(57)【要約】  マイクロ流体デバイスは、マイクロ流体回路層と、マイクロ流体回路層の近傍に配置された荷電粒子検知層と、を備える。マイクロ流体デバイスは、動作中、マイクロ流体回路層内のサンプルから荷電粒子放出による二次元画像を提供する。生体サンプルの放射能を数量化する方法は、生物材料を含有する流体をマイクロ流体デバイスへ方向付けることと、生物材料が放出した荷電電子を、二次元撮像センサで検知することと、生体サンプルの放射能に対応する二次元画像を経時的に形成することと、を備える。【選択図】  図１
2009534661.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
マイクロ流体回路層と、
前記マイクロ流体回路層の近傍に配置された荷電粒子検知層と、を備え、
動作中、前記マイクロ流体回路層内のサンプルから荷電粒子放出による二次元画像を提供する、マイクロ流体デバイス。
【請求項２】
前記荷電粒子検知層はシンチレーション材料を含む、請求項１に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項３】
前記シンチレーション材料は、ヨウ化セシウム結晶である、請求項２に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項４】
前記シンチレーション材料は、所望の方向に光を導くマイクロカラム構造を有する結晶である、請求項２に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項５】
前記シンチレーション材料と光通信する検知システムをさらに備え、
前記検知システムは、検知された荷電粒子により前記シンチレーション材料内で生成された光を検知する、請求項２に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項６】
前記検知システムは撮像センサとレンズシステムとを含み、
前記レンズシステムは前記シンチレーション材料と前記撮像センサとの間に配置され、前記シンチレータから前記撮像センサに向けて放出された光を撮像する、請求項５に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項７】
前記検知システムは、前記荷電粒子検知層上に配置された光ファイバプレートと、前記光ファイバプレート上に配置された撮像センサとを含む、請求項５に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項８】
前記荷電粒子検知層は半導体検知器を含む、請求項１に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項９】
前記荷電粒子検知層は、位置検知性アバランシェフォトダイオードを含む、請求項１に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１０】
前記荷電粒子検知層と前記マイクロ流体回路層との間に犠牲層をさらに備え、
前記犠牲層は、前記マイクロ流体回路層から前記荷電粒子検知層を除去しやすくする、請求項９に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１１】
前記荷電粒子検知層の上方に配置された遮光層をさらに備え、
前記遮光層は、前記位置検知性アバランシェフォトダイオードから周辺光を遮光する、請求項９に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１２】
前記マイクロ流体回路層の表面に配置された制御回路層をさらに備える、請求項１に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１３】
前記制御回路層は、前記マイクロ流体回路層と前記荷電粒子検知層との間の、前記マイクロ流体回路層の表面に配置される、請求項１２に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１４】
前記マイクロ流体回路層はマイクロ流体経路を画定し、前記マイクロ流体経路の一部に位置合わせされた光導波路を有する、請求項１に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１５】
前記光導波路は光ファイバである、請求項１４に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１６】
前記光導波路は、照明光、透過光、あるいは蛍光の少なくともいずれかを方向付けるのに適している、請求項１４に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１７】
生体サンプルの放射能を経時的に数量化する方法であって、
前記生物材料を含有する流体をマイクロ流体デバイスへ方向付けることと、
前記生物材料が放出した荷電電子を、二次元撮像センサで検知することと、
前記生体サンプルの放射能に対応する二次元画像を経時的に形成することと、を含む方法。
【請求項１８】
前記検知することは、位置検知性アバランシェフォトダイオードで荷電粒子を検知することを含む、請求項１７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願は、２００６年４月２０日提出の米国仮出願番号第６０／７９３，２４１、および２００６年７月２４日提出の米国仮出願番号第６０／８３２，６１５の優先権を主張しており、これらの内容の全体を参照としてここに組み込む。
【０００２】
本発明は、マイクロ流体デバイスに関しており、より具体的には、荷電粒子検知器および／または光検知構造を有するマイクロ流体デバイスに関する。
【背景技術】
【０００３】
