第２１回バイオメディカル・ファジィ・システム学会年次大会 講演論文集
2008 年 10 月 11 日（土）、12 日（日）高知Copyrightⓒ2007 Biomedical Fuzzy Systems Association

生体細胞の同定・分離・ハンドリングに適した誘電泳動力の測定方法
Measuring Method of The Dielectrophoresis Force
Sutable for Identification, Separation and Handling今里２）九州工業大学大学院

浩子１,３，山川烈２,３１）産業医科大学病院 臨床検査・輸血部
生命体工学研究科 脳情報専攻 ３）ファジィシステム研究所

Hiroko IMASATO1,3, Takeshi YAMAKAWA2,3
1) Department of Laboratory and Transfusion Medicine, University Hospital of Occupational andEnvironmental Health2) Graduate School of Life Science and Systems Engineering, Kyushu Institute of Technology
3) Fuzzy Logic Systems Institute, Japan
Abstract: If the nuclear folding and clefting characteristic of monocytoid cells are not present, the morphologic
features observed under light microscopy may not be sufficient to clarify the diagnosis. Much more reliable methodology should be developed for the clinical examination. Dielectrophoresis (DEP) is the motion of a matter
caused by polarization effects in a non-uniform electric field. The dielectrophoretic force would be the candidate
to achieve the separation, handling and characterization of the biological cells in the medium. It is not so easy
to measure this extremely small motive force, though it is very important. This paper describes the methodology
to measure the dielectrophoretic force of several tens of femto-Newtons.
Keywords: clinical laboratory automation, dielectrophoresis, separation, handling, characterization, biologicalcells, controllable gravitational force, femto-Newton.
Hiroko IMASATO
Iseigaoka 1-1, Yahata-nishi, Kitakyushu, 807-8555, Japan
Phone:+81-93-603-1611(Ext: 3071),

Fax: +81-93-691-6133, E-mail: imasato@clnc.uoeh-u.ac.jp

が，生体試料検査法の開発に大いに役立つと確信している．
特定の物質に生じたこの駆動力，すなわち，誘電泳動力を測定し，理解することは極めて重要であるが，その具体的数値を求めることは容易ではない．一般に設計された電極によって生ずる誘電泳動力を解析的に求めることは不可能に近いので，有限要素法を用いて，計算によって求められる．しかしこれは,実際の誘電泳動力を測定していることにならない．
本研究では，どのような形状の電極の場合であっても適用できる，重力を利用した誘電泳動力の直接的測定方法を提案する．

１．はじめに誘電泳動とは，不均一電場内におかれた物質が電場とそれにより誘導される双極子モーメントの相互作用により駆動される現象である．この現象を利用して，現在，生体試料の同定・分離・ハンドリングをはじめ，さまざまな分野で研究が進められている[1,2]．図１に著者らが実験して得た四重極電極における赤血球の正の誘電泳動と負の誘電泳動を示している．この結果からもわかるように，われわれは，近い将来，誘電泳動力（dieletrophoretic force：DEP force)1

(a)正の誘電泳動 (20Vpp,1MHz)(b)負の誘電泳動 (20Vpp, 80MHz)

図１．四重極電極における赤血球の誘電泳動
実際にマイクロ加工技術を利用してデバイスを試作し，その中でポリスチレン・ビーズに生じる誘電泳動力の測定を実施した．

２.

原

2
FDEP = 2πε 0 ε m r 3 Re( f CM )∇E rms(1)

ε 0 は真空の誘電率, ε m は溶液の誘電率， rは粒子の半径， E rms は電界の実効値である．

理f CM は Clausius-Mosotti factor であり，下記の式であらわされる．

ε ∗p − ε m∗
f CM = ∗ε p + 2ε m∗(2)ε ∗p and ε m∗ は粒子と溶液の複素誘電率である．複素誘電率はε ∗ = ε + σ ( jω )(3)であらわされる．ここで ε と σ はそれぞれ誘電率と導電率である．
よって，Clausius-Mosotti factor および誘電泳
動力は周波数に依存することがわかる．

図２．ε p < ε m の場合における誘電泳動．
（負の誘電泳動）

ε p :粒子の誘電率, ε m : 溶液の誘電率.

2.2 測定原理

2.1 誘電泳動力

Medium図２のように，誘電率の異なる粒子と溶液がParticle存在する環境下（ ε p < ε m の場合）において，そCover GlassSpacerSlide Glassx

こに不均一電界が印加されると，粒子は電界の弱い方に移動する． この現象は，H. A. Pohl により，誘電泳動（dielectrophoresis）と名付けられ
θた[3].
このように粒子が不均一な電界から受ける誘θ

電泳動力は,次のようにあらわすことができる

433FG0= π(ρp − ρm )r g

図３．斜面重力（基準量）の調節により計測される誘電泳動[4]．

23.3 実験装置

誘電泳動力を測定するためにʻ零位法ʼを用いる．すなわち，重力を利用して，（１）式に等誘電泳動実験を顕微鏡下で行うためにデバイしい逆向きの力を作る．図３に示すように，水スを顕微鏡にセットし， θ および ϕ を独立に調平面と θ の角をなす斜面に配置されたデバイス

