JP2016097353A - Mixing passage, and micro-fluid device including mixing passage - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、微小な流路空間内で微小容量の流体を混合させたり反応させたりするための混合流路と、そのような混合流路を備えたマイクロ流体デバイスに関する。 The present invention relates to a mixing channel for mixing and reacting a minute volume of fluid in a minute channel space, and a microfluidic device including such a mixing channel.
近年の微細加工技術の進展や、プラスチック成形加工技術の発展・広範化により、マイクロ流体デバイスの活用・普及が進んでいる。
マイクロ流体デバイスは、例えば人間の体液等の対象となる流体の混合，反応，抽出，分離など様々な化学プロセスを小型化・集積化して行うための手段（化学システム）であり、使用目的などにより例えばマイクロミキサー（混合装置），マイクロリアクター（化学反応装置），マイクロＴＡＳ（ラボ・オン・チップ：ｌａｂ−ｏｎ−ａ−ｃｈｉｐ）等とも呼ばれる。
このようなマイクロ流体デバイスは、微小な流路空間内で流体を混合させたり反応させたりするための反応場を形成するマイクロチャンネルチップによって構成されている。
Due to recent advances in microfabrication technology and the development and widening of plastic molding technology, the utilization and spread of microfluidic devices is progressing.
A microfluidic device is a means (chemical system) for miniaturizing and integrating various chemical processes such as mixing, reaction, extraction, and separation of a target fluid such as a human body fluid. For example, it is also called a micromixer (mixing device), a microreactor (chemical reaction device), a micro TAS (lab-on-a-chip) or the like.
Such a microfluidic device is constituted by a microchannel chip that forms a reaction field for mixing and reacting fluids in a minute flow path space.
図４に、マイクロ流体デバイスを構成するマイクロチャンネルチップを模式化した図を示す。
同図に示すように、マイクロ流体デバイスを構成するマイクロチャンネルチップ１００は、ガラス製やプラスチック製の基板１０１に、例えば幅１００μｍ程度，深さ５０μｍ程度の微小な流路空間であるマイクロ流路１０３が刻設され、その上面に蓋部材（カバー体）１０２が接合されることで反応場となるマイクロ流路１０３が形成される。なお、刻設されるマイクロ流路１０３の流路の大きさ（幅・深さ）や流路長，流路形状等は、マイクロ流体デバイスの使用用途や流体の種類などに応じて任意に設定される。
そして、このようなマイクロ流路１０３を備えるマイクロチャンネルチップ１００に、図示しない各種検出・制御素子等が埋め込まれて、化学システムを構成するマイクロ流体デバイスが形成されるようになっている。
FIG. 4 schematically shows a microchannel chip constituting the microfluidic device.
As shown in the figure, a microchannel chip 100 constituting a microfluidic device has a microchannel 103 which is a minute channel space having a width of about 100 μm and a depth of about 50 μm, for example, on a glass or plastic substrate 101. Are engraved and a micro flow channel 103 serving as a reaction field is formed by joining a lid member (cover body) 102 on the upper surface thereof. The channel size (width / depth), channel length, channel shape, etc. of the microchannel 103 to be engraved are arbitrarily set according to the use application of the microfluidic device and the type of fluid. Is done.
Then, various detection / control elements (not shown) and the like are embedded in the microchannel chip 100 having such a microchannel 103 to form a microfluidic device constituting a chemical system.
このようなマイクロ流体デバイスでは、反応場となる微小なマイクロ空間で流体の混合，反応等が行われるため、例えば通常の装置等では「ｃｍ」空間で行われていた反応が、「１００μｍ」空間で行われることになり、反応場の大きさが約１／１００となり、反応効率が高いというメリットがある。
具体的には、マイクロ流体デバイスでは、分子拡散時間（拡散距離の２乗に比例）が約１／１０，０００程度となり、化学反応速度が大幅に速くなる。
このため、例えば水道水の重金属汚染検査を、通常は３〜４時間程度かかるところを、約５０秒程度で完了することが可能となる。
In such a microfluidic device, fluid mixing, reaction, and the like are performed in a minute microspace serving as a reaction field. For example, in a normal apparatus or the like, the reaction performed in the “cm” space is the “100 μm” space. As a result, the size of the reaction field is about 1/100 and the reaction efficiency is high.
Specifically, in the microfluidic device, the molecular diffusion time (proportional to the square of the diffusion distance) is about 1 / 10,000, and the chemical reaction rate is significantly increased.
For this reason, for example, a heavy metal contamination inspection of tap water, which normally takes about 3 to 4 hours, can be completed in about 50 seconds.
また、このようなマイクロ流体デバイスでは、反応等に用いられる流体の量も微小となるため、試料・廃液の量も大幅に減少することになる。具体的には、流体の体積（大きさの３乗に比例）を従来の約１／１，０００，０００程度とすることができ、試料・廃液の量をナノリットルオーダーに減少させることができる。
これにより、例えば水道水の重金属汚染検査の場合、対象流体（水）量を、通常の検査装置における１ｋｇから１μｇ程度に、すなわち、およそ１０億分の一までにすることができるようになる。
In addition, in such a microfluidic device, the amount of fluid used for the reaction or the like becomes small, so that the amount of the sample / waste liquid is greatly reduced. Specifically, the volume of the fluid (proportional to the cube of the size) can be reduced to about 1 / 1,000,000 of the conventional volume, and the amount of sample / waste liquid can be reduced to the nanoliter order. .
Thereby, for example, in the case of heavy metal contamination inspection of tap water, the amount of target fluid (water) can be reduced from 1 kg to 1 μg in a normal inspection apparatus, that is, approximately 1 billion.
このように大きなメリットを有するマイクロ流体デバイスであるが、流路空間が狭小であり、また、凹凸や起伏，曲がり等のない直線状の流路では、流体の流れは、レイノルズ数が１を切る（例えばＲｅ＝０．２１等）層流状態となるため、流体の混合反応は分子拡散のみによって進行することになる。その結果、流体の混合効率が非常に悪くなるという問題があった。このため、特に完全に分離された複数の流体について十分な混合・混錬が得られるまでには、長い流路長と混合時間が必要になるという問題が発生した。
そこで、このようなマイクロ流体デバイスにおける流路の混合効率の問題を解決するために、これまで種々の提案がなされている。
Although it is a microfluidic device having such a great merit, the flow path space is narrow, and in a linear flow path without irregularities, undulations, bending, etc., the fluid flow has a Reynolds number of less than 1. (For example, Re = 0.21 etc.) Since it becomes a laminar flow state, the fluid mixing reaction proceeds only by molecular diffusion. As a result, there has been a problem that the mixing efficiency of the fluid becomes very poor. For this reason, in particular, there has been a problem that a long flow path length and mixing time are required before sufficient mixing and kneading can be obtained for a plurality of completely separated fluids.