陽電子その他の荷電粒子の検知に特化した撮像プローブが、イントラオペラティブな操作用に開発されてきた。詳しくは、Ｈｏｆｆｍａｎ，Ｅ．Ｊ．，Ｔｏｒｎａｉ，Ｍ．Ｐ．，Ｌｅｖｉｎ，Ｃ．Ｓ．，ＭａｃＤｏｎａｌｄ，Ｌ．Ｒ．＆Ｓｉｅｇｅｌ，Ｓ．Ｄｅｓｉｇｎ  ａｎｄ  ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  ｏｆ  ｇａｍｍａ  ａｎｄ  ｂｅｔａ  ｉｎｔｒａ−ｏｐｅｒａｔｉｖｅ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｐｒｏｂｅｓ，  Ｐｈｙｓｉｃａ  Ｍｅｄｉａ  １３，２４３−２４６（１９９７）、Ｍａｃｄｏｎａｌｄ，Ｌ．Ｒ．ｅｔ  ａｌ．Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｐｈｙｓｉｃａｌ  Ａｓｐｅｃｔｓ  ｏｆ  Ｂｅｔａ−Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｐｒｏｂｅｓ  Ｕｓｉｎｇ  Ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｉｎｇ  Ｆｉｂｅｒｓ  ａｎｄ  Ｖｉｓｉｂｌｅ−Ｌｉｇｈｔ  Ｐｈｏｔｏｎ  Ｃｏｕｎｔｅｒｓ．  ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ４２，１３５１‐１３５７（１９９５）、Ｔｏｒｎａｉ，Ｍ．Ｐ．，ＭａｃＤｏｎａｌｄ，Ｌ．Ｒ．，Ｌｅｖｉｎ，Ｃ．Ｓ．，Ｓｉｅｇｅｌ，Ｓ．＆Ｈｏｆｆｍａｎ，Ｅ．Ｊ．Ｄｅｓｉｇｎ  ｃｏｎｓｉｄｅｒａｔｉｏｎｓ  ａｎｄ  ｉｎｉｔｉａｌ  ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  ｏｆ  ａ  １．２ｃｍ（２）  ｂｅｔａ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｉｎｔｒａ−ｏｐｅｒａｔｉｖｅ  ｐｒｏｂｅ，ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ４３，２３２６‐２３３５（１９９６）、およびＢａｒｔｈｅ，Ｎ．，Ｃｈａｔｔｉ，Ｋ．，Ｃｏｕｌｏｎ，Ｐ．，Ｍａｉｔｒｅｊｅａｎ，Ｓ．＆Ｂａｓｓｅ−Ｃａｔｈａｌｉｎａｔ，Ｂ．  Ｒｅｃｅｎｔ  ｔｅｃｈｎｏｌｉｇｉｃ  ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔｓ  ｏｎ  ｈｉｇｈ−ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ｂｅｔａ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｓｙｓｔｅｍｓ  ｆｏｒ  ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ  ａｕｔｏｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ  ａｎｄ  ｄｏｕｂｌｅ  ｌａｂｅｌｉｎｇ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ  ＆  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｉｎ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｓｅｃｔｉｏｎ  Ａ：Ａｃｃｅｌｅｒａｔｏｒｓ  Ｓｐｅｃｔｒｏｍｅｔｅｒｓ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ  ａｎｄ  Ａｓｓｏｃｉａｔｅｄ  Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ  ５２７，４１‐４５（２００４）参照のこと。商業的に成功しているもっとも一般的なイントラオペラティブ荷電粒子検知プローブは、撮像タイプではないものである（http://www.intra-medical.com/beta.html）。ベータ粒子のオートラジオグラフィー撮像および数量化には、様々な技術に基づき他のデバイスも開発されてきた。これらは励起された組織セクション撮像用に最適化されている（http://www.biomolex.com/, http://www.biospace.fr/en/mi.php参照）。しかし、例えば摂氏３７度で培養された生存セルの検知および撮像用の電荷粒子検知器の類を備えるマイクロ流体チップは現在に至るまで実現していない。従来のデバイスは、マイクロ流体チップと荷電粒子検知器とを綿密に統合したものではなく、特に高感度、用途の広さ、および低コストといった面が未完成である。それゆえ、マイクロ流体デバイスの向上が望まれている。
【０００４】
本明細書で引用される全ての参照をここに参照として組み込む。
【発明の開示】
【０００５】
本発明の一実施形態によるマイクロ流体デバイスは、マイクロ流体回路層と、マイクロ流体回路層の近傍に配置された荷電粒子検知層と、を備える。マイクロ流体デバイスは、動作中、マイクロ流体回路層内のサンプルから荷電粒子放出による二次元画像を提供する。
【０００６】
本発明の一実施形態による生体サンプルの放射能の数量化方法は、生物材料を含有する流体をマイクロ流体デバイスへ方向付けることと、生物材料が放出する荷電流体を、二次元撮像センサで検知することと、生体サンプルの放射能に対応する二次元画像を形成することと、を備える。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】本発明の一実施形態による、表面固定されたたんぱく質と荷電粒子放出プローブとの動的相互作用の数量化に利用されうるマイクロチップに基づくたんぱく質アレイを示す。表面固定されたたんぱく質がセルにとって代わられると、このデバイスをマイクロチップに基づくセルアレイとして利用して、表面固定されたセルと撮像プローブとの動的相互作用を数量化することができる。
【０００８】
【図２Ａ】本発明の一実施形態による、シンチレーション放射線検知器を有するマイクロ流体デバイスの概略断面図である。本例においては、流体チャネルとシンチレータとの間に１０ミクロンの端部層が存在する。本例におけるシンチレータは、レンズを介して電荷結合素子（ＣＣＤ）撮像センサに結合される。
【０００９】
【図２Ｂ】本発明の別の実施形態による、マイクロ流体デバイスの概略図である。集光を向上させるべく、ＣＣＤは光ファイバプレートを介して撮像センサに結合されうる。
【００１０】
【図３Ａ】シンチレータの写真画像への１８Ｆオーバレイから検知したシンチレーション光を示す。
【００１１】
【図３Ｂ】１８Ｆソースアクティビティの関数として対象領域から検知したシンチレーション光を示す。
【００１２】
