本発明は、流動性物質中の、生体細胞などの粒子を検知するための検知機器、その方法 、およびそのような検知機器を備えた分析機器に関する。

生体粒子の物理的または化学的特性の分析は、疾患の診断、研究、医薬品の臨床試験な どに有用であることが分かっている。そのような分析を自動で行う機器を使用することが 知られており、そのような機器は多くの粒子の毎秒の同時マルチパラメータ解析を行うよ うに構成されている。通常、目的の生体粒子は、懸濁生体粒子が励起され、励起に対する 反応が検出される分析機器に導入される前に、液体中に懸濁される。既知の分析手法は、 生体粒子の懸濁液に蛍光色素を導入する工程、およびその後、生体粒子の懸濁液上に光線 を当てる工程を含む。この既知の手法によれば、生体粒子懸濁液により散乱された光と、 蛍光色素により生体粒子懸濁液から再放出された光とが検出され、検出された光による分 析的決定が行われる。

本発明者は、生体粒子の既知の分析手法の欠点に目を向けるようになった。より具体的 には、本発明者は、とりわけ、既知の生体粒子分析機器のサイズが大きいことに目を向け るようになった。

したがって、流動性物質に含まれる粒子を検知するための生物学的検知機器を提供する ことが本発明の目的であり、該生物学的検知機器は持ち運びできるように、また、できれ ば手で持ち運びできるように構成されている。

流動性物質に含まれる粒子を検知するための生物学的検知方法を提供することが本発明 のさらなる目的であり、該方法は、持ち運びが可能な機器の中で、また、できれば手での 持ち運びが可能な機器の中で遂行される。

本発明の第一の態様によれば、流動性物質に含まれる粒子を検知するように構成されて いる生物学的検知機器が提供され、該生物学的検知機器は、 半導体製造プロセスにより形成された集積回路に含まれ、電気特性を検知するように構 成されている粒子検知機器;および 流動性物質の流入を抑えるまたは供給するように構成されている流入装置を含み、 粒子検知機器は、流動性物質が流入装置を通って流れる際に、粒子検知機器が流動性物 質に含まれる粒子の電気特性を検知する働きをするよう、流入装置に応じて配置されてい る。

使用時には、生体サンプルなどの流動性物質のサンプルは流入装置に導入され、流入装 置は流動性物質の流入を抑えるまたは供給するように構成されている。流入装置は、流動 性物質の流入を供給するために、流動性物質を抑えるように構成されてもよい。流入装置 は、例えば、流動性物質を抑え封じ込み、流れがポンプにより発生されたときなどに流入 を可能にするオープンエンドチャネルを画定し得る。あるいは、または加えて、流入装置 は、それ自体から流入を作動させるように構成されてもよい。より具体的には、流入装置 は、流動性物質を、毛細管現象により流入装置を通して引き出すように構成されてもよい 。粒子検知機器は、CMOS製造プロセスなどの半導体製造プロセスにより形成された集積回 路に含まれる。粒子検知機器は、電気特性を検知するように構成されている。粒子検知機 器は、流動性物質が流入装置を通って流れる際に、粒子検知機器が流動性物質に含まれる 粒子の電気特性を検知する働きをするよう、流入装置に応じて配置されている。粒子は、 例えば細胞、またはウイルス、多細胞生物、細菌、および胞子を含むその他の構造などの 生体粒子であってもよい。粒子の検知は、例えば、細胞種のそれぞれまたは互いからの区 別を含む、粒子の分析を提供し得る。

粒子検知機器は、粒子の誘電率に対応する量を検知するように構成されてもよい。粒子 検知機器は、粒子の誘電率の実数部および虚数部の少なくとも一つに対応する量を検知す るように構成されてもよい。より具体的には、粒子検知機器は、粒子の誘電率を検知する ように構成されてもよい。さらに以下に説明するように、粒子検知機器は、したがって、 流動性物質中に存在する電場を検知するように構成されてもよい。粒子検知機器は、流動 性物質に与えられた刺激に対する反応を検知するように構成されてもよい。細胞などの粒 子は、検知され得る反応をもたらすように、与えられた刺激と特徴的な形で働き合うこと ができる。粒子検知機器は、したがって、流動性物質中の粒子の存在を検知するために使 用され得る。さらに異なる粒子は、対応する異なる反応をもたらすように、与えられた刺 激と異なる特徴的な形で働き合うことができる。粒子検知機器は、したがって、粒子の特 性を明らかにするために使用され得る。例えば、粒子検知機器は、一つの種類の細胞を別 の種類の細胞と区別するため、および細胞の寸法または細胞の組成などの細胞の特徴を決 定するための、少なくとも一つのために使用され得る。

流動性物質に与えられる刺激は、電場を含み得る。電場の形での刺激は、生体細胞など の特定の細胞を検知するのに適切であり得る。さらに、電気検知器は、特に生体細胞など の粒子の特定の形態のサイズに対応する粒子検知機器の寸法を提供するように、半導体製 造プロセスにより形成された集積回路内に容易に備え付けられることができる。

一実施形態によれば、粒子検知機器は、流動性物質中に存在する電場を検知するように 構成されてもよい。細胞などの粒子は、そのような電場と働き合うことができ、それによ り電場が乱される。粒子検知機器は、したがって、電場の乱れに基づいて流動性物質中の 粒子の存在を検知するために使用され得る。さらに、異なる粒子は、異なる形で電場を乱 すことがある。粒子検知機器は、したがって、粒子の特性を明らかにするために使用され 得る。例えば、粒子検知機器は、一つの種類の細胞を別の種類の細胞と区別するために使 用され得る。本実施形態の特定の形態において、流動性物質は、少なくとも一つの電気感 受性標識を含むことができる。電気感受性標識の存在は、反応性の向上または受容能力の 強化をもたらすことができる。このような形態は、電気感受性標識の使用により引き起こ される電場の変化に応じて動作するように、または、電気感受性標識によりもたらされる 反応性を利用するように構成されてもよい。

粒子検知機器は、流入装置に応じて配置されている検知装置を備えてもよく、これによ り、使用時に、検知装置は流動性物質中に存在する電場を検知する働きをする。検知装置 は、少なくとも一つの電極対を含んでもよい。電極対は、流動性物質中に存在する電場を 検知するように、互いに応じておよび流入装置内の流動性物質に応じて配置され得る。電 極対の一方は、流動性物質の流れの方向に直交する方向など、流動性物質の側面上に、ま たは側面に向かって配置されてもよい。電極対のもう一方は、流動性物質の側面上に、ま たは側面に向かって配置されてもよい。電極対は、流動性物質の実質的に同じ側面上に、 または実質的に同じ側面に向かって配置されてもよい。電極対は、並べて配置されてもよ い。そのような同じ側面への配置は、粒子検知機器がCMOS集積回路などの平面半導体集積 回路に含まれる場合に適切であり得る。電極は、例えば幅および高さの少なくとも一方が 、実質的に100ミクロン、50ミクロン、30ミクロン、20ミクロン、15ミクロン、10ミクロ ン、5ミクロン、3ミクロンおよび1ミクロン未満の寸法を有していてもよい。あるいは、 または加えて、電極は、実質的に0.5ミクロン、1ミクロン、5ミクロン、10ミクロン、15 ミクロン、20ミクロン、30ミクロン、または50ミクロンより大きい寸法を有していてもよ い。

粒子検知機器は、例えば複数の電極対など、複数の隔置された検知装置を備えていても よく、各検知装置は粒子を検知する働きをする。さらに、流入装置は、粒子が通って移動 する流路を画定することができ、粒子検知機器は、粒子が流路に沿って移動した際に、次 に続く検知装置により粒子が検知されるように構成されてもよい。

