专利名称：生物样本的活动信号测量装置和测量方法
技术领域：
本发明涉及对细胞等生物样本产生的活动信号进行测量的装置和方法。
背景技术：
目前，伴随生物样本活动而产生的物理化学性的信号，作为电信号和通过在生物样本中加入的指示剂而产生的荧光强度信号等的数字信号，被测定装置取入并测定。例如，在以单一通道级别进行测定的情况下，由通过使用了膜片钳等微小电极探针和专用的控制装置的电气生理测定装置获得的表示通道通过电量的数字信号，计算通道的开闭时间、定时、次数等来测定细胞的通道活性度。
膜片钳法是使用微型移液管的前端部分的细胞膜的微小部分(膜片)，由微小电极探针电气地记录通过单一的通道蛋白质分子作媒介的离子输送的方法。膜片钳法在细胞生物学的技术中，是能够以实时方式调查一个蛋白质分子的机能的少数方法之一(例如，参照《细胞の分子生物学》，第3版，Garland Publishing、Inc.、New York、1994、日本语版、中村桂子等编译、181～182页，1995年，教育社)。
荧光色素法，是根据特定的离子的浓度变化，将产生光的发光指示药或荧光色素与图像处理法进行组合，由此来测定细胞的电活动的方法。例如，根据使用CCD摄像机摄影的细胞的荧光图像，监视细胞内的离子的移动。在荧光色素法中，细胞全体的离子通道活性，通常是通过荧光测定法测定流入细胞内的离子的全体量。
可是，膜片钳法在微型移液管的制作和其操作等方面需要特殊的技术，在一个样本的测定上需要很长时间，因此不适合以高速方式筛选大量的侯选药品化合物。而荧光色素法能够以高速方式筛选大量的侯选药品化合物，但需要对细胞进行染色的工序，在测定中，除了色素的影响造成的背景大以外，还会随着时间而脱色，因此存在着S/N比较差这样的缺点。
作为公开有观察生物样本的电气化学性变化的方法的现有文献，可列举出(日本)专利第2949845号、美国专利第5810725号、美国专利第5563067号、特开平9-827318号、国际公开第01/25769号、美国专利第5187069号、国际公开第98/54294号、国际公开第99/66329号、国际公开第99/31503号等。
(日本)专利第2949845号、美国专利第5810725号、美国专利第5563067号、以及特开平9-827318号公开了一体化复合电极和使用该电极的测量系统，其特征在于使用光刻技术在玻璃基板上构成微小电极，能够以多点方式在细胞外测定细胞的电气变化。
国际公开第01/25769号公开了在绝缘基板上具有通孔、在该通孔中配置包含离子通道的细胞等的生物样本、由此在细胞等和绝缘基板表面上构成吉欧封接(giga-seal)、使用在由该吉欧封接隔开的两个区域中设置的基准电极和测定电极、可以测定离子通过离子通道时所产生的电流的基板。
美国专利第5187069号公开了在电极上培养细胞、测定阻抗变化、由此可以监视细胞增殖的装置。
国际公开第98/54294号公开了在平板电极上粘结细胞、测定其电信号的装置。
国际公开第99/66329号公开了利用电阻或阻抗变化来观察多孔性材料上的细胞活动状态的装置及使用该装置的化验法。
国际公开第99/31503号公开了使用具有通孔的基板、通过在该通孔中收集细胞而形成膜片钳、并测定电流变化的方法。
此外，作为本申请的在先例，可以列举出特开平11-326166号公报、特开平5-157728号公报、以及特开昭62-73152号公报等。
发明内容
本发明的目的在于提供一种生物样本的活动信号测量装置和测量方法，可以容易、迅速并且高精度地检测生物样本所产生的活动信号。