整できるような可変式傾斜台（顕微鏡ホルダー）

中 の 水 に 分 散 し た 粒 子 の 誘 電 泳 動 力 （ DEPを試作し，これに顕微鏡を固定した．
（図５参照）

force : FDEP ）は斜面に沿って上向きであり，重力の斜面に沿った水平成分 FG (θ ) は，斜面下方である．その力 FG (θ ) は，

Oscilloscope

4 3πr ( ρ p − ρ m ) g sin θ3Digital Microscope

Function Generator
DEP Device(4)である[5]．

Display ofDigital Microscope

３．実

Microscope-holder験

3.1 実験試料
図５．実験装置外観
誘電体粒子としてポリスチレン・ビーズ(9.9µmφ ， 比 重 1.06 ， 誘 電 率 2.4 〜 2.65 ， Duke
Scientific Co., Ltd.)を使用し，蒸留水中に浮遊させた．

3.4 実験方法および結果
ファンクションジェネレータからデバイスに供給する正弦波信号の電圧振幅および周波数ならびに傾斜角度 θ に対するポリスチレン・ビー

3.2 デバイス作製
スライドグラス表面に厚さ約１μm のアルミニウム薄膜をスパッタで形成し，フォトリソグ
ラフィにて電極を作製した．さらに，電極の表面全体を厚さ約１μm の感光性ポリイミド（フォトニース，東京応化工業）で被覆した．約 100μm のシリコンゴム膜をスペーサとして円形のチャンバーを形成し，実験試料を注入し，カバーグラスで覆った．(図４参照)

Photoneece®

Distilled waterParticle
Slicon rubber
Cover Glass(9.9µmφ )(thickness 〜1µm)(thickness 100µm)

ズの移動量Δのステップ応答および静特性を測Al
Slide GlassElectric
TerminalElectrode

図４．誘電泳動実験用デバイス

3定した．
①ステップ応答角度 θ のステップ応答を計測した．印加電圧20Vpp および周波数 1MHz において，角度 θ をステップ状に変化させ，ポリスチレン・ビーズの移動量を記録した．ポリスチレン・ビーズの静止が物理吸着や摩擦によるものでないことを確認したうえで，その定常状態を確定した．角度
は 15°から 60°に，また 60°から 15°にステップ上に変化させた．その結果を図６に示す．
この図から，時定数は 3 分と 1.9 分であり，およそ 15 分で定常状態に達することがわかる．
②静特性
角度 θ および周波数をそれぞれ変化させた場
合のポリスチレン・ビーズの移動量を定常状態になるのを待って測定した．
その結果をそれぞれ，図７，図８に示す．角度を変化させた場合は，角度 θ を上げるにつれて，斜面重力が増大し，誘電泳動力に抗してポリスチレン・ビーズが下方に移動している．ここで 10°は 52fN（1fN＝10-15N）を，60°は 259fNを意味する．

うに，角度θとデバイスの方向 ϕ を変える．
その結果を図９に示す．

周波数を変化させた場合には，周波数が大きくなるにつれて，負の誘電泳動力が増大し，重力に抗してポリスチレン・ビーズが上方に移動していることがわかる．

Angle 60°

15°

Angle 15°10µm0particle

9.9µmφ510τ = 1.9 min

DISPLACEMENT∆DEVIATION ⊿DISPLACEMENT∆DEVIATION ⊿τ = 3 min

1560°10µm0ELAPSED TIME (min)particle9.9µmφ51015ELAPSED TIME (min)図９.電極間任意の点における誘電泳動力

図６．ポリスチレン・ビーズの位置の角度θにおけるステップ応答

4. 結

マイクロ加工技術により誘電泳動用のデバイスを作製し，さらに，重力の方向が調整可能である可変式傾斜台（顕微鏡ホルダー）を作製した．これらを使用することにより，負の誘電泳動力によるポリスチレン・ビーズの移動量のス
テップ応答および静特性を測定した．この試作装置により，25fＮから 259fN 程度の誘電泳動力の測定が可能である．
また，電極間任意の点における誘電泳動力の測定が可能であることを示した．

Applied Voltage:20(Vpp)DISPLACEMENT ∆Frequency: 1(MHz)100µｍ

9.9µmParticle

00105220
100301494019250229

論60 Angle θ (°)
259 Force (ｆN)
1fN=10-15N

図７．ポリスチレン・ビーズの角度依存性

参考文献
Applied Voltage: 15Vpp[1]Li, H. and Bashir, R., Dielectrophoretic separation and manipulation of live and heat-treatedcells of Listeria on microfabricated devices
with interdigitated electrodes, Sensors and Actuators, B 86, pp.215-221, 2002.
[2] Gascoyne, P., Satayavivad, J., Ruchirawat,M., Microfluidic approaches to malaria detection, Acta Tropica , Vol.89, pp.357-369,
2004.
[3] Pohl, H. A., Dielectrophoresis, Cambridge
University Press, Cambridge, UK, pp.6-47,
1978.
[4] Jones, T. B., Electromechanics of Particles,
Cambridge University Press, Cambridge, England, pp.5-33, 1995.
[5] 山川 烈，今里浩子，「誘電泳動力の測定方 法 お よ び 装 置 」， 国 内 特 許 ， 特 願
2007-262058, 2007 年 10 月 5 日

DEVIATION⊿ ∆DISPLACEMENT

Angle:30°
50µｍ

9.9µm

Particle012345Frequency f (MHz)

図８．ポリスチレン・ビーズの周波数依存性③電極間任意の点における誘電泳動力の測定
電極間中心線上の位置のみならず，任意の点における誘電泳動力を測定した．測定位置を定め，そこにポリスチレン・ビーズが移動するよ45