【図４】ＦＤＧで充たされ、ｘ＝１ｍｍ、ｙ＝１．５ｍｍ、およびｚ＝３ｍｍに分離された、直径１ｍｍの多数のウェルを示す。
【００１３】
【図５】約５００のＮＩＨ３Ｔ３セルを７日間維持したミニチュアセル培養チャンバを示す。
【００１４】
【図６】ＦＬＴおよびＦＤＤＮＰ生成用のマイクロ流体回路の概略図を示す。さらなるカラムモジュールが、円形の反応チャンバにより生成されるＦＬＴおよびＦＤＤＮＰのオンチップ浄化用に組み込まれる。
【００１５】
【図７Ａ】ＵＶ―Ｖｉｓマイクロセル用の、本発明の一実施形態によるマイクロ流体デバイスの部分の概略図である。
【図７Ｂ】化学反応回路および放射検知器と集積される蛍光マイクロセル用の、本発明の一実施形態によるマイクロ流体デバイスの部分の概略図である。
【００１６】
【図８】ＣｓＩシンチレータ結晶のマイクロカラム（microcolumnar）構造を示す。
【００１７】
【図９】本発明の一実施形態による、マイクロ流体デバイスの一実施形態の断面概略図である。本実施形態は、シンチレータおよび光学撮像センサの代わりに固体撮像素子を含む。
【００１８】
【図１０Ａ】ライン対が０．５ｍｍの中央分離を有する可変中央を有する、ＦＤＧで充たされた、マイクロ流体ライン対チップを示す。本実施形態においては、０．５ｍｍのライン対が決定される。
【００１９】
【図１０Ｂ】本発明の一例による、片側に０．２５ｍｍを計測する小さな矩形状のマイクロウェルを有するマイクロ流体チップの写真である。
【００２０】
【図１０Ｃ】本発明の一例による、ＦＤＧの４．３３ｎＣｉが充たされたマイクロウェルチップから入手された陽電子の画像を示す。
【００２１】
【図１１】破線で示した理論上の１８Ｆ減衰曲線とともにプロットされた、バックグラウンド除去後の一分あたりの正味計測数を示す。
【００２２】
【図１２】本発明の一実施形態による、マイクロ流体デバイスの断面概略図である。チップの中央には、放射能セル（radioactive cell）および溶液を備えることのできるマイクロ流体チャネルが存在する。チャネルの下には、溶液の流れを制御するのに利用できる一連の基板層がある。ＰＳＡＰＤは、可視光からアルミナイズマイラー膜により封止され、犠牲マイラー膜で保護されている。
【００２３】
【図１３】読み出し電子が保護金属筐体の下、且つその内部に隠れている、ＰＳＡＰＤ検知器の上面の写真である。
【００２４】
【図１４Ａ】本発明の一実施形態による、ＰＳＡＰＤ検知器の上面にバルブの空気制御用チューブを有するマイクロ流体チップの写真である。
【００２５】
【図１４Ｂ】本発明の一実施形態による、ＰＳＡＰＤセンサを利用する、３Ｔ３マウス線維芽細胞のＦＤＧ通気管（FDG uptake）の画像を示す。
【００２６】
【図１４Ｃ】図１４Ｂに対応するマイクロスコープで撮像された生細胞の写真である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２７】
図１は、本発明の一実施形態による、マイクロ流体デバイス１００の幾らかの構造的部材の概略図である。マイクロ流体デバイス１００は、マイクロ流体回路層１０２および制御回路層１０４を有する。マイクロ流体回路層１０２は、有機および／または無機材料で構築されてよく、例えばテンプレートを利用してＰＤＭＳで形成されてよいが、それに限定はされない。テンプレートは、フォトリソグラフィ法で構築されてよい。例えば、フォトレジストを、シリコン基板などの基板に堆積させ、フォトマスクを利用して該フォトレジストを所望のパターンに露光してから、露光した基板をエッチングしてよい。所望する場合、このプロセスを繰り返すことでより複雑なパターンを形成できる。マイクロ流体回路層１０２は、可能性がある一例を提供するマイクロチャネル１０６のような、複数のマイクロチャネルを画定するよう構築されてよい。さらには、マイクロ流体回路層１０２を、チャンバ１０８のような複数のチャンバを画定するように構築してもよい。マイクロ流体チャネルおよびチャンバは、例えば、その組成に荷電粒子エミッタが組み込まれた、および／または付着した生体物質などの、生体物質の流れおよび／または生体物質を含む流れを方向付けるよう構築されてよい。
【００２８】
制御回路層１０４は、マイクロ流体回路１０２のチャネルに、および／またはチャンバに、導入されうる１または複数の流体の流れおよび／または隔離を制御すべくバルブを開閉するよう動作する。本発明の一実施形態においては、制御回路１０４もまた、流体の流れを停止させえ、またはマイクロ流体回路１０２の近傍領域を超えさせうる、流体により操作されうる複数のバルブ機動機を有するマイクロ流体回路である。本発明の一般構想は、適用される流体を利用して動作する制御回路のみに限定されはしない。例えば、制御回路１０４は、本発明の広い概念を逸脱することなしに、機械的に、および／または、電子機械的に動作可能な制御回路であってよい。
【００２９】
図２Ａは、本発明の一実施形態による、マイクロ流体デバイス２００の概略図である。マイクロ流体デバイス２００は、マイクロ流体回路層２０２および荷電粒子検知層２０４を有する。マイクロ流体回路層は、マイクロ流体回路層１０２に類似していてよい、あるいは実質的に等しくてよい。マイクロ流体デバイス２００はさらに、制御回路層２０６を含んでもよい。制御回路層２０６は、制御回路層１０４と類似していてよい、あるいは実質的に等しくてよい。本例においては、荷電粒子検知層２０４は、制御回路層２０６と比して、マイクロ流体回路層２０２の反対の面にある。本発明はこのような配置のみに限定されない。例えば本発明の他の実施形態においては、制御回路２０６が、マイクロ流体回路層２０２と荷電粒子検知層２０４との間に配置されてもよい。荷電粒子は、概して、物質と強く相互作用するので、液体および固体などの密度の高い物質における平均自由行程が比較的短く、例えば、電子‐陽電子対の消滅により生成される５１１ｋｅＶガンマ線に匹敵する。従って、本発明の幾らかの実施形態は、マイクロ流体回路層２０２の付近に、密度の高い物質の薄層のみを介して、荷電粒子検知層２０４を配置している。これは、検知効率および画像分解能を向上させる助けとなる。荷電粒子検知層２０４をマイクロ流体回路層内の流体から隔離しておくことが望ましい場合、薄いマイクロ流体端部層２１４を含めてもよい。例えばマイクロ流体端部層２１４は１０マイクロメータの厚みのＰＤＭＳ層であってよい。しかし、本発明の広い概念は、これら特定の設計フィーチャに限定されない。マイクロ流体端部層２１４は、マイクロ流体回路２０２が配置可能ではあるが荷電粒子検知層２０４を再利用することが望ましい場合などにおいて、例えば、荷電粒子検知層２０４をマイクロ流体回路２０２から分離しておくことを促進することができる。荷電粒子検知層２０４は、図２Ａに示す例におけるシンチレータ材料層である。
