JP7460110B2

JP7460110B2 - 測定方法及び測定装置

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Publication number: JP7460110B2
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Inventors: 重康宇野
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Description

本開示は、測定方法及び測定装置に関する。

細胞や細胞外小胞やウィルスなどの微生物粒子は、微生物粒子に対するダメージを抑えるために、有無や量が非侵襲で計測されることが望まれる場合がある。

非侵襲で微生物粒子を計測する手法としては、光、電位、電流、及び、インピーダンスなどを利用した手法が挙げられる。例えば、特開２００７－２１５４７３号公報（以下、特許文献１）や特表２０１３－５１８５７１号公報（以下、特許文献２）は、検出対象の細胞と同等程度に微小サイズのセンサ電極の上に細胞培養容器を配置し、電極上の細胞が電極表面を覆うことによるインピーダンス変化を測定することで細胞を検出する手法を開示している。

特開２００７－２１５４７３号公報特表２０１３－５１８５７１号公報

例えば単一やそれに近い微量の微生物粒子を測定対象とするとき、微生物粒子の数がセンサ電極に対して少なくなる。上記の方法において、微生物粒子の数がセンサ電極に対して少ない場合、センサ電極間の電流のうちの微生物粒子以外を通過する電流が増加する。その結果、微生物粒子を通過する電流に応じた信号の出力が低下するとともに、微生物粒子以外を通過する電流に応じたノイズが増加する。そのため、測定精度が低下する可能性がある。そこで、単一やそれに近い微量の微生物粒子に関しても高精度で測定が可能な測定方法及び測定装置を提案する。

ある実施の形態に従うと、測定方法は、測定対象の微生物粒子を電流が通過するようにセンサ電極対を配置し、センサ電極間のインピーダンスを測定し、測定されたインピーダンスのインピーダンス変化に基づいて測定結果を得、測定対象の微生物粒子を電流が通過するようにセンサ電極対を配置することは、センサ電極間の電流の経路のうち、微生物粒子を通過する第１の経路における抵抗より、微生物粒子を通過しない第２の経路における抵抗を大きくすることを含む。

他の実施の形態に従うと、測定装置は、細胞用の測定装置であって、細胞の保持体に接して配置するセンサ電極対と、センサ電極間のインピーダンスのインピーダンス変化に基づいて測定結果を得る測定部と、を備え、一方の電極は、細胞によって完全に覆われることが可能な微小サイズである。

更なる詳細は、後述の実施形態として説明される。

図１は、第１の実施の形態に係る測定装置の概略図である。図２は、測定装置に含まれるセンサ電極の構成を表す概略図である。図３は、測定対象の細胞が付着したセンサ電極の平面概略図である。図４は、測定対象の細胞が付着したセンサ電極の正面概略図である。図５は、センサ電極間の等価回路の回路図である。図６は、発明者がコンピュータシミュレーションによって作成した、センサ電極間のインピーダンス曲線の一例である。図７は、測定装置の測定部の構成を表したブロック図である。図８は、実施の形態に係る測定方法の一例を表したフローチャートである。図９は、センサ電極と付着した細胞との関係に応じたインピーダンス曲線を説明する図である。図１０は、センサ電極と付着した細胞との関係に応じたインピーダンス曲線を説明する図である。図１１は、センサ電極と付着した細胞との関係に応じたインピーダンス曲線を説明する図である。図１２は、発明者がコンピュータシミュレーションによって作成した、センサ電極間のインピーダンス曲線の一例である。図１３は、発明者がコンピュータシミュレーションによって作成した、センサ電極間のインピーダンス曲線の一例である。図１４は、発明者がコンピュータシミュレーションによって作成した、センサ電極間のインピーダンス曲線の一例である。図１５は、発明者がコンピュータシミュレーションによって作成した、センサ電極間のインピーダンス曲線の一例である。図１６は、発明者がコンピュータシミュレーションによって作成した、センサ電極間のインピーダンス曲線の一例である。図１７は、発明者がコンピュータシミュレーションによって作成した、センサ電極間のインピーダンス曲線の一例である。図１８は、発明者がコンピュータシミュレーションによって作成した、センサ電極間のインピーダンス曲線の一例である。図１９は、発明者がコンピュータシミュレーションによって作成した、センサ電極間のインピーダンス曲線の例であって、複数のセンサ電極のサイズごとのインピーダンス曲線の例である。図２０は、第２の実施の形態に係る測定装置の概略図である。