粒子検知機器は、検知装置からの入力信号を受信するように、および対応する出力信号 を供給するように構成されている検知回路をさらに備えていてもよい。検知回路は、電極 上に存在するような電荷を検知するように構成されてもよい。より具体的には、検知回路 は、電荷を検知し、検知された電荷を電圧信号に変換する働きをする蓄電器を含むことが できる。検知回路は、高インピーダンス入力を有していてもよく、これにより、検知され た重要な信号を与える。より具体的には、検知回路は、電界効果トランジスタ(FET)な どのインピーダンスバッファを含んでいてもよい。FETは、例えば粒子検知機器の電極の ための容量性負荷を与えることができる。あるいは、または加えて、検知回路は、電圧信 号および電流信号のいずれかを出力信号として供給することができる。あるいは、または 加えて、検知回路は、入力信号を増幅するように構成されてもよい。例えば、検知回路は 、電極上に存在する電荷を: 対応する電圧に変換し、変換された電圧を増幅するように構成されてもよい;または 対応する電流に変換し、変換された電流を増幅するように構成されてもよい。

刺激としての静電場の使用は、特定の応用において適切であり得る。粒子検知機器は、 したがって、静電場を検知するように構成されてもよい。動電場の使用は、他の特定の用 途において適切であり得る。例えば、粒子が生体細胞を含む場合、静電場の印加は、生体 細胞および流動性物質による電場に不利な電気化学反応のために、生体細胞の特性評価に 支障をきたす可能性があり、そしておそらく、電場が高強度である場合、生体細胞に損傷 を与える可能性がある。粒子検知機器は、したがって、動電場を検知するように構成され てもよい。動電場は、生体細胞において不利な電気化学反応を起こしにくい可能性がある 。例えば、粒子検知機器が検知回路を備える場合、検知回路は、十分な帯域幅を有し、動 電場に関連して検知される変動する信号に影響するように構成されてもよい。

生物学的検知機器は、使用時に、流動性物質に含まれる粒子を刺激するように構成され ている刺激機器をさらに備えていてもよい。粒子の刺激は、例えば上述の粒子検知機器に より、粒子を検知されやすいように反応させることができる。生物学的検知機器は、刺激 機と粒子検知機器とが同時に動作するように構成されてもよい。より具体的には、生物学 的検知機器は、刺激機器が流動性物質に含まれる粒子を刺激する働きをすると同時に、粒 子検知機器が流動性物質に含まれる粒子を検知する働きをするように構成されてもよい。

第二の手法によると、刺激機器は、流動性物質に電場を印加するように構成されてもよ い。流動性物質への電場の印加は、特定の状況では、例えば刺激への反応を強めるための 標識を使用することなく、それ自体で粒子からの反応をもたらす。上述のように、電場を 印加するように構成されている刺激機器は、CMOSなどの半導体製造プロセスにより、より 容易に形成され得る。電場源は、したがって、粒子検知機器を備える集積回路に含まれて もよい。さらに半導体製造プロセスでの電場源の形成は、生体細胞などの粒子の特定の形 態のサイズに対応する電場源の寸法を提供し得る。流動性物質が少なくとも一つの電気感 受性標識を含む場合、刺激機器は適切に構成され得る。

電場源は、流動性物質に電場を印加するように構成されてもよい。上述のように、流動 性物質への動電場の印加は、特定の用途において、静電場よりも好ましい。電場源は、し たがって、電圧信号を発生させる、より具体的には変動する電圧信号を発生させる働きを する電圧源を備えてもよく、それにより電場の印加が供給される。電場源は、以下に説明 するように、電圧源が電圧信号を電極に印加するように構成されてもよく、電極は、電場 が流入装置内の流動性物質に印加されるように、流入装置に応じて配置されている。

生物学的検知機器は、刺激素子および検知素子の少なくとも一つが流入装置内の流動性 物質から実質的に電気的に分離されているように構成されてもよい。そのような電気的分 離は、例えば変動する電場の形態で刺激を付与する際に、流動性物質中の電荷の流れを大 幅に減少させることができる。流動性物質中の電荷の流れの減少は、流動性物質に含まれ る粒子の完全性を維持することができ、また、測定の整合性を与える。電気的分離は、例 えば、流入装置の一部を含む、刺激素子または検知素子と流動性物質との間に配置された 分離装置により実現することができる。ある手法によれば、分離装置は、集積回路に含ま れる誘電体層で構成されてもよい。より具体的には、誘電体層は、窒化ケイ素などのパッ シベーション層を含んでもよい。別の手法によれば、分離装置は、ポリマーを含んでいて もよく、より具体的には、ポリフッ化ビニリデン(PVDF)などの熱可塑性フルオロポリマ ーを含んでいてもよい。流動性物質に含まれる、生体細胞などの粒子は、パッシベーショ ン層よりもPVDFのようなものにくっつきにくいことがわかっている。

刺激機器は、流入装置に応じて配置されている刺激装置を含んでいてもよく、これによ り、使用時に、刺激装置が流動性物質に電場を印加する働きをする。刺激装置は、少なく とも一つの電極対を含んでもよい。電極対は、流動性物質に電場を印加するように、互い に応じておよび流入装置内の流動性物質に応じて配置され得る。電極対の一方は、流動性 物質の流れの方向に直交する方向など、流動性物質の側面上に、または側面に向かって配 置されてもよい。電極対のもう一方は、流動性物質の側面上に、または側面に向かって配 置されてもよい。電極対は、流動性物質の実質的に同じ側面上に、または実質的に同じ側 面に向かって配置されてもよい。電極対は、並べて配置されてもよい。そのような同じ側 面への配置は、粒子刺激機器がCMOS集積回路などの平面半導体集積回路に含まれる場合に 適切であり得る。

粒子検知機器が電極対を含む検知装置を備える場合、検知装置の電極対の少なくとも一 方の電極は、刺激装置の電極対に含まれないことがある。生物学的検知機器は、したがっ て、流動性物質中の粒子の刺激と検知を、効果的に同時に行うように構成されてもよい。 より具体的には、第一の形態において、刺激装置の電極対および検知装置の電極対は、共 通の電極を有してもよい。第一の形態は、シングルエンド検知手法に適切であり得る。検 知装置は、したがって、シングルエンド検知装置であってもよい。第二の形態において、 刺激装置の電極対および検知装置の電極対は、共通の電極を有していなくてもよい。第二 の形態は、差動検知手法に適切であり得る。検知装置は、したがって、差動検知装置であ ってもよい。差動検知装置は、流動性物質の変動、より具体的には、検知される粒子を含 む培地の変動に対してより感受性が低いことが分かっている。また、差動検知手法は、同 相信号の削減をもたらす。刺激が同相信号であり、反応がシングルエンドである場合、同 相信号の削減は有利であり得る。第二の形態はまた、差動刺激に適切であり得る。刺激装 置は、したがって、差動刺激装置であってもよい。差動刺激装置は、シングルエンド刺激 装置を用いた場合よりも、大きな刺激信号の印加を流動性物質へ与えることができる。

生物学的検知機器は、例えば刺激機器などにより、流動性物質に所定の刺激信号を印加 するように構成されてもよい。生物学的検知機器は、例えば粒子検知機器により検知され る際に、所定の刺激信号と刺激信号への反応とを比較するように構成されてもよい。所定 の刺激信号と反応との比較は、所定の刺激信号と反応との相互相関を含み得る。生物学的 検知機器は、所定の刺激信号の印加と、流動性物質中の少なくとも一つの粒子から出るこ とによる反応との間の時間遅延を決定する働きをすることができる。生物学的検知機器は さらに、時間遅延に基づく少なくとも一つの粒子の伝達関数を決定する、または少なくと も伝達関数を近似する働きをすることができる。伝達関数の決定または近似は、その結果 、少なくとも一つの粒子の特性を明らかにすることができる。