【００３０】
マイクロ流体デバイス２００はさらに、荷電粒子検知層２０４に移動する荷電粒子が生成する光子を検知する検知システム２０８を有する。検知システム２０８は、レンズシステム２１０および撮像センサ２１２を含んでもよい。レンズシステム２１０は、所望の画像特性を有する撮像センサ２１２に荷電粒子検知層２０４から集光した光による画像を形成するべく、所望に応じて単一のレンズあるいは複数のレンズであってよい。画像センサはＣＣＤ撮像チップでありうるが、それに限定はされない。
【００３１】
図２Ｂは、本発明の別の実施形態によるマイクロ流体デバイス３００の概略図である。マイクロ流体デバイス３００は、マイクロ流体回路層３０２および荷電粒子検知層３０４を有する。さらに、マイクロ流体デバイス３００は、制御回路層３０６を含みうる。マイクロ流体回路層３０２、荷電粒子検知層３０４、および制御回路層３０６は、マイクロ流体回路層２０２、荷電粒子検知層２０４、および制御回路層２０６にそれぞれ類似していてもよく、あるいは実質的に等しくてもよい。マイクロ流体デバイス３００はさらに、マイクロ流体端部層２１４と類似したマイクロ流体端部層３０８を含みうる。本実施形態においては、マイクロ流体デバイス３００は、荷電粒子検知層３０４上に配置された光ファイバプレート３１２を含む検知システム３１０、および光ファイバプレート３１２上に配置された撮像センサ３１４を有している。撮像センサ３１４はＣＣＤ撮像チップでありうるが、それに限定はされない。本実施形態の光ファイバプレート３１２は、近隣の光子との相対空間位置を実質的に維持して二次元画像の高い分解能を保持しつつも、光子を荷電粒子検知層３０４の表面から撮像センサ３１４へ導く働きをする。
【００３２】
例１
【００３３】
ＵＣＬＡのＤｅｐａｒｔｍｅｎｔ  ｏｆ  Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ  ａｎｄ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈａｒｍａｃｏｌｏｇｙ  ａｎｄ  ｔｈｅ  Ｃｒｕｍｐ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｆｏｒ  Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ  ＩｍａｇｉｎｇのＨａｄｊｉｏａｎｎｏｕおよびＴｓｅｎｇの研究グループの共同作業により、マイクロ流体回路と荷電粒子（例えば、電子、陽電子、およびアルファ粒子）とを集積することによって新たな技術が開発されるに至った。本発明は、ごく少量の放射性標識化プローブ分子（radio-labeled probe molecules）を扱い、これらプローブ分子を、二次元（２-Ｄ）分解能を集積デバイスの時間の関数として、数量化することができる。既存の技術（例えば、ＰＥＴあるいはＳＰＥＣＴ断層撮影法）と比べると、本発明では、１００ｐＣｉまでの格段に（ログオーダーまで）向上した感度、および、０．０１ｍｍ２までの空間分解能、および劇的に減少したコストを達成することが出来る。これを利用して、マイクロチップに基づく化学的および生物学的動作の多局面を数量化しうる。以下はこの例である。
【００３４】
（ｉ）表面固定されたたんぱく質（surface-immobilized proteins）と荷電粒子放出撮像プローブとの動的相互作用の数量化に利用されうるマイクロチップに基づくたんぱく質アレイ（図１）。この場合、マイクロ流体回路の断面図（図２）が示すように、位置検知性放射線検知層（position sensitive radiation detector layer）を多層マイクロ流体回路に組み込むことができる。
【００３５】
少量のプローブ分子を、各個別のチャンバの表面にたんぱく質が固定された流体回路層に導入する（図１）。マイクロチップ動作を司る制御回路はその下にある（２０００年Ｕｎｇｅｒ、Ｍ．Ａ．らによる、Ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ  Ｍｉｃｒｏｆａｂｒｉｃａｔｅｄ  Ｖａｌｖｅｓ  ａｎｄ  Ｐｕｍｐｓ、ｂｙ  Ｍｕｌｔｉｌａｙｅｒ  Ｓｏｆｔ  Ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ，  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ２８８、１１３‐６）。放射線感度シンチレータ層は、流体層の真上にあり、最小の距離分（１０ミクロン）隔てられている。制御および流体層の材料はＰＤＭＳポリ（ジメチルシロキサン）である。シンチレーション層は、放射線の荷電粒子を光に変換する目的に具されており、例えば、レンズを介すか（図２Ａ）、あるいは光ファイバプレートを介して（図２Ｂ）、感光性カメラに対して長い距離伝播できる。図２Ａの場合、検知器は、一定の距離離れ、レンズにより連結されることで、デバイス設計に柔軟性を与えることができる。図２Ｂの場合、検知器は光ファイバプレートに直接連結されることで、より高い感度を与えることができる。
【００３６】
（ｉｉ）表面固定されたたんぱく質がセルにとって代わられると、上述のデバイスをマイクロチップに基づくセルアレイとして利用して、表面固定されたセルと撮像プローブとの動的相互作用を数量化しうる。
【００３７】
（ｉｉｉ）放射性標識化撮像プローブ（radiolabeled imaging probe）製造用のマイクロ流体化学反応回路においては、埋め込み放射線検知器（embedded radiation detector）が、マイクロチップに基づく高性能な液体クロマトグラフィ法（ＨＰＬＣ）と共同して、製造純度および歩留まり（yield）を判断しうる。
【００３８】