Therefore, various proposals have been made so far to solve the problem of the mixing efficiency of the flow path in such a microfluidic device.
例えば、特許文献１には、マイクロ流体デバイスの混合流路に関して、パイ捏ね変換に基づいて流路断面形状を連続的に変化させる「流体の混合装置」が提案されている。
この特許文献１に提案されている「流体の混合装置」によれば、パイ捏ね変換に基づいて２つの流路を上下左右に立体的に交差するように構成し、そのような２つの各流路にそれぞれ流体を流すことで、各流路を通る２つの流体を、上下方向・左右方向に混合及び分離させ、それによって２つの流体を良好に混合できるようにするというものである。
For example, Patent Document 1 proposes a “fluid mixing device” that continuously changes the cross-sectional shape of a flow channel based on pi kneading conversion with respect to the mixing flow channel of a microfluidic device.
According to the “fluid mixing device” proposed in Patent Document 1, two flow paths are three-dimensionally crossed vertically and horizontally based on pie kneading conversion, and By flowing the fluid through the respective paths, the two fluids passing through the respective channels are mixed and separated in the vertical direction and the horizontal direction so that the two fluids can be mixed well.
しかしながら、特許文献１記載の「流体の混合装置」では、流路断面形状がパイ捏ね変換に基づいて上下左右に不規則に変化するために、流路断面積の変化によって損失ヘッドが増加するという問題があった。
混合流路において損失ヘッドが増加すると、流路内の圧力損失が増大することになり、流体を移動・通過させるためには、別途、流路内に圧力を加える必要があり、例えば流路内を加圧するポンプ等の加圧手段が必要となる。
However, in the “fluid mixing device” described in Patent Document 1, the loss head increases due to the change in the channel cross-sectional area because the cross-sectional shape of the channel irregularly changes up, down, left and right based on the pi kneading conversion. There was a problem.
When the loss head increases in the mixing flow path, the pressure loss in the flow path increases, and in order to move and pass the fluid, it is necessary to separately apply pressure in the flow path. A pressurizing means such as a pump for pressurizing the pressure is required.
このため、マイクロ流体デバイス自体の構成が複雑化・大型化することになり、マイクロ流体デバイスの特徴である小型化・集積化の特徴を大きく損なうという問題が発生する。
また、そのようにポンプ等の加圧手段を必要とする混合流路では、外部からの加圧力によることなく毛管力等によって流体を移動させるパッシブ型のマイクロ流体デバイスには対応することができなくなる。
For this reason, the configuration of the microfluidic device itself becomes complicated and large, and there arises a problem that the features of miniaturization and integration, which are features of the microfluidic device, are greatly impaired.
In addition, in such a mixing flow path that requires a pressurizing means such as a pump, it is not possible to cope with a passive microfluidic device that moves a fluid by capillary force or the like without applying external pressure. .
パッシブ型のマイクロ流体デバイスは、デバイス全体が非常に小型軽量化され、取り扱いも簡便なことから、例えば治療現場や自宅で簡易に使用できるインフルエンザ用迅速診断キットなどへの適用を期待されている。
ところが、上記のようにポンプ等の加圧手段を必要とする混合流路・混合装置では、このような小型軽量化されたパッシブ型マイクロ流体デバイスに対応することは不可能であった。
The passive microfluidic device is expected to be applied to, for example, a rapid diagnostic kit for influenza that can be easily used at the treatment site or at home, for example, because the entire device is very small and light and easy to handle.
However, in the mixing channel / mixing apparatus that requires pressurizing means such as a pump as described above, it is impossible to cope with such a passive microfluidic device that is reduced in size and weight.
本発明は、以上のような従来の技術が有する課題を解決するために提案されたものであり、ポンプ等の加圧手段を必要とすることなく、混合流路の構成自体によって流体の混合を確実かつ効率良く行うことができる、特に簡易なインフルエンザ用の診断キットなどを構成するパッシブ型マイクロ流体デバイスに好適な混合流路及びこの混合流路を備えたマイクロ流体デバイスの提供を目的とする。 The present invention has been proposed in order to solve the problems of the conventional techniques as described above, and the mixing of the fluid is performed by the configuration itself of the mixing channel without requiring a pressurizing means such as a pump. An object of the present invention is to provide a mixing channel suitable for a passive microfluidic device that constitutes a particularly simple influenza diagnostic kit that can be reliably and efficiently performed, and a microfluidic device including the mixing channel.
上記目的を達成するため、本発明の混合流路は、流体を混合させつつ移動させる混合流路であって、前記流路が、流路軸線方向に沿って流路断面の図心が変化し、かつ、断面形状の変化による損失ヘッドの変動を発生させない、周期的な繰り返し構造を有する構成としてある。
また、本発明のマイクロ流体デバイスは、毛管力を発生させるキャピラリポンプ流路と、前記キャピラリポンプ流路に連通する混合流路と、を備えたマイクロ流体デバイスであって、前記混合流路が、本発明に係る混合流路からなる構成としてある。
In order to achieve the above object, the mixing channel of the present invention is a mixing channel that moves while mixing fluid, and the channel has a centroid of the channel cross section that changes along the channel axial direction. In addition, the structure has a periodically repeating structure that does not cause fluctuations in the loss head due to changes in the cross-sectional shape.
The microfluidic device of the present invention is a microfluidic device comprising a capillary pump flow path that generates capillary force, and a mixing flow path that communicates with the capillary pump flow path, the mixing flow path comprising: The mixing channel according to the present invention is configured.
本発明によれば、ポンプ等の加圧手段を必要とすることなく、混合流路の構成自体によって流体の混合を確実かつ効率良く行うことができる。
これによって、例えば簡易なインフルエンザ用の診断キットなどを構成するパッシブ型マイクロ流体デバイスに好適な混合流路及びマイクロ流体デバイスを提供することができる。
According to the present invention, fluid mixing can be performed reliably and efficiently by the configuration itself of the mixing flow path without requiring pressurizing means such as a pump.
Thereby, for example, a mixing flow path and a microfluidic device suitable for a passive microfluidic device constituting a simple diagnostic kit for influenza can be provided.
