"基板と、前記基板の表面に設けられた複数の電極と、前記複数の電極のそれぞれと接続され、前記基板の表面と反対側に設けられた配線と、前記電極上に測定対象を捕捉するプローブとを有するアレイ。前記電極の大きさは前記測定対象と対となる大きさであることを特徴とする請求項1のアレイ。前記電極は、前記基板に埋め込まれていることを特徴とする請求項1のアレイ。前記電極を底面とした側壁が形成されていることを特徴とする請求項1のアレイ。前記電極は、凹状であることを特徴とする請求項1のアレイ。前記電極は、前記測定対象の大きさの半分以上2倍以下であることを特徴とする請求項1記載のアレイ。前記複数の電極上のプローブは同一種類のプローブであることを特徴とする請求項1のアレイ。前記プローブは、抗体又はウイルス認識部位であることを特徴とする請求項1のアレイ。前記測定対象は、細胞、細菌、ウイルス,ビーズ,リポソームのいずれかであることを特徴とする請求項1のアレイ。基板と、前記基板の表面に設けられた複数の電極と、前記複数の電極のそれぞれと接続され、前記基板の表面と反対側に設けられた配線と、前記電極上に測定対象を捕捉するプローブとを有するアレイ上に試料溶液を接触させる手段と、前記試料溶液に接触する対向電極と、前記アレイに設けられた複数の電極のそれぞれと前記対向電極との間のインピーダンスを測定する測定器とを備えた計測装置。前記対向電極は、前記アレイ上に設けられていることを特徴とする請求項10の計測装置。前記アレイ上に試料溶液を接触させる手段は、前記アレイ上に備えられた流路であることを特徴とする請求項10記載の計測装置。前記流路は、前記アレイの試料入口側に設けられた試料溶液導入部と、前記アレイの試料出口側に設けられた試料排出部とを備えることを特徴とする請求項10記載の計測装置。前記インピーダンスの大きさにより測定対象の捕捉を検出し、捕捉された測定対象の数をカウントする制御部とを備えることを特徴とする計測装置。基板と、前記基板の表面に設けられた複数の電極と、前記複数の電極のそれぞれと接続され、前記基板の表面と反対側に設けられた配線と、前記電極上に測定対象を捕捉するプローブとを有するアレイ上に、試料溶液を導入する工程と、前記複数の電極のそれぞれと試料溶液に接触した対向電極とのインピーダンスを測定する工程と、前記インピーダンスの大きさにより、前記電極のそれぞれにおける前記測定対象の捕捉の有無を検出し、捕捉された前記測定対象の数をカウントする工程とを有する計測方法。前記試料溶液を導入する工程の前後でのインピーダンスの変化から、前記測定対象の捕捉の有無を検出することを特徴とする請求項15記載の計測方法。前記電極上には絶縁性部位を有し、前記プローブは前記絶縁性部位に設けられていることを特徴とする請求項1記載のアレイ。前記電極上には絶縁性部位を有し、前記プローブの結合された微粒子が、前記絶縁性部位に固定化されていることを特徴とする請求項1記載のアレイ。前記電極上には凹部を有し、前記プローブの結合された微粒子が、前記凹部に配置されていることを特徴とする請求項1記載のアレイ。請求項7記載のアレイが複数並べられ、複数並べられた前記アレイの前記プローブは互いに異なることを特徴とするアレイ。従来の技術を用いた場合,細胞細菌ウイルスを1個単位で定量することはできなかった。金コロイドの凝集を用いたイムノクロマトグラフィーでは,複数個の標識物質が凝集したときに初めて色の変化が生じる。このことは,ラテックス散乱測定でも同様である。そのため,1個単位の測定には感度が不足していた。サンドイッチアッセイは一般的に高感度な測定法であり,反応系の工夫により標識抗体1つから検出可能かもしれない。しかし,通常は,洗浄により除去しきれなかった標識抗体が発色を生じるいわゆるバックグラウンド信号が存在し,このバックグラウンド信号のために1個単位の計測は困難である。バックグラウンド信号の影響は,ホモジニアスアッセイのLOCI法でも同様である。SPRではセンサ表面から波長程度の屈折率を測定するため,センサ表面への測定対象物質以外の物質の付着がバックグラウンド信号になり得る。QCMではセンサ表面へ結合した質量を測定するため,同様に夾雑物の付着はバックグラウンド信号になり得る。FETセンサではデバイ長の関係からセンサ表面から1~10nm程度の変化に敏感であり,同様に夾雑物の付着はバックグラウンド信号になり得る。キャパシタンス測定においては,平板キャパシタの容量は距離に反比例するため,キャパシタンスの変化も測定対象の大きさに反比例する。そのため,測定対象よりも小さい夾雑物のセンサ部への付着でもキャパシタンスは変化し,バックグラウンド信号を発生する。つまり,これらの測定法では,センサが計測できる測定対象の大きさを制御していなかったため,バックグラウンド信号を効果的に抑制できていなかった。インピーダンスを用いた細胞計測においては,特許文献7のように細胞よりもはるかに大きい電極対を用いて,複数の細胞が一つの電極対上に存在する状態で測定を行っていた。