所定の信号は、擬似ランダム雑音信号を含み得る。生物学的検知機器は、疑似ランダム ノイズ信号を発生するように構成されてもよい。疑似ランダムノイズ信号は、M系列を含 み得る。M系列は、所望の動作帯域幅にわたって平坦なパワースペクトル密度を示す。さ らに、M系列は、標準デジタル回路により容易に発生させられるため、CMOSなどの半導体 製造プロセスにより形成される集積回路への導入に適している。

生物学的検知機器は、粒子検知機器により検知される、変動する電場などの、信号に含 まれる周波数成分を検知するように構成されてもよく、周波数成分は、少なくとも1 kHz 、10 kHz、50 kHz、100 kHz、250 kHz、500 kHz、1 MHz、5 MHz、10 MHz、25 MHz、50 MH z、75 MHz、100 MHz、250 MHz、500 MHz、750 MHz、1 GHz、1.25 GHz、1.5 GHz、1.75 GH z、2 GHz、2.5 GHz、2.75 GHzまたは5 GHzである。より具体的には、周波数成分は10 kHz 〜100 MHzの間であってもよい。1 MHzを超える周波数での特定の状況下では、粒子検知機 器は、少なくとも一つの粒子が生体細胞である場合などに、少なくとも一つの粒子の内部 の特性を明らかにする働きをすることができる。特定の状況下では、生体細胞のサイズな どの粒子の外部の特性について特性評価をするために、1 kHz以上の周波数が必要な場合 がある。刺激機器を介してなど、生物学的検知機器により印加された信号のパワーは、少 なくとも1 μW、5 μW、10 μW、25 μW、50 μW、100 μW、250 μWまたは500 μWであ ってよい。生物学的検知機器に備わる刺激機器は、したがって、電場などの、少なくとも 一つの対応する周波数成分を含む刺激信号を印加するように構成されてもよい。粒子検知 機器が、電極の大規模な配列などの、高周波でアドレス指定された多くの刺激および検知 素子を含む場合、各刺激素子または検知素子のアドレス指定期間は、刺激または検知に要 する時間より短くてもよい。生物学的検知機器は、したがって、刺激信号および粒子検知 の少なくとも一方の持続性を与えるように構成されてもよい。より具体的には、生物学的 検知機器は、例えば複数の刺激素子のそれぞれについて所定期間アドレス指定し、所定期 間よりも長く状態を保持するように構成されている、電子メモリーなどの持続的回路を含 んでいてもよい。持続的回路は、所定のアドレス指定期間よりも長い期間にわたって、刺 激信号の印加を刺激素子に与えるように構成されてもよい。持続的回路が電子メモリーを 含む場合、電子メモリーは、スタティック・ランダム・アクセス・メモリー(SRAM)およ びダイナミック・ランダム・アクセス・メモリー(DRAM)の少なくとも一方を含むことが できる。持続的回路からの複数の出力のそれぞれは、複数の刺激素子の一つにそれぞれ電 気的に結合することができる。

生物学的検知機器が複数の電極対を含む場合、生物学的検知機器は、どの電極が粒子に 刺激を与える働きをし、どの電極が与えられた刺激に対する反応を検知する働きをするか を変更するように構成されてもよい。生物学的検知機器は、第一電極セットで刺激を与え 、第二電極セットで反応を検知し、その後第二電極セットで刺激を与え、第三電極セット で反応を検知するように構成されてもよい。そのような手法は、粒子が流入装置を通って 流れる際に通る列のように、電極が列になって配置されている場合に適切であり得る。

生物学的検知機器の粒子検知機器は、本明細書の他の箇所に記載されている電極の配列 などの検知素子の配列を含んでもよい。配列は、流入装置により供給されることによる流 動性物質の流れの方向に延在してもよい。粒子は、したがって、粒子が流入装置を通って 進行する際に、一連の検知素子により検知され得る。あるいは、または加えて、配列は、 流入装置を通る流動性物質の流れの方向に対して直交する方向に延在してもよい。より具 体的には、配列は、流れの方向および流れの方向に直交する方向に延在してもよく、それ により、配列は二次元配列となる。検知素子の配列は、例えば複数の異なる粒子の検知あ るいはまた刺激を同時に行うような、同時検知作業を提供し得る。同時に複数の異なる粒 子を検知することは、同時の複数の刺激付加を含んでもよい。あるいは、または加えて、 以下に説明するように、配列は粒子の作動を提供してもよい。

生物学的検知機器は、流入装置を通る流動性物質の流れの方向に対して直交する方向に 延在する作動素子の配列を含んでいてもよく、作動素子の配列は、流入装置において粒子 に力を加えるように流入装置に応じて配置されている。力は、流れの方向に直交する方向 にあり、それにより流れの方向以外の方向に粒子を移動させる成分を有していてもよい。

生物学的検知機器は、そして電極を含み、それにより電極が配列の形となる作動素子の 配列を含んでいてもよい。生物学的検知機器は、配列内の少なくとも一つの電極セットが 作動、刺激および検知の少なくとも一つを供給する働きをするように構成されてもよい。 例えば、配列の電極は、ある時は作動のために、別のある時は刺激のために、さらに別の ある時は検知のために使用され得る。生物学的検知機器は、流動性物質の流れの方向以外 の方向に配置されている複数の作動素子に作動信号を印加するように構成されてもよい。 作動信号は、異なる振幅および異なる位相のうちの少なくとも一つで、複数の作動素子に 印加することができる。異なる振幅および異なる位相の少なくとも一つを持つ作動信号の 異なる作動素子への印加は、粒子に作動力を与えることができる。作動は、粒子を操作し たり、分類するために使用され得る。より具体的には、作動は粒子または粒子群を、該粒 子または該粒子群のサイズに対応するサイズの刺激および検知電極を有する配列の一部な どの、配列の所望の部分に移動させるために、または、配列の異なる部分により同時に複 数の粒子に検知を行うことができるように、検知が行われる前に異なる粒子を配列の別の 部分に移動するために使用することができる。

生物学的検知機器は、動作可能であり、例えばまた無標識ともなるように構成されても よい。生物学的検知機器は、したがって、蛍光色素またはマイクロビーズなどの標識のな い流動性物質に動作可能であってよい。

生物学的検知機器は、動作可能であり、例えばまた微生物サンプルの検知のために構成 されてもよい。生物学的検知機器は、したがって、実質的に500ミクロン、250ミクロン、 200ミクロン、150ミクロン、100ミクロン、50ミクロン、25ミクロン、10ミクロン、5ミク ロン、2ミクロン、1ミクロン、500 nm、250 nm、100 nm、50 nm、25 nm、10 nmまたは5 n m未満の寸法を有する、生元素のような粒子を検知するように構成されてもよい。あるい は、または加えて、生物学的検知機器は、実質的に2 nm、5 nm、10 nm、25 nm、50 nm、1 00 nm、250 nm、0.5ミクロン、1ミクロン、2ミクロン、5ミクロン、10ミクロン、25ミク ロン、50ミクロン、100ミクロン、150ミクロン、200ミクロンまたは250ミクロンよりも大 きな寸法を有する粒子を検知するように構成されてもよい。生物学的検知機器は、少なく とも一つの電極のサイズなどの、刺激装置および検知装置の少なくとも一つの寸法に関し て、粒子の特定のサイズまたは様々な粒子(複数)のサイズのために構成されてもよい。 より具体的には、刺激機器および検知装置の少なくとも一つの寸法は、粒子のサイズまた は様々な粒子(複数)のサイズに対応してもよい。半導体製造プロセスによる検知装置お よび刺激配置の少なくとも一つの形成は、それらのスケーリングが、特定のサイズまたは 様々なサイズの粒子の検知および刺激の少なくとも一つを可能にすることを実現し得る。