以下、本発明に係る混合流路及びこの混合流路を備えたマイクロ流体デバイスの実施形態について、図面を参照しつつ説明する。
図１は、本発明の一実施形態に係る混合流路を備えたマイクロ流体デバイス１０を示す外観斜視図である。
同図に示すマイクロ流体デバイス１０は、毛管力を発生させるキャピラリポンプ流路１５と、キャピラリポンプ流路に接続・連通する混合流路１６とを備え、混合流路に対するポンプ等の加圧手段を備えないパッシブ型のマイクロ流体デバイスを構成している。この種のパッシブ型のマイクロ流体デバイスは、加圧手段を必要とせず、デバイス自体の構成を小型化・簡素化できるもので、例えば簡易なインフルエンザ用の迅速診断キットとして構成されるマイクロ流体デバイスである。
Hereinafter, embodiments of a mixing channel and a microfluidic device including the mixing channel according to the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 1 is an external perspective view showing a microfluidic device 10 having a mixing channel according to an embodiment of the present invention.
The microfluidic device 10 shown in FIG. 1 includes a capillary pump flow path 15 that generates capillary force and a mixing flow path 16 that is connected to and communicates with the capillary pump flow path, and includes a pressurizing unit such as a pump for the mixing flow path. A passive microfluidic device that is not provided is configured. This type of passive microfluidic device does not require pressurizing means, and the device itself can be reduced in size and simplified. For example, it is a microfluidic device configured as a simple rapid diagnostic kit for influenza. is there.
［マイクロ流体デバイス］
具体的には、本実施形態のマイクロ流体デバイス１０は、イムノクロマトグラフィー法によるインフルエンザ診断キットとして構成されており、図４に示したマイクロチャンネルチップ１００と同様に、基板１１と、基板１１の表面を覆う蓋部材（カバー体）１２とを備えたマイクロチャンネルチップによって構成されている。
そして、本実施形態では、このようなマイクロチャンネルチップ上に、インフルエンザ抗原と結合する金コロイド標識抗体が含浸されたコンジュゲートパッド１３と、分析後の残液を吸収させる吸収パッド１４とを備えている。
[Microfluidic device]
Specifically, the microfluidic device 10 of the present embodiment is configured as an influenza diagnostic kit by an immunochromatography method, and similarly to the microchannel chip 100 shown in FIG. It is constituted by a microchannel chip provided with a cover member (cover body) 12 for covering.
In this embodiment, a conjugate pad 13 impregnated with a colloidal gold-labeled antibody that binds to an influenza antigen and an absorption pad 14 that absorbs the residual liquid after analysis are provided on such a microchannel chip. Yes.
基板１１の表面には、コンジュゲートパッド１３を保持する保持部，第１キャピラリポンプ部１５ａ，混合流路（液送流路部）１６，検出部１７，第２キャピラリポンプ部１５ｂ、また、吸収パッド１４を保持する保持部等の各部が形成されている。
混合流路１６は、キャピラリポンプ流路１５（第１キャピラリポンプ部１５ａ及び第２キャピラリポンプ部１５ｂ）に接続・連通する流路空間であり、本発明に係る混合流路を構成している。
検出部１７は、混合流路１６の下流側に備えられた流路空間であり、金コロイド標識抗体と結合しインフルエンザ抗原を捕捉する捕捉抗体を塗布したテスト流路１７ａと、インフルエンザ抗原が結合していない金コロイド標識抗体を捕捉する捕捉抗体を塗布したコントロール流路１７ｂが設けられる。
On the surface of the substrate 11, a holding unit for holding the conjugate pad 13, a first capillary pump unit 15 a, a mixing channel (liquid feeding channel unit) 16, a detection unit 17, a second capillary pump unit 15 b, and an absorption Each part such as a holding part for holding the pad 14 is formed.
The mixing channel 16 is a channel space connected to and communicating with the capillary pump channel 15 (the first capillary pump unit 15a and the second capillary pump unit 15b), and constitutes the mixing channel according to the present invention.
The detection unit 17 is a channel space provided on the downstream side of the mixing channel 16, and the test channel 17 a to which the capture antibody that binds to the gold colloid-labeled antibody and captures the influenza antigen is applied, and the influenza antigen binds. A control channel 17b coated with a capture antibody for capturing a colloidal gold colloid labeled antibody is provided.
キャピラリポンプ流路１５（第１キャピラリポンプ部１５ａ，第２キャピラリポンプ部１５ｂ）は、分析対象を含む流体（調製液）を移動（液送）する推進力として毛細管現象を利用する微細液送構造体からなり、本発明に係るキャピラリポンプ流路を構成している。
このようなキャピラリポンプ流路１５を備えることにより、本実施形態に係るマイクロ流体デバイス１０は、外部から加圧するポンプ等の加圧手段を必要とすることなく流体を移動させることができるパッシブ型のマイクロ流体デバイスを構成している。
The capillary pump flow path 15 (the first capillary pump section 15a and the second capillary pump section 15b) has a fine liquid feed structure that uses a capillary phenomenon as a driving force for moving (liquid feed) the fluid (preparation solution) containing the analysis target. Which constitutes the capillary pump flow path according to the present invention.
By providing such a capillary pump flow path 15, the microfluidic device 10 according to this embodiment is a passive type that can move a fluid without requiring a pressurizing means such as a pump that pressurizes from the outside. It constitutes a microfluidic device.
以上のような構成からなるマイクロ流体デバイス１０を用いて、被験者がインフルエンザに感染しているか否かを診断するには、まず、被験者から採取した鼻汁などの検体（分析対象流体）を含む検体調製液をコンジュゲートパッド１３に滴下する。
コンジュゲートパッド１３に滴下された検体調製液は、コンジュゲートパッド１３から浸み出して圧送キャピラリポンプ部１５ａに浸入する。そして、検体調製液は、毛細管現象を推進力として第１キャピラリポンプ部１５ａ内を進行して混合流路１６に圧送される。混合流路１６に圧送された検体調製液は、被験者の検体と混合されつつ混合流路１６内を流動して、その流路上に形成された検出部１７に送られる。
In order to diagnose whether or not a subject is infected with influenza using the microfluidic device 10 having the above-described configuration, first, a sample preparation including a sample (analyzed fluid) such as nasal discharge collected from the subject is used. The liquid is dropped onto the conjugate pad 13.
