generates a measurement voltage signal.
  • the measuring instrument 75 measures the amount of electricity when the particles pass through the constriction path 13 in a state where the measurement voltage signal is applied to the measurement electrode unit 20.
  • the measuring device 75 functions as a measuring unit that measures the amount of electricity. Examples of the electric quantity include current, voltage, resistivity, impedance, conductivity, conductance, and complex values thereof.
  • the analysis unit 74 includes a peak detector 76, a histogram calculation unit 77, and the like. Details of these will be described later.
  • a blood cell as a particle is roughly a spherical body of about 10 ⁇ m formed by covering a conductive cytoplasm on an insulating cell membrane having a thickness of about 5 nm.
  • a conductive liquid such as plasma or physiological saline
  • an electrolyte solution an electrolyte solution
  • an alternating voltage is applied to the electrolyte solution, and the dielectric constant of the electrolyte solution and When the conductivity is measured, the following results are obtained.
  • the dielectric constant and conductivity are substantially constant in the region where the frequency of the alternating voltage is less than several hundred kHz from the direct current, and in the region of several hundred kHz to several tens of MHz, the change varies significantly according to the frequency. Indicates. However, it is assumed that the contribution of DC conductivity has been removed in advance.
  • FIG. 4A schematically shows a state of electric lines of force when a measurement voltage in a low frequency region is applied between the electrodes C1 and C22 in the electrolyte solution between the electrodes such as the measurement electrodes 21 and 22.
  • the cell C1 becomes an insulator due to the function of the cell membrane Ca, and the conductivity between the electrodes takes a value reflecting the size of the cell.
  • FIG. 4B when a measurement voltage in a high frequency region is applied between the electrodes, the function of the insulator of the cell membrane Ca is lost as described above, and a current flows between the electrodes regardless of the size of the cell C1. It begins to flow.
  • the cell membrane Ca functions as an insulator in a relatively low frequency range from DC to several hundred kHz, polarization occurs in the cell membrane Ca, and a constant dielectric constant is detected. Is done.
  • the charge in the cell membrane Ca cannot follow the change in electrical polarity, and the function of polarization is relaxed as the frequency increases (dielectric).
  • a phenomenon called dielectric relaxation occurs.
  • the conductivity shows the same change as this, but contrary to the dielectric constant, the conductivity decreases from a direct current to a low frequency region (substantially constant value) and increases as the frequency increases in a high frequency region.
  • the constant conductivity value in the low frequency region of the electrolyte solution containing cells that is, the suspension system, reflects the outer shape of the cell, that is, the size of the cell. Different values are shown for each size.
  • This technology uses the AC voltage in the relatively low frequency region as described above while accurately suppressing the generation of bubbles, which was a problem with the prior art, and accurately measures the conductivity (conductance) reflecting the cell size. It is a technology to measure. In addition to this, the present technology can also suppress the cell return phenomenon.
  • FIG. 5 shows an electrical equivalent circuit between the measurement electrodes when an electric double layer is generated.
  • FIG. 6 is an equivalent circuit that is a simplified representation of the equivalent circuit shown in FIG.
  • the electric double layer capacitance is C EP
  • its conductance is G EP
  • the suspension system capacitance is C s
  • its conductance is G s .
  • the electric double layer, and the C EP and G EP are connected in series, in the electrolyte, and the C s and G s are connected in parallel.
  • the influence of the electric double layer is a single relaxation curve with a characteristic frequency f EP defined by the following equation (1).
  • the measured voltage having a frequency higher than the characteristic frequency f EP it can be seen that the influence of the electric double layer is relatively small. Further, by reducing the characteristic frequency fEP itself, the frequency that can be used for measurement can be shifted in a relatively low frequency direction (see FIG. 8 described later). From equation (1), by increasing the C EP, or by decreasing the G s, it is possible to reduce the characteristic frequency f EP. To increase the C EP, increase the surface area of the measuring electrode, or may be increased microscale surface area containing irregularities on effectively contributes measuring electrode in the electric double layer capacitance.
  • the flow path device 50 forms the narrowed path 13 and the distance d between the measurement electrodes is set to be small.
  • FIG. 7 is a schematic diagram for illustrating an example of the size of the constriction path structure. For example, the following numerical values are adopted, where D is the diameter of the hole of the narrow path 13, h is the height in the z direction of the first flow path 11 and the second flow path 12, and t is the thickness of the resin film. can do.
  • the constriction path structure is not limited to the above value, and can be set within a suitable range.
  • the hole diameter D can be set to 8 ⁇ m ⁇ D ⁇ 30 ⁇ m. This is because, when the diameter D of the hole is smaller than 8 ⁇ m, the possibility of the blockage of the constricted path 13 is greatly increased by the blood cells passing therethrough. On the other hand, if the diameter of the hole is larger than 30 ⁇ m, it is not possible to ensure the measurement accuracy necessary for distinguishing blood cells and other cells from the viewpoint of size.
  • the thickness t of the resin film a value that is as thin as possible to ensure electrical insulation is selected from the viewpoint of measurement accuracy.
  • FIG. 8 shows the entire system including the frequency of the measurement voltage and the electric double layer (shown in FIGS. 5 and 6), including the flow path not having the narrow path structure and the flow path having the narrow path structure as in this embodiment. It is a graph which shows the relationship with the conductance of the (equivalent circuit). The graph shows conductance in the case where physiological saline is used as the electrolytic solution and no particles are present in the narrowed path 13.
  • the conductance becomes substantially constant regardless of the frequency above a predetermined frequency (characteristic frequency shown in the above formula (1)). It is possible to accurately measure the conductance G s of the suspension system.
  • the characteristic frequency can be shifted in the low frequency direction as described above, so that the conductance G of the suspension system is used by using the low frequency region as much as possible. s can be measured. In the example of this graph, it can be seen that the influence of the electric double layer does not reach a frequency of about 100 kHz or more.
  • the accurate conductance G s of the suspension system is generated by generating a measurement voltage signal using a frequency that satisfies both the requirements of b) and c). Can be measured.
  • Requirement a) depends on the material of the measurement electrodes 21 and 22, the material of the fluid, and the measurement voltage.
  • Requirements b) and c) depend on the structure of the flow path device 50, the conductivity of the fluid, the cell type, the cell state, and the fluid material.
  • the cells are blood cells, the fluid satisfies physiological conditions, and the values (D, h, t) described above are preferably adopted as the structure and size of the flow channel device 50.
  • the characteristic frequency f EP defined by the equation (1) is about 1 kHz. Therefore, it is desirable from the viewpoint of measurement accuracy that the frequency satisfying the requirements b) and c) is in the range of 100 kHz to 500 kHz.
  • the frequency range is generally within 100 Hz to 1 MHz.
  • a metal material satisfying the requirement a) in this frequency range a general metal material (for example, aluminum, copper, silver, gold, etc.) can be used.
  • FIG. 9 shows a measurement circuit as an example of hardware included in the measuring instrument 75.
  • the measurement circuit includes the AC power supply 25 and a resistor R s as a current detection passive element.
  • a capacitor or an inductor may be used as the passive element.
  • Measuring electrode 21 of the measuring electrode portion 20 is connected in series with the resistor R s.
  • the voltage of the signal generated by the AC power supply 25 is V out . If the current I is obtained, the impedance (complex impedance) in the measurement electrode unit 20 can be obtained by (V out ⁇ V) / I. If the current path structure is known as described above, the conductance G s can be obtained from the current I.
  • the diameter d of the particles can be obtained from the measured conductance by the relational expression (2) shown below using the function g.
  • the particles are regarded as substantially spherical (equivalent volume sphere), and the diameter d is an equivalent diameter.
  • the function g is obtained as a regression equation using numerical analysis or actual measurement data. It will be described later ⁇ G and G b. Specifically, the following regression equation (3) can be used for the equation (2).
  • Parameters such as D, t, c, g, or x, y can be set when the flow channel device 50 is manufactured.
  • the flow path device 50 is connected to the main body of the apparatus (that is, the equipment constituting the processing unit 73 or the measurement controller 72) or to the flow control mechanism 78, if those parameters are transmitted to the apparatus main body side.
  • a QR (Quick Response) code provided in the flow channel device 50 or a package for packing the flow channel device 50 only needs to include information on those parameters.
  • FIG. 10 is a schematic diagram showing a time-lapse waveform of conductance monitored by the measuring instrument 75 and the analysis unit 74 as a measurement plot.
  • the conductance measurement plot P is indicated by a black circle.
  • the time waveform of the conductance obtained in time series has a peak (G 1 , G 2 ,..., G n ⁇ 1 , G n each time each particle passes. ) Is expressed.
  • the peak detector 76 (see FIG.
  • the peak detector 76 may detect the peak in real time by hardware, or may detect the peak in post-processing by software.
  • a method for detecting a peak there are various known methods such as detection of a peak value from a plurality of sampling values within a predetermined time, detection of a sign of a differential value, or detection by a moving averaging process.
  • the ⁇ G at the timing when each particle passes through the constriction path is converted to the cell diameter d by the equations (2) and (3).
  • the analysis unit 74 collates the data on the diameter ranges of various particles stored in advance in memory with the diameter d obtained by calculation, and specifies which diameter range the diameter d belongs to. As a result, the type of target particles can be specified. Further, the analysis unit 74 can identify the number of particles of the target type by counting the number of particles belonging to the target diameter range.
  • the histogram calculation unit 77 of the analysis unit 74 counts the number of particles for each type of particle, and outputs a fractional histogram. Since the type of particle is specified by calculating the diameter d, this histogram can be formed.
  • FIG. 11 shows an example of a histogram of various particles, here blood cells, obtained by the histogram calculator 77.
  • WBC White Blood Cell
  • RBC Red Blood Blood Cell
  • PHT Platelet
  • the horizontal axis represents the volume (fl: femtoliter) of various particles calculated from the diameter d.
  • the vertical axis represents the normalized number of various particles (relative number). The horizontal axis may not be the volume of the particle but the diameter d itself.
  • the measuring apparatus 100 measures an AC voltage having a frequency region in which the influence of the electric double layer is reduced as much as possible and a frequency region that is low enough to obtain a conductance that can reflect the particle size. Used as voltage.
  • the measuring apparatus 100 can use an AC voltage that does not cause electrolysis instead of a DC voltage, and there is no need to detect a voltage variation via an AC coupling capacitor as in the prior art. Accordingly, since the generation of bubbles is suppressed, a small channel device 50 can be used. As a result of suppressing the generation of bubbles, the flow of particles can be stabilized, and the measuring device 75 can measure conductance and other electric quantities accurately and stably.
  • the measuring apparatus 100 can be used at a hospital bedside, clinic, user's home, or the like. Similarly, the researcher can easily use the measuring apparatus 100 at the research site.
  • the measuring apparatus 100 easily identifies the number and type of particles based on the conductance measured by the measuring instrument 75, simply by performing a predetermined calculation using the equations (2) and (3). be able to.
  • the flow channel device 50 As shown in FIG. 1, the flow channel device 50 according to the present embodiment is provided so as to be connectable to the processing unit 73 and the flow control mechanism 78, so that the flow channel device 50 can be easily replaced or can be disposable. Used as device 50. Therefore, even when the channel of the channel device 50 is clogged or broken during the measurement, it is possible to take measures such as promptly replacing the channel device 50. In addition, in order to prevent the occurrence of contamination between samples, individual flow channel devices 50 can be used for each sample.
  • the fluid pressure at the outlet portion of the narrowed channel 13 is reduced. Since the stability can be improved, the flow rate of the fluid passing through the narrow path 13 can be stabilized. Thereby, the phenomenon of “returning” of the particles can be suppressed, and the measurement accuracy of the electric quantity by the measuring device 75 can be increased.
  • the flow channel 10 has a velocity component (horizontal velocity component, here x) orthogonal to the flow direction (z direction) of the fluid containing the particles C in the narrow path 13. Forming a fluid flow (cross flow) in the second flow path 12. Thereby, the flow mode after the second flow path 12 is governed by the cross flow. As a result, the particles C that have exited the constriction path 13 quickly leave the constriction path 13 and flow through the second flow path 12, so that the particles can be prevented from returning to the vicinity of the constriction path 13.
  • the fluid having a flow rate larger than that of the fluid in the first flow path 11 and the narrow path 13 is adjusted so as to flow in the second flow path 12.