半導体製造プロセスは、平面半導体製造プロセスであってもよい。あるいは、または加 えて、半導体製造プロセスは、CMOSプロセスなどの金属酸化膜半導体プロセスであっても よい。あるいは、または加えて、半導体製造プロセスは、0.35ミクロンCMOSプロセスある いは高電圧0.35ミクロンCMOSプロセスなどのサブミクロン半導体製造プロセスであっても よい。

流動性物質は、例えば室温において、実質的に液体であってもよい。流動性物質は、し たがって、粒子を運ぶ液体を含んでいてもよい。より具体的には、流動性物質は、塩分子 などの電荷担体を含んでいてもよい。例えば、流動性物質は、リン酸緩衝生理食塩水(PB S)を含んでいてもよい。

流入装置は、使用時に流動性物質が流れる主要チャネルを画定することができる。粒子 検知機器は、主要チャネル中に存在する粒子を検知するために、主要チャネルに応じて配 置されてもよい。粒子検知機器は、流動性物質の流れをはさんで対向する第一および第二 側面の少なくとも一方に配置されてもよい。したがって、例えば、粒子検知機器の電極な どの部品は、流動性物質の流れの片側に配置されてもよい。別の例によれば、粒子検知機 器の部品は、流動性物質の流れの両側に配置されてもよい。流入装置は、例えば注射によ り、検知を受ける流動性物質のサンプルを受け入れるように構成されているサンプル入口 を備えていてもよく、該サンプル入口は、主要チャネルと流体連通している。流入装置は 、流入装置のサンプル入口とは反対側の端部にサンプル出口を備えていてもよく、該サン プル出口は主要チャネルと流体連通している。サンプル出口は、主要チャネルからの流動 性物質の流入を供給することができる。流入装置は、サンプル入口の横方向に配置される 、少なくとも一つの別の入口を備えていてもよい。より具体的には、流入装置は、第一お よび第二の追加的な入口を備えていてもよく、第一入口はサンプル入口の一方の側面に横 方向に配置され、第二入口はサンプル入口のもう一方の反対側面に横方向に配置される。 追加的な入口の少なくとも一つは、主要チャネルと流体連通することができる。使用中、 リン酸緩衝生理食塩水(PBS)などのシース液は、少なくとも一つの追加的な入口により 受け入れられることができ、それにより主要チャネルにシース液の流れが供給され、シー ス液の流れは流動性物質の流れに水平となる。シース液の流れは、流動性物質に含まれる 粒子の、粒子検知機器との位置合わせを行うことができ、および流入装置を通って進行す る際の、流動性物質の流れの完全性を維持するのに役立つことができる。流入装置は、流 入装置の少なくとも一つの追加的な入口とは反対側の端部に配置される、少なくとも一つ の追加的な出口を含んでいてもよく、少なくとも一つの追加的な該出口は、主要チャネル と流体連通している。少なくとも一つの追加的な出口は、主要チャネルからシース液の流 れを供給することができる。

流入装置は、ポリ(メタクリル酸メチル)(PMMA)などのポリマーから少なくとも部分的 に形成されていてもよい。流入装置は、実質的に長さ25 mm、および実質的に幅10mmであ ってもよい。粒子検知機器および流入装置は、別々に形成されてもよい。粒子検知機器は 、粒子検知機器および流入装置を互いに取り付けることにより、流入装置に応じて配置さ れてよい。粒子検知機器および流入装置は、例えばシリコーンガスケット層を備えた締結 装置によるなど、取り外し可能なように互いに取り付けられてもよい。取り外し可能な取 り付けは、例えば流入装置が耐用年数の終わりに達した場合、または異なって構成された 流入装置が必要となる場合などに、流入装置の交換を容易にすることができる。

生物学的検知機器はさらに、光誘電率;光透過性の少なくとも一方を検知するように構 成されてもよい。以下でさらに説明するように、粒子検知機器は、したがってさらに、流 動性物質により放出される光を検知するように構成されてもよい。粒子検知機器は、した がって、流動性物質の電気特性の検知に加えて、流動性物質により放出される光を検知す るように構成されてもよい。粒子検知機器はさらに、流動性物質により放出される光を検 知するように構成されてもよい。放出された光は、流動性物質への光の照射により流動性 物質を透過した、または反射した、例えば散乱した光であり得る。あるいは、放出された 光は、流動性物質に含まれる蛍光色素により再放出された光であり、蛍光色素は、流動性 物質に当たる光に基づいて光を再放出する働きをする。粒子検知機器は、したがって、光 検知器が流動性物質により放出される光を検知する働きをするように、流入装置に応じて 配置される光検知器をさらに含んでいてもよい。より具体的には、粒子検知機器は、感光 性電気回路を含み得る。感光性電気回路は、CMOSプロセスなどの半導体製造プロセスによ る形成に適する形態のものであってもよい。感光性電気回路は、したがって、感光性接合 、より具体的には、フォトダイオード(PD)などの冶金的感光接合を含み得る。フォトダ イオードは、一般的には、集積回路内でほとんど場所をとらないので、以下に記載の電極 配列のような、比較的密集している電極配列に容易に組み込むことができる。

流動性物質に与えられた刺激は、電磁放射をさらに含み得る。刺激は、光、より具体的 には可視光を含み得る。可視光を含む刺激は、生体細胞などの粒子の特定の形態に適切で あることがわかっている。刺激機器は、光、より具体的には可視光などの電磁放射線を流 動性物質に照射するように構成されてもよい。刺激機器は、したがって、電場を流動性物 質に印加することに加えて、電磁放射線を流動性物質に照射するように構成されてもよい 。上記の通り、可視光を含む刺激は、粒子の特定の形態のために適切であり得る。粒子は 、それ自体の電磁放射線に反応し得る。あるいは、流動性物質は、粒子を電磁放射線に反 応させる働きをする、標識などの化合物を含み得る。より具体的には、流動性物質は、光 励起時に光を再放出する働きをする蛍光色素を含み得る。刺激機器は、例えば発光ダイオ ードまたは半導体レーザーなどの光源などの、電磁放射線源を含んでいてもよい。電磁放 射線源および集光器などの支援装置は、CMOSのような半導体製造プロセスと相いれない可 能性がある。電磁放射線源は、したがって、粒子検知機器を備える集積回路から離れて構 成されてもよい。

本発明の第二の態様によれば、本発明の第一の態様に係る生物学的検知機器を備える生 物学的分析機器が提供される。生物学的分析機器は、フローサイトメーターとしての働き をするように構成されてもよい。生物学的分析機器は、制御機器をさらに含み得る。制御 機器は、粒子検知機器を制御するように構成されてもよい。例えば、制御機器は、粒子が 検知されたときに関して、検知装置を制御するように構成されてもよい。さらなる例とし て、および生物学的検知機器が刺激機器を含む場合、制御機器は、粒子検知機器に含まれ る電極および刺激機器が作動、刺激または検知に使用されるかを決定するように構成され てもよい。さらに別の例として、および生物学的検知機器が電極の配列を含む場合、制御 機器は、配列内の電極の動作順序を決定するように構成されてもよい。制御機器は、適切 な電子装置により、例えばマイクロプロセッサー、またはフィールド・プログラマブル・ ゲート配列(FPGA)などの設定可能な電子回路などで構成されてもよい。