Ｔｓｅｎｇの研究グループは、（ｉ）化学反応回路（ＣＲＣ）を有するマイクロ流体デバイス（ＣＴＩ／ＵＣＬＡ共同特許出願、ＣＴＩ＃４２５５‐ＰＣＴ、本発明を網羅しており１２月３日に提出、ＰＣＴ国際出願（２００６）。ＷＯ２００６０４２２７６）および（ｉｉ）マウス用集積マウス血液サンプラ（仮特許出願、ＵＣＬＡケース番号２００５‐６５９‐１は、本発明を網羅しており、２００５年９月に提出された）。これら発明は、プローブ製造および評価にはほんの少量のサンプルしか必要ではなく、マイクロチップは急速に設計生成され異なるプローブの異なる目的のための必要性を充たすことができるので、新たな分子撮像プローブを発見する道程を促進しうる。例えば、量が乏しい生体指標は（ピコグラム程度）、分子撮像およびその他の生物学的用途でのさらなる評価目的用に、本質的に放射線および／またはフルオロフォア標識化（fluorophore-labeled）されていてよい。従来の卓上の標識化法の利用においては、これは不可能であるが、その理由は以下の通りである。これらマイクロチップに基づくプラットフォームは、デバイスサイズを小型化して、プローブ消費量を低減することにより、多くの利点を提供しうるが、この利点に伴い深刻な課題もある。第一に、マイクロチップが小さいので、既存の断層撮影技法では、合理的な空間分解能を有するチップ上のプローブ分布を数量化することが難しい。第二に、少量のプローブしか入手可能でないので、既存の断層撮影法の感度は、低レベルのプローブを検知するのには不適切である。これら二つの課題により、このマイクロチップに基づく技法を生物学的アセイおよび化学分析にさらに応用することには限界がある。それらは、従来の技法よりも高い２‐Ｄ空間分解能および大幅に高い感度を要する。本発明は、幾らかの実施形態により、これら課題の幾らかあるいは全てを解決することができる。
【００３９】
放射能標識化プローブ（radioactively labeled probe）は、荷電および非荷電の様々な粒子を放出する。ここで記載する埋め込み放射線検知器は、荷電粒子放出の検知に関する。荷電粒子は、物質内の短い距離を移動して（ｍｍのレベルまで）その入り組んだ経路中に多くの相互作用を経る傾向にある。最も一般的に製造される荷電粒子は、電子（β−）あるいは陽電子（β＋）であるが、本発明のデバイスの原理は、より重いエネルギーのアルファ粒子（α）にも利用できる。
【００４０】
陽電子検知をインビボで撮像するには、以下が伝統的な方法である。つまり、経路の終わりに分子プローブにより放出された陽電子を、近傍の電子とともに消滅させ、これにより二つの共線的な（co-linear）ガンマ線（５１１ｋｅＶ）を生成する。これらガンマは、互いに反対の方向に移動して、専用検知器により、大幅な隔たりがあっても（ｍのレベルまで）検知することができる。この共線的な（collinear）、長距離経路により、ポジトロン断層法（ＰＥＴ）が、非観血式（non-invasive）インビボの撮像方法として利用できるようになる。しかしながら、ＰＥＴ断層撮影システムの検知感度が５１１ｋｅＶガンマまでであることにより、このプロセスの効率には制限がある。技術上およびコスト面での理由により、ＰＥＴ計測のこれらガンマの一致検知に関する効率性は、ＰＥＴスキャナの「スイートスポット（sweet spot）の」中心において５％程度であり、これは、視野の端部において直線状にゼロまで降下する。これは、理想的な環境下において、１００の荷電粒子（陽電子）が放出されるごとに、たった５個だけが有効なイベントとして検知されることを意味する。さらに、この感度は、数百、数千のドル単位のコストがかかるデバイスにより達成できるものである。
【００４１】
本発明に記載する用途は、分子をインビボに放出する陽電子の存在の検知ではなくて、マイクロ流体チップ内でそれを検知することである。５１１ｋｅＶガンマを検知することに代えて、荷電粒子を直接検知すると、幾らもの主要な利点が実現される。これら利点には以下のようなものがある。すなわち、（ａ）荷電粒子を集める際に格段に効率アップする、（ｂ）検知限界を格段に減らす、（ｃ）陽電子（β−およびα）に加えて、他の荷電粒子エミッタを検知および数量化することができること、である。ここで利用される非常に効率的で、費用効率が高く、多岐に利用可能な荷電粒子検知法は、シンチレーションプロセスである。
【００４２】
本発明の動作原理は以下の通りである。放射性標識化プローブを含む流体をマイクロ流体デバイスに注入して、空間的および時間的分布を経る。マイクロ流体デバイスの性質により、非常に薄い（１０ミクロン）材料膜を利用して、マイクロ流体チップが、荷電粒子に反応するシンチレータプレート（charged particle sensitive scintillator plate）から分離される（図２）。
【００４３】
このシンチレータプレート材料は、放出される荷電粒子の大半を吸収して、そのエネルギーを可視光陽電子に変換する。感光性カメラにより、シンチレータプレートが生成した光分布の画像を取ることができる。これら画像は、チップ内の放射能プローブの空間的および時間的分布を反映することになる。大半の一般的なシンチレータ材料のシンチレーションプロセスの時定数は、ナノセカンドのレベルであり、故に本例におけるデバイスの時間的解決法は主に、利用されている光カメラなどの光検知器のフレーム取得レートにより制限を受ける。この方法の陽電子検知に関する感度は、ＰＥＴ断層撮影法の現在の技術水準よりも数マグニチュード高いレベルで上回る。この理由は以下の通りである。つまり、（ａ）シンチレータが反無限のスラブ形状（slab geometry）を有していたとしても、６０％を超える電荷粒子が、シンチレータの少なくとも幾らかのエネルギーを堆積させる。故に、５％のピーク粒子検知効率が６０％未満の平均効率となってしまう。（ｂ）必要な視野角度の数を、１００を超える範囲から１に低減する断層撮影法データ再構築への必要がない。一例についての結果を以下に示し、この論拠をさらに説明する。ＳＰＥＣＴエミッタプローブについては、同じ技術の利用により、より高い感度利得が生じる、というのも、ＳＰＥＣＴ断層撮影システムは、リードコリメータ（lead collimator）の存在により、本質的にＰＥＴスキャナよりも１００‐１０００倍、感度が鈍るからである。
【００４４】