  • a / b which is a flow rate ratio between the first flow rate a and the second flow rate b, is set in a range of 1/2 to 1/50, for example.
  • the flow path device 50 is easily manufactured by laminating resin films such as polyimide sheets while having a structure for the measurement.
  • the velocity component of the flow in the second flow channel 12 is substantially only the component in the horizontal direction. However, it contains a horizontal component and may also contain a z component. However, in this case, the thickness of the flow path device in the z direction is larger than that of the flow path device 50 shown in FIG.
  • FIG. 12A is a schematic plan view showing a flow channel device according to another embodiment.
  • a part of the first flow channel 11 is formed non-parallel to the second flow channel 12 when viewed in the z direction.
  • the first flow path 11 is arranged with an angle with respect to the second flow path 12 when viewed in the z direction.
  • the distance from the inlet 11a of the first flow channel 11 to the narrow path 13 is shorter than that in the flow channel device shown in FIG. 12A. Further, the narrow channel 13 and the subsequent channels of the first channel 11 are parallel to the second channel 12.
  • FIG. 12C shows a form in which the first flow path 11 has a drain port 11b.
  • the first flow path 11 of the flow path device shown in FIGS. 1 and 12B may also have such a drain port 11b.
  • the first flow path 11 and the second flow path 12 may be orthogonal to each other when viewed in the z direction, at least in the vicinity of the narrow path 13.
  • FIG. 13 is a block diagram illustrating a configuration of a measurement apparatus according to the second embodiment of the present technology.
  • FIG. 14 is a cross-sectional view of the flow channel device 150 of the measuring apparatus 200 along the x direction.
  • the same members, functions, and the like included in the measurement apparatus 100 according to the embodiment shown in FIG. 1 and the like will not be described or will be mainly described.
  • the flow channel device 150 of the measuring apparatus 200 includes a branch portion 15 that branches from the downstream end of the second flow channel 12, a working electrode portion 40 provided immediately before the branch portion 15, and a downstream side of the branch portion 15.
  • a drainage channel 19 and a drainage port 18 are provided.
  • the branch part 15 has a plurality of, for example, two branch paths 16 and 17, and particle reservoirs 16 a and 17 a are connected to downstream ends of the branch paths 16 and 17, respectively.
  • the drainage channels 19 are connected to the particle reservoirs 16a and 17a, respectively.
  • FIG. 15 is a plan view showing the second flow path 12 and the branch portion 15 branched from the second flow path 12.
  • the constriction path 13 is disposed so as to be located on a position deviated from the center (position of the branch reference line j) in the y direction which is the width direction of the second flow path 12, for example, on the line k.
  • the working electrode unit 40 forms an electric field having a predetermined electric field strength gradient, and applies a dielectrophoretic force to particles flowing through the flow path 10.
  • the working electrode part 40 includes a common electrode 41 provided on the upper part of the second flow path 12 and a guide electrode part 42 provided on the lower part thereof.
  • An AC power supply 45 is connected to the working electrode section 40, and an AC working voltage is applied between the common electrode 41 and the guide electrode section 42.
  • the common electrode 41 functions as a ground electrode and is maintained at a ground potential (common potential).
  • the guide electrode section 42 typically includes a plurality of, for example, two elongated line electrodes 42a and 42b.
  • the branch paths 16 and 17 are branched at a position on the branch reference line j provided at a substantially central position in the width direction (y direction) of the second flow path 12.
  • the guide electrode portion 42 is disposed at a position deviated from the branch reference line j in the y direction.
  • the above-described line k is disposed between the line electrodes 42a and 42b.
  • the guide electrode part 42 includes an introduction part 421, a rectilinear part 422, and a direction changing part 423.
  • the introduction portion 421 is formed so that the line electrodes 42a and 42b approach each other as it goes from the upstream side to the downstream side.
  • the rectilinear portion 422 is formed along the second flow path 12, that is, parallel to the x direction.
  • the direction conversion unit 423 is formed by changing the direction from the straight traveling unit 422 so as to go to one branch path 16. A voltage is applied to these line electrodes 42a and 42b so as to have the same potential.
  • the working electrode section 40 When an AC working voltage is applied to the working electrode section 40, an working electric field is formed between the common electrode 41 and the guide electrode section 42.
  • the applied electric field gives the particles a dielectrophoretic force such that the particles travel between the line electrodes 42a and 42b.
  • the amplitude of the AC voltage applied to the working electrode unit 40 is 1 V to 30 V, and the frequency is 1 kHz to 100 MHz.
  • grain can be changed with the time when a voltage is applied to the working electrode part 40, and when it does not apply, and a particle
  • the processing unit 83 includes a determination unit 31 and an action signal generation unit 32 in addition to the measuring device 75 and the analysis unit 74.
  • the measuring device 75 calculates a complex impedance as an electric quantity to be measured from the current I described above. Specifically, the measuring device 75 applies multipoint frequencies (3 points or more, typically about 10 to 20 points) with respect to each cell flowing through the constriction path 13 in the above-described frequency region of 100 Hz to 1 MHz. ) To calculate the complex dielectric constant depending on those cells. In addition, the measuring device 75 measures the amount of electricity other than the complex dielectric constant such as conductance and conductivity, and performs the calculation of the histogram in the same manner as in the first embodiment. Is output to the analysis unit 74.
  • the measuring instrument 75 calculates a complex dielectric constant from the complex impedance calculated as described above by a known electrical conversion formula, and obtains data including the complex dielectric constant.
  • Quantities that are electrically equivalent to the complex permittivity include complex impedance, complex admittance, complex capacitance, and complex conductance. These can be converted into each other by the known simple electric quantity conversion described above.
  • the measurement of complex impedance and complex permittivity includes measurement of only the real part or only the imaginary part.
  • the determination unit 31 acquires data output from the measuring device 75, and based on the data, whether or not the particle is a particle to be sorted, that is, a predetermined one of the branching units 15 (this embodiment). Then, it is determined whether or not the particle should be led to the branch path 16). Specifically, the determination unit 31 performs the determination process by comparing the measurement data with a determination condition for data related to the complex dielectric constant, which is arbitrarily set in advance to select desired particles in the memory. Do.
  • the action signal generation unit 32 generates an action signal when the particles to be measured are particles to be separated (here, particles to be guided to the branch path 16), and otherwise outputs the action signal. Do not generate.
  • the action signal generation unit 32 may not generate an action signal when the particles to be measured are particles to be sorted, and may generate an action signal otherwise.
  • the determination unit 31 and the action signal generation unit 32 function as a control unit that controls the sorting of particles by generating the action voltage signal.
  • the following working electric field is generated by the working electrode section 40 having the guide electrode section 42 (two line electrodes 42a and 42b) and one common electrode 41 facing the guide electrode section 42 (two line electrodes 42a and 42b). That is, an electric field strength gradient in the z direction is generated between the guide electrode portion 42 and the common electrode 41, and an electric field strength gradient in the y direction is generated between the two line electrodes 42a and 42b.
  • Dielectrophoretic force is governed by changes in the electric field strength gradient, that is, the density of electric field lines (or electric flux density). This point is different from the electrophoretic force generated in the direction along the electric lines of force. That is, the dielectrophoretic force is not always generated in the direction along the electric lines of force.
  • the electric field strength gradient toward the center (position of the line k) between the line electrodes 42a and 42b, that is, the y direction.
  • the electric field strength gradient is generated. In this embodiment, it was confirmed that the electric field strength gradient in the y direction is steeper than the electric field strength gradient in the z direction.
  • the particles flowing between the line electrodes 42a and 42b are once subjected to the dielectrophoretic force in the z direction, but gradually approach the guide electrode portion 42 (away from the common electrode 41), and between the line electrodes 42a and 42b. It falls within the position on the line k which is the center of.
  • the direction changer 423 similarly falls between the line electrodes 42a and 42b due to the steep electric field intensity gradient in the y direction. That is, since the particles move along the line electrodes 42a and 42b, the direction of the movement can be changed.
  • the working electrode section 40 instead of the working electrode section 40, the working electrode (voltage applying section) and the voltage applying method described in FIGS. 3 to 12 of JP 2012-98075 A may be employed.
  • the measuring apparatus 200 like the measuring apparatus 100 according to the first embodiment, has a function of measuring the quantity of electricity in a desired frequency region and a function of suppressing the return behavior of particles. Have Therefore, since the measurement accuracy by the measuring instrument 75 can be increased, the determination accuracy in the determination unit 31 can also be increased, and consequently the particle sorting accuracy can be increased.
  • the analysis unit of the processing unit 83 may include only one type of particles to be counted.
  • the analysis unit is not limited to a mode in which the type of particle is specified and counted, and other characteristics of the particle may be analyzed based on the amount of electricity measured by the measuring device 75.
  • the measurement circuit shown in FIG. 9 employs the IV method to determine the current flowing through the circuit, but may employ a TDR (Time Domain Domain Reflectometry) method.
  • TDR Time Domain Domain Reflectometry
  • the present technology can be configured as follows. (1) A conductance of the fluid including the particles in the constricted path of a flow path device having a constricted path through which particles pass by the flow of fluid and a measurement electrode provided near the constricted path, and the measurement A generator for generating an AC voltage in the measurement electrode unit having a frequency region higher than a characteristic frequency defined by the electric double layer capacitance formed by the electrode unit and having a conductance corresponding to the size of the particle; , A measurement device comprising: a measurement unit that measures an amount of electricity including at least the conductance when the particles pass through the constriction path in a state where the AC voltage is applied to the measurement electrode unit.
  • the measuring apparatus includes a measurement circuit including the measurement electrode unit, detects a current flowing through the measurement circuit, and calculates a conductance of the fluid including the particles in the constricted path based on the detected current. apparatus.
  • the measuring device includes a measurement circuit including the measurement electrode unit, detects a current flowing through the measurement circuit, and calculates a conductance of the fluid including the particles in the constricted path based on the detected current. apparatus.
  • a measuring apparatus further comprising an analysis unit that monitors the time lapse of the conductance and calculates the size of the particles based on a peak value of the conductance.
  • the analysis unit calculates the size of the particle by using at least the conductance and a function having the conductance peak value as a parameter.
  • the measuring device according to any one of (1) to (4), The particles are living blood cells,
  • the generating unit generates an AC voltage having a frequency range of 100 Hz to 1 MHz.
  • the measuring apparatus according to (5), The generator is a measuring device that generates an AC voltage having a frequency range of 100 kHz to 500 kHz.
  • a flow path device having a constriction path through which particles pass by a fluid flow, and a measurement electrode portion provided in the vicinity of the constriction path; It is higher than the characteristic frequency defined by the conductance of the fluid containing the particles in the constricted path of the flow channel device and the electric double layer capacitance formed by the measurement electrode unit, and depends on the size of the particles
  • a generator for generating an alternating voltage in the measurement electrode unit having a frequency region showing a high conductance
  • a measurement device comprising: a measurement unit that measures an electric quantity including at least the conductance when the particles pass through the constriction path in a state where the AC voltage is generated in the measurement electrode unit.
  • the measuring apparatus according to (7), The flow channel device is: A first flow path; And a second flow path connected to the first flow path via the narrow path.
  • the measuring apparatus according to (8) or (9), The flow channel device further includes a working electrode portion that applies a dielectrophoretic force to the particles in the flow channel,
  • the measuring device is A measuring apparatus further comprising: a control unit that outputs a working voltage signal to the working electrode unit based on the amount of electricity measured by the measuring unit.
  • AC voltage having a region is generated in the measurement electrode unit
  • a measurement method for measuring an electric quantity including at least the conductance when the particles pass through the constriction path in a state where the AC voltage is generated in the measurement electrode unit.