The specimen preparation liquid dropped on the conjugate pad 13 oozes out from the conjugate pad 13 and enters the pressure-feed capillary pump unit 15a. Then, the sample preparation liquid is advanced through the first capillary pump unit 15a using the capillary phenomenon as a driving force, and is pumped to the mixing channel 16. The sample preparation liquid fed to the mixing channel 16 flows through the mixing channel 16 while being mixed with the subject's sample, and is sent to the detection unit 17 formed on the channel.
検出部１７を通過した検体調製液の残液は、第２キャピラリポンプ部１５ｂに達すると、その毛細管現象を推進力として第２キャピラリポンプ部１５ｂ内を進行する。検体調製液が流れた流動長の増加に伴い流動を妨げる抵抗も増加するが、キャピラリポンプ部１５は、流動長の増加に伴い流路の分岐を増加することで、流動を妨げる抵抗の増加を抑制している。このため、外部ポンプを使用することなく、検体調製液が一定の流量で流動することで再現性の高い分析（診断）が可能になる。 When the residual liquid of the sample preparation solution that has passed through the detection unit 17 reaches the second capillary pump unit 15b, it proceeds in the second capillary pump unit 15b using the capillary phenomenon as a driving force. The resistance that hinders the flow increases as the flow length of the sample preparation liquid increases, but the capillary pump unit 15 increases the resistance that hinders the flow by increasing the branch of the flow path as the flow length increases. Suppressed. For this reason, analysis (diagnosis) with high reproducibility becomes possible because the sample preparation solution flows at a constant flow rate without using an external pump.
検体調製液の残液は、第２キャピラリポンプ１５ｂ内を進行した後に吸収パッド１４に吸収される。
患者がインフルエンザに感染していれば、検体調製液には、インフルエンザ抗原が含まれており、コンジュゲートパッド１３に検体調製液を滴下すると、コンジュゲートパッド１３に含浸された金コロイド標識抗体が検体調製液に溶出し、共に混合流路へ流れる。
このインフルエンザ抗原（検体）とコンジュゲートパッド１３に含浸された金コロイド標識抗体とが、検出部１７に至るまでの混合流路１６において混合されて結合されることになる。
The residual liquid of the specimen preparation liquid is absorbed by the absorption pad 14 after traveling through the second capillary pump 15b.
If the patient is infected with influenza, the specimen preparation liquid contains influenza antigen, and when the specimen preparation liquid is dropped on the conjugate pad 13, the colloidal gold labeled antibody impregnated in the conjugate pad 13 is sampled. It elutes into the preparation solution and flows to the mixing channel.
The influenza antigen (specimen) and the gold colloid-labeled antibody impregnated in the conjugate pad 13 are mixed and combined in the mixing channel 16 leading to the detection unit 17.
上述したように、検出部１７には、金コロイド標識抗体と結合したインフルエンザ抗原を捕捉する捕捉抗体を塗布したテスト流路１７ａと、インフルエンザ抗原が結合していない金コロイド標識抗体を捕捉する捕捉抗体を塗布したコントロール流路１７ｂが設けられている。
従って、検体調製液が検出部１７を通過した後に、コントロール流路１７ｂにだけ金コロイドによる発色が視認されれば、被験者はインフルエンザに感染していないと診断でき、テスト流路１７ａにも金コロイドによる発色が視認されれば、被験者はインフルエンザに感染していると診断できる。
As described above, the detection unit 17 has the test channel 17a coated with a capture antibody that captures the influenza antigen bound to the gold colloid-labeled antibody, and the capture antibody that captures the gold colloid-labeled antibody not bound with the influenza antigen. The control flow path 17b which apply | coated is provided.
Therefore, if the color of the gold colloid is visually recognized only in the control channel 17b after the specimen preparation solution has passed through the detection unit 17, it can be diagnosed that the subject is not infected with influenza, and the gold colloid in the test channel 17a. If the color developed by is visually recognized, it can be diagnosed that the subject is infected with influenza.
ここで、以上のようなインフルエンザ診断キットでは、インフルエンザ抗原（検体）と金コロイド標識抗体とを、検出部１７に至るまでの混合流路１６において確実に混合・結合させて反応させておくことが重要となる。
すなわち、上述のように検出部１７では、金コロイド標識抗体と結合したインフルエンザ抗原を捕捉してインフルエンザ感染の有無を視認・判定するようになっており、金コロイド標識抗体と結合・反応していないインフルエンザ抗原は診断に寄与しない。
Here, in the influenza diagnostic kit as described above, the influenza antigen (specimen) and the gold colloid-labeled antibody can be reliably mixed and combined in the mixing flow path 16 leading to the detection unit 17 to be reacted. It becomes important.
That is, as described above, the detection unit 17 captures the influenza antigen bound to the colloidal gold labeled antibody to visually recognize and determine the presence or absence of influenza infection, and does not bind to or react with the colloidal gold labeled antibody. Influenza antigens do not contribute to diagnosis.
従って、検出部１７に至るまでの混合流路１６において、インフルエンザ抗原（検体）と金コロイド標識抗体とを確実に結合・反応させる必要がある。
また、検査キットを小型化する観点からは混合流路１６の流路長もできる限り短くすることが望ましい。
そのためには、混合流路１６において、２つの流体（インフルエンザ抗原（検体）と金コロイド標識抗体）の混合・反応を、確実かつ効率良く行わせることが重要となる。
Therefore, it is necessary to reliably bind and react the influenza antigen (specimen) and the colloidal gold labeled antibody in the mixing channel 16 leading to the detection unit 17.
Further, from the viewpoint of downsizing the inspection kit, it is desirable to make the channel length of the mixing channel 16 as short as possible.
For this purpose, it is important to ensure that the two fluids (influenza antigen (specimen) and colloidal gold-labeled antibody) are mixed and reacted in the mixing channel 16 reliably and efficiently.
そこで、本実施形態では、上記のようなインフルエンザ診断キットを構成するマイクロ流体デバイス１０において、対象流体（インフルエンザ抗原（検体）と金コロイド標識抗体）を混合・結合させる混合流路１６として、本実施形態に係る混合流路を備えるようにしてある。
以下、本実施形態に係る混合流路の詳細について、図２〜３を参照しつつ説明する。
Therefore, in the present embodiment, in the microfluidic device 10 constituting the above-described influenza diagnostic kit, the present embodiment is implemented as a mixing channel 16 for mixing and binding the target fluid (influenza antigen (specimen) and gold colloid-labeled antibody). The mixing channel according to the embodiment is provided.