生物学的分析機器は、流入装置を通る流動性物質の流入を誘導する働きをする流れ誘導 装置、すなわちポンプを含んでもよい。流れ誘導装置は、例えば、流入装置を通る流動性 物質の流量に関して、粒子検知機器の出力に基づいて制御されてもよい。制御機器は、粒 子検知機器からの出力を受信し、それに基づき流れ誘導装置に出力を供給する働きをする 。本明細書の他の箇所に記載されている粒子検知機器は、流入装置を通る流動性物質の流 量を決定する働きをすることができ、その流量は制御機器により受信される。粒子検知機 器が複数の隔置された検知装置を含み、各検知装置が粒子を検知する働きをする場合、流 量は、知られている検知装置の間の分離、および異なる検知装置による粒子の検知間隔時 間に基いて決定されてもよい。あるいは、または加えて、本明細書の他の箇所に記載のよ うな、少なくとも一つの粒子の特性評価は、所定の基準と比較することができ、流れ誘導 装置はその比較に基づいて制御され得る。例えば、少なくとも一つの粒子の特性評価は、 所定値と比較される信頼値レベルを含み得る。より具体的には、信頼値レベルが所定値未 満である場合、流れ誘導装置は流動性物質の流量を減少させる働きをし、それにより特性 評価の向上をもたらす。

あるいは、または加えて生物学的分析機器は、処理機器をさらに含み得る。処理機器は 、粒子検知機器からの信号を受信し、受信した信号をデジタル形式に変換するように構成 されてもよい。処理機器は、したがって、アナログ・デジタル変換器を含むことができ、 増幅器およびアンチエイリアス・フィルターなど、どのような信号調整回路でも必要とさ れ得る。処理機器は、独立したアナログ・デジタル変換回路、独立した増幅回路および独 立したフィルター回路、またはFPGAなどの設定可能な集積回路、もしくは特定用途向け集 積回路(ASIC)などの、そのような回路を含む専用集積回路などの適切な電子装置で構成 されてもよい。

あるいは、または加えて、生物学的分析機器は分析装置を含み得る。分析装置は、粒子 検知機器からの少なくとも一つの出力による、流動性物質に含まれる粒子に関する決定を 下すように構成されてもよい。例えば、分析装置は、アナログ・デジタル変換後に粒子検 知機器により行われる電場測定により、決定を下す働きをすることができる。流動性物質 に含まれる粒子の密度、粒子のある形態の別形態との区別、および寸法または組成に関す るような粒子の特性などについて、決定が下される。分析装置は、例えば、パーソナルコ ンピューター(PC)などの汎用コンピューター、内蔵マイクロプロセッサー、FPGAなどの 設定可能な電子回路などの適切な電子装置で構成されてもよい。本発明の第二の態様のさ らなる実施形態は、本発明の第一の態様の一つ以上のさらなる特徴を含み得る。

本発明の第三の態様によれば、流動性物質に含まれる粒子を検知するための生物学的検 知方法が提供され、該方法は、 流動性物質を流入装置内に封じ込める工程と、そこを通る流動性物質の流れを供給する 工程; 流動性物質が流入装置を通って流れる際に、流動性物質に含まれる粒子の電気特性を検 知する工程を含み、粒子の電気特性は、流入装置に応じて配置されている粒子検知機器に より検知され、粒子検知機器は、半導体製造プロセスにより形成された集積回路に含まれ る。

本発明の第三の態様の実施形態は、本発明の任意の前述の態様の一つ以上の特徴を含み 得る。

本発明のさらなる態様によれば、流動性物質に含まれる粒子を検知するように構成され ている検知装置が提供され、該検知装置は: 半導体製造プロセスにより形成された集積回路に含まれる粒子検知機器;および 流動性物質の流入を抑えるまたは供給するように構成されている流入装置を含み、 粒子検知機器は、流動性物質が流入装置を通って流れる際に、粒子検知機器が流動性物質 に含まれる粒子の電気特性を検知する働きをするよう、流入装置に応じて配置されている 。流動性物質は、液体と気体の少なくとも一つを含むことができる。あるいは、または加 えて、粒子は液体担体中に同伴されてもよい。あるいは、または加えて、粒子は液体担体 中に分散されてもよい。本発明のさらなる態様のさらなる実施形態は、本発明の前述の態 様の一つ以上の特徴を含み得る。

本発明のさらに別の態様によれば、流動性物質を検知するように構成されている検知装 置が提供され、該検知装置は: 半導体製造プロセスにより形成された集積回路に含まれる検知機器;および 流動性物質の流入を抑えるまたは供給するように構成されている流入装置を含み、 検知機器は、流動性物質が流入装置を通って流れる際に、検知機器が流動性物質を検知す る働きをするよう、流入装置に応じて配置されている。流動性物質は、粒子を含むことが できる。検知機器は、流動性物質に含まれる粒子を検知するように構成されている粒子検 知機器であってもよい。本発明のさらに他の態様のさらなる実施形態は、本発明の前述の 態様の一つ以上の特徴を含み得る。

本発明のさらなる特徴および利点を、例としてのみ、および添付の図面を参照にして与 えられる以下の具体的な説明から明らかにする。

本発明による生物学的分析機器のブロック図表示;

図1の生物学的分析機器に含まれる生物学的検知機器のブロック図表示;

生物学的分析機器の特定の実施形態のブロック図表示;

図2の生物学的検知機器に含まれる流入装置の表示;

シングルエンド検知および刺激セルの回路表示;並びに

差動検知および刺激セルの回路表示。

本発明による生物学的分析機器10のブロック図表示を図1に示す。生物学的分析機器10 は、生物学的検知機器12、制御処理機器14、並びに分析装置16を備える。生物学的検知機 器12は、生体細胞(粒子を構成する)が懸濁されているリン酸緩衝生理食塩水(PBS)18 (流動性物質を構成する)の形態の検体の流れを受け取る。本発明の手法は懸濁物質に左 右されない検知を提供するため、PBSの代替物を使用することができる。検体の流れは、 以下に詳細に説明するように、生物学的検知機器12から20に出る前に作動、刺激および検 知を受ける生物学的検知機器12を通るよう方向づけられる。制御処理機器14は、例えば電 子回路の動作順序の決定、並びに刺激信号の検体への印加、およびまた、生物学的検知機 器12により検知される処理信号の印加に関するような、生物学的検知機器12に含まれる電 子回路の動作を制御する。処理は、検知された信号の増幅、検知された信号のアナログ・ デジタル変換、および変換された検知された信号の保存などを含む。図1には示されてい ないが、生物学的分析機器10は、検体を、生物学的検知機器12を通して押し出すまたは引 き出す働きをするポンプをさらに含む。

分析装置16は、保存済みの変換された検知された信号に基づき、少なくとも一つの分析 的決定を下す働きをする。分析的決定は、以下を含む:検体中の生体細胞の存在を検知す ること;検体中の生体細胞を計数すること;生体細胞のある形態を別形態と区別すること ;および、検体中の生体細胞の、細胞寸法または細胞組成などの特性を決定すること。分 析装置16はまた、例えば、制御処理機器14により実行される生物学的検知機器12の制御形 態の変化についてなど、制御処理機器14の監視制御を提供する働きをする。制御処理機器 14は、独立したアナログ・デジタル変換回路、独立した増幅回路並びに独立した電子メモ リー回路、またはデジタル回路を含むFPGAおよびアナログ回路を含むASICなどの設定可能 な集積回路などの、適切な電子装置で構成されている。分析装置16は、例えばPCなどの汎 用コンピューター、内蔵マイクロプロセッサー、FPGAなどの設定可能な電子回路などの、 適切な電子装置で構成されている。制御処理機器14および分析装置16は、例えば独立した モジュールとして、互いから離れて構成されるか、または例えば同一の集積回路内または 同一の汎用コンピューター内に共に構成される。