Abstract

　測定装置は、発生部と、測定部とを具備し、流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスを用いて、所定の測定を行う。前記発生部は、前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスと、前記測定電極部により形成される電気二重層キャパシタンスとで規定される特性周波数より高く、かつ、前記粒子のサイズに応じたコンダクタンスを示す周波数領域を持つ交流電圧を前記測定電極部に発生させる。前記測定部は、前記交流電圧が前記測定電極部に印加された状態で、前記狭窄路を前記粒子が通過する時の少なくとも前記コンダクタンスを含む電気量を測定する。

Description

測定装置及び測定方法
　本技術は、血球等の粒子の電気量を測定する測定装置及び測定方法に関する。
　一般に、血球等の粒子の計数装置は、オリフィスやアパーチャ等の細管部を含む流路を備え、その細管部を粒子が通過する時に、その粒子自身が遮断する面積に応じて細管部のインピーダンスが変化する。計数装置は、その流路内の細管部の入口側及び出口側にそれぞれ設けられた電極間に直流電流を流すことで、細管部のインピーダンスの変化を検出し、これにより、粒子数を計測している。
　しかしながら、実際には、細管部のインピーダンスを金属電極を用いて測定することは非常に困難である。金属表面に生起される電気二重層キャパシタンスによるインピーダンスが不可避的に存在するからである。
　そこで、特許文献１に記載の装置は、ＡＣカップリングコンデンサを用いている。具体的には、この装置は、一般的な装置と同様に電極間に直流電流を印加した上で、フローセル内のオリフィスを含む系、すなわち電気二重層を含む系の全インピーダンスの変動分から、ＡＣカップリングコンデンサにより直流成分が除去された変動分を、電圧変動として検出している（例えば、特許文献１の明細書の第４ページ、左欄第２２行を参照）。
特許第２８１５４３５号公報
　しかし、特許文献１に記載の装置では、ＡＣカップリングコンデンサを介して電圧変動分のみを検出するので、それを精度良く検出するためには、高電圧を電極間に印加する必要がある。このように直流の高電圧が電極に印加されると、電気分解が発生して電極から気泡が発生する。このような気泡を除去すべく、上部が大気解放とされた、あるいは封止されていたとしても発生する気体を保持するのに十分な空間を持つ、比較的大きな容積の容器が必要になる。
　したがって、本技術の目的は、流路内の気泡の発生を抑えることができる測定装置及び測定方法を提供することにある。
　上記目的を達成するため、本技術に係る測定装置は、発生部と、測定部とを具備し、流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスを用いて、所定の測定を行う。
　前記発生部は、前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスと、前記測定電極部により形成される電気二重層キャパシタンスとで規定される特性周波数より高く、かつ、前記粒子の大きさに応じたコンダクタンスを示す周波数領域を持つ交流電圧を前記測定電極部に発生させる。
　前記測定部は、前記交流電圧が前記測定電極部に印加された状態で、前記狭窄路を前記粒子が通過する時の少なくとも前記コンダクタンスを含む電気量を測定する。
　上記の条件を満たす周波数領域を持つ交流電圧を測定電圧として用いることにより、本技術は、直流電圧ではなく電気分解を起こさない交流電圧を用いることができるので、従来のようにＡＣカップリングコンデンサを介して電圧変動分を検出する必要がない。したがって、気泡の発生が抑えられるので、小型の流路デバイスを用いることができる。
　前記測定部は、前記測定電極部を含む測定回路を有し、前記測定回路に流れる電流を検出し、前記検出した電流に基づき、前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスを算出してもよい。測定装置は、測定部により測定されたコンダクタンスを用いて所定の演算を行うことにより、容易に粒子の個数や種類を特定することができる。
　前記測定装置は、前記コンダクタンスの時間経過を監視し、前記コンダクタンスのピーク値に基づき前記粒子の大きさを算出する解析部をさらに具備してもよい。解析部は、コンダクタンスのピーク値を検出することにより、次のように所定の関係式を用いて、粒子の大きさを算出することができる。
　前記解析部は、少なくとも前記コンダクタンス及び前記コンダクタンスのピーク値をパラメータとした関数を用いて、前記粒子の大きさを算出してもよい。
　前記粒子は、生体の血球であり、その場合、前記発生部は、１００Hz以上１MHz以下の周波数領域を持つ交流電圧を発生してもよい。あるいは、前記発生部は、１００kHz以上５００kHz以下の周波数領域を持つ交流電圧を発生してもよい。
　本技術に係る他の測定装置は、流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスと、上述の発生部と、上述の測定部とを具備する。
　前記流路デバイスは、第１の流路と、前記第１の流路に前記狭窄路を介して接続された第２の流路とを有してもよい。例えば、前記狭窄路内での前記流体の速度成分に直交する速度成分を含む流れが第２の流路に形成されるように、前記狭窄路及び前記第２の流路が配置されてもよい。これにより、狭窄路及び第２の流路でクロスフローを形成することができ、粒子の「舞い戻り」の現象を抑制し、測定部による電気量の測定精度を高めることができる。
　前記流路デバイスは、前記流路内で前記粒子に誘電泳動力を作用させる作用電極部をさらに有してもよい。その場合、前記測定装置は、前記測定部で測定された前記電気量に基づき、作用電圧信号を前記作用電極部に出力する制御部をさらに具備してもよい。これにより、測定された電気量に基づいて粒子を分取することができる。
　本技術に係る測定方法は、流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスを用いて、前記狭窄路の電気量を測定する方法である。
　前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスと、前記測定電極部により形成される電気二重層キャパシタンスとで規定される特性周波数より高く、かつ、前記粒子の大きさに応じたコンダクタンスを示す周波数領域を持つ交流電圧が前記測定電極部に発生する。
　前記交流電圧が前記測定電極部に印加された状態で、前記狭窄路を前記粒子が通過する時の少なくとも前記コンダクタンスを含む電気量が測定される。
　以上、本技術によれば、流路内の気泡の発生を抑えることができる。
図１は、本技術の第１の実施形態に係る測定装置の構成を示すブロック図である。 図２は、流路の方向に沿う断面で見た、流路デバイスの模式的な図である。 図３は、狭窄路付近を示す第２の流路の平面図である。 図４Ａは、電解液中の細胞が測定電極間にある場合に、その電極間に低周波領域の測定電圧が印加された場合の電気力線の状態を模式的に示す。図４Ｂは、電極間に高周波領域の測定電圧が印加された場合の電気力線の状態を模式的に示す。 図５は、電気二重層が発生する場合の測定電極間の電気的な等価回路を示す。 図６は、図５に示す等価回路をさらに単純化して表した等価回路である。 図７は、狭窄路構造のサイズの例を示すための模式図である。 図８は、狭窄路構造を持たない流路と、本実施形態のように狭窄路構造を持つ流路とで、測定電圧の周波数と、電気二重層を含む系全体のコンダクタンスとの関係を示すグラフである。 図９は、測定器が含むハードウェアの一例としての測定回路を示す。 図１０は、測定器により測定されるコンダクタンスの測定プロットによる時系列波形を示す模式図である。 図１１は、ヒストグラム演算部で得られる各種粒子、ここでは血球細胞のヒストグラムの例を示す。 図１２Ａ～Ｃは、それぞれ、別の実施形態に係る流路デバイスを示す模式的な平面図である。 図１３は、本技術の第２の実施形態に係る測定装置の構成を示すブロック図である。 図１４は、図１３に示した測定装置の流路デバイスのｘ方向に沿った断面図である。 図１５は、図１３に示した流路デバイスの第２の流路及び分岐部を示す平面図である。
　以下、図面を参照しながら、本技術の実施形態を説明する。
　［第１の実施形態に係る測定装置］
　（測定装置の構成）
　図１は、本技術の第１の実施形態に係る測定装置の構成を示すブロック図である。測定装置１００は、流路デバイス５０と、この流路デバイス５０に電気的に接続された処理部７３と、流路デバイス５０の流体を制御する流動制御機構７８とを主に備える。
　ユーザは、キーボード、マウス、あるいはタッチパネル等により構成されるユーザインターフェース７１を利用して測定制御器７２に情報を入力可能となっている。測定制御器７２は、入力された情報に応じた制御信号を処理部７３に出力したり、処理部７３で測定された後述する電気量等の測定値やその他のデータを取得したりする。また、測定制御器７２は、処理部７３及び流動制御機構７８から出力された情報を、ユーザに提示可能な状態にするために、例えば上位の機器に出力することも可能である。
　測定制御器７２及び処理部７３は、ＰＣまたは専用機等、主にコンピュータにより構成される。測定制御器７２及び処理部７３は、物理的に別体の装置であってもよいし、一体的な装置であってもよい。
　流路デバイス５０は、流路デバイス５０での流体の流動を制御する流動制御機構７８に主に機械的に接続されている。流動制御機構７８は、ポンプ、流量計及び圧力計等を含む。
　流路デバイス５０は、例えばチップ状に形成され、流路１０を有する。流路１０には、試料である粒子を含む流体が流れる。流路１０は、例えば３０～２００μm程度の細い幅を持つマイクロ流路である。試料としての粒子は、生体（例えばヒトまたは動物）の細胞、例えば白血球や赤血球などである。粒子が細胞である場合、流体は例えば生理食塩水等が選択される。
　図２は、流路１０の方向に沿う断面で見た、流路デバイス５０の模式的な図である。流路デバイス５０は、例えば複数の樹脂フィルム３～７が積層されて構成されている。具体的には、これらの樹脂フィルムにフォトリソグラフィ及びエッチング等によって、各種の電極、溝及び孔などが形成され、これらの樹脂フィルムが位置合わせされ、加熱圧着されることにより、流路デバイス５０が形成される。
　後述する測定電極部２０の測定電極２１及び２２は、例えば、銅、銀、金、白金、ニッケル、亜鉛、チタン、またはステンレスにより形成され、あるいはそれらへの各種のメッキ処理を施すことにより形成され得る。
　樹脂フィルム３～７の材料として、ポリイミドフィルムや熱可塑性ポリイミドフィルム、PDMS（ポリジメチルシロキサンまたはジメチルポリシロキサン）、アクリル、PES（ポリエーテルサルフォン）、ポリカーボネート、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリイミド、COP（環状オレフィンポリマー）、COC（環状オレフィンコポリマー）等が用いられる。本実施形態では、樹脂フィルム３、５及び７の材料として、上記のうち１つの同じ材料が選択され、樹脂フィルム４及び６の１つの同じ材料として、樹脂フィルム３、５及び７の材料とは異なる材料が選択される。