本发明的上述目的由下述的生物样本的活动信号测量装置来实现，该生物样本的活动信号测量装置包括容纳包含生物样本的被测定液的测定腔室；至少在一个面上具有测定电极的多孔性绝缘基板；和，运送所述测定腔室内的被测定液、使其从所述测定电极侧通过所述多孔性绝缘基板的运送装置；通过使所述运送装置工作、在所述测定电极上捕捉被测定液中所包含的生物样本，从而可以通过该测定电极对生物样本的活动信号进行测量。
此外，本发明的上述目的由下述的生物样本的活动信号测量方法来实现，该生物样本的活动信号测量方法包括将包含生物样本的被测定液注入测定腔室的步骤；从所述测定腔室运送被测定液、使其通过至少在一个面上具有测定电极的多孔性绝缘基板、由此在所述测定电极上捕捉生物样本的步骤；和，通过所述测定电极对生物样本的活动信号进行测量的步骤。
图1是本发明第一实施方式的生物样本的活动信号测量装置的主要部分概略结构图。
图2是图1所示的装置的主要部分放大图。
图3(A)和图3(B)是表示生物样本(细胞)的活动状况的示意图。
图4是本发明第二实施方式的生物样本的活动信号测量装置的概略平面图。
图5是图4所示的装置的细胞隔离部的图，图5(A)是平面图，图5(B)是剖面图。
图6是图4所示的装置的多孔性绝缘基板的图，图6(A)是平面图，图6(B)是剖面图。
图7是表示图4所示的装置的局部剖面图。
图8是图4所示的装置的另一局部剖面图。
图9(A)和图9(B)是表示本发明第三实施方式的生物样本的活动信号测量装置的概略结构的方框图。
图10是表示相对于卡巴胆碱(Carbachol)浓度的标准偏差平均值变动的图。
图11(A)和图11(B)是表示本发明第四实施方式的生物样本的活动信号测量装置的概略结构的方框图。
图12是表示将卡巴胆碱投药前后的标准偏差的偏差以正态分布方式近似的结果的图。
图13是表示将按照现有方法求出的卡巴胆碱投药前后的标准偏差的偏差以正态分布方式近似的结果的图。
图14是表示将所得到的正态分布的平均值和半值宽度分别与基准值比较时的间隔量的图。
图15是表示本发明的另一实施方式的生物样本的活动信号测量装置的概略结构的方框图。
图16是表示本发明的又一实施方式的生物样本的活动信号测量装置的概略结构的方框图。
具体实施例方式
以下，参照附图来说明本发明的实施方式。
(实施方式1)图1是本发明的第一实施方式的生物样本的活动信号测量装置的主要部分概略结构图。该装置的结构是，在多孔性绝缘基板5的上面(配置生物样本侧的面)形成检测细胞等的生物样本的物理化学信号的测定电极1，从该测定电极1导出导线2。所谓物理化学信号是在细胞等的生物样本所产生的信号之中，从细胞的离子通道这样的测定对象的特定部位产生的信号，或者，起因于响应药剂的细胞的离子通道或受体的活性化这样的测定对象中的特定现象而变化的信号等。
作为多孔性绝缘基板5，在本实施方式中使用尼龙网，但并不限于此，也可以使用纤维素混合酯、亲水性聚偏氟乙烯、疏水性聚偏氟乙烯、聚四氟乙烯、聚碳酸酯、聚丙烯、聚对苯二甲酸乙二醇酯等。具体地说，可优选地使用Isopore(聚对苯二甲酸乙二醇酯制millipore社制)和Omnipore(聚四氟乙烯制millipore社制)等。此外，作为多孔性绝缘基板5的尺寸，通常选择具有1～1000μm孔径和1～10000μm厚度的多孔性绝缘基板。作为代表性的例子，可以列举5μm的孔径和10μm的厚度，但也可以采用100μm以上厚度的多孔性绝缘基板。
该测量装置如下这样制造。首先，在多孔性绝缘基板5上形成测定电极1和导线2。优选通过导电性材料的溅射来形成测定电极1和导线2。在本实施方式中，使用金作为导电性材料，在氩等不活泼气体的存在下，在处于低真空条件的一对电极间通过高频产生等离子体，以离子能量轰击阴极上的金，形成在位于相对向的阳极上的多孔性绝缘基板上。电极和导线的形成，除了溅射法以外，也可以通过真空蒸镀法和印刷法等来形成。此外，作为导电性材料，也可以从铂、铜、银、银和氯化银、铂和铂黑等中选择，取代使用金。此外，也可以使用由导电性塑料构成的导电性材料。