以下でさらに説明される図3は、生物学的分析機器の部品がとりわけCMOS ASIC、FPGA 、およびPC内に独立して構成されている特定の実施形態を示す。図3の実施形態は、原型 として適切であり、システム開発または評価のようなものの設定が可能であることを提供 する。製造に適した生物学的分析機器の形態は、同じ集積回路またはモジュール内の構成 部品により異なって構成されている。例えば上述のように、分析装置16の機能は、FPGAに 組み込まれており、および制御処理機器14の機能は、CMOS ASICに組み込まれている。図 3の実施形態をこのように変更することは、当業者の通常の設計能力の範囲内である。

図1の生物学的分析機器に含まれる生物学的検知機器12のブロック図表示を、図2に示 す。生物学的検知機器12は、検体18を受け取り、検体が流入装置から20に出る前に検体の 流れを供給する流入装置30を備える。流入装置30は、図4を参照して以下にさらに説明さ れる。生物学的検知機器12は、電極32の二次元配列も含む。図2は、流入装置30および並 んでいる電極32の配列を示しているが、流入装置30および電極32の配列は、電極32の配列 が流入装置30の主要チャネルの上にあるように、互いに応じて配置されており;この配置 は図4に示されている。生物学的検知機器12は、電極32の配列に電気的に結合している制 御処理回路34をさらに備える。制御処理回路34は、以下に詳細に説明するように、電極32 の配列による、生物学的な細胞刺激、検知および作動を与える働きをする。電極32の配列 および制御処理回路34は、0.35ミクロンCMOSプロセスなどのCMOSプロセスにより構成され ている。

図3の実施形態40をより詳細に考慮すると、電極32の配列および制御処理回路34は、両 方ともCMOS ASIC 42に含まれる。配列32の各電極は18ミクロン×18ミクロンであり、電極 間に2ミクロンの間隙を有し、それにより配列ピッチは20ミクロンとなる。ASICの標準ポ リイミド上部層の厚さと誘電率は、電極32の検体との適切な係合には不十分な静電容量を 与える。第一の手法によれば、下の窒化ケイ素層を露呈させるために、ポリイミド上部層 を酸素プラズマ灰化により除去する、または、除去が必要とならないように、製造プロセ スにポリイミド層の堆積工程がない。窒化シリコン層の親水性は、電極32に接触する検体 表面積を最大にする。第二の手法によれば、ポリイミド上部層を第一の手法にしたがって 除去し、またはポリイミド層は堆積せずに、ポリフッ化ビニリデン(PVDF)の層を露呈し た窒化ケイ素層の上に設ける。PVDF層は、露呈した窒化ケイ素層上への回転塗布により提 供される。あるいは、PVDFは、露呈した窒化ケイ素層を覆うようにASICの上に設置される 膜として、別々に形成される。ポリイミド上部層の除去後またはPVDF層の設置後、上述の 通り、電極32の配列が流入装置30を通って流れる検体と係合するように、ASIC 42を図2 の流入装置30に応じて配置する。ASICの制御処理回路34は、2進数・10進数復号器、電極3 2の配列をアドレス指定する行と列のメモリー、グローバル・コンフィギュレーション・ ロジックおよび検知出力信号経路のバイアス回路を含む。グローバル・コンフィギュレー ション・ロジックは、メモリーリセット、およびグローバルリセット信号に関する制御信 号のゲーティングのようなものを提供する働きをし、既知の状態にあるすべての制御線の 起動を確実にする。図3の実施形態は、サポートしており、ASIC 42を支持する電気回路 に電気的接続を支持し提供するプリント回路基板(PCB)をさらに含む。PCBに含まれる電 気回路は、刺激および作動信号の発生、電極32の配列の個々の電極のアドレス指定、およ びユニバーサル・シリアル・バス(USB)モジュール46との通信を含む、様々なデジタル 機能を提供するように構成されているFPGA 44を含む。FPGA 44は、ザイリンクスのSparta n-3である。FPGA 44は、線形フィードバック・シフト・レジスター、またはそうでなけれ ば、当業者の通常の設計技術の範囲内のものによりM系列の形で刺激信号を生成させる働 きをする。あるいは、M系列は、M系列の特性の変化を容易にする外部信号発生器により供 給される。

PCBは、FPGAのための統合クロック合成およびFPGA用スイッチング電源50を提供する働 きをする位相同期回路(PLL)モジュール48をさらに含む。PLLモジュール48は、PLLモジ ュールから得たメインクロックから補助クロック信号を引き出す働きをするFPGAに含まれ るクロック管理回路の動作に基づき、FPGAで使用するための安定した位相同期クロックを 水晶発振器から生成させる働きをする。スイッチング電源50は、機器により受信される5 VのUSBバス電圧から3.3 Vと1.8 Vを生成する働きをする、スイッチモード電源ユニットを 備える。PCBは、いずれかのFPGAからまたは外部信号発生器(図示なし)から、刺激およ び作動信号を受信するように、シングルエンド刺激信号から差動刺激信号を生成するよう に、およびそして、刺激および作動信号の電圧スイングのプログラム可能利得増幅を提供 するように構成されている入力信号調整回路52も備える。加えて、PCBは、固定ゲイン、 検知されたシングルエンドおよび差動信号の低歪増幅、その後に続くプログラム可能利得 増幅またはそのように最初に増幅されたPC制御下の信号の減衰を含む、様々な機能を実行 する出力信号調整回路54を備える。出力信号調整回路54はまた、増幅された検知信号を受 信し、変換されたビットストリームを、ビットストリームと同期するデータ出力クロック と一緒にFPGA 44に供給する働きをする250 Mサンプル/秒(MSPS)アナログ・デジタル変 換器を備える。データ出力クロックは、FPGAに含まれるクロック管理回路の基準として、 FPGA 44にフィードフォワードされる。クロック管理回路による基準としてのデータ出力 クロックの使用は、変換されたビットストリームからトリップレイテンシーを除去し、こ れにより、検知回路により引き起こされる時間遅延をなくす。PCBはまた、電源および制 御回路56などの支持回路を有する。

上述したように、PCBは、USBモジュール46を備える。USBモジュールは、図1の分析装 置16の機能を実行する働きをするPython/ numpyソフトウェアを実行しているPCとの通信 を供給する。より具体的には、PCは、PCBに含まれるASIC 42およびその回路を構成する働 きをする。加えて、PCは、FPGA 44から取得され、ローカルに保存されたリアルタイム検 知データまたはデータのブロックを受信する。より具体的には、PCは、高速アダマール変 換などのアダマール変換の適用により、受信されたM系列符号化データを復号する働きを し、これにより、インパルス応答の迅速な計算を現実にする。高速アダマール変換は次式 で与えられる:

式中、 は、テスト中のシステムの推定出力スペクトルであり、mはシーケンスオーダー、Hはアダ マール行列、ηは測定されたM系列符号化反応、並びに および は、アダマール行列で使用するためにM系列データを正しい順序に変換する符号および復 号行列である。一形態において、 および は、互いに等しい。PCはさらに、高速フーリエ変換(FFT)を復号されたデータに実行す る働きをし、これにより、周波数領域のデータを提供する。周波数領域データは、したが って、使用者の解釈のために表示されている。周波数領域データは、検体中の生体細胞の 、寸法や組成などに関する特性を提供し、それにより特定の細胞型の性質を決定すること ができる、または異なる細胞型を区別することができる。PCはまた、使用者に示されてい る数および密度の情報と共に、流入装置の流速および容積に基づき、検体中に存在する生 体細胞を計数し、検体中に存在する細胞の濃度を決定する働きをする。