Hereinafter, details of the mixing channel according to the present embodiment will be described with reference to FIGS.
［混合流路］
混合流路は、流体を混合させつつ移動させるマイクロ流体デバイスに備えられる流路空間（ミキサ流路）であり、本実施形態では、上述した図１に示すマイクロ流体デバイス１０の混合流路（液送流路部）１６や、図４に示すマイクロチャンネルチップ１００のマイクロ流路１０３を構成している。
そして、本実施形態では、移動・液送される複数の流体を確実かつ効率よく混合させるために、混合流路を、流路軸線方向に沿って流路断面の図心が変化し、かつ、断面形状の変化による損失ヘッドの変動を発生させない、周期的な繰り返し構造を有する構成としてある。
[Mixing flow path]
The mixing channel is a channel space (mixer channel) provided in a microfluidic device that moves while mixing fluid. In the present embodiment, the mixing channel (liquid channel) of the microfluidic device 10 shown in FIG. 1 described above is used. The flow path section) 16 and the micro flow path 103 of the micro channel chip 100 shown in FIG.
In this embodiment, in order to reliably and efficiently mix a plurality of fluids that are moved and fed, the centroid of the cross section of the flow path changes along the flow path axis direction, and The structure has a periodically repeating structure that does not cause fluctuations in the loss head due to changes in the cross-sectional shape.
まず、本実施形態に係る混合流路は、流路断面の図心の位置が、流路軸線方向に沿って一定間隔で周期的に繰り返し変化するように、流路の断面形状を構成してある。
ここで、「図心」とは、対象となる平面図形の中心、重心位置のことであり、例えば対象図形が長方形であれば対角線の交点が図心となる。
本実施形態では、混合流路の流路断面を構成する平面図形を対象として、その図心が流路の軸線方向に沿って変位するように混合流路を形成するようにしてある。
First, the mixing channel according to the present embodiment is configured to have a cross-sectional shape of the channel so that the position of the centroid of the channel cross-section changes periodically and repeatedly at regular intervals along the channel axial direction. is there.
Here, the “centroid” means the center and the center of gravity position of the target plane graphic. For example, if the target graphic is a rectangle, the intersection of diagonal lines becomes the centroid.
In the present embodiment, the mixing flow path is formed so that the centroid of the plane figure constituting the cross section of the mixing flow path is displaced along the axial direction of the flow path.
流路断面の図心の位置を流路軸線方向に沿って変化させることにより、流路内を流れる流体には、流路断面の図心の変化に応じて流路断面の上下方向や左右方向に向かって速度が発生・変化することになる。
これによって流路内の流体は、その速度成分の方向・大きさに沿って混合・混錬されることになり、図心が複数の方向に繰り返し周期的に変化することで、流体も繰り返し混錬・攪拌されることになり、短い流路の間でも効率よく確実に、複数の流体を混合させることができるようになる。
By changing the position of the centroid of the channel cross section along the channel axis direction, the fluid flowing in the flow channel is subject to vertical or horizontal direction of the channel cross section according to the change of the centroid of the channel cross section. The speed will be generated and changed toward.
As a result, the fluid in the flow channel is mixed and kneaded along the direction and size of the velocity component, and the fluid is repeatedly mixed as the centroid changes periodically in multiple directions. As a result, the plurality of fluids can be mixed efficiently and reliably even in a short flow path.
ただ、単に流路断面の図心を変化させるようにするだけでは、流路断面の形状変化により流路内の損失ヘッドが変動・増大することになり、流路長を経る程に、損失ヘッド・圧力損失が大きくなってしまう。損失ヘッドが増大すれば、それだけ流路内の圧力損失も増大し、流体を円滑に移動・通過させることが困難になる。その結果、流路内の流体に圧力を加えるための、例えばポンプ等の加圧手段が必要となってしまう。
しかしながら、そのようなポンプ等を備える構成では、マイクロ流体デバイス自体が複雑化・大型化することになり、また、上述したように外部からの加圧力によることなく毛管力等によって流体を移動させるキャピラリポンプ流路１５を備えたパッシブ型のマイクロ流体デバイス１０に対応することは不可能となる。
However, simply changing the centroid of the cross section of the flow path will cause the loss head in the flow path to fluctuate and increase due to the change in the shape of the cross section of the flow path.・ Pressure loss will increase. As the loss head increases, the pressure loss in the flow path increases accordingly, and it becomes difficult to smoothly move and pass the fluid. As a result, a pressurizing means such as a pump is required to apply pressure to the fluid in the flow path.
However, in the configuration including such a pump or the like, the microfluidic device itself becomes complicated and large in size, and as described above, the capillary moves the fluid by a capillary force or the like without depending on external pressure. It becomes impossible to correspond to the passive microfluidic device 10 including the pump flow path 15.
そこで、本実施形態では、混合流路の流路断面における図心の位置を変化させるように流路断面の形状を変化させながらも、それによって損失ヘッドが変動・増大しないように、流路の周期的な繰り返し構造を所定の形状に設定・構成するようにしてある。
これによって、流体を効率よく混合させるために流路断面の図心が変化するように構成しても、流路内の損失ヘッドは変動しないようにすることで、流路内の損失ヘッド・圧力損失が増加することをなくし、ポンプ等の加圧手段を必要とすることなく、流体を混合させつつ流路内を円滑に通過・移動させることができる。
具体的には、本実施形態に係る混合流路は、以下のような形状となるように形状・寸法を設定するようにしてある。
Therefore, in this embodiment, while changing the shape of the cross-section of the flow path so as to change the position of the centroid in the cross-section of the flow path of the mixing flow path, The periodic repeating structure is set and configured in a predetermined shape.
In this way, even if the centroid of the cross section of the flow path is changed in order to mix the fluid efficiently, the loss head and pressure in the flow path are prevented by changing the loss head in the flow path. The loss can be prevented from increasing, and the fluid can be smoothly passed and moved while being mixed without requiring a pressurizing means such as a pump.
Specifically, the shape and dimensions of the mixing channel according to the present embodiment are set so as to have the following shape.
［流路内の損失発生（損失ヘッド）］
非圧縮性の完全流体の定常な流れ（定常流）があるとき、一本の流線に沿って以下のベルヌーイの式１が成り立つ。
［式１］
[Loss generation in the flow path (loss head)]
When there is a steady flow (steady flow) of an incompressible perfect fluid, Bernoulli's equation 1 below holds along a single streamline.