そのため,細胞の量,大きさ,接着度合い,バックグラウンドなどを区別することが難しく,細胞を1個単位で測定することは困難であった。非特許文献4のように,30~50μmの電極を複数配置して,細胞1個1個に対するインピーダンスを測定し,個々の細胞の状態を観測することを目的としたデバイスの報告はあったが,細胞をカウントすることは想定されていなかった。例えば,対向電極の配置,電極表面に抗体などのプローブが無い,電極の数が100未満しかないことなどがこのことを示している。つまり,これまでのインピーダンスを用いた細胞計測においては,測定対象をカウントするのに適した電極の大きさ,形状,表面修飾,電極数を考慮していなかった。これまでの微小電極は,前記のように酸化還元電流の高感度化が目的であったため個別に配線されておらず,測定対象を1個単位で計測することはできなかった。本発明では,細胞細菌ウイルスを1個単位でカウントし定量する測定装置および測定手法を提供する。本発明の代表的な形態としては、基板と、基板の表面に設けられた複数の電極と、複数の電極のそれぞれと接続され、基板の表面と反対側に設けられた配線と、電極上に測定対象を捕捉するプローブとを有するアレイ、そしてそれを用いた計測装置である。そして,細胞細菌ウイルスといった測定対象と対となるように、同程度の大きさとした電極を複数配置したこのアレイ状のセンサを用いて,各電極について電極近傍の測定対象の有無を検出した。さらに,測定対象を検出した電極の数を足し合わせることで,センサ上に存在する測定対象の量を測定した。電極近傍の測定対象の有無は,電極表面を溶液に接触させた状態で,同じく溶液中に存在する対向電極との間の交流インピーダンスを計測し,電極近傍に測定対象が存在していない電極との交流インピーダンスを比較して判定した。本発明によると,細胞細菌ウイルスといった測定対象と電極を同程度の大きさとし,交流インピーダンスを計測することで,電極の大きさ程度の測定対象を選択的に検出することができる。ここでは、電極に複数の測定対象が存在しないことが分かっているため,測定対象の有無を判定すればよく,従来問題となっていたバックグラウンド信号が,測定対象が電極近傍に存在することで生じる信号変化よりも小さい場合,バックグラウンド信号を除去することができ,バックグラウンド信号の測定値に与える影響を大幅に抑制することができる。また,測定対象の有無を判定することで,バックグラウンド信号同様に問題となっていた測定対象の個体差に起因する信号変化のバラツキの測定値に与える影響を大幅に抑制することができる。さらに、測定対象を検出した電極の数を足し合わせ,センサ上に存在する測定対象の量を測定することで,検体中の測定対象の量を求めることができる。この際,前記のとおり各電極についてバックグラウンド信号や測定対象の個体差に由来する信号変化のバラツキを除去できるため,従来よりも高精度な測定が可能となる。以下,図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。図2~図5は,本発明による電極アレイチップの一例を示す図である。図2は前記電極アレイチップの一部分の鳥瞰図である。基板201上に複数の電極202が備えられていて,個々の電極202には配線203が接続されている。図のように埋め込まれていると、測定対象が結合するのに障害が少なくてよい。図3は,図2の電極の断面図を示している。基板301に電極302が備えられていて,電極302には配線303が接続されている。図4は,図3の電極に抗体をプローブとして固定化した場合の概念図を示している。基板401に電極402が備えられていて,電極402には配線403が接続され,電極402表面には抗体404が固定化されている。プローブは、このように抗体であってもよいし、測定対象がウイルスの場合には、ウイルス認識部位であってもよい。また、同一種類のプローブをこの複数の電極上に載せるようにしてもよいが、測定条件によっては、異なる種類のプローブを、エリアを決めて、または混在させて電極上に載せてもよい。図5は図4の抗体がプローブとして固定化された電極に測定対象が結合した場合の概念図を示している。基板501に電極502が備えられていて,電極502には配線503が接続され,電極502表面には抗体504が固定化され,抗体504には1つの測定対象505が結合している。基板にはSiO2,Si3N4などの絶縁物を用いる。電極には金,白金,銀,銅などの貴金属やカーボンを用いることが望ましいが,求められる耐久性に応じて,チタン,アルミニウム,クロムなどを用いることもできる。配線には導電体を用いる。抗体の代わりに,測定対象に応じたレセプターを用いることもできる。電極と配線の接続は、例えば半導体製造プロセスを用いて,配線の形成後に電極を形成するなどすればよい。また,図2に示すように配線が電極よりも細い必要は無く,例えば,電極と配線が同じ径であったり,電極の径よりも配線が太かったりしてもよく,基板表面に露出している部位が同様の形状をしていれば,本発明による効果は得られる。