＜１．測定方法及び測定装置の概要＞

（１）実施の形態に係る測定方法は、測定対象の微生物粒子を電流が通過するようにセンサ電極対を配置し、センサ電極間のインピーダンスを測定し、測定されたインピーダンスのインピーダンス変化に基づいて測定結果を得、測定対象の微生物粒子を電流が通過するようにセンサ電極対を配置することは、センサ電極間の電流の経路のうち、微生物粒子を通過する第１の経路における抵抗より、微生物粒子を通過しない第２の経路における抵抗を大きくすることを含む。これにより、例えば単一やそれに近い微量の微生物粒子を測定対象とする場合であっても、センサ電極間の電流のうちの微生物粒子以外を通過する電流の増加を抑えることができる。その結果、微生物粒子を通過する電流に応じた信号の出力の低下を抑え、また、微生物粒子以外を通過する電流に応じたノイズの増加も抑えられる。その結果、測定精度の低下を抑え、高精度で測定が可能となる。

（２）好ましくは、第１の経路における抵抗より第２の経路における抵抗を大きくすることは、センサ電極対として測定対象の微生物粒子のサイズ程度以下の微小サイズの電極対を用いることを含む。これにより、第１の経路における抵抗より第２の経路における抵抗が大きくなり、センサ電極間の電流のうち微生物粒子を通過する電流が多くなる。

（３）好ましくは、測定対象の微生物粒子は細胞であって、微小サイズは、測定対象の細胞によって完全に覆われることが可能なサイズである。これにより、第１の経路における抵抗より第２の経路における抵抗を大きくできる。

（４）好ましくは、センサ電極対の一方の電極は、測定対象の微生物粒子のサイズ程度以下の微小サイズの、複数の微小電極が平面状に配置された電極チップを構成しており、センサ電極対を配置することは、電極チップを測定対象の微生物粒子の保持体に接して配置することを含む。これにより、センサ電極を小さくすることと、微生物粒子によって完全に覆われる可能性を高くすることと、を両立できる。その結果、第１の経路における抵抗より第２の経路における抵抗を大きくできる。

（５）好ましくは、インピーダンスを測定することは、複数の微小電極のうちから微生物粒子が接している１又は複数の微小電極を選択し、センサ電極対の他方の電極と選択した微小電極との間のインピーダンスを測定することを含む。これにより、センサ電極を小さくすることと、微生物粒子によって完全に覆われる可能性を高くすることと、を両立できる。その結果、第１の経路における抵抗より第２の経路における抵抗を大きくできる。

（６）好ましくは、第１の経路における抵抗より第２の経路における抵抗を大きくすることは、第１の経路より第２の経路の断面積を小さくすることを含む。これにより、第１の経路における抵抗より第２の経路における抵抗が大きくなり、センサ電極間の電流のうち微生物粒子を通過する電流が多くなる。

（７）好ましくは、測定結果を得ることは、測定されたインピーダンスのうちの測定項目に応じた周波数範囲におけるインピーダンス変化に基づいて、微生物粒子の測定項目についての測定結果を得ることを含む。これにより、微生物粒子のさまざまな測定項目について、対象とする測定項目に応じた周波数範囲のインピーダンス変化を用いることで、非侵襲に、かつ、容易に測定結果が得られる。

（８）実施の形態に係る測定装置は細胞用の測定装置であって、細胞の保持体に接して配置するセンサ電極対と、センサ電極間のインピーダンスのうちの測定項目に応じた周波数範囲におけるインピーダンス変化に基づいて、測定項目についての測定結果を得る演算部と、を備え、一方の電極は、細胞によって完全に覆われることが可能な微小サイズである。これにより、微生物粒子のさまざまな測定項目について、対象とする測定項目に応じた周波数範囲のインピーダンス変化を用いることで、非侵襲に、かつ、容易に測定結果が得られる。

＜２．測定方法及び測定装置の例＞

［第１の実施の形態］

本実施の形態に係る測定装置１００は、微生物粒子を測定する測定装置である。測定対象の微生物粒子は、表面を細胞膜によって覆われた微小サイズの粒子であって、例えば、細胞、細菌、ウィルス、細胞外小胞などである。以降の説明では、測定対象の微生物粒子を細胞であるものとする。以下の説明では、細胞のサイズを、仮に10μｍとしている。

微生物粒子を測定することは、規定された測定項目についての測定結果を得ることを含む。測定項目は、例えば、微生物粒子を覆う細胞膜の電気容量などである。具体的な測定項目については後述する。