[Formula 1]
上記の式１は一本の流線（流路）に沿って成り立ち、従って流路ごとに上記Ｈの値は異なることになる。
そして、流路内に摩擦その他の損失が発生することは、上記式１を用いて、以下の式２のように表すことができる。式２では、流路の上流側の断面（断面１）と下流側の断面（断面２）をとり、両断面上における値を添字１，２で表している。また、下記式２において、ｈは、二つの断面間で生じた損失であり、一般に（二断面間の）損失ヘッドと呼ばれる。
［式２］
The above equation 1 is established along one streamline (flow path), and therefore the value of H is different for each flow path.
Further, the occurrence of friction and other losses in the flow path can be expressed as the following expression 2 using the above expression 1. In Formula 2, a cross section on the upstream side (cross section 1) and a cross section on the downstream side (cross section 2) are taken, and the values on both cross sections are represented by subscripts 1 and 2. In the following formula 2, h is a loss generated between two cross sections, and is generally called a loss head (between two cross sections).
[Formula 2]
そして、上記式２は、以下の式３のように整理・一般化して表すことができる。
このとき、損失ヘッドｈは、流路の下流に行くに従って増大することになる。
［式３］
The above formula 2 can be expressed by organizing and generalizing as the following formula 3.
At this time, the loss head h increases as it goes downstream of the flow path.
[Formula 3]
ここで、流路内の流れにおいて発生する損失（損失ヘッドｈ）は、流路の内径ｄ（ｍ）の真っ直ぐな円管内を、流体が平均流速ｖ（ｍ／ｓ）で流れているとした場合に、流路の長さｌ（ｍ）に対する損失ヘッドｈ（ｍ）は、無次元の係数λを用いて以下の式４のように表すことができる。
［式４］
上記式４中で、係数λ，重力加速度ｇは、流路のいずれの断面においても不変である。従って、流路長ｌが同じであれば、流路の内径ｄ（ｍ）と流体の平均流速ｖ（ｍ／ｓ）が損失ヘッドｈの変動（増加）要因となる。
Here, it is assumed that the loss (loss head h) generated in the flow in the flow path is that the fluid flows at a mean flow velocity v (m / s) in a straight tube having an inner diameter d (m) of the flow path. In this case, the loss head h (m) with respect to the length l (m) of the flow path can be expressed as Equation 4 below using a dimensionless coefficient λ.
[Formula 4]
In Equation 4, the coefficient λ and the gravitational acceleration g are unchanged in any cross section of the flow path. Therefore, if the flow path length l is the same, the inner diameter d (m) of the flow path and the average flow velocity v (m / s) of the fluid cause fluctuation (increase) of the loss head h.
以上のことから、本実施形態では、上記式４を整理して以下の式５，６とし、流路軸線方向に沿って流路断面の図心を変化させる場合に、流路が式５，６を満たすように、流路の断面形状を設定するようにしてある。
［式５］
［式６］
From the above, in the present embodiment, the above equation 4 is rearranged into the following equations 5 and 6, and when the centroid of the channel cross section is changed along the channel axis direction, the channel is expressed by equation 5, The cross-sectional shape of the flow path is set so as to satisfy 6.
[Formula 5]
[Formula 6]
このような式５，６の条件を満たすように流路の形状を設定・形成することにより、流路の断面形状が流路軸線方向に沿って図心が変化・変動するように形成しても、そのような流路の断面形状の変化による損失ヘッドの増減が一定の範囲（±１０％）内に抑制される。
上記式５，６の条件を満たして流路の損失ヘッドがほぼ変動しない状態は、等価直径ｄｅ（＝４Ａ／Ｓ（Ａ：対象図形の面積，Ｓ：対象図形の周長））に相当する直径のストレート流路（円管流路）と同様に損失ヘッドを発生させないことになる。
By setting and forming the shape of the flow path so as to satisfy the conditions of equations 5 and 6, the cross-sectional shape of the flow path is formed so that the centroid changes or varies along the flow axis direction. However, increase / decrease in the loss head due to such a change in the cross-sectional shape of the flow path is suppressed within a certain range (± 10%).
A state where the conditions of the above formulas 5 and 6 are satisfied and the loss head of the flow path does not substantially change corresponds to an equivalent diameter de (= 4 A / S (A: area of the target graphic, S: circumference of the target graphic)). A loss head is not generated like the straight flow path (circular pipe flow path) of the diameter.
つまり、上記式５，６の条件を満たす流路は、ストレート流路と等価、すなわち損失ヘッドの変動・増加のない流路となり、この式５，６の条件を満たす限り、流路断面の図心を変動させても、流路の損失ヘッドは増加しないことになる。
これによって、流体を図心の変動に応じて混合・混錬しつつ、流体の移動・通過がストレート流路と同様に円滑に行われるようになり、ポンプ等の加圧手段を必要とせず、パッシブ型のマイクロ流体デバイスに対しても好適な対応・適用できるようになる。
In other words, the flow path satisfying the above formulas 5 and 6 is equivalent to the straight flow path, that is, a flow path without fluctuation / increase in the loss head. Even if the heart is changed, the loss head of the flow path does not increase.
As a result, while the fluid is mixed and kneaded according to the change of the centroid, the fluid can be moved and passed smoothly as in the straight flow path, and no pressurizing means such as a pump is required. Appropriate measures and applications can be applied to passive microfluidic devices.
なお、本実施形態では、上記式１〜６に示したように、流路内の損失ヘッドに基づいて、ストレート流路と等価な損失ヘッドの変動のない流路として設定するようにしてある。
但し、損失ヘッドに基づくことなく、流路内の流動抵抗を直接算出することにより、流動抵抗そのものに基づいて、流動抵抗の変動のない流路を設定することもできる。
すなわち、混合流路の流動抵抗を直接的に算出・設定することで、上述した損失ヘッドに基づく場合と同様に、ストレート流路と等価の流路を形成することができる
In the present embodiment, as shown in the above formulas 1 to 6, the flow path is set as a flow path having no fluctuation of the loss head equivalent to the straight flow path based on the loss head in the flow path.
However, by directly calculating the flow resistance in the flow path without being based on the loss head, it is also possible to set a flow path in which the flow resistance does not vary based on the flow resistance itself.
That is, by directly calculating and setting the flow resistance of the mixing flow path, a flow path equivalent to the straight flow path can be formed as in the case of the loss head described above.