電極の大きさとしては、電極の直径を測定対象の直径のおよそ2倍以下とすることで、電極に2つ以上の測定対象が結合しないようにすることができる。一方、電極の直径を測定対象の直径の2分の1以上とすることで、測定対象よりも小さな物質が非特異的に結合した際に生じるインピーダンス変化を小さくし、測定対象に対する選択性を向上させた。測定対象は,細胞,細菌,ウイルスなどである。細胞,細菌,ウイルスの大まかな大きさを表1に示す。したがって、電極の直径としては、測定対象に合わせ、細胞の場合には5~20μm程度、細菌の場合には015~160μm程度、ウイルスの場合には5~200nm程度となる。図6は,本発明による電極アレイチップを用いた測定装置の概念図である。本測定装置は,測定部601と制御部608からなる。電極アレイチップ602上に形成された容器603中には測定溶液604が入れられている。測定溶液604中には対向電極605が配置されている。電極アレイチップ602の各電極はそれぞれマルチプレクサ606の入力端子に接続されている。対向電極605とマルチプレクサ606の出力端子はインピーダンス計測装置607に接続されている。マルチプレクサ606の役割は,電極アレイチップ602上の複数の電極のうち一つをインピーダンス計測装置607と接続することである。インピーダンス計測装置607の役割は,電極アレイチップ602上の複数の電極のうち一つと対向電極605の間のインピーダンスを計測することである。制御部608としては,例えば図6に示したようなパーソナルコンピュータPCを用いることができる。PCは、データ処理装置609,データ表示装置613を有し,データ処理装置609は、例えば、演算装置610,一時記憶装置611,不揮発性記憶装置612を有している。図7は,本発明による測定装置を用いた測定方法のフローチャートの一例である。図6と併せて説明する。まず,容器603に測定溶液604を注入する。続いて,マルチプレクサ605により入力端子と出力端子の接続を切り替えながら,インピーダンス計測装置607でインピーダンスを測定し,それぞれのインピーダンスを記録する。これにより,電極アレイチップ602上の全ての電極について対向電極との間のインピーダンスを測定する。次に,容器に試料溶液を注入する。試料溶液中の測定対象が電極アレイチップ602の電極上に固定化された抗体に結合するまで,一定時間待機する。続いて,マルチプレクサ605により入力端子と出力端子の接続を切り替えながら,インピーダンス計測装置607でインピーダンスを測定し,それぞれのインピーダンスを記録する。試料溶液注入前に測定したインピーダンスと比較し,インピーダンスの変化が閾値よりも大きければカウンターをインクリメントする。これにより,電極アレイチップ602上の電極一つ一つについて測定対象の結合の有無を判定し,電極アレイチップ602上の全ての電極上に結合した測定対象の数を数える。最後に,カウンターの値,すなわち電極アレイチップ602上の全ての電極上に結合した測定対象の数を出力する。閾値を用いて電極上の測定対象をカウントすることで,一つの電極で測定対象の量を測定する従来の方法と比べて,測定精度を向上させることができる。インピーダンスを変化させる要因として,測定対象の結合以外に,夾雑物の非特異的吸着,溶液塩濃度の変化,温度の変化などの外乱がある。一つの電極で測定対象の量を測定する従来の方法では,これら外乱が測定精度を低下させるが,閾値を用いて電極上の測定対象をカウントする場合,外乱が閾値よりも小さいときは外乱はカウント値に影響を及ぼさない。従って,閾値を用いて電極上の測定対象をカウントすることで,外乱の影響を抑制し,測定精度を向上させることができる。上記の例では閾値を用いて電極上の測定対象の有無を判定したが,時系列の変化を用いることでも測定対象を高精度に測定することができる。例えば,図8のように有る電極のインピーダンスを時系列順に並べることで,電極上に物質が捕捉されていた時間を求めることができる。電極上に捕捉されていた時間から,捕捉されていた物質が測定対象か夾雑物かを判定することで,判定の精度を向上させることができる。電極上に備えた抗体等は測定対象を特異的に結合するため、夾雑物がまれに結合してしまった場合よりも、測定対象が結合する時間の方が長くなるためである。図9は,本発明による電極アレイチップを用いた別の測定装置の概念図である。本測定装置は,測定部901と制御部902からなる。測定部901では,測定容器903内の測定溶液がポンプ904によって流路905内を通り,測定セル908を経て廃液容器909に達する。流路905上にはバルブ907があり,検体シリンジ906によって検体が流路中の測定溶液に注入される。図9は測定セル908の拡大図であり,電極アレイチップ912に流路911が接している。電極アレイチップ912上の各電極はマルチプレクサ914の入力端子に接続されている。