図１を参照して、測定装置１００は、センサ電極対１０を有する。センサ電極対１０は、センサ電極１１及びセンサ電極１２からなる。センサ電極対１０は、測定対象の微生物粒子を電流が通過するように配置される。具体的には、センサ電極対１０の両方が、細胞３００が混入した溶液４００に接するように配置される。一例として、センサ電極１１及びセンサ電極１２は、細胞３００が混合した溶液４００を封入した容器２００に間隔を隔てて配置される。

溶液４００は細胞３００の保持体の一例であって、他の例として、細胞培養用のハイドロゲルなどであってもよい。容器２００は、例えば、ディッシュやウェルなどである。細胞３００は、図３及び図４に示されるように、細胞膜３０１に覆われ、内部に細胞質３０２を有する。一例として、図１に示されたように、センサ電極１１を容器２００の底面に、センサ電極１２を容器２００の上面に貼付する。センサ電極１１を容器２００の底面に配置することで、センサ電極１１には細胞３００が付着しやすくなる。

測定装置１００は、測定部４０を有する。測定部４０は、インピーダンスを測定する測定回路３０を含む。測定回路３０には、センサ電極１１及びセンサ電極１２がそれぞれ電気的に接続されている。測定回路３０は、例えば、ブリッジ法、共振法、ＩＶ法などの、一般的な測定方法を採用した、インピーダンスの測定器を含み、センサ電極１１及びセンサ電極１２の間のインピーダンスを測定する。

測定部４０は測定回路３０によって測定されたインピーダンスのうちの、測定項目に応じた周波数範囲におけるインピーダンス変化に基づいて、細胞３００の当該測定項目についての測定結果を得る。測定項目と周波数範囲とについては後述する。

センサ電極対１０の一方のセンサ電極であるセンサ電極１１は、図２に示されたように、微小サイズの、複数の微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…が、基板１１１上に平面状に配置されて電極チップを構成している。センサ電極１１を容器２００の底面に配置することは、電極チップを細胞３００の保持体に接して配置させることに相当する。

微小サイズは、測定対象の微生物粒子、つまり、細胞３００によって完全に覆われることが可能なサイズであって、細胞３００のサイズ程度以下である。微小電極のサイズは、例えば、直径１０μｍ程度である。微小電極のサイズについては、後に発明者のシミュレーションの結果を用いて詳述する。

より具体的に、図３及び図４では、複数の微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…のうち、代表させて微小電極１１Ａについて示されている。図３及び図４を参照して、微小電極１１Ａの直径Ｄは細胞３００の直径ｄより小さい。これにより、微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…は、いずれも、細胞３００によって完全に覆われることが可能である。なお、以下の説明では、仮想的に微小電極の形状を円形、細胞３００の形状を円形としている。

センサ電極１１が上記のような電極チップを構成していることから、測定装置１００は、図１及び図２に示されたように、さらに、電極選択回路２０を含む。電極選択回路２０は、測定部４０からの制御信号に従って、測定回路３０に対して、センサ電極１１を構成する微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…それぞれを選択的に接続する。測定回路３０は、センサ電極１２と、微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…のうちの接続された微小電極との間のインピーダンスを測定する。なお、以降の説明では、微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…のうちの微小電極１１Ａが選択されて測定回路３０に電気的に接続されたものとする。つまり、センサ電極対１０は、微小電極１１Ａ及びセンサ電極１２であるものとする。

細胞３００を含む溶液４００中にセンサ電極１１，１２を接触させ、微小電極１１Ａに細胞３００が付着したとする。このとき、図３及び図４に示されたように、細胞３００と基板１１１との間隙を間隙ｇとする。

このときの微小電極１１Ａとセンサ電極１２との電気的な関係は、図５に示された等価回路５００で表される。すなわち、図５を参照して、等価回路５００は、並列に接続された抵抗Ｒccgと、コンデンサＣmemに挟まれた抵抗Ｒcytとが、コンデンサＣdl1を介して微小電極１１Ａに、抵抗Ｒsol及びコンデンサＣdl2を介してセンサ電極１２に接続されてなる。

抵抗Ｒccgは、微小電極１１Ａ及びセンサ電極１２の間の細胞３００の存在しない部分の電気抵抗を表している。コンデンサＣmemに挟まれた抵抗Ｒcytは、微小電極１１Ａ及びセンサ電極１２の間の細胞３００部分の電気抵抗を表しており、コンデンサＣmemが細胞３００の細胞膜３０１の電気容量、抵抗Ｒcytが細胞質３０２の電気抵抗を表している。コンデンサＣdl1は、間隙ｇに存在する溶液４００の電気二重層容量を表している。周波数及び間隙ｇの値により、これが間隙を通した分布定数回路的な抵抗を表すこともある。抵抗Ｒsolは、細胞３００からセンサ電極１２との間に存在する溶液４００の電気抵抗を表している。