在测定电极1的溅射时，优选不使用掩模来形成，以使电极材料侵入多孔性绝缘基板5的内部。另一方面，优选预先用掩模(未图示)覆盖多孔性绝缘基板5后构图成导线2，抑制导电性材料对多孔性绝缘基板5内部的侵入。
所形成的测定电极1的形状，在本实施方式中为圆板状，但也可以根据测定对象而形成为任意的形状。此外，就测定电极1的尺寸而言，没有特别的限制，在本实施方式中，具有与后述的测定腔室A的水平截面积大致相同大小的水平截面积。
这样，在多孔性绝缘基板5上形成了测定电极1和导线2后，将该多孔性绝缘基板5夹置在细胞隔离部3和支承基板6之间。细胞隔离部3和支承基板6分别具有开口，使细胞隔离部3的开口、多孔性绝缘基板5的测定电极1和支承基板6的开口的各中心近乎一致地来配置。由此，形成由细胞隔离部3的开口壁和多孔性绝缘基板5确定的测定腔室A(相当于图1的细胞隔离部3中形成的开口部的空间全体)。细胞隔离部3和支承基板6由介于开口周边的粘结剂构成的粘结层4固定。该粘结层4优选具有易剥离性和止水性，例如，可以列举出单液型RTV橡胶(脱醋酸型)KT42T(信越化学工业株式会社)。
在测定腔室A的侧壁上设置基准电极7，基准电极7浸渍在测定腔室A中容纳的被测定液23中。基准电极7提供用于检测作为测定对象的生物样本的活动信号的基准电位，例如，由Ag-AgCl构成。此外，作为被测定液23，可以例示出DMEM培养液，作为所培养的细胞，可以例示出源自动物的细胞。
测定腔室A的上部被盖21覆盖，由此可以防止被测定液23的蒸发。再有，根据被测定液23的种类和测定条件等，不一定需要盖21，也可以形成不设置盖21的结构。
接着，在支承基板6的下面侧，通过粘结层9来固定吸引线路配件8。吸引线路配件8具有从下向上锥状扩大的吸引部8a、和连接至该吸引部8a的吸引线路8b，使吸引部8a与支承基板6的开口近乎一致地进行定位。这样，形成由多孔性绝缘基板5、支承基板6的开口壁和吸引部8a的内壁确定的吸引腔室B。该吸引线路配件8具有作为用于吸引并运送被测定液23的运送装置的功能，使吸引线路8b连接至吸引泵(未图示)。这样，可以构成生物样本的活动信号测量装置。
下面，说明使用该装置的生物样本的活动信号测量方法。首先，在测定腔室A中注入细胞培养液等的被测定液23。供给至测定腔室A的被测定液23的量，例如为50微升。
在吸引部8a中没有吸引力作用的状态下，通过多孔性绝缘基板5落到吸引腔室B的被测定液23的量很�。ǔＪ遣舛ㄇ皇褹中的被测定液23量的1/50以下。
接着，使吸引泵(未图示)工作，吸引测定腔室A的被测定液23。由此，由于吸引腔室B被减压，所以被测定液23通过多孔性绝缘基板5，并通过吸引腔室B沿箭头所示的方向流过吸引线路8b。另一方面，被测定液23中所含的细胞等的生物样本25，不能通过多孔性绝缘基板5，如图2所示，被吸引至测定电极1上。该生物样本25所产生的活动信号可以以测定电极1和基准电极7之间产生的电位差的方式来检测。例如，在生物样本25是细胞的情况下，如图3(A)所示，静止状态的细胞的离子通道的开闭处于平衡状态，每个通道的电导的变化�。圆缪贡浠。赴じ浇缥坏恼穹蹙�。与此相对，如图3(B)所示，活动状态的细胞的离子通道的开闭处于非平衡状态，每个通道的电导变化大，所以产生电压变化大，细胞膜附近电位的振幅不均匀。因此，根据所检测的电位差的时间序列变化，可以掌握细胞的活动状态。
测定结束后，通过使吸引泵(未图示)工作，同时向测定腔室A中供给生理盐水等的清洗液来清洗装置内部，根据需要更换多孔性绝缘基板5后，将下次的被测定液23注入到测定腔室A中。这样，例如对于包含作为侯选药品的化合物的各种溶液，可以依次进行生物样本的活动信号的测定。
这样，根据本实施方式的测量方法，将被测定液23供给至测定腔室A中，仅借助吸引线路配件8进行吸引，就可以使生物样本25粘贴在测定电极1上，可以增大接触电阻，提高信号检测灵敏度。而且，被测定液23的调换和清洗也可以通过吸引线路配件8在短时间内进行。其结果是，可以容易、迅速并且高精度地检测生物样本的活动信号。
(实施方式2)图4是本发明第二实施方式的生物样本的活动信号测量装置的概略平面图。该装置是将图1所示的第一实施方式装置中的测定电极1矩阵状地配置16个，在本实施方式中，各测定电极1的直径为2mm，相邻的测定电极1的间隔为1mm。测定电极1的数目、配置、大小、形状等不限定于本实施方式的数目、配置、大小、形状等，而如果列举一优选例，则测定电极1的面积为1μm2～1cm2，形状大致为圆或矩形，相邻的测定电极1的间隔为10～10000μm，配置为矩阵状。在本实施方式中，与上述第一实施方式同样的构成部分标注相同的符号，省略详细的说明。
在图4中，测定电极1和与其连接的导线2被配置在多孔性绝缘基板5的表面侧。也可以通过使热或激光作用在多孔性绝缘基板5的表面上的多个导线2之间，破坏多孔性结构来进一步提高绝缘性。此外，基准电极7和与其连接的导线12，对应于各测定电极1，分别设置在细胞隔离部3的开口内壁和上面。细胞隔离部3通常由透明的材质构成。
图5是细胞隔离部3的图，图5(A)是平面图，图5(B)是剖面图，图6是多孔性绝缘基板5的图，图6(A)是平面图，图6(B)是剖面图。如图5所示，测定腔室A形成在分别配置了多个测定电极(未图示)的细胞隔离部3的各开口部中。如图6(B)所示，测定电极1的形成是，通过以没有掩模方式溅射导电性材料，从而含浸至多孔性绝缘基板5的内部，另一方面，导线2的形成是，通过使在多孔性绝缘基板5的上面形成的掩模层10介于中间地进行溅射，从而抑制对多孔性绝缘基板5内部的侵入。图7和图8是图4所示的装置的局部剖面图，图7放大地表示区域C，图8放大地表示区域D。与第一实施方式同样，通过被测定液23中所含有的细胞等的生物样本25被吸引线路配件(未图示)所吸引，吸附在测定电极1上。将吸引线路配件的吸引部(相当于图1的符号8a)对应于各测定电极1设置多个，通过共用的吸引线路(相当于图1的符号8b)，可以将生物样本25同时吸附在各生物样本25上。由此，可以在短时间内测量各种条件下的生物样本的活动信号。通过对每个测定电极1单独地设置吸引线路来取代设置共用的吸引线路，使生物样本25对各测定电极1的吸附，分别为不同的定时。
(实施方式3)图9是表示本发明第三实施方式的生物样本的活动信号测量装置的概略结构的方框图。该装置将上述第一实施方式的装置作为测定部(信号源)101，具有对在该测定部101中检测出的电信号进行处理的功能，如图9(A)所示，包括单位标准偏差计算部102、平均值计算部105、活性度评价部120和数据显示部110。单位标准偏差计算部102根据在测定部101中检测出的时间序列数据，以规定的采样数为单位来计算出标准偏差。包含规定采样数的各单位可以时间性地连续，或者也可以隔开一定的时间间隔。平均值计算部105计算出所获得的多个标准偏差的平均值。活性度评价部120根据标准偏差的平均值，对生物样本的活性度进行评价。活性度评价部120包括活性度计算部108和活性度分类部109，可以按照测量的目的，根据输入的信息来计算活性度，同时与预先存储的信息进行比较并将活性度进行分类。数据显示部110将获得的活性度进行画面显示。根据该装置，从以一定的采样速度取入的数字信号(规定的时间序列信号)中除去噪声，例如可以提取、测定和分类表示离子通道的开闭的有用信号。
如图9(B)所示，单位标准偏差计算部102、平均值计算部105和活性度评价部108可以由内置有记录了用于执行这些计算的程序的硬盘的计算机构成，数据显示部110可以由CRT构成。再有，如图9(B)所示，计算机还包括正态分布近似部103、刺激发生部104和平均值-半值宽度计算部106，关于它们将后述。
使用具有上述结构的本实施方式的装置，以由椎实螺调制的神经细胞为材料，测定化学物质卡巴胆碱(Carbachol)对于神经细胞的作用。卡巴胆碱是已知的作为神经传递物质的乙酰胆碱的相似物的化学物质。将卡巴胆碱(Sigma社制)溶解在人工脑-脊髓液中，按0、0.1、0.3、1、3、10、30和100μM的浓度分别测定作用于细胞时的细胞产生的电信号。然后，对于各卡巴胆碱浓度，从测定部101获得的10秒期间的时间序列数据中采样每100毫秒的时间序列数据，并计算标准偏差。绘制所得到的标准偏差的平均值的结果示于图10。
标准偏差的平均值表示细胞膜附近电位的摆动，利用该值可以评价离子通道的活性度。如图10所示，随着卡巴胆碱浓度增大，标准偏差的平均值也增大，但以10μM为峰值，标准偏差的平均值变小。这样，根据本实施方式的测量方法和装置，可以确认椎实螺的神经细胞的离子通道的活性依赖于卡巴胆碱浓度。而且，根据本实验结果，可以类推神经细胞的全部通道活性度。
(实施方式4)图11是表示本发明第四实施方式的生物样本的活动信号测量装置的概略结构的方框图。如图11(B)所示，该装置具备与上述第三实施方式同样的结构(参照图9(B))。而且，不使用图9(A)的平均值计算部105，而使用正态分布近似部103和平均值-半值宽度计算部106，如图11(A)那样构成。
正态分布近似部103将单位标准偏差计算部102获得的多个标准偏差分类为每规定宽度设定的多个等级。然后，以该等级作为X轴，在Y轴上绘制被分类为各等级的标准偏差的数目，将得到的曲线近似为正态分布。作为近似为正态分布的方法来说，可以列举出指数减少、指数增加、高斯、劳伦兹、西格玛、多重峰、非线性等的各种曲线近似解析。平均值-半值宽度计算部106计算获得的正态分布的平均值和半值宽度(峰高度一半的宽度)。
使用具有上述结构的本实施方式的装置，以由椎实螺调制的神经细胞为材料，测定化学物质卡巴胆碱对神经细胞的作用。具体地说，根据对椎实螺的神经细胞投药50μM浓度的卡巴胆碱前后的测定部101的检测信号，正态分布近似部103作成标准偏差的频度分布。
图12是根据卡巴胆碱投药前后10秒期间的检测信号组成的时间序列数据，由每5毫秒计算而得到的标准偏差作成直方图来近似为正态分布的结果，左侧的曲线表示投药前的状态，右侧的曲线表示投药后的状态。如图12所示，可知通过投药卡巴胆碱，标准偏差的平均值和半值宽度增大。平均值-半值宽度计算部106的计算结果是，投药前的平均值和半值宽度为0.478和0.109，与此相对，投药后的平均值和半值宽度为0.703和0.175。该结果表明，通过投药卡巴胆碱，椎实螺神经细胞的离子通道被激活，表示该激活的通道的开闭造成的活动电位的变动。
按与上述实验同样的条件，根据现有的细胞内记录法对投药前后进行比较的结果示于图13。本实施方式的测量方法是基于细胞外记录法的测量方法，若对图12和图13进行比较，可知能够获得与细胞内记录法情况同样的结果。这样，根据本发明的测量方法，不使用现有的细胞内记录法，就可以容易地测定伴随离子通道开闭的细胞活动和其变化。因此，例如即使在生物样本和测定用装置之间不形成高电阻的封接(吉欧封接)，也可以测量生物样本的电气变化，没有损伤生物样本的危险。
此外，根据本发明，可以对细胞的药物投药前后或相对于其投药量的离子通道活性度的绝对值和通道活性度的增减进行比较，例如以下所示，可以进行药物的作用效果的定性或定量的分类。
(实施方式5)通过细胞内记录法等已确认以下事实平滑筋细胞的Ca离子通道的活性在10μM的去甲肾上腺素刺激时，受到硝苯吡啶产生的浓度依赖性的阻碍。在本实施方式中，说明使用上述第四实施方式的生物样本的活动信号测量装置来对药剂进行评价的方法。
图14是根据测定部101的检测信号作成标准偏差的正态分布曲线、将该正态分布的平均值和半值宽度分别与基准值比较时的间隔量作为相对移动值和相对扩展值(relative spread)来表示的结果。将硝苯吡啶的相对移动值和相对扩展值以各种浓度(0.1μM～100μM)作为参数预先存储在数据库中，对于两种类的Ca通道阻碍药A和B进行了作用效果的分类。
如图14所示，化合物A(△)相对于各浓度的相对移动值和相对扩展值的特性与硝苯吡啶(○)大致相同，估计是与硝苯吡啶同样的Ca离子通道阻碍剂。与此相对，化合物B(□)即使浓度变化其相对移动值和相对扩展值也几乎不变化，特性与硝苯吡啶(○)极大地不同，所以认为是不存在于平滑筋细胞中类型的Ca离子通道阻碍剂的可能性大。这样，可以估计各种药物的作用效果。
而且，根据图14所示的相对移动值和相对扩展值，通过判断距基准值的间隔量是否存在于规定值的范围内(例如，图中虚线所示的±5％的圆内)，可以高效率地进行药品筛选。
(其它实施方式)以上说明了本发明的各实施方式，但本发明的具体方式不限定于上述实施方式。例如，在上述第四和第五实施方式中，使用将根据检测信号而获得的正态分布的平均值和半值宽度分别与基准值比较时的间隔量来进行评价，但也可以根据获得的正态分布的标准偏差(或分散)而采用适当参数，对活性度进行评价。
此外，通过在图11(A)所示的第四和第五实施方式的结构中还包括样本分开部111，也可以形成图15所示的结构。在对细胞膜上存在多种类的各离子通道的特征进行解析时，样本分开部111是非常有效的手段。
此外，在图11(A)所示的第四和第五实施方式的结构中，仅使用一个测定部(信号源)101，但如第二实施方式所示，在具备多个测定电极101的情况下，也可以如图16所示那样构成。在该测量装置中，信号加法部107将选择出的一个或多个测定部(信号源)101中产生的活动信号相加。对于各信号源101来说，通过从刺激发生部104提供刺激信号，可以同时刺激各生物样本，由此可以使相加的多个活动信号的定时一致。
此外，在上述各实施方式中，通过设置吸引线路配件来吸引被测定液，构成被测定液通过多孔性绝缘基板的结构，但作为被测定液的运送手段，也可以取代吸引线路配件，设置加压装置，对测定腔室进行加压，由此构成被测定液通过多孔性绝缘基板的结构。
此外，在上述第三实施方式中，平均值计算部根据由单位标准偏差计算部计算出的多个标准偏差来计算平均值，但也可以将该多个标准偏差沿时间序列每隔一定数进行分组，在每个组中计算平均值。在各组的平均值沿时间序列增加的情况下，也可以鉴别该平均值达到规定值以上的时刻、和/或、平均值的增加率在规定值以下的时刻，并显示在数据显示部上。由此，可以获得直至化学物质对细胞活动产生影响的时滞标准。
产业上的可利用性如上所述，根据本发明，可以提供一种容易、迅速并且高精度地检测生物样本产生的活动信号的生物样本的活动信号测量装置和测量方法。
本发明例如可适用于高速药品筛选和细胞诊断(例如，癌细胞和正常细胞的识别)等，可在手术等时以合法方式实施。
权利要求
1.一种生物样本的活动信号测量方法，包括将包含生物样本的被测定液注入测定腔室的步骤；从所述测定腔室运送被测定液，使其通过至少在一个面上具有测定电极的多孔性绝缘基板，由此在所述测定电极上捕捉生物样本的步骤；和通过所述测定电极、对生物样本的活动信号进行测量的步骤。
2.如权利要求1所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，在所述测定电极上捕捉生物样本的步骤包括吸引被测定液并使其通过所述多孔性绝缘基板的步骤。
3.如权利要求1所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，在所述测定电极上捕捉生物样本的步骤包括将容纳在所述测定腔室中的被测定液全部运送排出的步骤，还包括在对所述活动信号进行测量后、将包含新的生物样本的被测定液注入测定腔室的步骤，通过从所述测定腔室再次运送被测定液，重复进行生物样本的活动信号的测量。
4.如权利要求3所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，在所述测定电极上捕捉生物样本的步骤包括将容纳在所述测定腔室中的被测定液全部吸引并使其通过所述多孔性绝缘基板的步骤。
5.如权利要求3所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，还包括在对所述活动信号进行测量的步骤后、在将包含新的生物样本的被测定液注入测定腔室中的步骤之前，更换所述多孔性绝缘基板的步骤。
6.如权利要求1所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，所述多孔性绝缘基板由孔径为1～1000μm、厚度为1～10000μm的树脂薄膜构成。
7.如权利要求1所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，所述多孔性绝缘基板还包括在一个面上使掩模层介于中间地形成并且电连接所述测定电极的导线，所述测定电极，与所述导线相比，侵入至所述多孔性绝缘基板的内部来形成。
8.如权利要求7所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，所述测定电极和导线通过将导电材料溅射在所述多孔性绝缘基板的表面上来形成。
9.如权利要求1所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，将所述被测定液注入测定腔室的步骤包括将相同或不同的被测定液分别注入到多个测定腔室的步骤，在所述测定电极上捕捉生物样本的步骤包括通过与所述各测定腔室连通的共用的吸引线路吸引容纳在所述各测定腔室中的被测定液、使其通过至少在一个面上具有对应于所述各测定腔室分别设置的多个测定电极的多孔性绝缘基板、将相同或不同的生物样本同时捕捉至所述各测定电极的步骤。
10.如权利要求1所述的生物样本的活动信号测量方法，其中包括根据通过所述测定电极输出的活动信号的时间序列数据、以每规定的采样数来计算标准偏差的步骤；计算获得的多个标准偏差的平均值的步骤；根据获得的标准偏差的平均值、对生物样本的活性度进行评价的步骤；和显示活性度的评价结果的步骤。
11.如权利要求1所述的生物样本的活动信号测量方法，其中包括根据通过所述测定电极输出的活动信号的时间序列数据、以每规定的采样数来计算标准偏差的步骤；将获得的多个标准偏差分类为以每规定宽度设定的多个等级、并将该分类结果近似为正态分布的步骤；根据获得的正态分布对生物样本的活性度进行评价的步骤；和显示活性度的评价结果的步骤。
12.如权利要求11所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，对所述活性度进行评价的步骤包括计算获得的正态分布的平均值和半值宽度的步骤；和，根据获得的正态分布的平均值和半值宽度、对活性度进行评价的步骤。
13.一种生物样本的活动信号测量装置，其中，包括容纳包含生物样本的被测定液的测定腔室；至少在一个面上具有测定电极的多孔性绝缘基板；和运送所述测定腔室内的被测定液、使其从所述测定电极侧通过所述多孔性绝缘基板的运送装置；通过使所述运送装置工作，在所述测定电极上捕捉包含在被测定液中的生物样本，由此可以通过该测定电极对生物样本的活动信号进行测量。
14.如权利要求13所述的生物样本的活动信号测量装置，其中，还包括设置在所述测定腔室内的基准电极。
15.如权利要求13所述的生物样本的活动信号测量装置，其中，所述运送装置包括吸引被测定液并使其通过所述多孔性绝缘基板的吸引装置。
16.如权利要求15所述的生物样本的活动信号测量装置，其中，将所述多孔性绝缘基板可自由拆装地设置在所述测定腔室和所述吸引装置之间。
17.如权利要求13所述的生物样本的活动信号测量装置，其中，所述多孔性绝缘基板由孔径为1～1000μm、厚度为1～10000μm的树脂薄膜构成。
18.如权利要求13所述的生物样本的活动信号测量装置，其中，还包括电连接所述测定电极的导线，所述导线通过使掩模层介于中间地形成在所述多孔性绝缘基板的一个面上，所述测定电极，与所述导线相比，侵入至所述多孔性绝缘基板的内部来形成。
19.如权利要求18所述的生物样本的活动信号测量装置，其中，所述测定电极和导线通过将导电材料溅射在所述多孔性绝缘基板的表面上来形成。
20.如权利要求13所述的生物样本的活动信号测量装置，其中，包括多个所述测定腔室和所述测定电极，所述运送装置具有与所述各测定腔室连通的共用的吸引线路，通过所述运送装置的工作，可以在对应的所述测定电极上同时捕捉容纳在所述各测定腔室中的被测定液中所包含的生物样本。
21.如权利要求20所述的生物样本的活动信号测量装置，其中，还包括分别设置在所述测定腔室内的多个基准电极。
22.如权利要求13所述的生物样本的活动信号测量装置，其中还包括根据通过所述测定电极输出的活动信号的时间序列数据、以每规定的采样数来计算标准偏差的单位标准偏差计算部件；计算获得的多个标准偏差平均值的平均值计算部件；根据获得的标准偏差的平均值、对生物样本的活性度进行评价的评价部件；和显示活性度的评价结果的显示部件。
23.如权利要求13所述的生物样本的活动信号测量装置，其中还包括根据通过所述测定电极输出的活动信号的时间序列数据、以每规定的采样数来计算标准偏差的单位标准偏差计算部件；将获得的多个标准偏差分类为以每规定宽度设定的多个等级、并将该分类结果近似为正态分布的正态分布近似部件；根据获得的正态分布对生物样本的活性度进行评价的活性度评价部件；和显示活性度的评价结果的显示部件。
24.如权利要求23所述的生物样本的活动信号测量方法，其中，还包括计算获得的正态分布的平均值和半值宽度的平均值-半值宽度计算部件，所述活性度评价部件根据获得的正态分布的平均值和半值宽度，对活性度进行评价。
全文摘要
一种对生物样本的活动信号进行测量的装置，包括容纳包含生物样本的测定腔室(A)；至少在一个面上具有测定电极(1)的多孔性绝缘基板(5)；和，运送测定腔室(A)内的被测定液使其从测定电极(1)侧通过多孔性绝缘基板(5)的运送装置(8)，通过使运送装置(8)的工作，在测定电极(1)上捕捉在被测定液中所包含的生物样本，从而可以通过测定电极(1)来测量生物样本的活动信号。根据该装置，可以容易、迅速并且高精度地检测生物样本产生的活动信号。
文档编号G01N33/487GK1633595SQ0380187
公开日2005年6月29日 申请日期2003年5月8日 优先权日2002年5月13日
发明者冈弘章, 尾崎亘彦, 杉原宏和 申请人:松下电器产业株式会社
专业数控铣床产品供应商
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