４５×２９×２．７ｍｍ３であるクリアプラスチックシンチレータプレートが、陽電子を放出する少量の汎用放射能分子撮像プローブで、めっきされた（plated）（１８ＦＤＧ）。放射能の正確な量が、キャリブレーションされたウェル計測器で数量化された。シンチレータプレートは、続いて、冷却ＣＣＤカメラを備えたライトタイトブラックボックス（light tight black box）の中に配置され、１８Ｆ源の衰退中（１０９．７分の半減期）、１２時間の間繰り返し撮像された。シンチレータプレートの撮像が５分のフレームごとに行われ、これにより各時間フレームの源の衰退が重要ではなくなった。この１２時間の実験において全部で１３の時間フレームが取得された。生成されたフレームに対象領域を引き（図３Ａ）、ＣＣＤカメラが集めたシンチレーション陽電子が、既知の源アクティビティ（source activity）の関数としてプロットされた（図３Ｂ）。
【００４５】
図３Ｂから分かるように、初歩的な原型の表示セットアップについてでさえ、この方法の反応は相関係数１である線形である。この結果は、システムが、広範囲なアクティビティについて線形に働きうることを示唆する。このテスト中に、感度の下端に興味を持ったが、この技術に基づくシステムは、より高いレベルのアクティビティを非常に簡単に検知することができる（多くのログオーダー）。参照点として、理想的な条件下における断層撮影法の現在の技術水準の小動物ＰＥＴスキャナのアクティビティの絶対検知限界を図３Ｂに示す（６‐１０ｎＣｉまで）。
【００４６】
シンチレーションライトの光子は、荷電粒子より長い距離を散乱、および移動しやすく、散乱背景を生成しやすいので、可変の距離で隔てられた多数の近隣したウェルを利用して同様の実験を行った。この実験結果は、図４から分かるように、マイクロ流体チップ配置ウェルの密度は容易に約１．５ｍｍまで増加できることを示している。これよりずっと高い空間分解能も、シンチレータ内の光コリメーションにより達成することができる。
【００４７】
ＵＣＬＡの薬理学部におけるＷｉｔｔｅおよびＴｓｅｎｇのグループの共同研究により、寸法が１ｍｍ×１ｍｍ×０．０４ｍｍのマイクロチップに基づくセルの培養器（図５）が、小型化された様式でセルの培養を行う目的から開発された。ＮｉＨ３Ｔ３およびＨｅＬａセルライン両方が、これらマイクロ流体培養チャンバで約１週間維持されうる。本発明の本例においては、セル培養チャンバに接続されるマイクロチャネルは四つあり、一対がセル導入に利用され、残りの対が、培養媒体および栄養を継続的に配給するかん流チャネルとして利用される。培養媒体のかん流中に、デッドボリュームが生じるのを避けるべく、幾らかの小さなチャネル（幅２μｍ）がセルチャンバの端部に沿って集積されることで均一な流れを生成する。さらに、ガス交換システムが、媒体／栄養チャネルのいずれかに連結され、ＣＯ２が継続的に供給され、セル培養環境のｐＨ値を維持することを保証する。例えば、幾らかのセル培養チャンバ（例えば１０個）を単一のマイクロチップ上に集積して、小型化されたセルアセイを形成して、このセルアセイを利用して新たな分子撮像プローブの取り込み速度を研究してもよい。
【００４８】
幾らかの１８Ｆ放射性標識化撮像プローブの中で、ＦＤＧ合成は例外的な例である。ＦＤＧ生成の歩留まりは、かなり高く（「合成ボックス」およびマイクロチップをそれぞれ利用すると約８０および９８％）、放射性標識化反応の主たる副産物はグルコースであり、これは生物学的システムに偏在的に存在し、ＦＤＧ−ＰＥＴ撮像への影響がほとんどない。ＦＤＧ生成にマイクロチップに基づく技術を利用することで、結果生じるＦＤＧは、簡単な治療の後、つまり、小さなＡＬ２Ｏ３カートリッジでろ過して、過熱により殺菌した後に、患者管理を行う用意が整う。対照的に、ＦＬＴおよびＦＤＤＮＰの合成は、幾分疑わしい。つまり、それらの反応歩留まりは比較的低く、反応の副産物は複雑であり、もっとも重要なことは、これら反応副産物の幾らかに毒性があり、ＰＥＴ撮像時にプローブ分子と競合する可能性があることである。ＦＬＴおよびＦＤＤＮＰがマイクロチップに基づく技術により得ることができるが、結果生じる生成物は、患者の撮像に利用される前に、さらに高性能液体クロマトグラフィ（ＨＰＬＣ）により巨視的設定下で浄化される必要がある。従って、チップに基づく洗浄モジュールを組み込むと、つまり、同じマイクロ流体チップ内の小型化されたＨＰＬＣ浄化システムを組み込むと、ＦＬＴおよびＦＤＤＮＰの生産効率が高まる。現在、Ｔｓｅｎｇの研究グループは、オンチップ分析およびＦＬＴ、ＦＤＤＮＰおよびその他の既存および新たな分子撮像プローブの浄化についての追加的な小型化されたＨＰＬＣシステムを全マイクロ流体回路の終端に組み込む、新たなマイクロ流体チップの設計および製造に携わっている（図６）。実際、マイクロ流体カラムは、「Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｒｅａｃｔｉｏｎ  Ｃｉｒｃｕｉｔｓ」という特許出願で、フッ化物濃度の目的で記載された。同じ設計を利用して、異なる種類の静止位相で充たされ、異なる長さを有する様々な小型化されたＨＰＬＣカラムが、異なる放射性標識化撮像プローブの要件を充たすべく設計されうる。
【００４９】
放射性標識化ＰＥＴ撮像プローブの分析および浄化に利用されるベンチトップのＨＰＬＣシステムは、概して、ＨＰＬＣポンプ、カラム、放射能検知器およびＵＶ−Ｖｉｓ検知器からなる。これら二つの平行動作検知器により、結果生じる生産物をよりよく特徴付けることができる。
【００５０】
マイクロ流体デバイス７００の幾らかの部分の概略を図７Ａおよび７Ｂに示す。図７Ａは、荷電粒子検知構造に加えてＵＶ−Ｖｉｓ検知構造を示す。マイクロ流体デバイス７００はマイクロ流体デバイス１００、２００、および／または３００に類似していてもよいが、ただし、マイクロ流体層７０４内の少なくとも一つのマイクロ流体チャネル７０２は、二つの急な湾曲部分とその間の実質的に直線部分７０５とを有する「Ｚ」という文字に類似した経路を持つ。第１の光学導波路７０６は、マイクロ流体チャネル７０２の直線部分７０５に存在する際に、サンプルを照明する経路を提供しうる。光導波路は、光ファイバであってよく、あるいは、適切な屈折率プロファイルを形成して光導波路が所望の光の波長を導くよう、マイクロ流体層７０４と一体的に形成されてもよい。光導波路７０８は、光を検知器へ導く（図７Ａでは不図示）。光導波路７０８は、光導波路７０６と構造が類似、あるいは実質的に等しくてよい。本明細書の随所に使用される「光」という用語は、人の目に見えるか否かに関わらず、電磁波あるいは光子をも包括する広義の意味を意図している。紫外線および赤外線も、ここで利用される「光」の広義内に含まれるとする。
【００５１】