　流路デバイス５０は、流路デバイス５０の厚さ方向に２段に設けられた流路１０を備える。図２中、上側に設けられた第１の流路１１は、第１の入口１１ａを有し、ピペットや上記流動制御機構７８に含まれるポンプ等によって、第１の入口１１ａを介して、粒子Ｃを含む流体が第１の流路１１に流入されるようになっている。第１の流路１１において個々の粒子を流れ方向に沿って順に整列させるために、シリンジポンプ等を用いて一定流量の流体が第１の入口１１ａに流入されるようにすることが好ましい。
　下側に設けられた第２の流路１２は、第２の入口１２ａを有する。上記流動制御機構７８に含まれる図示しないポンプやその他の機器により、粒子を含まない流体が、第２の入口１２ａを介して第２の流路１２に流入されるようになっている。第２の入口１２ａを介して第２の流路１２に流入する流体の圧力は、一定とされることが好ましい。
　図１に示すように、第２の入口１２ａが流路１０の上流端となっている。第２の入口１２ａより下流側には、流路１０の所定箇所の電気量を測定するための測定電極部２０が設けられている。また、第２の流路１２の下流端には、粒子及び流体を流路１０内から外部へ流出させる排液口１２ｂが設けられている。測定電極部２０と排液口１２ｂとの間の流路１０において、例えば粒子が溜められる粒子溜めが設けられていてもよい。
　図２に示すように、第１の流路１１と第２の流路１２とは狭窄路１３を介して連通している。狭窄路１３は、例えば、単一の粒子が通ることができる程度の流路サイズを有し、第１の流路１１を流れる個々の粒子Ｃは、狭窄路１３を介して第２の流路１２に流入する。
　図３は、その狭窄路１３付近を示す第２の流路１２の平面図である。狭窄路１３付近には上記測定電極部２０が配置されている。具体的には、測定電極部２０は、狭窄路１３を挟むように設けられた測定電極２１及び２２を有する。測定電極２１及び２２は、例えば図２に示すように積層された樹脂フィルム３～７のうち、中央の樹脂フィルム５の上面と下面とにそれぞれ設けられ、平行平板型のキャパシタを構成する。この測定電極２１及び２２には交流電源２５が接続され、数十から数百mVオーダの所定の交流の測定電圧信号が印加され得る。測定電極２２がコモン電極とされる。
　この流路デバイス５０では、流路１０を第１の流路１１と第２の流路１２とに分けることにより、第１の流路１１及び狭窄路１３では一定流量によって粒子Ｃの整列を促進させるとともに、第２の流路１２ではその第２の流路１２内での流体の圧力勾配を支配的に決定することができる。これにより、狭窄路１３の出口部分での流体圧の安定性を高めることができるので、狭窄路１３を通過する流体の流量を安定させることができる。これにより、後述するように粒子の「舞い戻り」の現象を抑制し、処理部７３による電気量の測定精度を高めることができる。
　なお、「上」、「下」という記載と、重力の方向とは無関係である。本明細書では、説明の便宜のために「上」、「下」の文言を用いている。
　また、図１において、第１の流路１１のｙ方向の幅より、第２の流路１２のｙ方向の幅が大きく描かれているが、これは図の理解を容易にするためであり、両流路１１及び１２は基本的には同じ幅である。
　図１の説明に戻る。処理部７３は、測定器７５及び解析部７４を有する。測定器７５は、上記交流電源２５を用いて後述する所定の周波数領域の交流の測定電圧信号を発生することにより、測定電極部２０にその電圧を印加する。この場合、測定器７５は、測定電圧信号を発生する発生部として機能する。また、測定器７５は、測定電圧信号が測定電極部２０に印加された状態で、粒子が狭窄路１３を通過する時の電気量を測定する。この場合、測定器７５は電気量を測定する測定部として機能する。電気量としては、例えば、電流、電圧、抵抗率、インピーダンス、導電率、コンダクタンス、あるいはこれらの複素数値などがある。
　解析部７４は、ピーク検出器７６及びヒストグラム演算部７７等を有する。これらの具体的内容については後述する。
　（測定器による測定電圧信号の最適な周波数の選択）
　例えば粒子としての血球細胞は、大まかに言えば、厚さ５nm程度の絶縁性の細胞膜に導電性の細胞質が覆われてできた１０μm程度の球状体である。このような構造体が、流体として血漿や生理食塩水などの導電性液体、つまり電解液に浮遊して存在している場合、その電解液に交流電圧を印加してこの電解液の誘電率及び導電率を測定すると、次のような結果となる。それら誘電率及び導電率は、その交流電圧の周波数が直流から数百kHzより小さい領域では実質的に一定であり、数百kHzから数十MHz程度の領域では、その周波数に応じて顕著な変化を示す。ただし、直流導電率の寄与をあらかじめ取り除かれているものとする。
　図４Ａは、電解液中の細胞Ｃ１が、測定電極２１及び２２のような電極間にある場合に、その電極間に低周波領域の測定電圧が印加された場合の電気力線の状態を模式的に示す。このように、低周波領域では細胞Ｃ１は細胞膜Ｃａの機能によって絶縁体となり、電極間の導電率は細胞の大きさが反映された値をとる。一方、図４Ｂに示すように、電極間に高周波領域の測定電圧が印加された場合、上記のように細胞膜Ｃａの絶縁体の機能が失われ、細胞Ｃ１のサイズに関わりなく電極間に電流が流れるようになる。
　具体的には、誘電率に注目すると、直流から数百kHz以下の比較的低周波の領域では、細胞膜Ｃａが絶縁体として機能するため、細胞膜Ｃａで分極が発生し、一定の誘電率が検出される。一方、数百kHzから数十MHz程度の比較的高周波の領域では、細胞膜Ｃａ内の電荷がその電気的極性の入れ替わりに追従できなくなり、周波数が高くなるにつれて分極の機能が緩和されていく（誘電率が下がっていく）誘電緩和という現象が起こる。導電率は、これと同様の変化を示すが、誘電率とは逆に、直流から低周波領域で低く（実質的に一定の値）、高周波の領域では周波数が高くなるについて上がっていく。
　細胞を含む電解液、すなわち懸濁液の系の、このような低周波領域における一定の導電率値は、細胞の外形形状、つまり細胞の大きさを反映したものであり、その一定値は細胞の大きさごとに異なる値を示す。
　本技術は、従来技術の問題点であった気泡の発生を抑制しながら、以上説明したような比較的低周波の領域の交流電圧を用いて、細胞サイズを反映した導電率（コンダクタンス）を正確に測定する技術である。これに加え、本技術は、細胞の舞い戻り現象も抑制することができるものである。
　コンダクタンスＧは、Ｓを電流経路の断面積、ｌを電流経路の長さ、σを導電率として、Ｇ＝(σＳ)／ｌで表される。つまり、コンダクタンスＧ及び導電率σは相互に変換可能であり、本技術において「コンダクタンス」を測定することは、「導電率」を測定することと等価である。
　（電気二重層による影響）
　上述したように、導電率の測定結果が細胞のサイズを反映できるようにするために、低周波領域の測定電圧を使用した場合、次のような問題が生じる。電解液中の電極対は、電気二重層キャパシタの機能を発揮し、一般にこの電気二重層キャパシタンスは非常に大きいため、直流～低周波領域の交流電圧による電流は、電気二重層を含む系を流れにくくなる。したがって、直流～低周波領域の測定電圧を用いる場合、懸濁液の系に、この電気二重層による影響を含めてコンダクタンス及びキャパシタンスを考える必要がある。
　図５は、電気二重層が発生する場合の測定電極間の電気的な等価回路を示す。図６は、図５に示す等価回路をさらに単純化して表した等価回路である。図６において、電気二重層キャパシタンスがＣEP、そのコンダクタンスがＧEPであり、懸濁液の系のキャパシタンスがＣs、そのコンダクタンスがＧsである。電気二重層では、ＣEPとＧEPとが直列に接続され、電解液では、ＣsとＧsとが並列に接続される。
　電気二重層の影響（電極分極緩和）は、下記の式（１）によって定められる特性周波数ｆEPとする単一緩和曲線となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　したがって、この特性周波数ｆEPより高い周波数を持つ測定電圧ほど、電気二重層の影響が相対的に小さくなることが分かる。また、この特性周波数ｆEP自体を小さくすることにより、測定に使用可能な周波数を相対的に低周波の方向へシフトさせることができる（後に説明する図８参照）。式（１）より、ＣEPを大きくすることにより、あるいは、Ｇsを小さくすることにより、特性周波数ｆEPを小さくすることができる。ＣEPを大きくするためには、測定電極の表面積を大きくするか、または、電気二重層キャパシタンスに実効的に寄与する測定電極上の凹凸を含むミクロスケールな表面積を増やせばよい。
　（最適な狭窄路構造）
　このような観点から、本実施形態に係る流路デバイス５０は、狭窄路１３を形成し、測定電極間の距離ｄが小さく設定されている。図７は、狭窄路構造のサイズの例を示すための模式図である。狭窄路１３の孔の直径をＤ、第１の流路１１及び第２の流路１２のｚ方向の高さをｈ、樹脂フィルムの厚さをｔとすると、例えば以下のような数値を採用することができる。
　　Ｄ＝１６μm
　　ｈ＝５０μm
　　ｔ＝１３μm
　狭窄路構造は、上記値に限られるわけではなく、好適な範囲に設定可能である。特に、孔の直径Ｄについて、８μm≦Ｄ≦３０μmと設定することができる。孔の直径Ｄが８μmより小さいと、通過する血球細胞よって狭窄路１３の閉塞の可能性が飛躍的に高まるからである。一方、孔の直径が３０μmより大きいと、血球細胞とそれ以外とをサイズの観点から区別する上で必要な測定精度を確保できないからである。
　樹脂フィルムの厚さｔとして、測定精度の観点から、電気絶縁性を確保できる限り薄い値が選択される。
　なお、狭窄路構造を持つ流路デバイス５０の技術内容については、特開２０１０－１８１３９９号公報に詳細に開示されている。
　図８は、狭窄路構造を持たない流路と、本実施形態のように狭窄路構造を持つ流路とで、測定電圧の周波数と、電気二重層を含む系全体（図５及び６で示した等価回路）のコンダクタンスとの関係を示すグラフである。グラフは、電解液として生理食塩水を用い、狭窄路１３内に粒子が存在しない状態でのコンダクタンスを示している。
　電気二重層を含む系を考慮した場合、所定の周波数（上記式（１）に示した特性周波数）以上で周波数に関わらずコンダクタンスが実質的に一定となるため、このコンダクタンス一定の領域で、懸濁液の系のコンダクタンスＧsを正確に測定することができる。特に、狭窄路構造を持つ流路デバイス５０の場合、上記したようにその特性周波数を低周波の方向へシフトすることができるので、できるだけ低周波数領域を用いて、懸濁液の系のコンダクタンスＧsを測定することができる。このグラフの例では、電気二重層の影響は、１００kHz程度以上の周波数には及ばないことが分かる。
　（最適な測定電圧の周波数）
　以上をまとめると、以下のａ）の要件を前提として、ｂ）及びｃ）の両方の要件を満たす周波数を用いて測定電圧信号を発生させることによって、懸濁液の系の正確なコンダクタンスＧsを測定することができる。
　ａ）電気分解が起こらない程度の高周波領域
　ｂ）細胞のサイズを反映できるコンダクタンスを取得できる程度に低い周波数領域
　ｃ）特性周波数ｆEPより高い周波数領域
　要件ａ）は、測定電極２１及び２２の材質、流体の材料、測定電圧に依存する。要件ｂ）及びｃ）は、流路デバイス５０の構造、流体の導電率、細胞の種類、細胞の状態、流体の材料に依存する。
　細胞は例えば血球細胞であり、流体は生理条件を満たし、流路デバイス５０の構造及びサイズとして上記に説明した値（Ｄ、ｈ、ｔ）が採用されることが好ましい。一般的なオーダとして金属の表面の単位面積当たり電気二重層キャパシタンスを例えば１０mF/m2とすると、式（１）により定められる特性周波数ｆEPは約１kHzとなる。したがって、要件ｂ）及びｃ）を満たす周波数として、１００kHz以上５００kHz以下の範囲にあることが測定精度の観点から望ましい。