ここで、矩形流路内の流動抵抗は、以下のようにして求めることができる。
［式７］
［式８］
Here, the flow resistance in the rectangular channel can be obtained as follows.
[Formula 7]
[Formula 8]
［混合流路の形状］
次に、上記式５，６（又は式７，８）の条件を満たすように、損失ヘッド（又は流動抵抗）が所定範囲に収まるように形成される混合流路の具体的な形状について、図２〜３，６を参照しつつ説明する。
[Shape of mixing channel]
Next, a specific shape of the mixing channel formed so that the loss head (or flow resistance) is within a predetermined range so as to satisfy the conditions of the above formulas 5 and 6 (or formulas 7 and 8) is shown in FIG. Description will be made with reference to FIGS.
［図心が連続的に変化］
図２は、図１に示すマイクロ流体デバイス１０に備えられる混合流路１６の、流路断面の図心を連続的に変化させた実施形態を示す説明図であり、（ａ）は混合流路を平面視した拡大図、（ｂ）は同じく混合流路の基板断面を側面視した拡大図、（ｃ）はマイクロ流体デバイスの外観斜視図で、（ａ），（ｂ）に示した混合流路の拡大図に相当する部分を破線で示している。
図３は、図２に示す混合流路の断面の要部拡大図と流路断面の図心の変化を模式的に示す説明図である。
また、図６は、本発明に係る混合流路を図４に示したマイクロチャンネルチップ１００のマイクロ流路１０３に適用した実施例（実施例１）の解析結果を示す説明図であり、図３に示す混合流路の要部拡大図に対応する、流路断面方向に発生する流体の速度成分の変化を模式的に示した図である。
[The centroid changes continuously]
FIG. 2 is an explanatory view showing an embodiment in which the centroid of the cross section of the flow path of the mixing flow path 16 provided in the microfluidic device 10 shown in FIG. 1 is continuously changed, and (a) is a mixing flow path. (B) is an enlarged view of a cross section of the substrate of the mixing channel, and (c) is an external perspective view of the microfluidic device, and the mixed flow shown in (a) and (b). A portion corresponding to an enlarged view of the road is indicated by a broken line.
FIG. 3 is an explanatory view schematically showing a principal part enlarged view of the cross section of the mixing channel shown in FIG. 2 and a change in the centroid of the channel cross section.
FIG. 6 is an explanatory diagram showing an analysis result of an example (Example 1) in which the mixing channel according to the present invention is applied to the microchannel 103 of the microchannel chip 100 shown in FIG. It is the figure which showed typically the change of the velocity component of the fluid which generate | occur | produces in the cross-sectional direction of a flow path corresponding to the principal part enlarged view of a mixing flow path shown in FIG.
これらの図に示すように、本実施形態に係る混合流路は、流路断面の図心が連続的に変化するように構成することができる。
まず、混合流路は、図２（ａ）に示すように、マイクロ流体デバイス１０の上面側から平面視したＸＹ平面において、流路幅が所定間隔で連続的に増減変動するように形成してある。
具体的には、図３（ａ）及び図６（ａ）に示すように、混合流路は、例えば流路長２．５ｍｍ間隔（Ｘ＝０．０ｍｍ〜２．５ｍｍ）で、ＸＹ平面における流路幅が１５μｍ〜６０μｍの範囲で連続的かつ周期的に変動するように形成してある。
As shown in these drawings, the mixing channel according to the present embodiment can be configured such that the centroid of the channel cross section changes continuously.
First, as shown in FIG. 2A, the mixing channel is formed so that the channel width continuously increases and decreases at a predetermined interval on the XY plane when viewed from the upper surface side of the microfluidic device 10. is there.
Specifically, as shown in FIG. 3A and FIG. 6A, the mixing channel is, for example, at a channel length of 2.5 mm (X = 0.0 mm to 2.5 mm) in the XY plane. The channel width is formed so as to continuously and periodically vary in the range of 15 μm to 60 μm.
また、混合流路は、図２（ｂ）に示すように、流路軸線方向に沿った流路断面を側面視したＺＸ平面において、流路の深さが所定間隔で連続的に増減変動するように形成してある。
具体的には、図３（ｂ）及び図６（ｂ）に示すように、混合流路は、例えば流路長２．５ｍｍ間隔（Ｘ＝０．０ｍｍ〜２．５ｍｍ）で、ＺＸ平面における流路深さが、正弦曲線に従って２０μｍ〜１２０μｍの範囲で連続的かつ周期的に変動するように形成してある。
In addition, as shown in FIG. 2B, the mixing channel has a channel depth that continuously increases and decreases at a predetermined interval on the ZX plane in a side view of the channel cross section along the channel axis direction. It is formed as follows.
Specifically, as shown in FIGS. 3B and 6B, the mixing channel is, for example, at a channel length of 2.5 mm (X = 0.0 mm to 2.5 mm) in the ZX plane. The flow path depth is formed to continuously and periodically vary within a range of 20 μm to 120 μm according to a sine curve.
このような構成により、混合流路は、図３の破線内拡大図に示すように、流路軸線方向に沿って、図面左側から、Ｘ＝０．０ｍｍでの断面は「幅２０μｍ×深さ６０μｍ」、Ｘ＝０．６ｍｍでは「幅６０μｍ×深さ２０μｍ」、Ｘ＝１．８ｍｍでは「幅１５μｍ×深さ１２０μｍ」、Ｘ＝２．５ｍｍでは「幅２０μｍ×深さ６０μｍ」・・・となるように、断面形状がＸＹ方向・ＺＸ方向にそれぞれ連続的に変化するように形成されることになる。
そして、このような混合流路の幅及び深さの値は、上述した式５，６の条件を満たすように、すなわち、損失ヘッドが一定の範囲（±１０％）内に収まるように算出されて設定されるようになっている。
With such a configuration, as shown in the enlarged view in the broken line in FIG. 3, the mixing channel has a cross section of “width 20 μm × depth” from the left side of the drawing along the channel axial direction, with X = 0.0 mm. 60 μm ”, X = 0.6 mm“ width 60 μm × depth 20 μm ”, X = 1.8 mm“ width 15 μm × depth 120 μm ”, X = 2.5 mm“ width 20 μm × depth 60 μm ”,... Thus, the cross-sectional shape is formed so as to continuously change in the XY direction and the ZX direction.
The values of the width and depth of the mixing channel are calculated so as to satisfy the conditions of Equations 5 and 6 described above, that is, so that the loss head is within a certain range (± 10%). To be set.