また,この例では,電極アレイチップ912上に対向電極913も載っており,同じく流路911に接している。マルチプレクサ914の出力端子と対向電極913はインピーダンス計測装置910に接続されている。マルチプレクサ914の役割は,電極アレイチップ912上の複数の電極のうち一つをインピーダンス計測装置910と接続することである。インピーダンス計測装置910の役割は,電極アレイチップ912上の複数の電極のうち一つと対向電極913の間のインピーダンスを計測することである。図10は,本発明による測定装置を用いた測定方法のフローチャートの一例である。図9と併せて説明する。まず,流路905にポンプ904を用いて測定溶液容器903内の測定溶液を流す。続いて,マルチプレクサ914により入力端子と出力端子の接続を切り替えながら,インピーダンス計測装置910でインピーダンスを測定し,それぞれのインピーダンスを記録する。これにより,電極アレイチップ912上の全ての電極について対向電極913との間のインピーダンスを測定する。次に,流路905に検体を注入し,測定セル908内で反応させる。続いて,マルチプレクサ914により入力端子と出力端子の接続を切り替えながら,インピーダンス計測装置910でインピーダンスを測定し,それぞれのインピーダンスを記録する。試料溶液注入前に測定したインピーダンスと比較し,インピーダンスの変化が閾値よりも大きければカウンターをインクリメントする。これにより,電極アレイチップ912上の電極一つ一つについて測定対象の結合の有無を判定し,電極アレイチップ912上の全ての電極上に結合した測定対象の数を数える。最後に,カウンターの値,すなわち電極アレイチップ912上の全ての電極上に結合した測定対象の数を出力する。以上の例ではマルチプレクサを用いて電極アレイチップ上の複数の電極についてインピーダンスの計測を一つ一つ行ったが,インピーダンス計測装置を複数用意して複数の電極のインピーダンスを同時に計測してもよい。また,インピーダンス計測装置に相当する回路を,電極アレイチップ内に組み込んでも良い。図7,図10の測定フローにおいて,容器に入れる測定溶液の量,試料溶液の量,送液する測定溶液量,検体量は予め決めた量にしておくことが望ましい。このようにすることで,複数の試料溶液間,検体間で測定対象濃度を比較したり,測定対象濃度の絶対値を求めたりすることができる。また,試料溶液や検体中の測定対象濃度が高いと,電極のほぼすべてに測定対象が結合してしまうことがある。その場合,濃度を正しく見積もることができないため,試料溶液量を減らしたり,送液する検体量を減らしたり,試料溶液や検体を希釈したりして再度測定する。別の測定手順として,競合反応を用いることもあり得る。測定対象と同程度の大きさのビーズやリポソームを準備し,電極上に固定化したプローブと結合する部位をビーズやリポソームに設ける。測定対象とビーズやリポソームを混合し,上述した手順と同様にして計測を行う。一つの電極には測定対象とビーズリポソームのいずれかが結合できるため,測定対象の量が少ない場合多くの電極にビーズリポソームが結合するが,測定対象の量が多くなると測定対象と結合する電極が増加し,それに伴いビーズリポソームと結合する電極が減少する。つまり,測定対象の量に応じてビーズリポソームと結合する電極の数は増減する。したがって,何も結合していない電極,測定対象が結合した電極,ビーズリポソームが結合した電極をインピーダンス変化から判定し,測定対象が結合した電極とビーズリポソームが結合した電極の数を比べることで,測定対象を定量することができる。タンパク質などを測定する際に,ビーズやリポソームを標識として用いることもできる。電極上に固定化したプローブとビーズやリポソームに固定化したプローブが,測定対象介して結合するようにする。プローブとしては,抗体などを用いる。このようにすることで,電極よりも小さな物質を測定することができる。電極と同程度の大きさの物質を測定する場合と違い,測定対象を1つからカウントすることはできないが,標識の非特異吸着が抑制や,溶液中に遊離している標識が信号として検出されないためホモジニアスアッセイが可能になるといった利点がある。図11~19は,本発明による電極アレイチップに備わっている電極の他の例を示す図である。図11は鳥瞰図であり,図12はその断面図である。基板1101には一段掘り下げられた部位があり,掘り下げられた部位の底部に電極1102が備えられている。電極1103には配線1103が接続されている。別の見方をすると,基板1201に電極1202が埋め込まれていて,電極1202には配線1203が接続されていて,電極1202の周囲には壁1204が存在している。図13は図12の電極に抗体が固定化された状態を,図14は図13の抗体に測定対象が結合した状態を示している。図15は壁の一部が電極上にせり出した形状を示している。このように壁が電極上にせり出している場合,本実施例では電極の露出した部分を実効的な電極とみなしている。