　より広範な細胞種、流体材料、流路デバイス５０の構造を対象とする場合でも、周波数範囲は、１００Hz以上１MHz以下に概ね収まる。この周波数範囲で要件ａ）を満たす金属材料として、一般的な金属材料（例えば、アルミニウム、銅、銀、金等）を用いることができる。
　（粒子のサイズ及び個数の特定）
　図９は、測定器７５が含むハードウェアの一例としての測定回路を示す。測定回路は、上記交流電源２５及び電流検出用の受動素子として抵抗Ｒsを含む。受動素子としては、キャパシタやインダクタが用いられてもよい。測定電極部２０の測定電極２１が、この抵抗Ｒsに直列に接続されている。抵抗Ｒsに加えられる電圧Ｖを測定することにより、この測定回路に流れる電流（複素電流）Ｉは、Ｉ＝Ｖ／Ｒsにより導き出すことができる。交流電源２５が発生する信号の電圧をＶoutとする。電流Ｉが求められれば、測定電極部２０におけるインピーダンス（複素インピーダンス）は、（Ｖout－Ｖ）／Ｉによって求めることができる。また、上述のように電流経路の構造が既知であれば、電流ＩからコンダクタンスＧsを求めることができる。
　粒子が球形であると仮定した場合、測定されたコンダクタンスから、関数ｇを用いて下に示した関係式（２）により粒子の直径ｄを求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ｃ：狭窄路の形状を表現する、狭窄路に固有の値
　Ｄ：狭窄路の孔の直径
　ｔ：狭窄路の流路長（上記した樹脂フィルムの厚さ）
　ここで、粒子を実質的な球形（等価体積球）とみなしており、直径ｄは等価直径である。
　関数ｇは、数値解析または実測定データ等を用いて回帰式として求められる。ΔＧ及びＧbについては後述する。式（２）について、具体的には次のような回帰式（３）を用いることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　Ｄ，ｔ，ｃ，ｇ、あるいはｘ，ｙ等のパラメータは、流路デバイス５０の製造時に設定され得る。装置の本体（つまり処理部７３または測定制御器７２を構成する機器）に、または、流動制御機構７８に、流路デバイス５０を接続する場合、それらのパラメータが当該装置本体側へ伝達されればよい。その場合、例えば流路デバイス５０またはこれを梱包するパッケージ等に設けられたＱＲ（Quick Response）コードが、それらのパラメータの情報を含んでいればよい。
　図１０は、測定器７５及び解析部７４により監視されるコンダクタンスの時間経過の波形を、測定プロットで示す模式図である。コンダクタンスの測定プロットＰを、黒丸で示す。
　複数の粒子が順に狭窄路１３を通過すると、時系列的に得られるコンダクタンスの時間波形は個々の粒子の通過のたびにピーク（Ｇ1、Ｇ2、・・・、Ｇn-1、Ｇn）を発現する。ピーク検出器７６（図１参照）は、コンダクタンスの時間波形に対してピーク検出処理を行うことにより、ベースライン値Ｇb（Ｇb1、Ｇb2、・・・、Ｇb(n-1)、Ｇbn）とピーク値Ｇ（Ｇ1、Ｇ2、・・・、Ｇn-1、Ｇn）との差ΔＧ（ΔＧ1、ΔＧ2、・・・、ΔＧn-1、ΔＧn）が得られる。外挿によって得られるピーク値を発現する時刻におけるベースライン上の値を、白丸で示す。
　なお、ピーク検出器７６は、ハードウェアによってリアルタイムにピークを検出してもよいし、あるいはソフトウェアによって事後処理的にピークを検出してもよい。ピーク検出の方法としては、例えば、所定時間内の複数のサンプリング値からのピーク値の検出、微分値の符号の検出、または移動平均化処理による検出など、様々な公知の方法がある。
　各粒子が狭窄路を通過するタイミングにおけるΔＧは、式（２）や（３）により細胞の直径ｄに換算される。解析部７４は、予めメモリに保存された各種の粒子の直径の範囲のデータと、計算により得られた直径ｄとを照合し、直径ｄが、保存されたどの直径範囲に属するかを特定することにより、対象となる粒子の種類を特定することができる。また、解析部７４は、対象となる直径範囲に属する粒子数をカウントすることにより、その対象とする種類の粒子の個数を特定することができる。
　さらに、解析部７４のヒストグラム演算部７７は、粒子の種類ごとに粒子の個数をカウントし、数分率のヒストグラムを出力する。直径ｄが算出されることにより粒子の種類が特定されるので、このヒストグラム化が可能となる。
　図１１は、ヒストグラム演算部７７で得られる各種粒子、ここでは血球細胞のヒストグラムの例を示す。上から順に、白血球（ＷＢＣ：White Blood Cell）、赤血球（ＲＢＣ：Red Blood Cell）、血小板（ＰＬＴ：Platelet）のヒストグラムを示している。横軸は、直径ｄから算出された各種の粒子の体積（ｆｌ：フェムトリットル）である。縦軸は、正規化された各種粒子の個数（相対個数）である。横軸は、粒子の体積でなく、直径ｄそのものであってもよい。
　以上のように、本実施形態に係る測定装置１００は、電気二重層の影響ができるだけ低減された周波数領域、かつ、粒子サイズを反映できるコンダクタンスを取得できる程度に低い周波数領域を持つ交流電圧を測定電圧として用いる。これにより、この測定装置１００は、直流電圧ではなく電気分解を起こさない交流電圧を用いることができ、従来技術のようにＡＣカップリングコンデンサを介して電圧変動分を検出する必要がない。したがって、気泡の発生が抑えられるので、小型の流路デバイス５０を用いることができる。気泡の発生を抑制できる結果、粒子の流れを安定させることができ、測定器７５は、正確にかつ安定してコンダクタンス及びその他の電気量を測定することができる。
　言い方を換えると、本実施形態のようにマイクロチップで形成された小型で閉鎖系の流路デバイスを用いたとしても、正確かつ安定してコンダクタンス及びその他の電気量を測定することができる。
　小型の流路デバイス５０を用いることにより、病院のベッドサイド、クリニック、ユーザの自宅等で、この測定装置１００を使用することができる。また同様に、研究者が研究現場で手軽にこの測定装置１００を使用することができる。
　本実施形態に係る測定装置１００は、測定器７５により測定されたコンダクタンスに基づき、式（２）や（３）を用いて所定の演算を行うだけで、容易に粒子の個数や種類を特定することができる。
　本実施形態に係る流路デバイス５０は、図１に示すように、処理部７３及び流動制御機構７８と接続可能に設けられているため、容易に交換可能であり、あるいは、使い捨て可能な流路デバイス５０として利用される。したがって、測定中に流路デバイス５０の流路の詰まりや破壊などが発生した場合でも、速やかに、流路デバイス５０を交換する等の対処が可能である。また、検体間でのコンタミネーションの発生を防止するために、検体ごとに個別の流路デバイス５０を用いることもできる。
　（粒子の「舞い戻り」現象の抑制）
　従来から、オリフィスの背後に多数の測定済みの粒子が残存しており、それらがオリフィス近傍に舞い戻ることによる疑似信号が測定されてしまう、という問題があった。この問題の解決のために、測定信号からそのような疑似信号を除去するためのアルゴリズムが、例えば特公平７－３７９３４号公報に提示されている。しかしながら、これらの演算は、全体のスループットを低下させたり、異常細胞に由来する小信号を誤って除去してしまったりする等の問題があった。
　本実施形態に係る流路デバイス５０では、上述したように、流路１０を第１の流路１１と第２の流路１２とに分けることにより、狭窄路１３の出口部分での流体圧の安定性を高めることができるので、狭窄路１３を通過する流体の流量を安定させることができる。これにより、粒子の「舞い戻り」の現象を抑制し、測定器７５による電気量の測定精度を高めることができる。
　具体的には、図２に示したように、流路１０は、狭窄路１３内における粒子Ｃを含む流体の流れ方向（ｚ方向）に直交する速度成分（水平方向の速度成分、ここではｘ成分）を含む、第２の流路１２内の流体の流れ（クロスフロー）を形成する。これにより、第２の流路１２以降の流動態様はクロスフローに支配される。これにより、狭窄路１３を出た粒子Ｃは、速やかに狭窄路１３を離れ、第２の流路１２を流れていくので、粒子が狭窄路１３付近に舞い戻ることを防止することができる。この場合、第１の流路１１及び狭窄路１３での流体の流量より大きい流量の流体が第２の流路１２内を流れるように調整されることが好ましい。第１の流量ａ及び第２の流量ｂの流量比であるａ／ｂは、例えば、１／２～１／５０の範囲で設定されることが好ましい。
　このクロスフローは、従来技術のようなマクロセルの表面上では容易に乱流化するため、オリフィスの通過の流れを不安定にし、測定精度が低下する。しかし、流路が図７で示したマイクロ流路構造であれば、それらの流路サイズから計算されるレイノルズ数は十分に小さく、層流を形成することができ、第２の流路１２以降の流れは、それより上流の流れの影響を受けない。また、本実施形態に係る流路デバイス５０は、当該測定のための構造を備えながらも、ポリイミドシート等の樹脂フィルムの積層によって容易に製作される。
　図２等に示した流路１０の構造では、第２の流路１２内の流れの速度成分は実質的に水平方向の成分のみである。しかしそれは、水平成分を含みかつｚ成分も含んでいてもよい。ただしこの場合、流路デバイスのｚ方向の厚さが、図２に示した流路デバイス５０のそれより厚くなる。
　［流路の別の実施形態］
　図１２Ａは、別の実施形態に係る流路デバイスを示す模式的な平面図である。この流路デバイスでは、ｚ方向で見て、第１の流路１１の一部が、第２の流路１２と非平行に形成されている。少なくとも狭窄路１３付近で、第１の流路１１が第２の流路１２に対して、ｚ方向で見て角度を持って配置される。
　図１２Ｂに示す実施形態に係る流路デバイスでは、図１２Ａに示す流路デバイスに比べ、第１の流路１１の入口１１ａから狭窄路１３までの距離が短くなっている。また、第１の流路１１の狭窄路１３以降は、第２の流路１２と平行となっている。
　図１２Ｃは、第１の流路１１が排液口１１ｂを有する形態を示す。もちろん、図１及び図１２Ｂに示した流路デバイスの第１の流路１１も、このような排液口１１ｂを有してもよい。
　図１２Ａ及びＢに示す形態に限られず、少なくとも狭窄路１３付近において、第１の流路１１及び第２の流路１２が、ｚ方向で見て直交していてもよい。
　［第２の実施形態に係る測定装置］
　図１３は、本技術の第２の実施形態に係る測定装置の構成を示すブロック図である。図１４は、この測定装置２００の流路デバイス１５０のｘ方向に沿った断面図である。これ以降の説明では、図１等に示した実施形態に係る測定装置１００が含む部材や機能等について同様のものは説明を簡略化または省略し、異なる点を中心に説明する。
　この測定装置２００の流路デバイス１５０は、第２の流路１２の下流端から分岐する分岐部１５と、分岐部１５の直前に設けられた作用電極部４０と、分岐部１５の下流側に設けられた排液流路１９及び排液口１８とを有する。分岐部１５は、複数の、例えば２つの分岐路１６及び１７を有し、これらの分岐路１６及び１７の下流端にはそれぞれ粒子溜め１６ａ及び１７ａが接続されている。これらの粒子溜め１６ａ及び１７ａに、上記排液流路１９がそれぞれ接続されている。
　図１５は、第２の流路１２及びこの第２の流路１２から分岐する分岐部１５を示す平面図である。狭窄路１３は、第２の流路１２の幅方向であるｙ方向において中心（分岐基準線ｊの位置）から偏った位置、例えば線ｋ上に位置するように配置されている。