図2の生物学的検知機器に含まれる流入装置30、70の表示は、図4に詳細に示されてい る。図4の流入装置70は、PMMAまたはシリコーンから形成され、長さ約25 mmおよび幅約 10 mmを有する。流入装置70は、検体が通って流れる主要チャネル72を備える。検体が主 要チャネルを通って流れる際に、電極が検体と係合するように、電極の配列74は主要チャ ネル72の上方に配置されている。上述のように、電極の配列74は、CMOS ASICに含まれる 。CMOS ASICおよび流入装置70は、電極および主要チャネルの適切な相対配置がもたらさ れるように、シリコーンガスケット層を備えた締結装置により、取り外し可能なように互 いに取り付けられる。流入装置はまた、例えば注射により検体を受け入れるサンプル入口 76、および流入装置のサンプル入口76とは反対側の端部にサンプル出口78を備える。サン プル入口76およびサンプル出口78は、それぞれ主要チャネル72と流体連絡する。加えて、 流入装置は、第一および第二の追加的な入口80、82を備える。第一入口80はサンプル入口 76の一方の側面に横方向に配置され、第二入口82はサンプル入口のもう一方の反対側面に 横方向に配置される。第一および第二の追加的な入口80、82のそれぞれは、主要チャネル 72と流体連通している。流入装置は、流入装置の第一および第二の追加的な入口80、82と は反対側の端部である反対側に配置される第一および第二の追加的な出口84、86をさらに 含み、第一および第二の追加的な出口84、86は、主要チャネル72と流体連通している。使 用中、リン酸緩衝生理食塩水(PBS)などのシース液は、追加的な入口80、82のそれぞれ により受け入れられ、それにより主要チャネルにシース液の流れを供給し、シース液の流 れは、サンプル入口76に受け入れられる検体の流れに水平となる。シース液の流れは、検 体に含まれる生体細胞の電極の配列74との位置合わせを行い、および主チャネルを通って 進行する際の、検体の流れの完全性を維持するのに役立つ。配列内の電極の選択的アドレ ス指定、および選択的にアドレス指定された電極への作動信号の印加により、検体に含ま れる生体細胞を作動させるために、電極の配列74を使用することができる。電極アドレス 指定および作動信号の印加は、上記の電子回路によるものである。より具体的には、第一 の正弦波信号またはデジタルクロックを、電極の配列74の第一中央行に印加し(ここで、 電極列は検体の流れと同じ方向である)、第二およびさらなる正弦波信号またはクロック を、電極の配列74の、電極の第一中央行の一方の側の、第二およびさらなる行のそれぞれ に印加する。電極の第一、第二およびさらなる行に印加される正弦波信号やクロックは、 異なる位相および振幅の少なくとも一方を有し、それにより、図4に示すように、生体細 胞が検体の流れの方向に直交する方向に移動されるように力が検体中の生体細胞に加えら れる。図4は、第一の追加的な出口84を通って流入装置70から出るように操作されている 細胞を示している。異なる作動の形態を、異なる電極アドレス指定パターンおよび異なる 作動信号の印加により提供することができる。そのような異なる作動の形態には、例えば 、電極の配列が異なるサイズの電極を含む場合、細胞のサイズに対応するサイズの電極を 有する配列の一部などの配列の所望の部分へ細胞または細胞群を移動させ、寸法に適切な 刺激および検知を供給することが含まれる。さらなる例として、他の作動の形態には、検 知が、配列の異なる部分で同時に複数の細胞に行われるように、検知が行われる前に、異 なる細胞を配列の異なる部分に移動することを含む。配列の各電極を選択的に作動、刺激 および検知に使用することができることに留意すべきである。刺激および検知は、以下に さらに記載されている。流入装置30、70を通る流体の流れは、本明細書の他の箇所に記載 されているようにする働きをする流体に含まれる粒子の刺激、検知および作動で逆にする ことができる。

刺激および検知は、電場刺激および電場検知を含む。生体細胞は、そのような印加され た電場と働き合い、これにより電場が乱される。異なるサイズの生体細胞の特定の種類は 、印加された電場を異なる形で乱す。また、生体細胞の異なる種類も、印加された電場を 異なる形で乱す。乱れに基づく電場の検知は、したがって、生体細胞の存在の検知、細胞 の相対的サイズの決定、および異なる種類の細胞のそれぞれまたは互いからの区別などを 提供することができる。本形態の特定の装置では、検体は、電気感受性標識を含み、反応 性または受容能力の向上をもたらす。電気感受性標識の例としては:基本的な電気的HIV 検査で使用する、特異抗体コーティングしたラテックスビーズ;ポリスチレンやゴムなど 種々の材料の、または種々のサイズのいずれかであり、生体細胞型の同定を提供する種々 の抗体コーティングを有するマイクロビーズ;および電場を吸収する働きをする鉄マイク ロビーズなどの導電性粒子が含まれる。上記の形態のCMOS ASIC内で、電場刺激および電 場検知の両方を達成することができる。より具体的には、電極の配列32、74は、電場刺激 および電場検知の両方に使用され、どの時点においても刺激および検知のために使用され る異なる電極セットを有するが、各電極は、異なる時間に刺激および検知に使用すること ができることに留意すべきである。

図1の生物学的分析機器10のポンプは、生物学的検知機器12を通る検体の流量;および 生物学的検知機器12を通って流れる検体の特性評価の信頼値レベルの少なくとも一方に基 づいて制御される。さらに検体の流量を考慮すれば、生物学的検知機器12の電極対間の分 離が知られており、および生体細胞の電極対間の移動時間は、制御処理回路34により決定 される。制御処理回路34は、そうして、生物学的検知機器12を通る生体細胞の移動速度を 決定する働きをする。制御処理回路34は、そうして、決定された速度に応じてポンプを制 御する働きをする。例えば、決定された速度が所定値未満である場合、制御処理回路34は 、ポンプを制御することにより、流量を増加させる働きをする。さらに、検体の特性評価 の信頼値レベルを考慮すれば、制御処理回路34は、生体細胞を特性評価し、特性評価の信 頼値レベルを決定する働きをする。制御処理回路34は、さらに、決定された信頼値レベル を所定のレベルと比較し、それに基づきポンプを制御する働きをする。決定された信頼値 レベルが所定のレベル以下である場合、制御処理回路34は、ポンプを制御することにより 流量を減少させる働きをし、それにより生体細胞の特性評価の改善をもたらす。

シングルエンド動作用に設定された検知および刺激セル100を、図5に示す。図5の検 知および刺激セル100は、電極の配列32、74に含まれる単一電極102を備える。誘電体層10 4は、電極102と検体106との間に存在する。誘電体層104は、電極102と隣接する電極間の 分離を提供する。図5は、隣接する検知および刺激セルの第二および第三電極108、110を 示す。検知および刺激セル100は、第一および第二状態選択ビット118、120に応じて選択 される、4つの状態のうちの1つを提供する第一マルチプレクサ112および第二マルチプレ クサ113を含むマルチプレクサ回路を備える。検知および刺激セル100はまた、選択ビット 125で有効になっている出力バッファ115を備える。検知および刺激セル100はまた、第一 メモリービット114および第二メモリービット116を含む。第一メモリービット114は、第 一状態選択ビット118の状態を保存し、第二メモリービット116は、第二状態選択ビット12 0の状態を保存する。第一および第二メモリービット114、116のそれぞれは、第一および 第二マルチプレクサ112、113への、各状態選択ビットの適用の持続をもたらす。状態選択 ビットの適用の持続性が必要とされるのは、配列内の各電極へのアドレス指定期間が、電 極に刺激信号を印加するために必要な時間、および電極から信号を得るために必要な時間 よりも短いためである。配列内の電極の多さを考えると、各電極へのアドレス指定期間は 短い。第一および第二メモリービット114、116は、スタティック・ランダム・アクセス・ メモリー(SRAM)で構成されている。

上記のように、図5の第一および第二マルチプレクサ112、113は、4つの状態のうちの1 つを提供し、アドレスセンシティブ選択ビット125がアサートされ、第一および第二状態 選択ビット118、120をそれぞれの第一および第二メモリービット114、116に渡す。4つの 状態のうちの1つを提供するために、電極はアドレスセンシティブ選択ビット125によりア ドレス指定され、そして第一および第二状態選択ビット118、120は第一および第二メモリ ービット114、116に保存される。第一および第二メモリービット114、116の構成は、4つ の状態のうちの1つを提供する。第一状態において、第一および第二状態選択ビット118、 120がゼロである場合、電極102は、スイッチを介してコモン・グラウンド電位に接続され ている。第二状態において、出力バッファ115を有効にし、検知のための電極102を構成す るために、第一状態選択ビット118がゼロであり、および第二状態選択ビット120が1であ る場合、それにより電極は、アドレス指定可能な出力バッファ115を介して検知出力端子1 22に接続される。

検知出力端子122は、上述のように、検知された信号を処理する働きをする制御処理回 路34の一部と電気的に接続されている。第三状態において、第一状態選択ビット118が1で あり、第二状態選択ビット120がゼロである場合、電極102は刺激用に構成され、それによ り電極は信号バス124からの刺激入力を受ける。信号バス124は、上述のように、刺激信号 を生成する働きをする制御処理回路34の一部と電気的に接続されている。第四状態におい て、第一状態選択ビット118が1であり、第二状態選択ビット120が1である場合、電極102 は、作動用に構成され、それにより電極は、信号バス124からの作動入力を受ける。信号 バス124は、上述のように、作動信号を生成する働きをする制御処理回路34の一部と電気 的に接続されている。信号バス124は、このように、刺激入力と作動入力の両方を伝達し 、第二状態選択ビット120は、その状態に応じて、これら2つの入力のうちの1つを選択す る働きをする。電極配列の各電極は、図5に示されるマルチプレクサおよびメモリー回路 を備える。したがって、図5の検知および刺激セル100、そして実際にASIC内の全ての検 知および刺激セルのそれぞれを、作動、刺激および検知のうちの一つのために使用するこ とができるとわかる。刺激をさらに考慮し、一つの電極と、その次のしかし一つの電極の 間に刺激信号が印加される。図5では、刺激信号は、例えば、第二および第三電極108、1 10の間に印加される。次に検知において、刺激信号が第二および第三電極108、110の間に 印加される場合、第一電極102は、検知用に構成される。刺激および作動のパターンは、 上述したものから、実際にサイクル毎に変更することができる。刺激および作動のパター ンは、制御処理回路34により決定され、制御および処理回路は、異なる所望のパターンを 提供するようにプログラムされている。例えば、一つの手法によれば、検知のためにアド レス指定されている電極を含む電極の行の上の電極の行および下の電極の行が刺激され、 これにより検知される電極を直接横切る刺激信号の結合を減少させるように、配列内の電 極は刺激を受ける。

差動動作用に構成された検知および刺激セル140を、図6に示す。図6の検知および刺 激セル140は、第一および第二の隣接する電極142、144を備える。図5の検知および刺激 セル100と同様に、誘電体層146は、第一および第二電極142、144と、検体148との間に存 在する。誘電体層146はまた、第一および第二電極142、144と隣接する電極間の分離を提 供する。図6は、隣接する検知および刺激セルの第三および第四電極150、152を示す。図 5の検知および刺激セル100と共通して、第一および第二の隣接する電極142、144のそれ ぞれは、第一マルチプレクサ154および第二マルチプレクサ155、並びに、図5を参照して 上述されている4つの状態のうちの1つの選択を提供するために、それらと関連付けられる 第一および第二メモリービット156、157の状態選択ビットを有する。

図6の検知および刺激セル140は、全差動増幅器158、第一蓄電器160、および第二蓄電 器162をさらに含む。全差動増幅器158は、第一電極142からの接続をその入力口の一つで 受信し、および第二電極144からの接続を他方の入力口で受信する。それぞれのアドレス センシティブ出力バッファ154を介して、差動増幅器158からの2つの出力の口うちの1つは 、第一検知出力端子164に電気的に接続され、差動増幅器158からのもう一方の出力口は、 第二検知出力端子166に電気的に接続されている。第一蓄電器160は、差動増幅器158の入 力口と出力口との間に接続され、第二蓄電器162は、差動増幅器158のもう一方の入力口と もう一方の出力口の間に接続されている。第一スイッチ168は、第一蓄電器160を通って接 続され、第二スイッチ170は、第二蓄電器162を通って接続されている。検知状態の選択時 に、第一および第二スイッチは開いており、それにより全差動増幅器158が、第一および 第二電極142、144から第一および第二検知出力端子164、166の間で検知される差動信号を 通過させる働きをするように、第一および第二スイッチの両方は、第一電極142に関連付 けられている第二メモリービット157の制御下にある。差動検知は、図6を参照して説明 されたように、隣接する二つの電極を介して達成される。第一メモリービット156がゼロ であり、第二メモリービット157が1である場合、第一および第二蓄電器スイッチの168と1 70は閉じており、これにより第一および第二蓄電器を短絡する。第一および第二蓄電器の 短絡は、それぞれのプレートにわたる電荷を均一にし、それにより、それらの全体の見か けの電圧差を解消する。

図5を参照して上述したように、隣接する二つの電極142、144の両側の第三および第四 電極150、152を介して図6の刺激が達成されるのは、以下に説明する場合を除く。図5を 参照して上述したように、第一から第四電極142、144、150、152に関する適切な状態の選 択を行うことにより作動が達成されるのは、以下に説明する場合を除く。図6の回路の信 号バス172は、2つのみの信号を伝達することに限定されている。図6の回路は、したがっ て、2つの相補的な、すなわち逆位相の刺激信号、または2つの相補的な、すなわち逆位相 の作動信号のいずれかを選択する働きをする、図示されていないマルチプレクサをさらに 含む。図6の回路は、相補信号の各対、すなわち刺激または作動が、任意の一時点で同時 に印加されるように働く。図6の回路は、必要に応じて、シングルエンド方式で刺激を受 けるように働く。

電場刺激および電場検知に加えて用いられる刺激および検知の形態は、光刺激および電 気光学検知を含む。この形態によれば、半導体レーザーやLEDなどの光源からの可視光で 流入装置を照射することにより、光刺激が与えられる。光刺激の通常の手順にしたがい、 検体は、第二の形態の特定の装置内で適切な蛍光色素を含み、これにより、透過および散 乱光に加えて、蛍光色素により吸収および放出される光の検知を提供する。検知は、フォ トダイオード(PD)の配列などの、ASICに含まれる感光性結合の配列により達成される。 現在の形態は、このような光および電場検知を組み合わせるように、以前の形態と組み合 わされる。より具体的には、感光性接合は、電極配列間で分散されている。感光性結合の 選択は、図5および図6を参照して上述したように、同じ形式のアドレス指定および検知 された信号の読み出し方式による。