そのため,電極全体の大きさを小さくすることなく壁の開口部の大きさで実効的な電極の大きさを制御することができ,製造工程の一部を共通化することができる。また,電極全体の大きさを小さくすることが困難な場合にも有効である。図16は壁が電極の近傍にのみ存在している形状を示している。図17は電極が凹型の形状である例を示している。図18は図17の凹型電極に抗体が固定化された状態を示している。図19は図18の抗体に測定対象が結合した状態を示している。ここで、側壁の内径が測定対象の2倍以下であると、測定対象が1つだけ結合できることを保証できてよい。以下、それぞれの構成をとった場合の効果について、データと共に説明する。図20は,電極の大きさとインピーダンスの関係を示している。図20は,図3の形状の電極において,電極を直径40100200nmの円板としたときの周波数とインピーダンスの絶対値の関係を,有限要素法を用いて数値解析的に求めた結果を示している。図20は,図4の状態から図5の状態に変化したときのインピーダンス変化率を,有限要素法を用いて数値解析的に求めた結果を示している。電極を直径40100200nmの円板とし,測定対象を直径100nmの球体とし,電極と測定対象の間隔例えば図4のような抗体404の長さを10nmとした。電極表面に形成される電気二重層を,抵抗値4Ωm2,静電容量15μFcm2,測定溶液を抵抗値01Ωm,比誘電率80,測定対象を外の膜を厚さ10nm,抵抗値108Ωm,比誘電率1,内部液を抵抗値1Ωm,比誘電率80とした。パラメータを振ってみたところ,測定溶液の抵抗値,比誘電率,電気二重層容量には大きな依存性が見られたが,その他のパラメータには余り大きな依存性は見られず,測定対象を絶縁体の球と仮定しても得られた結果には大きな変化はなかった。図20に示すように,インピーダンス変化率の最大値は電極の直径に反比例している一方,インピーダンス変化が立ち上がる周波数も電極の直径に反比例している。また,図20に示すように,電極の直径に反比例して,インピーダンスの絶対値は大きくなっている。すなわち,電極の大きさが小さい方がインピーダンス変化率が大きくなり測定精度の向上が期待できるが,一方で測定に使用する周波数が大きくなったり,インピーダンスの絶対値が大きくなったりして,測定が困難になる場合もある。図21は,電極の周囲に壁がある場合とない場合のインピーダンスの違いを示している。壁が無い場合として図3の形状の電極において直径100nmの円板としたとき,壁が有る場合として図12の形状の電極において直径100nmの円板および壁の内径を直径140nm,高さを70nmとしたときの,インピーダンス絶対値および直径100nmの球体とした測定対象の結合によるインピーダンス変化を,有限要素法を用いて数値解析的に求めた。壁は,抵抗値108Ωm,比誘電率1とした。壁の存在により,インピーダンス変化率が3倍以上大きくなった。これは,定性的には,測定対象が球体であるために生じてしまう電極と測定対象の隙間に存在した電流パスの影響が,壁の存在することで抑制されたためであると考えられる。また,これは測定対象が接着状態の細胞のような扁平ではない,接着していない細胞や細菌やウイルスのような球形である場合に得られる効果である。なぜなら,測定対象が扁平である場合,電極と測定対象の間に隙間は生じにくいもしくは隙間は一様であるが,測定対象が球形である場合,平らな電極と測定対象の間に隙間ができることは避けられないためである。このように、各電極の周囲に側壁を設けることで、電極近傍に測定対象が存在することによる交流インピーダンス変化を増大させることができる。図22は,平板型電極と平板型電極の周囲に壁がある場合と凹型電極のインピーダンスの違いを示している。平板型電極として図3の形状の電極において直径140nmの円板としたとき,平板型電極の周囲に壁場ある場合として図12の形状の電極において直径140nmの電極および壁の内径を直径140nmとしたとき,凹型電極として図17の形状の電極において,直径140nm,深さ70nmとしたときのインピーダンス絶対値および直径100nmの球体とした測定対象の結合によるインピーダンス変化を,有限要素法を用いて数値解析的に求めた。Planeが平板型電極を,Withsideelectrodeが凹型電極を,Withsidewallが平板型電極の周囲に壁場ある場合を表している。インピーダンス変化率の最大値は,平板型電極に比べて凹型電極では3倍以上,平板型電極の周囲に壁場ある場合は4倍以上大きかった。また,インピーダンス変化率が最大となる周波数は,平板型電極と平板型電極の周囲に壁がある場合ではほとんど変化が無かったが,凹型電極では平板型電極に比べて5分の1の周波数であった。これより、電極の形状を凹型とすることで、電極近傍に測定対象が存在することによる交流インピーダンス変化を増大させ、測定対象の検出が可能となる周波数を低周波数側にシフトすることができる。図23は,図20~22で示した現象を説明するための回路図である。