　図１４及び１５に示すように、作用電極部４０は、所定の電場強度勾配を持つ電場を形成して、流路１０を流れて来る粒子に誘電泳動力を与える。作用電極部４０は、第２の流路１２の上部に設けられたコモン電極４１と、その下部に設けられたガイド電極部４２とを含む。作用電極部４０には交流電源４５が接続されており、コモン電極４１とガイド電極部４２との間に、交流の作用電圧が印加されるようになっている。コモン電極４１はグランド電極として機能し、グランド電位（コモン電位）に維持される。
　ガイド電極部４２は、典型的には、複数の、例えば２本の細長いライン電極４２ａ及び４２ｂを含む。例えば、分岐部１５では、第２の流路１２の幅方向（ｙ方向）のほぼ中央位置に設けられた分岐基準線ｊ上の位置で、分岐路１６及び１７が分岐されている。ガイド電極部４２は、この分岐基準線ｊよりもｙ方向で偏った位置に配置され、例えば上述した線ｋを、ライン電極４２ａ及び４２ｂ間に位置させるように配置されている。これにより、狭窄路１３を介して第２の流路１２へ流入した粒子が、流体とともにそのままｘ方向に沿って流れ、このライン電極４２ａ及び４２ｂ間に導入される。
　ガイド電極部４２は、導入部４２１、直進部４２２及び方向変換部４２３を有する。導入部４２１は上流側から下流側に向かうにしたがい互いのライン電極４２ａ及び４２ｂが近づくように形成されている。直進部４２２は、第２の流路１２に沿って、すなわちｘ方向に平行に形成されている。方向変換部４２３は、一方の分岐路１６へ向かうように直進部４２２から方向が変換されて形成されている。これらのライン電極４２ａ及び４２ｂには同電位となるように電圧が印加される。
　作用電極部４０に交流の作用電圧が印加されると、コモン電極４１及びガイド電極部４２間に作用電場が形成される。作用電場は、ライン電極４２ａ及び４２ｂ間を粒子が進むような誘電泳動力を粒子に与える。例えば、作用電極部４０に加えられる交流電圧の振幅は１V～３０Vであり、その周波数は１kHz～１００MHzである。これにより、作用電極部４０に電圧を加えた時と加えない時とで、粒子の経路を変えることができ、それぞれの分岐路１６及び１７のうちいずれか一方へ選択的に粒子を流すことができる。
　図１３に示すように、処理部８３は、上記測定器７５及び解析部７４の他、判定部３１及び作用信号生成部３２を含む。本実施形態に係る測定器７５は、上述した電流Ｉから、複素インピーダンスを測定対象の電気量として算出する。具体的には、測定器７５は、狭窄路１３中を流れる一個一個の細胞に対して、上述した周波数領域１００Hz以上１MHz以下の多点周波数（３点以上、典型的には１０から２０点程度）にわたり、それらの細胞に依存する複素誘電率を算出する。また、測定器７５は、上記第１の実施形態と同様に、ヒストグラム演算が行われるようにするために、コンダクタンスや導電率等、複素誘電率以外の電気量も測定し、この電気量の値を解析部７４に出力する。
　なお、実際には測定器７５は、上記のように算出された複素インピーダンスから公知の電気変換式により複素誘電率を算出し、この複素誘電率を含むデータを得る。
　複素誘電率に電気的に等価な量として、複素インピーダンス、複素アドミッタンス、複素キャパシタンス、複素コンダクタンスなどがある。これらは上述の公知の単純な電気量変換によって相互に変換可能である。また、複素インピーダンスや複素誘電率の測定には、実数部のみあるいは虚数部のみの測定も含まれる。
　判定部３１は、測定器７５から出力されたデータを取得し、そのデータに基づきその粒子が分取すべき粒子か否か、つまり、分岐部１５のうち所定の一方の分岐路（本実施形態では分岐路１６）に導くべき粒子か否かを判定する。具体的には、判定部３１は、メモリに予め所望の粒子を選別するために任意に設定された、複素誘電率に関するデータの判定条件と、上記測定データとを照合することにより、判定処理を行う。
　作用信号生成部３２は、計測対象とされた粒子が分取すべき粒子（ここでは、分岐路１６へ導くべき粒子）の場合には、作用信号を生成し、そうでない場合には作用信号を生成しない。作用信号生成部３２は、計測対象とされた粒子が、分取すべき粒子の場合には作用信号を生成せず、そうでない場合に作用信号を生成してもよい。判定部３１及び作用信号生成部３２は、作用電圧信号の生成による粒子の分取を制御する制御部として機能する。
　ガイド電極部４２（２本のライン電極４２ａ及び４２ｂ）と、それに対向する１つのコモン電極４１とを有する作用電極部４０により、次のような作用電場が発生する。すなわち、ガイド電極部４２とコモン電極４１との間で、ｚ方向の電場強度勾配が生じ、２本のライン電極４２ａ及び４２ｂ間でｙ方向の電場強度勾配が生じる。
　誘電泳動力は、電場強度勾配、すなわち電気力線の密度（あるいは電束密度）の変化に支配される。この点が、電気力線に沿う方向に発生する電気泳動力とは異なる。つまり、誘電泳動力は電気力線に沿う方向に発生するとは限らない。本実施形態では、２本のライン電極４２ａ及び４２ｂは実質的に同電位であるため、各ライン電極４２ａ及び４２ｂがそれらの間の中心（線ｋの位置）に向かう電場強度勾配、つまりｙ方向の電場強度勾配が生じる。本実施形態では、ｚ方向の電場強度勾配より、ｙ方向の電場強度勾配が急峻となることが確かめられた。そのため、ライン電極４２ａ及び４２ｂ間に流入した粒子は、一旦はｚ方向への誘電泳動力を受けるが、次第にガイド電極部４２の方へ近づき（コモン電極４１から離れ）、ライン電極４２ａ及び４２ｂ間の中心である線ｋ上の位置に収まるようになる。そうすると、方向変換部４２３でも同様に、急峻なｙ方向の電場強度勾配によって、ライン電極４２ａ及び４２ｂ間に収まるようになる。つまり、粒子は、ライン電極４２ａ及び４２ｂに沿って移動するので、その移動の方向を変えることができる。
　なお、本出願人は、この作用電場による誘電泳動力の発生のシミュレーションを別の出願にて詳細に開示している。
　上記作用電極部４０に代えて、特開２０１２－９８０７５号公報の図３～１２に記載された作用電極（電圧印加部）及びその電圧印加方法が採用されてもよい。
　以上のように、本実施形態に係る測定装置２００は、上記第１の実施形態に係る測定装置１００と同様に、所望の周波数領域での電気量の測定機能及び粒子の舞い戻り現象の抑制の機能を有する。したがって、測定器７５による測定精度を高めることができるので、判定部３１での判定精度も高められ、ひいては粒子の分取精度を高めることができる。
　［その他の実施形態］
　本技術は、以上説明した実施形態に限定されず、他の種々の実施形態を実現することができる。
　上記実施形態に係る処理部８３の解析部は、計数の対象とする粒子が１種類のみであってもよい。
　あるいは、解析部は、粒子の種類を特定して計数する形態に限られず、測定器７５で測定された電気量に基づき、粒子の他の特性を分析するようにしてもよい。
　図９に示した測定回路は、ＩＶ法を採用して回路に流れる電流を求めたが、ＴＤＲ（Time Domain Reflectometry）法を採用してもよい。
　以上説明した各形態の特徴部分のうち、少なくとも２つの特徴部分を組み合わせることも可能である。
　本技術は以下のような構成もとることができる。
（１）　流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスの、前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスと、前記測定電極部により形成される電気二重層キャパシタンスとで規定される特性周波数より高く、かつ、前記粒子の大きさに応じたコンダクタンスを示す周波数領域を持つ交流電圧を前記測定電極部に発生させる発生部と、
　前記交流電圧が前記測定電極部に印加された状態で、前記狭窄路を前記粒子が通過する時の少なくとも前記コンダクタンスを含む電気量を測定する測定部と
　を具備する測定装置。
（２）　（１）に記載の測定装置であって、
　前記測定部は、前記測定電極部を含む測定回路を有し、前記測定回路に流れる電流を検出し、前記検出した電流に基づき、前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスを算出する
　測定装置。
（３）　（１）または（２）に記載の測定装置であって、
　前記コンダクタンスの時間経過を監視し、前記コンダクタンスのピーク値に基づき前記粒子の大きさを算出する解析部をさらに具備する
　測定装置。
（４）　（３）に記載の測定装置であって、
　前記解析部は、少なくとも前記コンダクタンス及び前記コンダクタンスのピーク値をパラメータとした関数を用いて、前記粒子の大きさを算出する
　測定装置。
（５）　（１）から（４）のうちいずれか１つに記載の測定装置であって、
　前記粒子は、生体の血球であり、
　前記発生部は、１００Hz以上１MHz以下の周波数領域を持つ交流電圧を発生する
　測定装置。
（６）　（５）に記載の測定装置であって、
　前記発生部は、１００kHz以上５００kHz以下の周波数領域を持つ交流電圧を発生する
　測定装置。
（７）　流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスと、
　前記流路デバイスの前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスと、前記測定電極部により形成される電気二重層キャパシタンスとで規定される特性周波数より高く、かつ、前記粒子の大きさに応じたコンダクタンスを示す周波数領域を持つ交流電圧を前記測定電極部に発生させる発生部と、
　前記交流電圧が前記測定電極部に発生した状態で、前記狭窄路を前記粒子が通過する時の少なくとも前記コンダクタンスを含む電気量を測定する測定部と
　を具備する測定装置。
（８）　（７）に記載の測定装置であって、
　前記流路デバイスは、
　第１の流路と、
　前記第１の流路に前記狭窄路を介して接続された第２の流路とを有する
　測定装置。
（９）　（８）に記載の測定装置であって、
　前記狭窄路内での前記流体の速度成分に直交する速度成分を含む流れが第２の流路に形成されるように、前記狭窄路及び前記第２の流路が配置されている
　測定装置。
（１０）　（８）または（９）に記載の測定装置であって、
　前記流路デバイスは、前記流路内で前記粒子に誘電泳動力を作用させる作用電極部をさらに有し、
　前記測定装置は、
　前記測定部で測定された前記電気量に基づき、作用電圧信号を前記作用電極部に出力する制御部をさらに具備する
　測定装置。
（１１）　流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスを用いて、前記狭窄路の電気量を測定する方法であって、
　前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスと、前記測定電極部により形成される電気二重層キャパシタンスとで規定される特性周波数より高く、かつ、前記粒子の大きさに応じたコンダクタンスを示す周波数領域を持つ交流電圧を前記測定電極部に発生させ、
　前記交流電圧が前記測定電極部に発生した状態で、前記狭窄路を前記粒子が通過する時の少なくとも前記コンダクタンスを含む電気量を測定する
　測定方法。
　Ｃ…粒子
　１０…流路
　１１…第１の流路
　１２…第２の流路
　１３…狭窄路
　２０…測定電極部
　２１、２２…測定電極
　５０、１５０…流路デバイス
　７４…解析部
　７５…測定器
　７６…ピーク検出器
　７７…ヒストグラム演算部
　１００、２００…測定装置