図５に示されるように、微小電極１１Ａとセンサ電極１２との間の電流の経路は、細胞３００を通過する第１の経路Ｌ１と、細胞３００を通過しない第２の経路Ｌ２とがある。第１の経路Ｌ１における抵抗は細胞３００に起因するコンデンサＣmemに挟まれた抵抗Ｒcytである。第２の経路Ｌ２における抵抗は溶液４００に起因する抵抗Ｒccgである。

微小電極１１Ａを用いることによって、微小電極１１Ａが付着した細胞３００によって覆われる面積が大きくなる。そのため、微小電極１１Ａとセンサ電極１２との間に流れる電流は、第１の経路Ｌ１の方が第２の経路Ｌ２よりも多くなる。これは、第１の経路Ｌ１における抵抗より第２の経路Ｌ２における抵抗の方が大きいことと同義である。

測定装置１００では、細胞３００を通過する電流によって測定されたインピーダンスを用いて、細胞３００に関する測定結果を得る。そのため、微小電極１１Ａとセンサ電極１２との間に流れる電流のうち、第１の経路Ｌ１の方が第２の経路Ｌ２よりも多くなることによって、測定精度が向上する。

図６のインピーダンス曲線においては、横軸が周波数、縦軸がインピーダンスの絶対値を表しており、実線のカーブＣ１が、微小電極１１Ａに細胞３００が付着したときに微小電極１１Ａとセンサ電極１２との間の測定されたインピーダンス曲線を示している。点線のカーブＣ２が、付着していないときのインピーダンス曲線を示している。なお、条件は以下である。
微小電極の直径Ｄ：４．０［μｍ］
溶液４００の電気伝導率：１．５［Ｓ／ｍ］
溶液４００の比誘電率：７８
溶液４００の電気二重層容量：０．８９［Ｆ／ｍ²］
細胞３００の直径ｄ：１０［μｍ］
間隙ｇ：５０［ｎｍ］
細胞質３０２の電気伝導率：０．５［Ｓ／ｍ］
細胞質３０２の比誘電率：６０
細胞膜３０１の膜厚：５．０［ｎｍ］
細胞膜３０１の比誘電率：８．０

図６においては、周波数範囲ごとのインピーダンス曲線が、細胞と付着した電極との間の様々な関係に依存していることが知られている。詳しくは、図６のカーブＣ１の、最も低い周波数範囲ｆ１の区間（１）は、溶液４００と微小電極１１Ａとの間隙ｇに形成される電気二重層の電気容量である電気二重層容量に起因する領域である。この電気二重層容量を測定項目Ｆ１とする。

カーブＣ１の、次に低い周波数範囲ｆ２の区間（２）は、間隙ｇに流れるイオン電流の抵抗に起因する領域である。このイオン電流の抵抗を測定項目Ｆ２とする。

カーブＣ１の、次に低い周波数範囲ｆ３の区間（３）は、細胞３００を迂回して流れるイオン電流の抵抗に起因する領域である。このイオン電流の抵抗を測定項目Ｆ３とする。

カーブＣ１の、次に低い周波数範囲ｆ４の区間（４）は、細胞膜３０１の電気容量に起因する領域である。この電気容量を測定項目Ｆ４とする。

カーブＣ１の、最も高い周波数範囲ｆ５の区間（５）は、細胞３００内部の細胞質３０２を通過したイオン電流の抵抗に起因する領域である。このイオン電流の抵抗を測定項目Ｆ５とする。

なお、細胞が付着していない場合のカーブＣ２についても、低い側の周波数範囲ｆ６の区間（６）は、微小電極１１Ａに細胞３００が付着していない状態で微小電極１１Ａ上層に形成される電気二重層の電気容量である電気二重層容量に起因する領域である。この電気二重層容量を測定項目Ｆ６とする。

カーブＣ２の、高い側の周波数範囲ｆ７の区間（７）は、微小電極１１Ａに細胞３００が付着していない状態で微小電極１１Ａからのイオン電流の拡がり抵抗に起因する領域である。このイオン電流の拡がり抵抗を測定項目Ｆ７とする。

測定部４０は、測定回路３０によってインピーダンスの測定値としてカーブＣ１，Ｃ２が得られたとき、インピーダンスの測定値から測定項目Ｆ１～Ｆ５に応じて対応する周波数範囲ｆ１～ｆ５のインピーダンス変化を抽出する。インピーダンス変化は、カーブＣ１のカーブＣ２からの変化を指す。測定装置１００では、センサ電極１１として微小電極１１Ａを用いることでインピーダンス変化が大きく現れる。

測定部４０は、そのインピーダンス変化に基づいて、対応する測定項目の値を算出する。これにより、細胞のさまざまな測定項目について、対象とする測定項目に応じた周波数範囲のインピーダンス変化を用いることで、非侵襲に、かつ、容易に測定結果が得られる。また、高精度で測定結果が得られる。

なお、測定部４０には、図７に示されるように、測定項目Ｆ１～Ｆ５の指定を行う操作部４３が接続されていてもよい。操作部４３は、例えば、ボタンなどである。

上記の処理を行う測定部４０は、一例として、図７に示されるように、プロセッサ４１とメモリ４２とを有するコンピュータで構成される。メモリ４２は、一次記憶装置であってもよいし、二次記憶装置であってもよい。メモリ４２は、プロセッサ４１によって実行されるプログラム４２１を記憶している。

プロセッサ４１は、メモリ４２に記憶されているプログラム４２１を実行することによって、選択制御処理４１１を実行する。選択制御処理４１１は、複数の微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…から、測定回路３０に接続しインピーダンスを測定する微小電極を選択するよう電極選択回路２０に制御信号を出力する処理である。

選択制御処理４１１は、各微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…とセンサ電極１２との間の電流などの測定値と、予め設定された閾値との比較に基づいて、微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…のうちの１つの微小電極を選択することを含む。上記閾値は、微小電極が細胞３００によって概ね覆われていることを示す値である。一例として、各微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…とセンサ電極１２との間の電流値が閾値より低い微小電極を選択する。これにより、微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…のうちの細胞３００が付着している微小電極がインピーダンスの測定に用いられる。

プロセッサ４１は、プログラム４２１を実行することによって抽出処理４１２を実行する。抽出処理４１２は、細胞３００が付着したときに微小電極１１Ａとセンサ電極１２との間の測定されたインピーダンスから、測定項目に応じて対応する周波数範囲のインピーダンス変化を抽出する処理である。

抽出処理４１２を実行するために、プロセッサ４１は、測定項目Ｆ１～Ｆ５それぞれについて、対応する周波数範囲を予め記憶している。プロセッサ４１は、オペレータの測定項目を指定する操作に基づく操作信号を操作部４３から受け付けて、その操作信号から指定された測定項目を特定する。そして、その測定項目に対応した周波数範囲のインピーダンス変化を抽出する

プロセッサ４１は、プログラム４２１を実行することによって算出処理４１３を実行する。算出処理４１３は、抽出処理４１２によって抽出されたインピーダンス変化に基づいて、対応する測定項目の値を算出する処理である。ここでの算出方法は特定の方法に限定されず、上記の測定項目Ｆ１～Ｆ５それぞれについて知られている、インピーダンス変化からの算出方法を採用し得る。

測定装置１００を用いて、図８に示されるような測定方法によって細胞３００について指定された測定項目についての測定が行われる。すなわち、図８を参照して、測定方法では、初めに、測定対象とする細胞３００を電流が通過するようにセンサ電極対１０を配置することが行われる（ステップＳ１０１）。ステップＳ１０１は、例えば、オペレータが、細胞３００が混入した溶液４００が封入された容器２００の底面にセンサチップを構成するセンサ電極１１を、上面にセンサ電極１２を配置することである。また例えば、センサチップを構成するセンサ電極１１が底面に、センサ電極１２が上面に予め配置されている容器２００に、オペレータが、細胞３００が混入した溶液４００を封入することであってもよい。

測定方法では、次に、測定回路３０によって微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…とセンサ電極１２とのそれぞれの間の電流を測定することが行われる（ステップＳ１０３）。ステップＳ１０３の測定は、操作部４３からオペレータによる指示に基づく操作信号が入力されることによってプロセッサ４１により行われる。そして、測定方法では、複数の微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…のうちの電流値が閾値より低い微小電極１１Ａが選択される（ステップＳ１０５）。

測定方法では、次に、測定回路３０によって微小電極１１Ａとセンサ電極１２との間のインピーダンスを測定することが行われる（ステップＳ１０７）。ステップＳ１０３の測定は、操作部４３からオペレータによる指示に基づく操作信号が入力されることによって測定部４０のプロセッサ４１により行われる。

また、操作部４３からの操作信号に従って上記測定項目Ｆ１～Ｆ５のうちの細胞３００についての測定項目に対応した周波数範囲を選択することが行われる（ステップＳ１０９）。そして、測定方法では、ステップＳ１０７で測定されたインピーダンスのうちのステップＳ１０９で選択した周波数範囲のインピーダンス変化が抽出される（ステップＳ１１１）。測定方法では、ステップＳ１１１で抽出されたインピーダンス変化に基づいて、細胞３００の指定された測定項目の測定結果が算出される（ステップＳ１１３）。

図９～図１１を用いて、センサ電極のサイズとインピーダンス変化との関係について説明する。図９～図１１の、「Ａ」が付された曲線が、センサ電極に細胞が付着したときのインピーダンス曲線を表し、「Ｂ」が付された曲線が、細胞が付着していないときのインピーダンス曲線を表している。図６に示された周波数範囲ｆ４に相当する各図の範囲ｆ４が、細胞膜３０１の電気容量に起因する領域である。

図９は、センサ電極が細胞のサイズに対して十分に大きく、多数の細胞が付着しているときのインピーダンス曲線を表している。図９に示されたように、大きいセンサ電極上に多くの細胞が付着している場合には、周波数範囲ｆ４におけるインピーダンスが、細胞が付着いていないときのインピーダンスから大きく変化する。図９のカーブＡ１は、カーブＢ１に対して増大している。インピーダンス変化は電流が細胞を通過することに起因するためである。インピーダンス変化が大きいほどセンサ電極に付着した細胞の各項目が正確に測定される。

センサ電極が細胞のサイズに対して十分に大きい場合であっても、図１０のように単一やそれに近い微量の細胞しか付着していない場合には、細胞を通過する電流は図９の状態より格段に少なくなる。その結果、図１０のカーブＡ２，Ｂ２に示されたように、カーブＡ２のカーブＢ２に対する、周波数範囲ｆ４における変化が小さくなる。すなわち、カーブＡ２はカーブＢ２に対して、周波数範囲ｆ４において大きく変化していない。従って、この場合、センサ電極に付着した細胞に関する測定精度が低下する。

これに対して、測定装置１００は、センサ電極１１が微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…を含み、微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…が細胞３００によって完全に覆われることが可能なサイズである。この場合、細胞を通過する電流は図９の場合と同様に多い。そのため、図１１に示されたように、測定されたインピーダンス曲線は、図９のインピーダンス曲線と同様にカーブＡ３がカーブＢ３に対して増大している。従って、このようにセンサ電極のサイズを測定対象の細胞のサイズに応じて十分に小さくすることで、付着した細胞が単一やそれに近い微量であっても各項目が正確に測定される。

発明者は、微小電極と測定対象の細胞との関係を得るために電極サイズを様々にしてインピーダンス曲線をコンピュータシミュレーションして図１２～図１８の結果を得た。図１２は微小電極の直径Ｄを１２［μｍ］としたときのインピーダンス曲線のシミュレーション結果、図１３は微小電極の直径Ｄを２０［μｍ］としたときのインピーダンス曲線のシミュレーション結果であって、カーブＣ３，Ｃ５が微小電極１１Ａに細胞３００が付着したときのインピーダンス曲線、カーブＣ４，Ｃ６が細胞３００が付着していないときのインピーダンス曲線を示している。

図１２のシミュレーションでは、微小電極の直径Ｄが細胞の直径ｄ（＝１０μｍ）と同程度で、やや大きい。図１３のシミュレーションでは、微小電極の直径Ｄが細胞の直径ｄ（＝１０μｍ）よりもかなり大きい。

図１２において、カーブＣ３とカーブＣ４とでは多少乖離しており、インピーダンス変化が読み取られる。図１３では、カーブＣ５とカーブＣ６とが全周波数帯にわたってほぼ乖離しておらず、インピーダンス変化はほぼ読み取られない。

図１４～図１８は、図１２，図１３と同様にして、微小電極の直径Ｄが２，４，６，８，１０［μｍ］の場合の、微小電極に細胞が付着したときのインピーダンス曲線のシミュレーション結果を表している。また、図１９は、図１２～図１８に示されたインピーダンス曲線を重ねて比較したものである。図１２～図１８のシミュレーション結果、及び、図１９の比較の結果によると、直径Ｄが２～１２［μｍ］までは、細胞が付着していないときのインピーダンス曲線から乖離しており、インピーダンス変化が読み取られる。一方、２０［μｍ］では乖離がほぼなく、インピーダンス変化が読み取られにくい。

詳しくは、図１２～図１８に示されたように、微小電極の直径Ｄが２，４，６，８，１０［μｍ］のときでも微小電極１１Ａに細胞３００が付着したときのインピーダンス曲線は付着していないときのインピーダンス曲線から乖離している。そのため、これら直径のときにもインピーダンス変化が読み取られることがわかった。

また、微小電極の直径Ｄが細胞３００の直径ｄよりも大きくなるほど、インピーダンス変化が読み取りにくくなることがわかった。これは、微小電極の直径Ｄが細胞の直径ｄよりも大きくなるほど、単一やそれに近い微量の細胞が付着したとしても覆われない部分が生じる可能性が高くなるためと考えられる。微小電極の細胞によって覆われていない部分があると、センサ電極対１０間に流れる電流の、細胞よりも細胞外、つまり、溶液中を流れる割合が大きくなる。言い換えると、細胞内を流れる割合が小さくなり、細胞によるインピーダンスの変化が小さくなるためである。

以上のシミュレーションより、センサ電極のサイズは、測定対象とする細胞のサイズ程度以下とすることが望ましいことがわかった。具体的には、細胞の形状を球形、微小電極を円形としたとき、センサ電極として選択する微小電極の直径Ｄの下限は、細胞の直径ｄの１／１０倍、好ましくは１／５倍、より好ましくは２／５倍である。また、上限は、１．２倍、好ましくは１倍、より好ましくは３／５倍である。例えば、直径Ｄの範囲は、細胞の直径ｄの１／１０～１．２倍、好ましくは１／５～１倍、より好ましくは２／５～３／５倍である。センサ電極の直径Ｄの上限の一例である細胞の直径ｄの１．２倍は、微生物粒子のサイズ程度以下の微小サイズと表現したときの微生物粒子のサイズ程度のサイズに相当する。

上の範囲は、細胞の直径ｄを１０［μｍ］とすると、微小電極の直径Ｄの下限は、１［μｍ］、好ましくは２［μｍ］、より好ましくは４［μｍ］である。また、上限は、１２［μｍ］、好ましくは１０［μｍ］、より好ましくは６［μｍ］である。例えば、直径Ｄの範囲は、細胞の直径ｄの１～１２［μｍ］、好ましくは２～１０［μｍ］、より好ましくは４～６［μｍ］である。

なお、実際は微小電極の形状は円形には限定されず、また、細胞の形状も球形には限定されない。その場合も考慮すると、好ましいセンサ電極のサイズは、次のようにも表すことができる。すなわち微小電極の面積の下限は、細胞の直径ｄの１／１００倍、好ましくは１／２５倍、より好ましくは４／２５倍である。また、上限は、１．４４倍、好ましくは１倍、より好ましくは９／２５倍である。例えば、直径Ｄの範囲は、細胞の直径ｄの１／１００～１．４４倍、好ましくは１／２５～１倍、より好ましくは４／２５～９／２５倍である。センサ電極の面積の上限の一例である細胞の面積の１．４４倍は、微生物粒子のサイズ程度以下の微小サイズと表現したときの微生物粒子のサイズ程度のサイズに相当する。

一方で、センサ電極のサイズを小さくすればするほど、測定対象の細胞が電極に付着する確率が低くなる。この点、測定装置１００では、センサ電極１１は複数の微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…が、基板１１１上に平面状に配置されて電極チップを構成している。そして、電極選択回路２０によって、複数の微小電極１１Ａ，１１Ｂ，…の中から、細胞３００が付着した微小電極が選択される。これにより、対象とする細胞が単一又はそれにちかい微量であっても、センサ電極に細胞が付着する確率を格段に向上させることができる。つまり、測定精度と細胞が付着する確率とを両立させることができる。

［第２の実施の形態］

測定装置１００では、図５に示された等価回路においてセンサ電極対１０間の電流を第１の経路Ｌ１の方が第２の経路Ｌ２よりも多くすることで測定対象の細胞の測定精度を向上させるものである。そのため、第１の実施の形態では、センサ電極１１として微小電極を用いている。センサ電極対１０間の電流を第１の経路Ｌ１の方が第２の経路Ｌ２よりも多くするための構成としては、第１の実施の形態に説明された方法に限定されない。他の例として、図２０に示された構成としてもよい。

すなわち、図２０を参照して、第２の実施の形態では、センサ電極１１用の溶液室２０１とセンサ電極１２用の溶液室２０２との間を、細い直径の流路２０３で接続する形状の容器２００を用い、溶液室２０１，２０２にそれぞれ、センサ電極１１，１２をセットする。