RsolnとCdlの直列回路であり,Rsolnは溶液抵抗をCdlは電極表面の電気二重層による静電容量を表している。この回路のインピーダンスZは,であり,絶対値Zは,周波数fに対して図24のようにプロットできる。周波数fcは、で表され,ffcでは,で近似される。図24は,図20,図21,図22の形状を大まかに表していることが分かる。図20において,周波数fcは電極の直径に概ね比例していて,Rsolnは電極の直径に概ね反比例している。Rsolnが電極の直径に概ね反比例するのは,電流密度が電極からの距離の二乗に反比例して減少するため,Rsolnは電極から電極の直径程度の近傍が支配的になり,と表せるためである。一方,静電容量は電極の表面積に比例するため,Cdlが電極の直径の二乗に比例する。従って,周波数fcは式に従って電極の直径に概ね比例する。電極近傍に測定対象があると,電流パスが制限されるため,Rsolnが増加しRsolnとなり,インピーダンスが変化する。このとき,fc近傍およびfcより大きな周波数ではインピーダンスが増加するが,fcより小さな周波数ではインピーダンスの変化は小さいかほとんど無くなる。これは,fcより小さな周波数では,電気二重層の静電容量が支配的にインピーダンスを決めているためである。従って,測定対象の検出には,fc近傍およびfcより大きな周波数を用いることになる。測定の再現性を考えた時,測定する周波数が高いと回路の寄生容量や配線の容量が影響しやすくなるため,なるべく低い周波数で測定することが望ましい。しかし,前述のようにfcよりも低い周波数では測定が困難である。従って,fcをなるべく低くすることが望ましい。前述のように,周波数fcは電極の直径に概ね比例するため,電極はなるべく大きくすることがよい。しかし,図20に示したように,電極が大きくなるほど,測定対象が電極近傍にあることによるインピーダンス変化率は小さくなる。従って,平板型電極では,周波数fcとインピーダンス変化率はトレードオフの関係にある。図11~16に示した側壁を設けた電極の場合,図21に示したように,側壁の有り無しで周波数fcはほとんど変化しないが,インピーダンス変化率は増大する。これは,側壁の有無によりRsolnはあまり影響を受けないが,RsolnRsolnを増大させることができるためであり,平板型電極のトレードオフの関係を打ち破ることができる新規な構造である。図17~19に示した凹型電極の場合,図22に示したように,平板型電極と比較してRsolnはあまり影響を受けないが,周波数fcは低下し,さらに,インピーダンス変化率が増大する。これは,平板型電極と凹型電極を比較した場合,基板に垂直な方向の電極の射影における電極面積は変わらないためRsolnはあまり影響を受けないが,電極の表面積は凹型電極の方が大きいためCdlは凹型電極の方が大きくその結果周波数fcが低下したと考えられる。インピーダンス変化率の増加は,側壁の場合と同様の効果であると考えられる。凹型電極は,平板型電極のトレードオフの関係を打ち破ることができる新規な構造である。ウイルスは直径100nm程度,菌は1μm程度であり,100mMの塩化ナトリウム溶液において,それぞれの直径の電極の周波数fcは50MHzおよび5MHz程度であり,溶液抵抗は10MΩおよび1MΩ程度である。すなわち,これら測定対象を1つずつ測定する場合,回路の寄生容量や配線の容量の影響は無視できず,周波数fcを低下させることで回路の寄生容量や配線の容量の影響を小さくすることが有効である。側壁や凹型電極の別の効果として,測定対象に対する選択性を向上させる効果がある。平板型電極では測定対象よりも大きい物質が非特異的に電極表面に結合した場合,測定対象の結合と同様なインピーダンス変化をもたらす可能性が有る。しかし,側壁があったり電極が凹型であったりすることにより,側壁や凹型電極の径よりも大きな物質は電極表面に近づくことができない。その結果,測定対象に対する選択性が向上する。電極に多孔質材料を用いることでも,Rsolnに与える影響を小さくしつつ周波数fcを低下させることができる。電極が多孔質であると,電極表面積が増加しCdlが増加するが,基板に垂直な方向の電極の射影における電極面積は変わらないためRsolnはあまり影響を受けない。その結果,周波数fcは低下する。尚,その際,孔の直径は電気二重層の厚みよりも大きくするため,1nm程度以上あることが望ましい。また,表面粗さが粗い電極を用いることでも,同様の効果が得られる。図29,図30,図31は図12と図17の別の形態である。図29のように壁がテーパー状であっても図12の形状で得られたような壁の効果は得られる。図30のように電極が丸く凹んでいても,図30の形状で得られたような凹型電極の効果は得られる。図31のように凹型電極の端が穴の外部に露出していても,効果は小さくなるが,図30の形状で得られたような凹型電極の効果は得られる。図26は電極周囲に設ける壁の高さを変えたときの,インピーダンス変化率の違いを示している。