Claims (11)

  1. 　流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスの、前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスと、前記測定電極部により形成される電気二重層キャパシタンスとで規定される特性周波数より高く、かつ、前記粒子の大きさに応じたコンダクタンスを示す周波数領域を持つ交流電圧を前記測定電極部に発生させる発生部と、
    　前記交流電圧が前記測定電極部に印加された状態で、前記狭窄路を前記粒子が通過する時の少なくとも前記コンダクタンスを含む電気量を測定する測定部と
    　を具備する測定装置。
  2. 　請求項１に記載の測定装置であって、
    　前記測定部は、前記測定電極部を含む測定回路を有し、前記測定回路に流れる電流を検出し、前記検出した電流に基づき、前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスを算出する
    　測定装置。
  3. 　請求項１に記載の測定装置であって、
    　前記コンダクタンスの時間経過を監視し、前記コンダクタンスのピーク値に基づき前記粒子の大きさを算出する解析部をさらに具備する
    　測定装置。
  4. 　請求項３に記載の測定装置であって、
    　前記解析部は、少なくとも前記コンダクタンス及び前記コンダクタンスのピーク値をパラメータとした関数を用いて、前記粒子の大きさを算出する
    　測定装置。
  5. 　請求項１に記載の測定装置であって、
    　前記粒子は、生体の血球であり、
    　前記発生部は、１００Hz以上１MHz以下の周波数領域を持つ交流電圧を発生する
    　測定装置。
  6. 　請求項５に記載の測定装置であって、
    　前記発生部は、１００kHz以上５００kHz以下の周波数領域を持つ交流電圧を発生する
    　測定装置。
  7. 　流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスと、
    　前記流路デバイスの前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスと、前記測定電極部により形成される電気二重層キャパシタンスとで規定される特性周波数より高く、かつ、前記粒子の大きさに応じたコンダクタンスを示す周波数領域を持つ交流電圧を前記測定電極部に発生させる発生部と、
    　前記交流電圧が前記測定電極部に発生した状態で、前記狭窄路を前記粒子が通過する時の少なくとも前記コンダクタンスを含む電気量を測定する測定部と
    　を具備する測定装置。
  8. 　請求項７に記載の測定装置であって、
    　前記流路デバイスは、
    　第１の流路と、
    　前記第１の流路に前記狭窄路を介して接続された第２の流路とを有する
    　測定装置。
  9. 　請求項８に記載の測定装置であって、
    　前記狭窄路内での前記流体の速度成分に直交する速度成分を含む流れが第２の流路に形成されるように、前記狭窄路及び前記第２の流路が配置されている
    　測定装置。
  10. 　請求項８に記載の測定装置であって、
    　前記流路デバイスは、前記流路内で前記粒子に誘電泳動力を作用させる作用電極部をさらに有し、
    　前記測定装置は、
    　前記測定部で測定された前記電気量に基づき、作用電圧信号を前記作用電極部に出力する制御部をさらに具備する
    　測定装置。
  11. 　流体の流れにより粒子が通過する狭窄路と、前記狭窄路付近に設けられた測定電極部とを有する流路デバイスを用いて、前記狭窄路の電気量を測定する方法であって、
    　前記狭窄路における前記粒子を含む前記流体のコンダクタンスと、前記測定電極部により形成される電気二重層キャパシタンスとで規定される特性周波数より高く、かつ、前記粒子の大きさに応じたコンダクタンスを示す周波数領域を持つ交流電圧を前記測定電極部に発生させ、
    　前記交流電圧が前記測定電極部に発生した状態で、前記狭窄路を前記粒子が通過する時の少なくとも前記コンダクタンスを含む電気量を測定する
    　測定方法。
PCT/JP2014/000666 2013-03-26 2014-02-07 測定装置及び測定方法 WO2014155932A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015507985A JP6299749B2 (ja) 2013-03-26 2014-02-07 測定装置
EP14776330.4A EP2980558B1 (en) 2013-03-26 2014-02-07 Measurement device and measurement method
US14/775,099 US20160025610A1 (en) 2013-03-26 2014-02-07 Measurement apparatus and measurement method