マイクロ流体デバイス７００は、図７Ａに示す一以上の構造の代わりに、あるいはそれに加えて、蛍光検知構造を持っていてよい。この場合、マイクロ流体チャネル７１０は、「Ｗ」の文字型の経路に類似した構造を有する。照明光導波路７１２はゼロでなく、検知光導波路７１４に対して１８０度の角度未満である。この配置により、照明光で飽和させずに蛍光を検知することができる。
【００５２】
本発明の一実施形態によると、小型化した放射線検知器を光ファイバに基づくＵＶ−Ｖｉｓセルに集積することができる（図７Ａ）。検知システム全体を、新たな生成化学反応回路に集積して、チップに基づくＨＰＬＣシステムが分離する流体の結果生じる生産物を分析することができる。このＵＶ−Ｖｉｓマイクロセルは、Ｚ文字型のマイクロ流体チャネルを有し（サイズは、２０〜５００μｍの幅、１０〜１００μｍの高さ、および５００μｍ〜数ｍｍの長さである）、さらに、Ｚ文字型のマイクロ流体チャネルの中心軸を介して光を投影および受信するマイクロ流体チャネルに対してよく配列された一対のマイクロサイズの光ファイバを有する。同じ構想を持ちながら、Ｗ文字型の流体マイクロチャネルの設計で、小型化された蛍光セル（図７Ｂ）がさらに含められてよい。この場合、光ファイバは、励起光を送り、放射光が第２のファイバにより集光され、９０度に配向され、蛍光計測用の分光器に接続されてよい。
【００５３】
本発明の別の実施形態においては、ヨウ化セシウム結晶を荷電粒子検知層に利用してよい。例えば、図２に示すプラスチックシンチレータを、ヨウ化セシウム結晶（Ｃｓｌ−無機シンチレータ結晶）に置き換えてよい。これにより、全ての荷電粒子の種類の空間分解能を向上することができ、さらには、より低いエネルギーの荷電粒子エミッタ（３Ｈなど）への感度を向上させることができる。これは、Ｃｓｌの典型的な荷電粒子の範囲が、プラスチックの範囲の半分未満だからである。さらには、Ｃｓｌは、多くの形態で存在しており、その一つがマイクロカラム構造である（図８）。このマイクロカラム構造は、シンチレーション光を検知器へ向けてコリメートするので、光クロストークを大幅に削減する。最後に、Ｃｓｌシンチレーション光の歩留まりは、大半のプラスチックシンチレータより５倍大きく、これにより、より低いエネルギーの荷電粒子で向上した感度を達成することができる。しかし、本発明の広範な構想は、特定の種類のシンチレーション材料の利用に限定するものではない。
【００５４】
図９は、本発明の別の実施形態による、マイクロ流体デバイス９００の概略図である。マイクロ流体デバイス９００は、マイクロ流体回路層９０２および荷電粒子検知層９０４を有する。マイクロ流体回路層９０２は、幾らかの実施形態のマイクロ流体回路層２０２、３０２、および７０４と類似しているか、あるいは実質的に等しくてよい。荷電流体検知層９０４は、本発明の本実施形態による位置検知性アバランシェフォトダイオード（ＰＳＡＰＤ）である。マイクロ流体デバイス９００は、さらに、例えばマイクロ流体端部層２１４、３０８に類似していてよいマイクロ流体端部層９０６を含みうる。マイクロ流体端部層９０６は基板であってよい。マイラー層９０８がさらに、マイクロ流体回路層９０２と荷電粒子検知層９０４との間に設けられてよい。
【００５５】
例２
【００５６】
デバイスの感度は、シンチレータ層を、図９に示すような位置検知性固体検知器で代替することで向上できる。適切な固体検知器の一例は、位置検知性アバランシェフォトダイオード（ＰＳＡＰＤ）である。特定のデバイスが、マサチューセッツ州のＷａｔｅｒｔｏｗｎにあるＲａｄｉａｔｉｏｎ  Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ  Ｄｅｖｉｃｅ（www.rmdinc.com）により製造されるが、例えば標準的な電荷結合素子（ＣＣＤ）などの他の検知器を利用してもよい（Ｒ．Ｏｔｔ、Ｊ．ＭａｃＤｏｎａｌｄ，ａｎｄ  Ｋ．Ｗｅｌｌｓ，"Ｔｈｅ  ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  ｏｆ  ａ  ＣＣＤ  ｄｉｇｉｔａｌ  ａｕｔｏｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｓｙｓｔｅｍ，"  Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ａｎｄ  Ｂｉｏｌｏｇｙ，ｖｏｌ．４５，ｐｐ．２０１１‐２０２７，２０００）。この特定のデバイスは、放射硬化型であるが（radiation hardened）、電荷粒子が存在していても効率損失なしに動作を維持することができる。その設計は、４００‐８００ｎｍ範囲の可視光（Ｋ．Ｓ．Ｓｈａｈ，Ｒ．Ｆａｒｒｅｌ，Ｒ．Ｇｒａｚｉｏｓｏ，Ｅ．Ｓ．Ｈａｒｍｏｎ，ａｎｄ  Ｅ．Ｋａｒｐｌｕｓ，"Ｐｏｓｉｔｉｏｎ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ  ａｖａｌａｎｃｈｅ  ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅｓ  ｆｏｒ  ｇａｍｍａ−ｒａｙ  ｉｍａｇｉｎｇ"  ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ，ｖｏｌ．４９，ｐｐ．１６８７−１６９２，２００２）、および荷電粒子（Ｋ．Ｓ．Ｓｈａｈ、Ｐ．Ｇｏｔｈｏｓｋａｒ、Ｒ．Ｆａｒｒｅｌ、ａｎｄ  Ｊ．Ｇｏｒｄｏｎ，"Ｈｉｇｈ  ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ  ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｒｉｔｉｕｍ  ｕｓｉｎｇ  ｓｉｌｉｃｏｎ  ａｖａｌａｎｃｈｅ  ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅｓ，"  ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ，  ｖｏｌ．４４，ｐｐ．７７４−７７６，１９９７）の両方に感度を持つ深く拡散した高い利得のアバランシェ検知器に基づいている。このＰＳＡＰＤの裏面は、信号の振幅との比較に基づいて、位置分解能を提供する四つの接点を持つ抵抗層からなる。このようにして、ＰＳＡＰＤは、活性面にわたり起こるイベントにつき継続して変化する四つの位置関連信号を生成する。図１０Ａは、マイクロ流体回路内にフッ素化物（Ｆｌｕｏｒｏ  Ｄｅｏｘｙ  Ｇｌｕｃｏｓｅ  −ＦＤＧ）が分配された画像を持つ例を示す。左側は、０．１ｍｍの厚みの線形マイクロ流体チャネルからなるパターンを示しており、チャネル間の分離は異なる。空間分解能の制限は、０．５ｍｍよりも明らかに良好である。図１０Ｂは、４．３ｎＣｉのＦＤＧを含むマイクロ流体チップからのマイクロウェルの可視光写真を示す。このマイクロウェルは、各辺の計測値が０．２５ｍｍであり、０．０６５ｍｍの深さである。図１０Ｃは、図１０Ｂのウェルの溶液に含まれるＦ−１８の画像を示す。図１１は、１０９．７分の半減期のＦ‐１８アクティビティ衰退としてマイクロウェルの一分あたりの計測数のプロットを示す。この特定の原型の検知限界は０．０８ｎＣｉである。