図12の形状の電極において直径100nmの円板および壁の内径を直径160nmの電極において,直径100nmの球体とした測定対象の結合によるインピーダンス変化を求めた。壁の高さが低いときから壁によるインピーダンス変化率増加の効果が見られ,測定対象の大きさである100nm程度まで増加が見られた。したがって,測定対象の大きさ程度までは壁によるインピーダンス変化率増加の効果があることが分かる。1つの基板上に異なる抗体を固定化した電極を有する電極アレイチップを用いて測定対象の検出を行うことで,一度に複数種類の測定対象を検出することができる。例えば,A型インフルエンザウイルスに対する抗体を固定化した直径100nmの電極とB型インフルエンザウイルスに対する抗体を固定化した直径100nmの電極をそれぞれ200個ずつ有した電極アレイを用いて,インフルエンザのり患の疑われる被験者から採取した体液中のそれぞれのウイルスの数を測定することで,被験者のり患しているインフルエンザの型を判定できる。また,インフルエンザウイルスに対する抗体を細菌に対する抗体を固定化した電極と細菌に対する抗体を固定化した電極を混載したアレイを用いることで,インフルエンザへのり患の判定と同時に細菌への感染を判定することができ,合併症を未然に防ぐための治療に役立てることができる。また,測定対象を細菌とすることもできる。その場合,サルモネラ,腸炎ビブリオ,カンピロバクター,ブドウ球菌,大腸菌,ボツリヌス菌,セレウス菌,ウエルシュ菌,リステリア菌などの細菌に合わせた直径1μm程度の大きさの電極を用いる。この場合,測定対象が楕円形であることもあるが,基本的な測定原理に変わりは無い。図27は,電極の大きさとインピーダンスの関係を実験的に求めた結果を示している。100mM硫酸ナトリウム溶液中に開口部の直径が10μm,25μm,100μm,16mmの金電極と白金線を配置し,金電極と白金線間のインピーダンスを測定した。その時,印加する電圧は振幅10mVとした。その結果,図27に示すようなインピーダンスの絶対値が得られた。低周波側の傾きのある直線は容量成分,主に金電極表面の電気二重層によるもの,高周波側の平坦な直線は抵抗成分,主に金電極周辺の溶液に由来するものである。金電極の直径に対して溶液の抵抗成分をプロットした結果を図27に黒丸で示す。溶液抵抗が直径に反比例していることが分かる。100mM硫酸ナトリウムの抵抗の実測値0625Ωmを元に,上述した有限要素法による数値解析によりインピーダンスを求めたところ,図27に直線で示したような結果が得られた。実験値と計算値はよく一致し,有限要素法による数値解析が実際の測定をよく再現していることが分かる。図28は,開口部の直径100μmの金電極を用いて,測定対象として直径90μmのビーズを検出した結果を示している。100mM硫酸ナトリウム溶液中に開口部の直径が100μmの金電極と白金線を配置し,金電極と白金線間のインピーダンスを測定した。同時に,光学顕微鏡による画像も取得した。金電極上にビーズがある場合と金電極上にビーズが無い場合でに実線で示したようなインピーダンスの変化が観測された。溶液の抵抗の実測値と金電極の静電容量の実測値を元に上述した有限要素法による数値解析によりインピーダンス変化を求めたところ,に破線で示したような結果が得られた。形状,値ともによく再現できており,有限要素法による数値解析が実際の測定をよく再現していることが分かる。図32は,電極アレイチップに備わっている電極の他の例を示す図である。図32は断面図を,図32bは平面図を示す。基板3201上には電極3202があり,電極3202には配線3203が接続されている。電極3202は、上表面がドーナツ状であり,中心部には絶縁性部位3204がある。絶縁性部位には抗体3205が固定化されている。図33は抗体3205に測定対象が結合した状態を示している。このようにすることで,測定対象が結合される場所が電極中心部に限定され,測定対象が結合した際の信号変化の再現性が高くなる。図32のように絶縁性部位3204を設けることで,電極中心部にのみ抗体を固定化することが容易になる。なぜなら,絶縁性部位3204を酸化シリコン,窒化シリコン,石英,酸化チタンなどとし,金属部位には結合せず絶縁部位に結合するシランカップリング剤のような化合物を用いて抗体を絶縁性部位3204にのみ固定化することができたり,電極3202および絶縁性部位3204の両方に一旦抗体を固定化させてから電極3202に電圧を印加して電極3202に固定化された抗体を取り除いたりと,電極3202と絶縁性部位3204の物性の違いを利用して絶縁性部位3204にのみ抗体を固定化することが可能となるからである。また,電極に抗体を固定化しないため電極設計の自由度が高くなる。例えば,アルカンチオールを用いて電極全面に抗体を固定化する場合,電極をアルカンチオールの結合する金などの貴金属とする必要があるが,図33のように絶縁性部位にのみ抗体を結合する場合は,電極3202を貴金属に限らず窒化チタン,チタン,タングステンのような材料を用いることができる。