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013-063515 2013-03-26
JP2013063515 2013-03-26

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014155932A1 true WO2014155932A1 (ja) 2014-10-02

Family

ID=51622958

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/000666 WO2014155932A1 (ja) 2013-03-26 2014-02-07 測定装置及び測定方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20160025610A1 (ja)
EP (1) EP2980558B1 (ja)
JP (1) JP6299749B2 (ja)
WO (1) WO2014155932A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2017129545A (ja) * 2016-01-22 2017-07-27 日本光電工業株式会社 フローセル、粒子分析装置および粒子分析方法
WO2017141685A1 (ja) * 2016-02-16 2017-08-24 株式会社Ａｆｉテクノロジー 分離装置
JP2019082485A (ja) * 2019-01-09 2019-05-30 株式会社東芝 分析チップ
JP2019117050A (ja) * 2017-12-26 2019-07-18 東ソー株式会社 粒子検出装置

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104937400B (zh) 2013-01-28 2018-07-03 索尼公司 用于生物样品的阻抗测量装置和用于生物样品的阻抗测量系统
CN105008906B (zh) 2013-03-13 2020-01-07 索尼公司 血液状态分析装置、血液状态分析系统
CN105008907B (zh) 2013-03-15 2018-12-28 索尼公司 血液状态分析装置、血液状态分析系统、血液状态分析方法
JPWO2014156370A1 (ja) 2013-03-29 2017-02-16 ソニー株式会社 血液状態評価装置、血液状態評価システム、血液状態評価方法及びプログラム
JP6512093B2 (ja) 2013-03-29 2019-05-15 ソニー株式会社 血液状態解析装置、血液状態解析システム、血液状態解析方法及びプログラム
US10207266B2 (en) * 2015-09-29 2019-02-19 Foxconn Interconnect Technology Limited Microfluidic device for detecting cells of blood
US10900884B2 (en) 2018-03-08 2021-01-26 International Business Machines Corporation 2D nanoparticle motion sensing methods and structures
US10444045B2 (en) 2018-03-08 2019-10-15 International Business Machines Corporation 2D nanoparticle motion sensing methods and structures
US10422672B1 (en) 2018-03-08 2019-09-24 International Business Machines Corporation 2D nanoparticle motion sensing methods and structures
WO2019236682A1 (en) 2018-06-05 2019-12-12 Chronus Health, Inc. Devices, cartridge, and sensors for controlling liquid movement and analyzing biological samples
JP7058579B2 (ja) * 2018-09-19 2022-04-22 株式会社アドバンテスト ポアデバイスおよび微粒子測定システム
KR102383813B1 (ko) * 2019-12-13 2022-04-08 (주)셀라바이오텍 나노 잉크를 이용한 전위 측정 기반 수직 방향 입자 정량 측정 장치 및 그 방법

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0737934A (ja) 1993-06-29 1995-02-07 Matsushita Electric Ind Co Ltd フリップチップの実装方法
JP2815435B2 (ja) 1989-12-22 1998-10-27 株式会社日立製作所 粒子解析装置及び血球カウンタ
JP2010181399A (ja) 2009-01-09 2010-08-19 Sony Corp 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
JP2012098075A (ja) 2010-10-29 2012-05-24 Sony Corp 細胞分取装置、細胞分取チップ及び細胞分取方法

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6058934A (en) * 1995-11-02 2000-05-09 Chiron Diagnostics Corporation Planar hematocrit sensor incorporating a seven-electrode conductivity measurement cell
DE10311716A1 (de) * 2003-03-17 2004-10-14 Evotec Oai Ag Verfahren und Vorrichtung zur Trennung von Partikeln in einer Flüssigkeitsströmung
US7390387B2 (en) * 2004-03-25 2008-06-24 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Method of sorting cells in series
EP2259044A1 (en) * 2009-06-05 2010-12-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multi-frequency impedance method and apparatus for discriminating and counting particles expressing a specific marker
FR2950972A1 (fr) * 2009-10-02 2011-04-08 Commissariat Energie Atomique Procede et cellule de mesure de la concentration globale en ions d'un fluide corporel
JP5905212B2 (ja) * 2010-06-09 2016-04-20 エイペックス バイオテクノロジー コーポレイションＡｐｅｘ Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｃｏｒｐ． 検体におけるリアクタンスの変化の分析によりプロトロンビン時間を、又はプロトロンビン時間及びヘマトクリットの両方を測定する装置及びその方法
JP5549484B2 (ja) * 2010-09-01 2014-07-16 ソニー株式会社 液体試料の電気特性測定のためのサンプルカートリッジと装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2815435B2 (ja) 1989-12-22 1998-10-27 株式会社日立製作所 粒子解析装置及び血球カウンタ
JPH0737934A (ja) 1993-06-29 1995-02-07 Matsushita Electric Ind Co Ltd フリップチップの実装方法
JP2010181399A (ja) 2009-01-09 2010-08-19 Sony Corp 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
JP2012098075A (ja) 2010-10-29 2012-05-24 Sony Corp 細胞分取装置、細胞分取チップ及び細胞分取方法

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2017129545A (ja) * 2016-01-22 2017-07-27 日本光電工業株式会社 フローセル、粒子分析装置および粒子分析方法
WO2017141685A1 (ja) * 2016-02-16 2017-08-24 株式会社Ａｆｉテクノロジー 分離装置
JP2017143763A (ja) * 2016-02-16 2017-08-24 株式会社Ａｆｉテクノロジー 分離装置
JP2019117050A (ja) * 2017-12-26 2019-07-18 東ソー株式会社 粒子検出装置
JP7205056B2 (ja) 2017-12-26 2023-01-17 東ソー株式会社 粒子検出装置
JP2019082485A (ja) * 2019-01-09 2019-05-30 株式会社東芝 分析チップ

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2014155932A1 (ja) 2017-02-16
EP2980558B1 (en) 2019-11-06
US20160025610A1 (en) 2016-01-28
EP2980558A1 (en) 2016-02-03
EP2980558A4 (en) 2016-10-26
JP6299749B2 (ja) 2018-03-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6299749B2 (ja) 測定装置
JP6299609B2 (ja) 微小粒子分析装置及び微小粒子分析システム
US10222314B2 (en) Flow channel device, complex permittivity measuring apparatus, and dielectric cytometry system
Spencer et al. Positional dependence of particles in microfludic impedance cytometry
Reale et al. High-throughput electrical position detection of single flowing particles/cells with non-spherical shape
US9505010B2 (en) Flow channel device and sorting apparatus
Hassan et al. Flow metering characterization within an electrical cell counting microfluidic device
Caselli et al. Modeling, simulation, and performance evaluation of a novel microfluidic impedance cytometer for morphology-based cell discrimination
Zhai et al. Complex admittance detection of horizontal oil-water two-phase flows using a capacitance sensor
Mei et al. Counting leukocytes from whole blood using a lab-on-a-chip Coulter counter
Claudel et al. An electrical model optimization for single cell flow impedance spectroscopy
Claudel et al. High reliability microfluidic biosensor for single cell impedance cytometry
JP3909050B2 (ja) 血球計数装置
JP7003640B2 (ja) 粒子検出装置及び粒子検出方法
Chen et al. An Impedance Flow Cytometer Chip with Tunable Impedance Responses for High Sensitive Cellular Biomarker Detection
Das et al. A bioimpedance-based microflow cytometer with compact electronic instrumentation for counting of microparticles
WO2024052697A1 (en) Microfluidic device and method for determining a characteristic of a particle
WO2014122491A1 (en) Testing unit for determining the physical characteristics of samples containing liquid components
Lata et al. Development of Electrode Polarization Impedance based Bubble Detection in Flow Channels
Hosseini et al. Low-cost sheath-less microfluidic impedance cytometry for point-of-care applications
Mansor et al. An impedance flow cytometry with integrated dual microneedle for electrical properties characterization of single cell
Sherif et al. An improved planar electrode for dielectric parameters extraction
De Bisschop et al. Electronic gate detection for cell or particle counting and sizing in liquids: Front-end characteristics, flow-dependent gate impedance, and its remediation
Lee et al. Particle concentration sensor using control volume between double electrical sensing zones
Zhang et al. Numerical Investigation of the Coulter Principle in a Microfluidic Device

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14776330

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2015507985

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2014776330

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 14775099

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE