專利名稱：介電細胞儀裝置和介電細胞儀的細胞分選方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于分析和分選細胞的介電細胞儀裝置以及介電細胞儀的細胞分選方法。
背景技術(shù)：
在生命科學(xué)和醫(yī)學(xué)研究領(lǐng)域或在諸如臨床實踐的醫(yī)療護理領(lǐng)域中，采用被稱為流式細胞術(shù)的分析方法。在該流式細胞術(shù)中，采用由彼此游離的細胞組成的流體作為樣本。在細胞間的平均距離充分大于細胞尺寸的稀釋條件下，用作樣本的流體被驅(qū)動為流過流道管的內(nèi)部。安裝在流道管內(nèi)的信號檢測部對流過信號檢測部的各個細胞進行特定的分析/測量。測出的信號彼此相近的細胞被視為相同類型的細胞。因此，對關(guān)于包含在樣本流體中的大量細胞測出的信號進行分析，以識別包含在用作樣本的細胞集團中的細胞的類型，并且計算表示包含在該細胞類型中的細胞數(shù)目的該細胞類型的細胞數(shù)量。除了計算包含在細胞類型中的細胞數(shù)目，還能夠計算該細胞類型的細胞數(shù)目與細胞總數(shù)的比。在流式細胞術(shù)中采用的分析方法分為兩大類，即，光學(xué)分析法和電學(xué)分析法。對于光學(xué)分析法，采用僅熒光檢測法和光散射檢測法的結(jié)合。下面將說明熒光檢測法的原理。在細胞的表面上,存在均被稱為表面抗原的蛋白分子。表面抗原絕不僅限于一種類型。因此，通過識別表面抗原的類型和包括在該類型抗原中的表面抗原的數(shù)目，能夠識別細胞所屬的細胞類型。如果表面抗原分子是已知的，則能夠?qū)⒖商禺惤Y(jié)合至表面抗原分子的分子合成?？商禺惖亟Y(jié)合至表面抗原分子的分子被稱為表面抗原的抗體分子。此外，還能夠?qū)晒鈽俗R分子化學(xué)結(jié)合至抗體分子。熒光標識分子是一種如果具有特定波長帶內(nèi)的波長的光照射至分子時產(chǎn)生熒光的分子。也就是說，產(chǎn)生具有不同波長的熒光束的熒光標識抗體均與用于表征被假定為包含在用作分析對象的細胞集團中的細胞類型的表面抗原分子合成。采用所有這些熒光標識抗體的混合物作為標識檢測試劑。如果將這種標識檢測試劑添加到流體溶液，則該標識檢測試劑中的每種細胞標記有熒光分子，其中熒光分子在細胞所屬的細胞類型間是不同的。在安裝在還稱為流式細胞儀的流式細胞儀裝置中的流道管中的信號檢測部中，激光照射到正在通過信號檢測部的細胞上。當激光照射到這種細胞時，各個細胞的表面抗原分子和結(jié)合至抗體分子(特異結(jié)合至表面抗原分子)的熒光標識分子被激發(fā)，產(chǎn)生熒光標識分子特有的波長的熒光。對于大量細胞，檢測熒光以計算每種細胞類型的細胞數(shù)目。這種方法被廣泛采用。事實上，所謂的流式細胞儀要指的實質(zhì)上就是這種方法。市場上的流式細胞儀不僅用于得到表面抗原分子的存在狀態(tài)而且還得到諸如細胞大小和細胞的內(nèi)部密度的其它信息。因此，流式細胞儀同時用于測量被細胞散射的激光的強度。電學(xué)方法已經(jīng)投入實踐應(yīng)用的是庫爾特(Coulter)計數(shù)器的方法。對于關(guān)于該庫爾特計數(shù)器的更多信息，建議讀者參閱例如美國專利No. 2656508的文獻。在庫爾特計數(shù)器中，在流道管內(nèi)的信號檢測部上設(shè)置一對電極。在電極間施加電壓。當單個細胞通過電極之間的空間時，空間的電阻改變。測量電阻改變的頻率以計算通過信號檢測部的細胞數(shù)目。 此外，電阻的改變量與細胞的體積近似成正比。因此，如果用作分析對象的細胞集團包括具有彼此差異很大尺寸的不同類型的細胞，那么可對各個細胞類型進行細胞數(shù)目的計數(shù)操作。對于庫爾特計數(shù)器的改進技術(shù)，已經(jīng)提出了將具有幾十MHz頻率的AC (交流)電壓疊加在施加于電極間的DC(直流)電壓的技術(shù)。對于關(guān)于該改進技術(shù)的更多信息，建議讀者參閱例如美國專利No. 3502974和No. 6204668的文獻。已經(jīng)公知的是，幾十MHz頻率下細胞的AC電阻和細胞的內(nèi)部密度之間的相互關(guān)系。通過獲得關(guān)于AC電阻和DC電阻每一個的測量數(shù)據(jù)，相比于現(xiàn)有技術(shù)可進行詳細的分析。基于僅僅DC電阻或DC電阻和AC電阻的結(jié)合的電學(xué)分析法用在將電學(xué)分析法和光學(xué)分析法結(jié)合的一些流式細胞儀中。此外，在臨床檢查領(lǐng)域中，使用自動血細胞計數(shù)裝置來對特別是紅血球數(shù)、白血球數(shù)和血小板數(shù)進行計數(shù)。通常，自動血細胞計數(shù)裝置不同于流式細胞儀。然而，從自動血細胞計數(shù)裝置的工作原理的角度看，自動血細胞計數(shù)裝置可以說是更寬泛意義上的流式細胞儀。在本說明書中，在不對自動血細胞計數(shù)裝置和流式細胞儀進行彼此區(qū)分的條件下，技術(shù)術(shù)語“流式細胞儀”用于表示流式細胞儀和作為更寬泛意義上的流式細胞儀的自動血細胞計數(shù)裝置兩者。如上所述，在該技術(shù)的現(xiàn)狀中，采用電學(xué)分析法的流式細胞儀也通過采用光學(xué)分析法來實現(xiàn)。接下來，將說明流式細胞儀采用的細胞分選技術(shù)。用途不僅包括對包含在流體溶液中的細胞進行分析，而且通過利用分析的結(jié)果還能夠?qū)H僅是特定細胞類型中所含的細胞從其它細胞分選出。例如，存在由于血癌導(dǎo)致而存在細胞類型出現(xiàn)在末梢血中的情形。在這種情形下，僅分選這種細胞并且對這種細胞進行基因分析和蛋白分析。通過進行這些分析，完全能夠得到引起血癌疾病的病因的線索的可能性范圍。例如，該線索可指出血癌疾病是由基因異常等引起的。作為另一示例，嘗試從人類細胞誘導(dǎo)iPS細胞，不是人類的每個細胞都能夠被誘導(dǎo)成iPS細胞。因此需要從培養(yǎng)的細胞中僅分選iPS細胞。在這些情形下，需要設(shè)置用于根據(jù)由設(shè)置在信號檢測部上游側(cè)的流道管中的信號檢測部產(chǎn)生的信號僅分選特定細胞的機構(gòu)。這種機構(gòu)被稱為分選器。分選器設(shè)置在已投入市場的流式細胞儀中的上層機型中。如果由熒光流式細胞儀分選的細胞用于研究目的，那么出現(xiàn)了一大的問題。在這種情形下，熒光流式細胞儀是基于在光學(xué)分析法中選擇的熒光檢測法的流式細胞儀。大的問題在于，嚴格地講，用作控制對象的細胞的原始狀態(tài)與熒光標識細胞的狀態(tài)是不同的。如果抗體分子結(jié)合至表面抗原分子，則將化學(xué)刺激物加入到細胞內(nèi)，會使得極可能地發(fā)生多階段信號傳輸反應(yīng)。然而，這種小變化的影響可視為小影響，以使用該細胞正常地用于研究目的。應(yīng)當注意，作為與本發(fā)明有關(guān)的技術(shù)，已經(jīng)提出用于測量每個細胞的介電譜并根據(jù)測量的結(jié)果分選細胞的技術(shù)。對于關(guān)于該技術(shù)的更多信息，建議讀者參閱例如日本專利公開No. 2010-181399的文獻。此外，建議讀者參閱例如JP-T-2003-507739的文獻。CN 102539484 A

發(fā)明內(nèi)容
在再生醫(yī)療領(lǐng)域和細胞醫(yī)療領(lǐng)域中，在對從患者的血液中分選的細胞進行一些生化處理后，得到的細胞系統(tǒng)可為了治療目的而再植入患者的體內(nèi)。生化處理的典型示例是培養(yǎng)處理、活性化處理和分化誘導(dǎo)處理。然而，不能確保將熒光標識抗體分子已再結(jié)合至表面抗原分子的細胞的再植入或從這種細胞得到的細胞系統(tǒng)的再植入患者體內(nèi)的操作的安全性。因此期望提供一種能夠通過將細胞的本來存活狀態(tài)保持原樣而不標識細胞來分析細胞和分選細胞的技術(shù)。電學(xué)分析法不需要標識物質(zhì)。因此，通過在分選裝置中采用電學(xué)分析法，細胞分選裝置可用于再生醫(yī)療和細胞醫(yī)療的目的。然而，在現(xiàn)有的庫爾特計數(shù)器中，僅能夠根據(jù)僅僅 DC電阻或DC電阻與AC電阻的結(jié)合得到有限的測量數(shù)據(jù)。因此，將庫爾特計數(shù)器表現(xiàn)的能力作為分選不同細胞類型的能力是不足的。事實上，不存在僅采用電學(xué)分析法而不采用光學(xué)分析法的細胞分選器。在本領(lǐng)域的這些情形下，希望提供一種在不采用光學(xué)分析法就能夠分析和分選細胞的介電細胞儀裝置和該介電細胞儀裝置所采用的介電細胞儀的細胞分選方法。為了實現(xiàn)上述的期望目標，根據(jù)本發(fā)明的實施方式，提供了一種介電細胞儀裝置， 其采用流道、第一電極對、分析單元、第二電極對和細胞分選單元。流道包括單個細胞能夠流過的狹窄道和設(shè)置在狹窄道下游側(cè)的支道，所述支道作為用于對包含在流過流道的流體中的細胞進行分選的支道。施加有AC電壓的第一電極對能夠在狹窄道上產(chǎn)生AC電場。通過由施加至第一電極對的AC電壓在狹窄道上產(chǎn)生的AC電場，分析單元能夠?qū)α鬟^狹窄道的各個細胞測量取決于細胞的復(fù)介電常數(shù)。施加有電壓的第二電極對能夠在處于狹窄道的下游側(cè)且支道的上游側(cè)的流道部分上產(chǎn)生電場。通過由施加至第二電極對的電壓在流道部分上產(chǎn)生的電場，細胞分選單元基于由分析單元測出的復(fù)介電常數(shù)，能夠向細胞提供介電泳力并通過利用支道分選細胞。如上所述，對于通過流道的狹窄道的每個細胞，分析單元測量取決于細胞的復(fù)介電常數(shù)，細胞分選單元根據(jù)基于復(fù)介電常數(shù)的信號，通過利用由形成于狹窄道下游側(cè)的電場產(chǎn)生的介電泳力分選細胞。也就是說，介電細胞儀裝置能夠在不采用光學(xué)分析法的條件下電學(xué)分析(或測量)細胞和電學(xué)分選細胞。此外，能夠提供一種構(gòu)造，其中作為施加到第一電極對的AC電壓的信號，分析單元產(chǎn)生包括具有多個頻率的疊加AC電壓的疊加電壓信號并且對單個細胞通過狹窄道時測出的電壓和電流的信號進行傅里葉變換，以計算每一頻率下的復(fù)介電常數(shù)。在本發(fā)明中，將包括具有多個頻率(即，多點頻率)的疊加AC電壓的疊加電壓信號施加到第一電極對并且進行傅里葉變換，以得到每個細胞的頻譜分布。此外，能夠提供一種構(gòu)造，其中分析單元預(yù)先存儲用作針對每個細胞測出的復(fù)介電常數(shù)的基準的基準信息。在該構(gòu)造中，細胞分選單元實時地將由分析單元測出的復(fù)介電常數(shù)和基準信息進行對照并且根據(jù)指示復(fù)介電常數(shù)是否在基準信息的范圍內(nèi)的信息來產(chǎn)生電場。通過預(yù)先存儲基準信息，在存儲基準信息之后，能夠根據(jù)測出的復(fù)介電常數(shù)向細胞分選單元提供用作用于通過開環(huán)(前饋環(huán))控制的執(zhí)行來分選細胞的信號的信號。根據(jù)本發(fā)明另一實施方式的介電細胞儀的細胞分選方法包括使含有細胞的流體 流過包括狹窄道和支道的流道的步驟。在狹窄道上產(chǎn)生AC電場。對通過狹窄道的每個細胞，測量取決于細胞的復(fù)介電常數(shù)。根據(jù)測出的復(fù)介電常數(shù)，在處于狹窄道的下游側(cè)且支道的上游側(cè)的流道部分上產(chǎn) 生電場，以將介電泳力施加至細胞，從而通過利用支道分選細胞。如上所述，對通過狹窄道的每個細胞，測量復(fù)介電常數(shù)，并且根據(jù)測出的復(fù)介電常 數(shù)，由處于狹窄道的下游側(cè)且支道的上游側(cè)的流道部分上所產(chǎn)生的電場產(chǎn)生介電泳力并將 該介電泳力施加至細胞，從而通過利用支道分選細胞。也就是說，能夠在不采用光學(xué)分析法 的條件下進行電學(xué)分析(或測量)和電學(xué)分選細胞的處理。根據(jù)本發(fā)明的實施方式，能夠在不采用光學(xué)分析法的條件下進行電學(xué)分析(或測 量)和電學(xué)分選細胞的處理。


圖1是表示復(fù)介電常數(shù)的分布的形式的曲線圖。圖2是示出根據(jù)本發(fā)明一個模型的介電譜細胞儀裝置的整體構(gòu)造的框圖。圖3是示出了包含在圖2中所示的介電譜細胞儀裝置中的流道系統(tǒng)的構(gòu)造的框 圖。圖4是示出了微流道裝置的構(gòu)造的框圖。圖5是示出了用于執(zhí)行用于測量復(fù)電阻的IV方法的電路的示圖。圖6是示出了用于實現(xiàn)測量單個細胞的復(fù)電阻的測量電路的實施方式的示圖。圖7示出了描繪頻率特性的多個示圖；圖7中上側(cè)的曲線圖表示由介電譜細胞儀 裝置進行測量的結(jié)果，而圖7中下側(cè)所示的曲線圖表示K562和Jurkat細胞的復(fù)介電常數(shù) 的分布。圖8是示出了通過使單個細胞的復(fù)介電常數(shù)分布符合(adaption)弛豫函數(shù)所得 到的介電變量的一組柱狀圖；也就是說，圖8是示出了 AC表示弛豫幅度和發(fā)生弛豫的臨界 頻率fc的一組柱狀圖。圖9是示出了細胞分選系統(tǒng)的構(gòu)成的框圖。圖10是示出了根據(jù)本發(fā)明實施方式的介電譜細胞儀裝置的模型的示圖。圖11是示出了包括在圖10中所示的介電譜細胞儀裝置中的微流道裝置的透視 圖。圖12是示出了圖11中所示的微流道裝置中所采用的細胞分選部的構(gòu)造的頂視 圖。圖13是示出了沿圖12中所示的細胞分選部的構(gòu)造的線A-A截取的截面圖。圖14是示出了向電場施加部施加電場以改變細胞流動方向的狀態(tài)的示圖。圖15是示出了根據(jù)另一實施方式的細胞分選部的構(gòu)造的示圖。圖16是示出了用于對流過流道系統(tǒng)內(nèi)部的流體進行壓力控制的壓力控制裝置的 示圖。
圖17是示出了微流道裝置中所采用的注入部的周邊區(qū)域的截面的模式的示圖。
具體實施例方式首先，將以以下的順序說明本發(fā)明[I]細胞的復(fù)介電常數(shù)的分布的說明[2]介電譜細胞儀裝置和通過利用該裝置基于多點頻率進行分析的概念或原理的說明[3]介電譜細胞儀裝置的具體實施方式
的說明[I]細胞的復(fù)介電常數(shù)的分布的說明將含有細胞的懸浮液注入到形狀類似由一對彼此相對的電極板構(gòu)成的平行平板電容器的測量容器中。在電極板之間施加AC電壓并且測量由于AC電壓的施加導(dǎo)致流動的電流以得到電極板之間的復(fù)電阻(或復(fù)阻抗)。如果AC電壓的頻率變化，則測出的復(fù)電阻也變化。可利用已投放市場的精確阻抗分析器測量復(fù)電阻。通過校正諸如與測量容器的形狀有關(guān)的因素和與將復(fù)電阻測量裝置連接至測量容器的電線的傳輸特性有關(guān)的因素的一些因素，可將以此方式得到的作為與頻率有關(guān)的復(fù)電阻的復(fù)電阻轉(zhuǎn)換成含有細胞的懸浮液的復(fù)介電常數(shù)。對于關(guān)于這種轉(zhuǎn)換的更多信息， 建議讀者參閱 Tetsuya Hanai 授權(quán)由 Yoshioka Bookstore 公布的題為 “Heterogeneous Structures and Dielectric Constants (非均質(zhì)構(gòu)造和介電常數(shù))”的公開論文。將與頻率有關(guān)的復(fù)電阻的特性稱為復(fù)電阻的分布或介電常數(shù)譜。圖I是表示復(fù)介電常數(shù)的分布的形式的曲線圖。對于不高于約0. IMHz的范圍內(nèi)的頻率，細胞懸浮液的復(fù)介電常數(shù)的弛豫的實部具有與頻率無關(guān)的近似恒定值。隨著頻率增加，在約IMHz的頻率區(qū)域中該實部顯著減小 (所謂的介電弛豫現(xiàn)象)。如果頻率進一步增加，實部具有完全恒定但較小的值。另一方面， 復(fù)介電常數(shù)的弛豫的虛部在發(fā)生介電弛豫現(xiàn)象的頻率區(qū)域中具有含有峰值的頻率特性。眾所周知的，懸浮液的復(fù)介電常數(shù)的分布可由單個弛豫函數(shù)(例如Cole-Cole函數(shù))表達或由多個弛豫函數(shù)的疊加表達。對于以實驗方式得到的復(fù)介電常數(shù)的分布，通過執(zhí)行非線性擬合而將弛豫函數(shù)的待定系數(shù)對待為變量，可將所述變量最優(yōu)化。例如，在 Cole-Cole函數(shù)的情形下，表征分布曲線的變量包括弛豫強度和弛豫頻率。這些介電變量與細胞的構(gòu)造和物性密切相關(guān)。日本專利公開No. 2009-42141披露了用于從復(fù)介電常數(shù)推算構(gòu)成細胞的方面(facet)的電氣物性值的方法。在這種情形下，構(gòu)成細胞的方面尤其表示細胞膜和細胞質(zhì)。[2]介電譜細胞儀裝置和通過利用該裝置基于多點頻率進行分析的概念或原理的說明[介電譜細胞儀裝置的整體構(gòu)成]圖2是示出了作為根據(jù)本發(fā)明的介電細胞儀裝置的實施方式的介電譜細胞儀裝置300的整體構(gòu)造的框圖。概念上，介電譜細胞儀裝置300被構(gòu)造成具有三個階層。首先，最上方的階層是用戶界面301。用戶界面301設(shè)置于用戶和介電譜細胞儀裝置300的主體之間。用戶界面 301起將由用戶輸入的信息接收到介電譜細胞儀裝置300并且向用戶顯示由介電譜細胞儀裝置300產(chǎn)生的測量結(jié)果的作用。由用戶輸入的信息的典型示例是測量條件。通過計算機終端和計算機中執(zhí)行的程序物理上實現(xiàn)用戶界面301。在用戶界面301下方，設(shè)置硬件控制系統(tǒng)302和軟件控制系統(tǒng)303。硬件控制系統(tǒng)302是用于控制介電譜細胞儀裝置300的構(gòu)成要素并進行測量和記錄測量數(shù)據(jù)的硬件。硬件控制系統(tǒng)302還包括用于控制介電譜細胞儀裝置300的構(gòu)成要素、進行測量和記錄測量數(shù)據(jù)要執(zhí)行的程序。更具體地，硬件控制系統(tǒng)302是用于控制流道系統(tǒng)304、細胞分選系統(tǒng)305、分選信號發(fā)生器306和分析器307的硬件。流道系統(tǒng)304的主要目的是將用作樣本的細胞導(dǎo)入信號檢測部。分析器307是用于測量由導(dǎo)入的細胞所引起的信號的分析器。概念上，分析器307包括稍后將描述的復(fù)分析器AN。分選信號發(fā)生器 306是用于產(chǎn)生分選細胞所使用的信號的發(fā)生器，而細胞分選機構(gòu)305是用于根據(jù)由分選信號發(fā)生器306產(chǎn)生的信號分選細胞的機構(gòu)。另一方面，軟件控制系統(tǒng)303具有分析軟件308和數(shù)據(jù)管理系統(tǒng)309。數(shù)據(jù)管理系統(tǒng)309是用于管理和保存從分析器307接收到的所記錄的測量數(shù)據(jù)的系統(tǒng)。數(shù)據(jù)管理系統(tǒng) 309包括數(shù)據(jù)管理程序和數(shù)據(jù)服務(wù)器。分析軟件308是用于從測量數(shù)據(jù)提取有意義的信息的軟件。硬件控制系統(tǒng)302、軟件控制系統(tǒng)303和分析器307彼此協(xié)作而具有分析單元的功能。此外，硬件控制系統(tǒng)302和分選信號發(fā)生器306彼此習(xí)作而具有細胞分選單元的功能。[流道系統(tǒng)]圖3是示出了包含在圖2中所示的介電譜細胞儀裝置300中的流道系統(tǒng)304的構(gòu)造的框圖。如圖3所示，流道系統(tǒng)304具有用于檢測信號的微流道裝置MF和稱為流體控制機構(gòu)V1、V2和V3的其它部分。由于流體控制機構(gòu)V1、V2和V3的作用而將流體溶液從外部源導(dǎo)入微流道裝置MF，并且在通過信號檢測部測量復(fù)電阻后將流體溶液排出回外部源。用作樣本，流體溶液是含有細胞的流體。應(yīng)當注意，概念上，流體溶液包括分散液或懸浮液。在以下描述中所使用的技術(shù)術(shù)語“流體溶液”概念上包括分散液或懸浮液。構(gòu)成各流體控制機構(gòu)V1、V2和V3的要素典型地包括容器(或罐)、壓縮空氣供給器(或壓縮機)、泵、閥門和管。容器(或罐)是用于貯存分散液和/或清洗液的元件，而壓縮空氣供給器(或壓縮機)是用于壓送流體溶液的元件。泵是用于將樣本流體溶液吸入并且將樣本流體溶液導(dǎo)入微流道裝置MF的元件。閥門是用于控制流體溶液的流動的元件，而管是用于使元件彼此連接的元件。流道系統(tǒng)304的目的是將樣本順利地導(dǎo)入微流道裝置MF。然而，構(gòu)成流道系統(tǒng)304 的要素絕不僅限于上述的元件。也就是說，其它的元件可用于構(gòu)造流道系統(tǒng)304，只要其它的元件能夠?qū)崿F(xiàn)流道系統(tǒng)304的目的即可。將細胞流體溶液注入設(shè)置在介電譜細胞儀裝置 300內(nèi)部的樣本罐ST內(nèi)。當開始測量時，首先調(diào)整用于接納樣本的流道管。流體溶液罐T1、T2和T3通常包括純水、PBS緩沖液或諸如SDS流體溶液的清洗液。罐的數(shù)目和溶液的類型絕不限于這些示例。溶劑送液機構(gòu)Pl輸送液體以適當?shù)仳?qū)動流體控制機構(gòu)Vl和V3。因此，對包括安裝在存放冶金裝置FH上的微流道裝置MF的流道管進行清洗，然后使用PBS緩沖液填充。接著，自動樣本分選機構(gòu)AS從樣本罐ST吸取合適量的樣本。將樣本抽入稱作所
8謂的樣本環(huán)管的樣本收集器SL。樣本收集器SL不是特別設(shè)置的元件，而實際上是流道管的一部分。樣本送液機構(gòu)P2將樣本收集器SL中的樣本輸送到微流道裝置MF。通過適當?shù)夭僮髁黧w控制機構(gòu)Vl和V3，樣本能夠流過微流道裝置MF并且排出至廢液處理裝置D。在測量結(jié)束后，根據(jù)與樣本注入前對流道管執(zhí)行的調(diào)整相同的調(diào)整的流體控制步
驟清洗管。圖4是示出了微流道裝置MF的構(gòu)造的框圖。微流道裝置MF流體地連接至外部流道管并且電氣地連接至外部復(fù)電阻分析器。 復(fù)電阻分析器可以是圖2中所示的介電譜細胞儀裝置300中所采用的分析器307的一部分或整個。如上所述，微流道裝置MF安裝在用于執(zhí)行微流道裝置MF和外部流道管之間以及在微流道裝置MF和外部復(fù)電阻分析器之間的連接的存放冶金裝置FH中。本實施方式中所使用的微流道裝置MF的合適構(gòu)造和用于制造微流道裝置MF的合適方法分別在日本專利公開No. 2010-181399和日本專利公開No. 2008-279382中記載。在尺寸均充分大于細胞的尺寸的各流道FCl和FC2中，形成一對電極ELl和EL2。在成對電極 ELl和EL2之間，設(shè)置具有與細胞的尺寸約相同量級的尺寸的元件NC。元件NC是前面所述的狹窄道。由于狹窄道NC的電阻與流道FCl和FC2的電阻相比非常大，所以在成對的電極 ELl和EL2之間的施加的電壓的大部分實際上僅施加至狹窄道NC。因此，盡管成對的電極 ELl和EL2彼此空間分離，但狹窄道NC具有前面提到的信號檢測部的功能。在日本專利公開No. 2010-181399中記載了該原理的詳細內(nèi)容。稍后也將說明該原理。流道FCl通過合適的接合部J2連接至形成于存儲金相裝置中的流道管。采用相同方式，流道FC2通過合適的接合部J3連接至形成于存儲金相裝置FH中的流道管。合適的接合部J2和J3的典型示例是0型環(huán)。通過合適的接合部Jl和J4將存儲金相裝置ra 連接至外部管。合適的接合部Jl和J4的典型示例是液相色譜法的管接合部件。此外，成對的電極ELl和EL2分別通過抽出線LI和L2連接至微流道裝置MF的外部。成對的電極 EU和EL2通過合適的連接部件還連接至復(fù)電阻分析器。[測量系統(tǒng)(分析器)]用于測量復(fù)電阻的基本電路是廣泛公知的。圖5是示出了用于執(zhí)行用于測量復(fù)電阻的IV方法的電路的示圖。圖中所示的電路中所采用的振蕩器OSC是用于產(chǎn)生具有正弦波形的電壓的部分。 施加至樣本的電壓由電壓測量電路Vl測量。由于不能直接測量流過樣本的電流I,所以電壓測量電路V2用于測量出現(xiàn)在具有已知低電阻的電阻器R的兩端間的電壓。因此，可根據(jù)出現(xiàn)在電阻器R兩端間的電壓算出流過樣本的電流I。為了消除低電阻電阻器R對測量的影響，可由產(chǎn)生小損耗的器件替代低電阻電阻器R?？蓮南旅娴氖阶拥玫綐颖镜膹?fù)電阻Zx Zx= (Vl/I) = (V1/V2)R然而，通過利用這個公知常識不能立即實現(xiàn)介電譜細胞儀的原理。這是因為對于多點頻率范圍，必須在短時間段內(nèi)測量非常小的電阻變化的幅度和變化的相位兩者。非常小的電阻變化是由單個細胞通過作為信號檢測部的狹窄道NC引起的變化。以下的描述將說明由本發(fā)明提供的用作實現(xiàn)影響復(fù)電阻測量的這種限制的實施方式。圖6是示出了用于實現(xiàn)測量單個細胞的復(fù)電阻的測量電路的實施方式的示圖。
圖中所示的電路是基于IV方法的。為了實現(xiàn)在短時間段內(nèi)進行多點頻率測量，通過將具有彼此不同頻率的多個輸入電壓彼此疊加而將這些輸入電壓彼此合成并且施加在電極之間。依次對輸出電壓和輸出電流應(yīng)用傅里葉變換以測量各頻率的復(fù)電阻。圖6中所示的電路中所采用的電極EL和接地電極G分別相當于圖4中所示的微流道裝置MF的電極對ELl和EL2。實際上，接地電極G用作共用電極。如前所述，為了測量樣本的復(fù)電阻，需要測量樣本兩端間的電壓和流過樣本的電流。樣本的電壓由圖6中所示的電壓接收部VR測量，而樣本的電流由同一圖中所示的電流接收部IR測量。通過放大器將這些電壓和電流信號中的每一個放大。由于根據(jù)需要將放大器與帶通濾波器組合，因此各信號不必須表示單個細胞。通過分配器Dl或D2將含有頻率彼此不同的多種成分的信號分配成n個子頻帶。這是因為難以利用一個模擬電路來處理用于掌握細胞的介電弛豫現(xiàn)象的整個頻帶。在任一單個的子頻帶i (其中i = 1，…，n)中,通過由具有適于所述頻帶特性的器件構(gòu)成的模擬濾波器AFVi或AFIi的模擬信號被模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換器ADi轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號。通過數(shù)字-信號處理電路Dpi來處理作為轉(zhuǎn)換結(jié)果所獲得的數(shù)字信號。最后，通過將所有子頻帶中的信號合成，測出遍布所有子頻帶的復(fù)電阻的分布。[數(shù)據(jù)分析]所測出的復(fù)電阻的分布通常以如下描述的五個階段進行分析。(I)測出數(shù)據(jù)的轉(zhuǎn)換通過考慮測量系統(tǒng)的傳輸特性來校準測出的復(fù)電阻。在校準的復(fù)電阻中，獲得樣本的電容C和樣本的電導(dǎo)G。在下面的描述中，電容C和電導(dǎo)G被稱為樣本的CG數(shù)據(jù)。(2)起源于細胞的信號的提取在特定的頻率點，從與時間有關(guān)的CG數(shù)據(jù)提取細胞的信號。也就是說，從CG數(shù)據(jù)提取峰值，而根據(jù)峰前和峰后的數(shù)據(jù)計算基線。然后，計算峰值和基線之間的差，以得到所有頻率點處電容C的變化量AC和電導(dǎo)G的變化量AG。在以下的描述中，變化量AC和變化量AG被稱為A C AG數(shù)據(jù)。(3)介電變量的計算通過采用考慮到作為信號檢測部的狹窄道NC的構(gòu)造的數(shù)值計算方法，將每個細胞的ACAG數(shù)據(jù)的分布轉(zhuǎn)換成介電常數(shù)e和特定電導(dǎo)率K的頻率分布。在以下的描述中，將介電常數(shù)e和特定電導(dǎo)率K稱為e K數(shù)據(jù)。e K數(shù)據(jù)的頻率分布是介電分布。通過對每個細胞的介電分布應(yīng)用介電函數(shù),可算出介電變量。(4)細胞構(gòu)成方面的電氣物性值的計算參照預(yù)先算出的關(guān)系表來根據(jù)介電變量計算細胞構(gòu)成方面的電氣物性值。(5)基于電氣物性值的細胞分類將檢出的細胞的電氣物性值的分布分類為分別表示一種細胞類型的合適細胞集團且小細胞集團。然后，對于每種細胞類型，計算例如電氣物性值的平均值和方差的統(tǒng)計值。[測量數(shù)據(jù)]對于測量數(shù)據(jù)，將K562細胞和Jurkat細胞的數(shù)據(jù)作為示例。K562細胞是由人類紅海蕾型白血病弓I起的培養(yǎng)細胞株,而Jurkat細胞是人類白血病T的淋巴腫瘤弓I起的培養(yǎng)
10細胞株。圖7中上側(cè)的曲線圖表示由介電譜細胞儀裝置300進行測量的結(jié)果。圖上由不同的符號所表示的數(shù)據(jù)點與不同的細胞有關(guān)。也就是說，繪制曲線圖以表示單個細胞在八個頻率點處的數(shù)據(jù)片段。該曲線圖示出了符合弛豫函數(shù)的數(shù)據(jù)點的結(jié)果。圖7的上側(cè)的曲線圖的縱軸表示從測出的復(fù)電阻算得的電容變化量。根據(jù)前面已經(jīng)描述的數(shù)據(jù)分析方法，電容變化量可轉(zhuǎn)換成復(fù)介電常數(shù)的實部。然而，僅通過改變縱軸的比例，本質(zhì)上沒有差別。因此，電容的變化量AC如圖中所示出的。還得到了從復(fù)介電常數(shù)的虛部算得的數(shù)據(jù)作為代表電導(dǎo)G的數(shù)據(jù)，但在圖中未示出。復(fù)介電常數(shù)的虛部是復(fù)電阻。另一方面，圖7中下側(cè)所示的曲線圖以與上側(cè)的曲線圖相同的方式表示K562和 Jurkat細胞的流體溶液的復(fù)介電常數(shù)的分布的實部。該流體溶液包括約IO8細胞。也就是說，圖7上側(cè)的曲線圖表示單個細胞的數(shù)據(jù)，而同一圖中下側(cè)的曲線圖表示多個細胞的數(shù)據(jù)的平均值。因此，得到符合弛豫函數(shù)的數(shù)據(jù)，明顯地，能夠?qū)崿F(xiàn)單個細胞的介電常數(shù)的量化測量。也就是說，能夠?qū)崿F(xiàn)介電譜細胞儀現(xiàn)在是顯而易見的。圖8是示出了通過使單個細胞的復(fù)介電常數(shù)分布適合于弛豫函數(shù)所得到的介電變量的一組柱狀圖。也就是說，圖8是示出了 A C表示弛豫幅度和發(fā)生弛豫的臨界頻率fc 的一組柱狀圖。該附圖示出了作為如上所述的K562和Jurkat細胞的不同培養(yǎng)細胞的介電變量的不同分布。因此，該圖指示介電譜細胞儀能夠?qū)⒓毎诸惓刹煌募毎愋汀細胞分選系統(tǒng)]圖9是示出了細胞分選系統(tǒng)的構(gòu)成的框圖。當作為圖2中所示的分選信號發(fā)生器306的分選信號發(fā)生器TR從作為圖2中所示的分析器307的復(fù)分析器AN接收到復(fù)電阻(或復(fù)介電常數(shù))時，將每個頻率點處測出的值與預(yù)先設(shè)定的基準信息進行比較。預(yù)先設(shè)定的基準信息是包括過去在各頻率點測出的各細胞的復(fù)電阻的信息。可替換地，預(yù)先設(shè)定的基準信息是包括根據(jù)這種復(fù)電阻得到的復(fù)介電常數(shù)的信息。根據(jù)比較的結(jié)果，分選信號發(fā)生器TR產(chǎn)生用作用于分選細胞的觸發(fā)信號的分選信號。例如，分選信號發(fā)生器TR確定測出的復(fù)電阻或測出的復(fù)介電常數(shù)是否落在集中于預(yù)先設(shè)定的基準信息的范圍內(nèi)，從而作為分別對應(yīng)于測出的復(fù)電阻或測出的復(fù)介電常數(shù)的信息。如果測出的復(fù)電阻或測出的復(fù)介電常數(shù)落在該范圍內(nèi)，則分選信號發(fā)生器TR產(chǎn)生觸發(fā)信號。具體地，分選信號發(fā)生器TR根據(jù)作為比較的結(jié)果得到的信息的邏輯積，確定是否將細胞作為分選的對象。如果細胞是要被分選的，則分選信號發(fā)生器TR產(chǎn)生觸發(fā)信號并且將該觸發(fā)信號輸出至作為圖2中所示的細胞分選機構(gòu)305的細胞分選機構(gòu)CS。接收觸發(fā)信號的細胞分選機構(gòu)CS確定細胞通過微流道裝置MF的細胞分選部的合適時機。在稍后將描述的實施方式的情形下，接收觸發(fā)信號的細胞分選機構(gòu)CS確定細胞通過支道的直前部分的合適時機并且在合適的時機產(chǎn)生諸如介電泳力或流體力的驅(qū)動力，從而改變細胞流動所經(jīng)由的通道。因此，細胞流過與其它細胞流過的通道不同的通道并且保持在細胞收集器Si (其中i = 1，…，n)中。[3]介電譜細胞儀裝置的具體實施方式
的說明[介電譜細胞儀裝置]圖10是示出了根據(jù)本發(fā)明實施方式的介電譜細胞儀裝置300的模型的示圖，而圖11是示出了包括在圖10中所示的介電譜細胞儀裝置300的微流道系統(tǒng)304中的微流道裝置MF的透視圖。如圖2中所示，流道系統(tǒng)304包括在介電譜細胞儀裝置300中。如圖11中所示,微流道裝置MF包括注入部3、測量部4、細胞分選部5、細胞提取部 6和7以及形成于微流道裝置MF中的流道2上的流出部10。注入部3、測量部4、細胞分選部5、細胞提取部6和7以及流出部10在流道2的上游側(cè)到流道2的下游側(cè)的方向上沿著流道2排列。注入部3是用于通過利用稍后將參照典型的圖16和圖16之后的附圖描述的壓力控制裝置注入包括采樣的細胞的液體(或流體)的部分。注入部3注入的流體流過流道2。測量部4是用于對流過流道2的各個細胞測量在通常0. IMHz 50MHz的頻率范圍內(nèi)的所有頻率點處細胞的復(fù)介電常數(shù)的部分。頻率范圍是發(fā)生細胞的介電弛豫現(xiàn)象的范圍。測量部4通常測量三個以上頻率點處的細胞的復(fù)介電常數(shù)。例如，測量部4測量10到 20個頻率點處細胞的復(fù)介電常數(shù)。根據(jù)測出的細胞的復(fù)介電常數(shù)，包括測量部4的分析器 307采用前面所述的技術(shù)確定測出的細胞是否是要從微流道裝置MF提取的且在例如檢查或循環(huán)利用的應(yīng)用中使用的細胞。如果分析器307確定測出的細胞是要從微流道裝置MF 提取并且在這種應(yīng)用中使用的細胞，則測量部4產(chǎn)生分選信號。應(yīng)當注意，測量部4概念上具有前面所述的分析器307的主要功能并且包括同樣在前面所述的流道系統(tǒng)304的一部分機構(gòu)。細胞分選部5從由注入部3注入的大量細胞中選擇所需的細胞作為不同類型的細胞，并且將所需要的細胞提供給細胞提取部6而將其它細胞提供給細胞提取部7。應(yīng)當注意，細胞分選部5概念上具有前面所述的分選信號發(fā)生器306的主要功能， 并且還包括同樣在前面所述的流道系統(tǒng)304的一部分機構(gòu)。設(shè)置在細胞分選部5中的電場施加部8是能夠施加具有在與流體流動的X方向不同的方向上的梯度的電場的部分。例如，電場施加部8能夠施加具有垂直于X方向的Y方向上的梯度的電場。通常，當作為觸發(fā)信號的細胞分選信號未被接收為產(chǎn)生的操作信號時， 電場施加部8不施加電場。另一方面，當作為觸發(fā)信號的細胞分選信號被接收為產(chǎn)生的操作信號時，電場施加部8施加電場。當然，能夠提供相逆的構(gòu)造，其中作為觸發(fā)信號的細胞分選信號被接收為產(chǎn)生的操作信號時，電場施加部8不施加電場，相反，當作為觸發(fā)信號的細胞分選信號未被接收為產(chǎn)生的操作信號時，電場施加部8施加電場。細胞分選部5的分流部9是用于通過支道2b將電場施加部8未向其施加電場的細胞引導(dǎo)至細胞提取部7和通過支道2a將經(jīng)受電場施加部8產(chǎn)生的電場的細胞引導(dǎo)至細胞提取部6。細胞提取部6和7通過流道2連接到流出部10。通過泵將通過細胞提取部6和7 的流體從流出部10排出到外部的指定部分。[微流道裝置]如圖11中所示，微流道裝置MF具有基板12以及由高分子膜等制成的形成片狀的部件13。在基板12上，設(shè)置有流道2、均作為流道2的部分的支道2a和2b、具有注入部3 的功能的流體注入部3a、作為流道2的部分的分流部9、細胞提取部6和7以及流出部10。 通過在基板12的表面上形成溝槽等并且通過部件13覆蓋表面來構(gòu)造設(shè)置在基板12上的構(gòu)造流道2、支道2a和2b、注入部3a、分流部9、細胞提取部6和7以及流出部10。通過這種方式，形成流道2。通過在部件13上設(shè)置微細的孔用作狹窄道來構(gòu)造含有細胞的流體所注入的細胞注入部3b。當通過利用滴管將含有細胞的流體滴在細胞注入部3b上時，流體流過流道2而到達流道2的下游側(cè)，使得流體與沿著流道2而流過狹窄道的流體混合。由于狹窄道是微細的孔，多個細胞不能作為集團流過狹窄道到達流道2。相反，單個細胞能夠一個接一個的依次通過狹窄道到達流道2。設(shè)置用于測量復(fù)電阻或復(fù)介電常數(shù)的一對測量電極4a和4b而將狹窄道夾在中間。設(shè)置所述一對測量電極4a和4b用作第一電極對。作為電極中具體一個的測量電極4a 設(shè)置在片狀部件13的正面上，而作為另一電極的測量電極4b設(shè)置在片狀部件13的背面上。構(gòu)成電場施加部8的電極對也設(shè)置在片狀部件13的背面上。稍后將描述該電極對。通過設(shè)置在細胞提取部6和7上方的片狀部件13覆蓋細胞提取部6和7。然而， 可通過用滴管刺穿片狀部件13經(jīng)由滴管來提取細胞。電極焊盤14是用于將由測量電極4a和4b檢出的信號提取并且將提取的信號輸出至外信號接收部的部分。提取的信號還被輸出至分析器307。電極焊盤15是用于接收基于分析器307的復(fù)介電常數(shù)的測量信息由觸發(fā)信號作為觸發(fā)所產(chǎn)生的操作信號的部分。觸發(fā)信號是由分選信號發(fā)生器306產(chǎn)生的觸發(fā)信號。接收到的操作信號被傳輸至構(gòu)成如上所述的電場施加部8的電極對。通孔16是用于確定微流道裝置MF連接到具有分析器和裝置中的其它部分的主體的位置的孔。[細胞分選部]圖12是示出圖11中所示的微流道裝置MF中所采用的細胞分選部5的構(gòu)造的頂視圖，而圖13是示出沿圖12中所示的細胞分選部5的構(gòu)造的線A-A截取的截面圖。如圖12和13中所示，細胞分選部5具有電場施加部8。細胞分選部5是由前面說明的細胞分選單元的一部分構(gòu)成的部分。電場施加部8具有均設(shè)置在流道2上預(yù)先確定的位置處的電極16和17。例如，電極16和17以在與流體流過流道2的X方向不同的Y方向?qū)⒘鞯?夾在中間的方式通常設(shè)置在彼此相對的位置。電極16和17設(shè)置在片狀部件13的背面。部件13的背面是流道2內(nèi)的頂面。電極16通常是施加有信號的電極。電極16被構(gòu)造成具有沿朝向電極17的方向突出的多個電極指16a。電極17通常是共用電極。電極17被構(gòu)造成在電極17面向電極16的方向上既不具有突出部也不具有凹部。在下面的描述中，一個電極指16a和電極17的組合被稱為用作第二電極對的操作電極對18。通過如上所述構(gòu)造的操作電極對18，當向電極16和17施加信號時，具有Y方向梯度的電場施加至每個操作電極對18。通常通過將DC偏壓疊加在AC電壓上來獲得用于產(chǎn)生這種電場的電壓信號。在流道2的電場施加部8的下游側(cè)預(yù)先確定的位置處，其流動方向被由電場施加部8施加的電場所產(chǎn)生的介電泳力改變的細胞C通過利用支道2a而導(dǎo)向至細胞提取部6。例如，在注入部3處，細胞注入到偏向細胞提取部7側(cè)的位置。注入到偏向細胞提取部7側(cè)位置的該細胞以非活性的狀態(tài)投入，并在流道2中通過保持其原來的流動方向經(jīng)由偏向細胞提取部7側(cè)的位置而流向細胞提取部7并且經(jīng)由分流部9而進入連接至圖12 中所示的細胞提取部7的支道2b,如圖12中所示。非活性狀態(tài)是用作細胞分選對象的細胞不經(jīng)歷細胞通過電場施加部8時電場施加部8處的電場的狀態(tài)。如果以活性狀態(tài)將注入到偏向細胞提取部7側(cè)位置的細胞投入，然而，由于其流動方向改變而使得細胞在流道2內(nèi)經(jīng)由偏向細胞提取部7側(cè)位置后流向細胞提取部6并經(jīng)由分流部9而進入連接至細胞提取部6的支道2a，如圖14中所示?；钚誀顟B(tài)是用作細胞分選對象的細胞受到細胞通過電場施加部8時由電場施加部8施加的電場所產(chǎn)生的介電泳力的狀態(tài)。在如上所述構(gòu)造的電場施加部8中，每個操作電極對18施加具有Y方向梯度的電場。因此，通過操作電極對18的細胞逐漸改變其流道并且通過流過支道2a而分支到細胞提取部6側(cè)。[電場施加部的其它實施方式]在具有不使細胞受到致命傷害的強度的電場下施加至細胞的介電泳力與對在約幾mm/s量級的速度的水中流過的細胞施加的粘性阻力相比，通常是極其小的。因此，需要設(shè)置多個均用于主動地產(chǎn)生在與流動方向垂直的方向上的介電泳力的多個非均勻電場，或者由均用于產(chǎn)生這種電場的操作電極對18構(gòu)成的多個電極對列。在這種情形下，多個列均設(shè)置在X方向上。如圖12和14中所示，如果同時對多個操作電極對18施加電壓，必須專門使用操作電極對18的電極列分選區(qū)域，從而在一些情形下通過量不增加。為了解決上述問題，將操作電極對18分成多個組，例如圖15中所示的沿X方向排列的組Gl到G5，并控制分別施加至各個組Gl到G5的電壓以允許通過操作電極對18的細胞的多重化。以這種方式，增加了通過量。也就是說，在具有圖12和14中所示的構(gòu)造的電場施加部8中，需要以直至特定的細胞通過電場施加部8而跟隨特定細胞后的細胞被阻止流向流道2的定時使細胞流向流道2。另一方面，在具有圖15中所示的構(gòu)造的電場施加部 8中，能夠執(zhí)行向例如正在通過組G5的細胞施加電場但不向正在通過組G4的細胞施加電場的控制。結(jié)果，能夠?qū)Ω鱾€組Gl G5進行分選控制。[流道系統(tǒng)的壓力控制]下面的描述說明用于對流道系統(tǒng)304內(nèi)流動的流體進行壓力控制的壓力控制裝置。圖16是示出用于對流過流道系統(tǒng)304內(nèi)部的流體進行壓力控制的壓力控制裝置的示圖。圖16還示出了流道系統(tǒng)304中各個位置處的表壓。圖17是示出微流道裝置MF 中所采用的注入部3的周邊區(qū)域的截面的模式的示圖。如圖16中所示，壓力控制裝置具有第一壓力調(diào)整機構(gòu)112a和第二壓力調(diào)整機構(gòu) 112b。第一壓力調(diào)整機構(gòu)112a是用于調(diào)整流道2上游側(cè)的載液F的壓力的機構(gòu)，而第二壓力調(diào)整機構(gòu)112b是用于調(diào)整流道2下游側(cè)的載液F的壓力的機構(gòu)。載液F是從流體注入部3a注入的流體部分。此外，壓力控制裝置還具有用于控制第一壓力調(diào)整機構(gòu)112a和第二壓力調(diào)整機構(gòu)112b的控制器111。第一壓力調(diào)整機構(gòu)112a包括高壓流體罐113a、第一壓縮機115a和設(shè)置在高壓流體罐113a和第一壓縮機115a之間的第一空氣閥116a。同樣,第二壓力調(diào)整機構(gòu)112b包括低壓流體罐113b、第二壓縮機115b和設(shè)置在低壓流體罐113b和第二壓縮機115b之間的第二空氣閥116b。高壓流體罐113a是用于將載液F存儲在其內(nèi)作為要供給流道2的載液F的部件。 另一方面，低壓流體灌113b是用于將從流道2排出的載液F收集在其內(nèi)的部件。高壓流體罐113a設(shè)置有用于檢測高壓流體罐113a內(nèi)的氣壓的壓力傳感器114a。同樣，低壓流體罐 113b設(shè)置有用于檢測低壓流體罐113b內(nèi)的氣壓的壓力傳感器114b。第一閥門117a設(shè)置在高壓流體罐113a的下游側(cè)，而第二閥門117b設(shè)置在低壓流體罐113b的上游側(cè)。流量計118設(shè)置在第一閥門117a的下游側(cè)。此外，壓力傳感器119a和壓力傳感器119b分別設(shè)置在微流道裝置MF的流體注入部3a和微流道裝置MF的流出部10上。壓力傳感器119a和壓力傳感器11%均用于檢測載液F的壓力?？刂破?11經(jīng)由接線板121和A/D轉(zhuǎn)換器122電連接至其中包括在壓力調(diào)整機構(gòu) 112內(nèi)的部件、流量計118以及壓力傳感器119a和119b?？刂破?11控制驅(qū)動第一壓縮機115a的操作和調(diào)整第一空氣閥116a的打開程度的操作以調(diào)整高壓流體罐113a內(nèi)的氣壓。同樣，控制器111還控制驅(qū)動第二壓縮機115b 的操作和調(diào)整第二空氣閥116b的打開程度的操作以調(diào)整低壓流體罐113b內(nèi)的氣壓。通過這種方式，能夠調(diào)整流道2的上游和下游的載液F的壓力。此外，控制器111還控制調(diào)整第一閥門117a打開程度的操作和調(diào)整第二閥門117b 的打開操作以調(diào)整載液F從高壓流體罐113a的排出和載液F向低壓流體罐113b的注入。 如果需要，例如，在將微流道裝置MF安裝在壓力控制裝置上和從壓力控制裝置拆下時，可用新的替換第一閥門117a和第二閥門117b。如圖11中所示，微流道裝置MF的注入部3形成于片狀部件13的表面上比其它部件所在的層低的一層上(處于凹的狀態(tài))。圖17中所示的注入部3中的樣本流體S是含有細胞的流體的一部分。樣本流體S的典型示例是血液。利用如上所述形成的微流道裝置 MF,當通過利用滴管8等將樣本流體S注入注入部3時，能夠防止樣本流體S不期望地從注入部3溢出。用作狹窄道的狹窄孔I設(shè)置在注入部3的約中心處。狹窄孔I是在上下方向貫通片狀部件13而形成的微細孔。介電譜細胞儀裝置300還可具有用于攪拌注入到注入部3中的樣本流體S的攪拌部。在圖中未示出攪拌部本身。攪拌部是用于產(chǎn)生氣流L并且將氣流L吹送至流過狹窄孔 I的樣本流體S的表面的部分，如圖17中所示。因此，由于包括在樣本流體S中的細胞C被攪拌，所以能夠防止細胞C不希望地沉入樣本流體S。測量部4的一對測量電極4a和4b位于將注入部3上的狹窄孔I夾在中間的位置。 測量電極對的測量電極4a設(shè)置在片狀部件13的背面，而測量電極對的測量電極4b設(shè)置在部件13的前面上。接著，以下的描述將說明根據(jù)載液F的壓力的控制進行的調(diào)整，如主流流量Q和樣本流入流量Qs的調(diào)整。主流流量Q是流過流道2的載液F的流量，而樣本流入流量Qs是經(jīng)由狹窄孔I流入流道2內(nèi)的樣本流體S的流量。首先，需要讀者假設(shè)樣本流體S未注入注射部3并且在狹窄孔I上方不存在樣本流體S ( S卩，在空氣側(cè)不存在樣本流體S)的情形。如果高壓流體罐113a和低壓流體罐113b 內(nèi)的氣壓分別保持在APl和AP2，其中關(guān)系A(chǔ)PI > AP2適用，則載液F從高壓流體罐113a流出并且通過流道2流向低壓流體罐113b。此時流動的載液F的流量是主流流量Q。假設(shè)微流道裝置MF的流體注入部3a和微流道裝置MF的流出部10測出的壓力分別為FPl和FP2。在這種情形下，由壓力FPl和FP2確定狹窄孔I正下方位置s處的靜壓 Ps0根據(jù)由反映微流道裝置MF內(nèi)的流道2的形狀的管線電阻引起的壓力損失確定靜壓Ps。應(yīng)當注意，此時，在靜壓Ps相對小的幅度范圍內(nèi)，只要狹窄孔I上方不存在樣本流體S ( S卩，只要在空氣側(cè)不存在樣本流體S)，則由于表面張力，載液F不從狹窄孔I流出。此外，沒有氣體流進流道2。需要讀者假設(shè)在這種狀態(tài)下，諸如血液的樣本流體S的液滴以具有約10 y L大小的液滴滴在注入部3上的情形。在這種情形下，樣本流體S依然接觸空氣并且注入部3的高度是約1_。因此狹窄孔I上方的樣本流體S的靜壓力可視作0，即為氣壓的大小。此外， 最早時在狹窄孔I上不存在表面張力。因此，由于在狹窄孔I正下方位置s處的靜壓力是 Ps,因此(O-Ps)的壓力差促使樣本流體S流進流道2。如果將狹窄孔I正下方位置s處的靜壓力Ps保持成負值，則樣本流體S被拉入微流道裝置MF的流道2中。通常，靜壓力Ps是管線電阻的函數(shù)。因此，適用下面給出的式子(I)Ps = f (FP1, FP2). . . (I)因此，可通過下面給出的式子(2)表達樣本流入流量Qs，只要雷諾數(shù)具有足夠小的值就可。在式子(2)中，符號Rs表示比例常數(shù)。Qs = Rsf (FP1-FP2)... (2)應(yīng)當注意，對于微流道裝置MF內(nèi)的流道2，如果將上游側(cè)和下游側(cè)制成相對于狹窄孔I正下方位置s是流體力學(xué)對稱的，那么位置s處的靜壓力Ps可變的更簡單，因此可通過下面的式子(3)表達。Ps = (FPl+FP2)/2. (3)此外，在這種情形下，樣本流入流量Qs通過如下的式子(4)表達。Qs = Rs (FP1+FP2) /2. (4)除此之外，根據(jù)壓力FPl和FP2可得到主流流量Q，并且根據(jù)下面給出的式子(5) 可得到關(guān)于主流的管線電阻R。如上所述，調(diào)整高壓流體罐113a中的壓力APl和低壓流體罐113b中的壓力AP2， 以適當?shù)卣{(diào)整流道2上游側(cè)的載液F的壓力FPl和流道2下游側(cè)的載液F的壓力FPl，使得可將主流流量Q和樣本流入流量Qs都控制成適宜的值。此外，調(diào)整高壓流體罐113a中的壓力APl和低壓流體罐113b中的壓力AP2，以適當?shù)卣{(diào)整流道2上游側(cè)的載液F的壓力 FPl和流道2下游側(cè)的載液F的壓力FPl，使得可彼此獨立地控制主流流量Q和樣本流入流量Qs。[其它實施方式]本發(fā)明的實現(xiàn)絕不限制于上述的實施方式。也就是說，可實現(xiàn)各種其它的實施方
16式。例如，在上述的實施方式中，采用基于多點頻率的方法作為測量復(fù)電阻的方法。然而，不是必須采用基于多點頻率的方法來作為用于測量復(fù)電阻的方法。在上述的實施方式中，采用頻率疊加方法作為通常的多點頻率測量。然而，存在下面所述的三種其它的多點頻率測量方法。與頻率疊加方法很像，在三種其它多點頻率測量方法的每一個中，能夠?qū)崟r地每次確定單個細胞通過狹窄道NC的分布。(I)頻率掃描法頻率掃描法是一種在掃描頻率時在每個頻率點測量復(fù)電阻的方法。(2)時域測量法時域測量法是一種通過將具有脈沖或階梯波形的電壓施加到測量電極上、測量電壓和電流變化量并且進行傅里葉變換來計算每個頻率點處的復(fù)電阻的方法。(3)其它的多點頻率測量方法根據(jù)另一種多點頻率測量方法，將測量電極對分成多個對組，并且當細胞順次通過對組時進行測量。這種其它的多點頻率測量方法不是一種像上面所述的頻率疊加方法的情形一樣以成批的操作測量所有測量頻率點處的復(fù)電阻的方法。相反，在其它的多點頻率測量方法中，對于每組測量電極對，在諸如一個到三個頻率點的幾個頻率點處進行測量。通過在組與組間不同數(shù)目的頻率點上進行測量，整體上能夠?qū)崿F(xiàn)多點頻率方法。本發(fā)明包含于2010年10月29日向日本專利局提交的日本在先專利申請JP 2010-243765中披露的相關(guān)主題，其全部內(nèi)容結(jié)合于此作為參考。盡管已經(jīng)使用具體的術(shù)語描述了優(yōu)選實施方式，但這些說明僅用于示意性目的， 并且應(yīng)當理解，在不背離所附權(quán)利要求的精神或范圍的前提下可進行修改和變形。
權(quán)利要求
1.一種介電細胞儀裝置,包括流道，所述流道包括單個細胞能夠流過的狹窄道和設(shè)置在所述狹窄道下游側(cè)的支道， 所述支道作為用于對包含在流過所述流道的流體中的細胞進行分選的支道；第一電極對，所述第一電極對能夠在所述狹窄道上產(chǎn)生交流電場；分析單元，被配置為通過向所述第一電極對施加交流電壓而在所述狹窄道上產(chǎn)生所述交流電場，以對流過所述狹窄道的各個所述細胞，測量取決于所述細胞的復(fù)介電常數(shù)；第二電極對，所述第二電極對能夠在處于所述狹窄道的下游側(cè)且所述支道的上游側(cè)的流道部分上產(chǎn)生電場；以及細胞分選單元，被配置為基于由所述分析單元測出的所述復(fù)介電常數(shù)，通過驅(qū)動所述第二電極對產(chǎn)生所述電場來向所述細胞施加介電泳力，以通過利用所述支道來分選所述細胞。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的介電細胞儀裝置，其中，所述分析單元產(chǎn)生疊加了具有多個頻率的交流電壓的疊加電壓信號作為施加到所述第一電極對上的所述交流電壓的信號，并且對所述單個細胞通過所述狹窄道時測出的電壓和電流的信號進行傅里葉變換，以針對所述多個頻率中的每個頻率計算所述復(fù)介電常數(shù)。
3.根據(jù)權(quán)利要求I或2所述的介電細胞儀裝置，其中所述分析單元預(yù)先存儲用作針對每個所述細胞測出的所述復(fù)介電常數(shù)的基準的基準 "[目息;以及所述細胞分選單元實時地將由所述分析單元測出的所述復(fù)介電常數(shù)和所述基準信息進行對照并且根據(jù)指示所述復(fù)介電常數(shù)是否在所述基準信息的范圍內(nèi)的信息來產(chǎn)生所述電場。
4.一種介電細胞儀的細胞分選方法，包括使包括細胞的流體流過具有狹窄道和支道的流道；在所述狹窄道上產(chǎn)生交流電場；對通過所述狹窄道的每個所述細胞，測量取決于所述細胞的復(fù)介電常數(shù)；以及根據(jù)測出的所述復(fù)介電常數(shù)，在處于所述狹窄道的下游側(cè)且所述支道的上游側(cè)的流道部分上產(chǎn)生電場來將介電泳力施加至所述細胞，以通過利用所述支道分選所述細胞。
全文摘要
本文提供了一種能夠在不采用光學(xué)分析法情況下分析和分選細胞的介電細胞儀裝置和用于所述裝置的介電細胞儀的細胞分選方法。在用作介電細胞儀裝置的一部分的微流道裝置的細胞注入部上形成允許單個細胞流動的狹窄道。在狹窄道上形成一對測量電極，并且連接至測量電極的分析器測量通過狹窄道的每個細胞的復(fù)介電常數(shù)。設(shè)置在狹窄道下游側(cè)的電場施加部根據(jù)關(guān)于測出的復(fù)介電常數(shù)的信息施加電場以改變流道內(nèi)細胞的流動，從而可通過利用支道分選細胞。
文檔編號B07C5/344GK102539484SQ20111032480
公開日2012年7月4日 申請日期2011年10月21日 優(yōu)先權(quán)日2010年10月29日
發(fā)明者佐藤一雅, 大森真二, 林義人, 梅津友行, 勝本洋一 申請人:索尼公司