(57)【要約】  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。
2014155932.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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。【０００３】
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。【０００４】
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）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特許第２８１５４３５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
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。【０００７】
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。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
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。【０００９】
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。【００１０】
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。【００１１】
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。【００１２】
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。【００１３】
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。【００１４】
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。【００１５】
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。【００１６】
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。【００１７】
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。
【発明の効果】
【００１８】
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。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】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】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】図３は、狭窄路付近を示す第２の流路の平面図である。
【図４】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】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】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】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】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】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】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】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１２】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】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】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】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。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
以下、図面を参照しながら、本技術の実施形態を説明する。
【００２１】
［第１の実施形態に係る測定装置］
【００２２】
（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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
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。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
（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。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
（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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
【数１】
2014155932.tif 000003
【００５０】
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。
【００５１】
（最適な狭窄路構造）
【００５２】
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。
【００５３】
Ｄ＝１６μm
ｈ＝５０μm
ｔ＝１３μm
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
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。
【００５９】
（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。
【００６０】
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
【００６１】
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。
【００６２】
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。
【００６３】
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。
【００６４】
（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。
【００６５】
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。
【００６６】
【数２】
2014155932.tif 000004
【００６７】
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）
【００６８】
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。
【００６９】
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。
【００７０】
【数３】
2014155932.tif 000005
【００７１】
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。
【００７２】
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。
【００７３】
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。
【００７４】
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。
【００７５】
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。
【００７６】
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。
【００７７】
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。
【００７８】
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。
【００７９】
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。
【００８０】
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。
【００８１】
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。
【００８２】
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。
【００８３】
（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。
【００８４】
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。
【００８５】
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。
【００８６】
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。
【００８７】
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。
【００８８】
［流路の別の実施形態］
【００８９】
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。
【００９０】
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。
【００９１】
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。
【００９２】
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。
【００９３】
［第２の実施形態に係る測定装置］
【００９４】
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。
【００９５】
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。
【００９６】
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。
【００９７】
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。
【００９８】
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。
【００９９】
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。
【０１００】
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。
【０１０１】
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。
【０１０２】
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。
【０１０３】
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。
【０１０４】
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。
【０１０５】
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。
【０１０６】
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。
【０１０７】
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。
【０１０８】
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。
【０１０９】
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。
【０１１０】
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。
【０１１１】
［その他の実施形態］
【０１１２】
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。
【０１１３】
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。
【０１１４】
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。
【０１１５】
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。
【０１１６】
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。
【０１１７】
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。
【符号の説明】
【０１１８】
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
【図１】
2014155932.tif 000006
【図２】
2014155932.tif 000007
【図３】
2014155932.tif 000008
【図４】
2014155932.tif 000009
【図５】
2014155932.tif 000010
【図６】
2014155932.tif 000011
【図７】
2014155932.tif 000012
【図８】
2014155932.tif 000013
【図９】
2014155932.tif 000014
【図１０】
2014155932.tif 000015
【図１１】
2014155932.tif 000016
【図１２】
2014155932.tif 000017
【図１３】
2014155932.tif 000018
【図１４】
2014155932.tif 000019
【図１５】
2014155932.tif 000020
【国際調査報告】
2014155932.tif 000021
2014155932.tif 000022