流路２０３の直径ｄ１は、測定対象の細胞３００の直径ｄと概ね同じかやや大きい程度の大きさである。この容器に細胞３００が混合した溶液４００を封入すると、図２０に示したように、流路２０３の断面は、細胞３００単体又はそれに近い微量の細胞３００で覆われる。その結果、センサ電極対１０間の電流が、図５の等価回路において細胞３００を通過する第１の経路Ｌ１の方が、細胞３００を通過しない第２の経路Ｌ２よりも多くなる。従って、このような構成でも、第１の実施の形態と同様に、測定装置１００での測定精度を向上させることができる。

＜３．付記＞
本発明は、上記実施形態に限定されるものではなく、様々な変形が可能である。

１０：センサ電極対
１１：センサ電極
１１Ａ：微小電極
１１Ｂ：微小電極
１２：センサ電極
２０：電極選択回路
３０：測定回路
４０：測定部
４１：プロセッサ
４２：メモリ
４３：操作部
１００：測定装置
１１１：基板
２００：容器
２０１：溶液室
２０２：溶液室
２０３：流路
３００：細胞
３０１：細胞膜
３０２：細胞質
４００：溶液
４１１：選択制御処理
４１２：抽出処理
４１３：算出処理
４２１：プログラム
５００：等価回路
Ａ１：カーブ
Ａ２：カーブ
Ｂ１：カーブ
Ｂ２：カーブ
Ｃ１：カーブ
Ｃ２：カーブ
Ｃ３：カーブ
Ｃ４：カーブ
Ｃ５：カーブ
Ｃ６：カーブ
Ｃdl ：コンデンサ
Ｃmem ：コンデンサ
Ｆ１：測定項目
Ｆ２：測定項目
Ｆ３：測定項目
Ｆ４：測定項目
Ｆ５：測定項目
Ｆ６：測定項目
Ｆ７：測定項目
Ｌ１：第１の経路
Ｌ２：第２の経路
Ｒccg ：抵抗
Ｒcyt ：抵抗
Ｒsol ：抵抗
Ｓ１０１：ステップ
Ｓ１０３：ステップ
Ｓ１０５：ステップ
Ｓ１０７：ステップ
Ｓ１０９：ステップ
Ｓ１１１：ステップ
Ｓ１１３：ステップ
ｆ１：周波数範囲
ｆ２：周波数範囲
ｆ３：周波数範囲
ｆ４：周波数範囲
ｆ５：周波数範囲
ｆ６：周波数範囲
ｆ７：周波数範囲
ｇ：間隙

Claims

測定対象の微生物粒子のサイズ程度以下の微小サイズの複数の微小電極と、センサ電極と、を備えるセンサ電極対において、前記複数の微小電極と前記センサ電極とのそれぞれの間の電流を測定し、
前記複数の微小電極のうち、測定された電流値が閾値より低い微小電極を、前記微生物粒子が接している微小電極として選択し、
選択された微小電極と前記センサ電極との間のインピーダンスを測定し、
測定された前記インピーダンスのインピーダンス変化に基づいて測定結果を得る、
測定方法。
前記測定対象の前記微生物粒子は細胞であって、
前記微小サイズは、測定対象の前記細胞によって完全に覆われることが可能なサイズである
請求項１に記載の測定方法。
前記複数の微小電極は、平面状に配置された電極チップを構成しており、
前記電極チップは、前記測定対象の前記微生物粒子の保持体に接して配置される
請求項１又は２に記載の測定方法。
前記測定結果を得ることは、測定された前記インピーダンスのうちの測定項目に応じた周波数範囲におけるインピーダンス変化に基づいて、前記微生物粒子の前記測定項目についての測定結果を得ることを含む
請求項１～請求項３のいずれか一項に記載の測定方法。
細胞用の測定装置であって、
測定対象の細胞のサイズ程度以下の微小サイズの複数の微小電極と、センサ電極と、を備えるセンサ電極対と、
前記センサ電極間のインピーダンスのインピーダンス変化に基づいて測定結果を得る測定部と、を備え、
前記測定部は、
前記センサ電極対において、前記複数の微小電極と前記センサ電極とのそれぞれの間の電流を測定し、
前記複数の微小電極のうち、測定された電流値が閾値より低い微小電極を、前記細胞が接している微小電極として選択し、
選択された微小電極と前記センサ電極との間の前記インピーダンスを測定する
測定装置。