【００５７】
図１２は、本発明の別の実施形態によるマイクロ流体デバイス１２００を示す。マイクロ流体デバイス１２００は、マイクロ流体回路層１２０２、制御回路層１２０４、および荷電粒子検知層１２０６を有する。この例においては、制御回路層１２０４は、マイクロ流体回路層１２０２および荷電粒子検知層１２０６の間に配置される。本発明の一般的な概念は、この配置のみに限定されない。例えば、他の実施形態は、制御回路１２０４が図１２に鑑みてマイクロ流体回路層１２０２の上に配置され、さらに電荷粒子エミッタおよび荷電粒子検知層１２０６の間の材料を低減する配置をも含みうる。本実施形態においては、エンドキャップ１２０８が制御回路層１２０４上に配されている。必要に応じてさらなる層を設けてもよい。例えば、アルミナイズされたマイラー膜（aluminized Mylar film）１２１０を設けて、ＰＳＡＰＤを周辺光から保護してもよく、マイラー層１２１２を設けて、使用後にＰＳＡＰＤをマイクロ流体回路層１２０２および制御回路層１２０８から除去するのを促してもよい。これにより、ＰＳＡＰＤの再利用が促進され、同時に、利用後のマイクロ流体デバイス１２００の他の構造を利用することも可能ならしめる。
【００５８】
例３
【００５９】
本例においては、リサーチャがＰＳＡＰＤを通常の室内光で操作できるよう、検知器が金属化マイラー膜の二層で上表面を封止された。各層は、アルミニウム（０．２μｍの厚み）の薄層で覆われたマイラー膜（３μｍの厚み）からなる。各利用の間に、追加的なマイラー膜を保護犠牲層として利用、処理することができる。図１２は、本発明の一実施形態によるマイクロ流体デバイス１２００の断面概略図であり、一部がマイクロ流体チップと称されてよい。マイクロ流体チップを利用して、上述のチャネルの溶液の流れを制御する基板層を有する生存セルを培養することができる。マイクロ流体チップは、３μｍの厚みを有する犠牲マイラー層の上に配置され、ＰＳＡＰＤ上表面を保護する。読み出された電子に沿ったＰＳＡＰＤは、図１３に示すように、露出している上表面検知器を有する金属ボックス内に収容されている。
【００６０】
この新しいデバイスを適用することで、マイクロ流体プラットフォーム上の生体サンプルに含まれる少量の放射能の撮像および数量化が可能になる。図１４ＡはＰＳＡＰＤ検知器に連結されたセル培養に利用されるマイクロ流体チップの写真を示す。マイクロ流体チップ上の生存セルに実験を行った。これら実験においては、３Ｔ３マウスの線維芽細胞が、３ｍｍ×０．５ｍｍ×０．１ｍｍのマイクロ流体セルチャンバ内で成長した。撮像前に、セルチャンバ内のグルコース媒体が除去され、セルは１時間の間、材料不足状態にされた。その後、ＦＤＧ溶液をチャンバに投入して、セルをＦＤＧ溶液でさらに１時間培養させた。過剰なＦＤＧ溶液がチャンバからフラッシュされて、ＦＤＧのみがセル内にトラップされた。チップ全体がその後ＰＳＡＰＤ検知器の上に配置され、５分間撮像された。図１４Ａはこの実験のセットアップを示し、図１４Ｂの画像がＰＳＡＰＤ検知器で取得された。チャンバ内には、全部で約７６０個の生存セルが存在した。画像（図１４Ｂ）は、ＦＤＧアクティビティが、マウス線維芽細胞を含有するセルチャンバ内にローカライズされたことを示している。写真はマイクロスコープを利用して撮像され、最後の画像（図１４Ｃ）に示すようにＰＳＡＰＤで撮像された後も、セルが生存しており、生存能力があることが示されている。
【００６１】
発明者が感知している本発明を実行する上でのベストモードとともに、本発明の様々な実施形態を記載した。もちろん、当業者であれば上述の記載を読めば、これら実施形態の変形例も必要性に応じて明らかであろう。発明者は、当業者がこれら変形例を必要に応じて利用することを予期しており、さらに、発明がここで記載した特定の方法以外の方法で実行されることも知っている。故に、本発明は、適用される法律が許容する限り、添付請求項に記載されている主題の変形例および均等物を全て含有する。さらに本発明は、そうではないと示していない限り、これら全ての変形例内の上述の部材の任意の組み合わせも含む。
【００６２】
さらに、本明細書にわたって特許文献および刊行物を参照した。これら参考文献および刊行物の各々の全体を参照としてここに組み込む。
【００６３】
最後に、ここに開始した本発明の実施形態が、本発明の原理を示した例示であることを理解されたい。本発明の範囲内において他の変形例を用いることもできる。故に、例示であり、限定ではないが、本発明の代替的な構成を、この教示に則って利用することもできる。故に、本発明は図示され記載されたそっくりそのままのものに限定されはしない。
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
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【図１０Ｃ】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４Ａ】
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【図１４Ｂ】
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【図１４Ｃ】
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【国際調査報告】
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