図34はドーナツ状の電極を用いる場合の他の例を示す図である。電極周囲に壁があり,そのため測定対象の結合による信号変化が図32よりも大きくなる。図35はドーナツ状の電極を用いる場合の他の例を示す図である。電極中心の絶縁性部位の表面と結合性を有する微粒子3501が絶縁性部位の上に配置されている図35。微粒子には抗体などの測定対象と結合する物質が固定化されている。そのため,測定対象3502は微粒子を介して電極上に結合する図35。この場合,絶縁性部位は微粒子の大きさだけ電極よりも凹んだ位置にあってもよい。測定終了後,電極を再利用するために,微粒子と絶縁性部位の結合を弱める物質を導入し,電極上から微粒子を取り除くようにしてもよい。図36はドーナツ状の電極を用いる場合の他の例を示す図である。電極中心に凹みがあり,磁気ビーズが凹みに配置されている図36。磁気ビーズには抗体などの測定対象と結合する物質が固定化されている。そのため,測定対象は磁気ビーズを介して電極上に結合する図36。測定終了後,磁場で磁気ビーズを引き寄せて電極上から磁気ビーズを取り除き、新たな磁気ビーズを電極上に配置し,次の測定を行うようにしてもよい。図37は,図32で示したドーナツ状の電極を用いて測定対象に見立てた球体の検出を行う場合の計算結果を示したグラフである。Circleで示したのが図4で示した円板状の電極で直径が150nmのものを用いた場合,id40nmで示したのが図32で示したドーナツ状の電極で外径が150nm,内径が40nmのものを用いた場合,id80nmで示したのが図32で示したドーナツ状の電極で外径が150nm,内径が80nmのものを用いた場合を示している。インピーダンス絶対値および直径100nmの球体とした測定対象の結合によるインピーダンス変化を,有限要素法を用いて数値解析的に求めた。円板上電極と比較して内径40nmのドーナツ状の電極では,測定対象の結合によるインピーダンス変化率は5程度の減少であり,ドーナツ状であって測定対象の検出が可能であることが分かる。また,内径60nmのドーナツ状電極では,変化率は27減少するものの,依然として8のインピーダンス変化が観測され,同様に検出は可能であった。図38は,図34で示したドーナツ状の電極を用いて測定対象に見立てた球体の検出を行う場合の計算結果を示したグラフである。Circleで示したのが図13で示した円板状の電極で直径が150nmのものを用いた場合,id40nmで示したのが図34で示したドーナツ状の電極で外径が150nm,内径が40nmのものを用いた場合,id80nmで示したのが図34で示したドーナツ状の電極で外径が150nm,内径が80nmのものを用いた場合を示している。側壁の直径は電極の外径と同じ150nmとした。インピーダンス絶対値および直径100nmの球体とした測定対象の結合によるインピーダンス変化を,有限要素法を用いて数値解析的に求めた。円板上電極と比較して内径40nmのドーナツ状の電極では,測定対象の結合によるインピーダンス変化率は3程度の減少に抑えられており,側壁はドーナツ状電極における円板状電極との差を小さくする効果もあることが分かる。また,内径60nmのドーナツ状電極でも変化率は15の減少に抑えられた。図37,38の結果より、ドーナツ状の電極を用いた場合もインピーダンス変化から測定対象を検出できることが分かる。円板状の電極と比較して測定対象の結合によるインピーダンスの変化率は若干小さくなるが,本測定ではインピーダンスの変化率から測定対象の有り無しを検出するため,原理的にはインピーダンス変化率の若干の違いは測定対象の定量に影響を及ぼさない。また,ドーナツ状の電極の周囲に側壁を設ける場合,円板上の電極の場合と同様にインピーダンス変化率は増加し,さらに,円板上電極とのインピーダンス変化率の違いは小さくなる。従って,ドーナツ状の電極を用いることで測定対象の検出の機能を維持したまま,測定対象が結合される場所を電極中心部に限定し,測定対象が結合した際の信号変化の再現性が高くできることが分かる。図32~38において説明したドーナツ状電極は,電極の一部に切れ込みを有していたり図39,複数の部位に分割されていたり図39,中心にある絶縁性部位が例えば四角などの円以外の形状であっても良い図39。図40は複数種類の細菌に対応する電極を混載したチップの一例である。チップ4001には4つのエリア4002~4005が存在し,各エリアは図2のような電極アレイとなっている。例えば、エリア4002には病原性大腸菌O157に,エリア4003には黄色ブドウ球菌に,エリア4003にはサルモネラに,エリア4003にはカンピロバクターに対応した抗体が固定化されている。また,この例の場合、各エリアの電極はそれぞれの菌の大きさに最適化されている。エリアごとに,図7,若しくは図10のフローに従い測定対象の数を計測する。チップ4001を用いることで,食品水糞便などの検体中の複数種類の細菌を一度に調べることができる。"