なお、損失ヘッドに基づく上記式５，６の条件を満たす混合流路の上記のような幅・深さについては、公知のシミュレーター等を用いることで算出・設定することができる。
また、上記式５，６の条件を満たす混合流路における、流路の大きさ（幅・深さ）や流路長，流路形状等は、マイクロ流体デバイスの使用用途や流体の種類などに応じて任意に設定することができる。
Note that the above-described width and depth of the mixing channel that satisfies the conditions of the above formulas 5 and 6 based on the loss head can be calculated and set by using a known simulator or the like.
In addition, the size (width / depth), channel length, channel shape, etc. of the mixing channel satisfying the conditions of the above formulas 5 and 6 depend on the usage of the microfluidic device and the type of fluid. It can be set arbitrarily depending on the situation.
以上のようにして、本実施形態に係る混合流路は、ＸＹ平面における流路幅と、ＺＸ平面における流路深さが、それぞれ連続的かつ周期的に変動するようになっている。
これによって、混合流路の流路断面の図心は、図３（ｃ）に示すように、流路軸線方向に沿って垂直方向（図面上下方向）に連続的に変動することになる。
そして、このように図心が変動することにより、流路内の上下左右方向に流体の速度が発生・変化することになる。
As described above, in the mixing channel according to the present embodiment, the channel width in the XY plane and the channel depth in the ZX plane each vary continuously and periodically.
As a result, the centroid of the cross section of the mixing flow path continuously fluctuates in the vertical direction (vertical direction in the drawing) along the flow path axial direction as shown in FIG.
Then, by changing the centroid as described above, the fluid velocity is generated and changed in the vertical and horizontal directions in the flow path.
以上説明したように、本実施形態の混合流路及びマイクロ流体デバイスによれば、流路を周期的な繰り返し構造となるよう形成し、これによって流路軸線方向に沿って流路断面の図心を変化させるとともに、流路の断面形状の変化により流路内の損失ヘッドの変動を発生させないように、流路内の周期的な繰り返し構造を設定することができる。
このような流路構造を採用することにより、流路内を流れる流体は、流路断面の図心の変化に応じて流路内の上下左右方向に速度が発生・変化することになり、これによって流路内の流体は流路の上下左右方向に混合・混錬されることになる。
また、そのように流路断面の図心が変化しても、流路内の損失ヘッドは変動しないように流路の形状を設定しているため、流路内の損失ヘッド・圧力損失が増加することがなく、ポンプ等の加圧手段を必要とすることなく、流体を混合させつつ流路内を通過・移動させることができる。
As described above, according to the mixing flow channel and the microfluidic device of the present embodiment, the flow channel is formed to have a periodically repeating structure, thereby the centroid of the flow channel cross section along the flow channel axial direction. In addition, it is possible to set a periodically repeating structure in the flow path so that a change in the loss head in the flow path does not occur due to a change in the cross-sectional shape of the flow path.
By adopting such a flow channel structure, the velocity of the fluid flowing in the flow channel is generated and changed in the vertical and horizontal directions in the flow channel according to the change in the centroid of the flow channel cross section. Thus, the fluid in the channel is mixed and kneaded in the vertical and horizontal directions of the channel.
In addition, even if the centroid of the flow path cross section changes, the flow path shape is set so that the loss head in the flow path does not fluctuate, increasing the loss head and pressure loss in the flow path. Therefore, it is possible to pass and move through the flow path while mixing the fluid without requiring a pressurizing means such as a pump.
このように、本実施形態に係る混合流路は、流路の構成自体によって流体の混合を確実かつ効率良く行うことができ、加圧手段等を必要とすることなく混合流路を移動させることができる。
従って、例えば簡易なインフルエンザ用の迅速診断キットなどのパッシブ型マイクロ流体デバイスとして好適な混合流路及びマイクロ流体デバイスを実現することができる。
As described above, the mixing channel according to the present embodiment can reliably and efficiently mix the fluid by the configuration of the channel itself, and can move the mixing channel without requiring a pressurizing unit or the like. Can do.
Accordingly, it is possible to realize a mixing channel and a microfluidic device suitable as a passive microfluidic device such as a simple rapid diagnostic kit for influenza.
以下、本発明に係る混合流路及びマイクロ流体デバイスの一実施例を説明する。
なお、本発明を以下の実施例により更に説明するが、本発明は下記実施例により何らかの制限を受けるものではない。
Hereinafter, an embodiment of a mixing channel and a microfluidic device according to the present invention will be described.
The present invention will be further described with reference to the following examples, but the present invention is not limited in any way by the following examples.
以下に本発明の実施例を示す。
○性能評価
・流体解析ソフトを用いて混合流路を評価する
・評価流路
・実施例１の混合流路を図３に示す
図３に示す混合流路は、マイクロ流体デバイス１０の上面側から平面視したＸＹ平面において、流路幅の両側において、所定間隔で流路幅が連続的に増減変動するように形成したものである
・実施例２の混合流路を図５に示す
図５に示す混合流路は、図３に示す混合流路に対して、マイクロ流体デバイス１０の上面側から平面視したＸＹ平面において、流路幅の片側のみにおいて、所定間隔で流路幅が連続的に増減変動するように形成したものである
・比較例としてストレート流路を評価する
・流路長はいずれも３０ｍｍ
・解析条件
・解析モデル：２流体Ａ、Ｂを平行して送液
・流体解析ソフト：ＰＨＯＥＮＩＣＳ
・解析条件
・時間依存性：定常計算
・流体：水
・流量：１μL／ｍｉｎ
・評価項目
・損失ヘッド（圧力損失）
・流入口および流出口での流路断面図心での圧力を測定し圧力損失ΔＰを算出する
・｜（ΔＰ：混合流路−ΔＰ：ストレート流路）／ΔＰ：ストレート流路｜＜０．１となる場合、圧力損失がストレート流路と等価である良好な混合流路として評価を○とする
・混合効率
・Ｂ流入側流出口の流路壁面近傍でのＡ濃度Ｃ１を測定
・上記濃度が０．４≦Ｃ１≦０．６となる場合、混合効果が良好な混合流路として評価を○とする
○評価結果
・実施例２の解析結果を図９に示す
・比較例の解析結果を図１０に示す
Examples of the present invention are shown below.
○ Performance evaluation ・ Evaluate the mixing channel using fluid analysis software ・ Evaluation channel ・ The mixing channel of Example 1 is shown in FIG.
The mixing channel shown in FIG. 3 is formed so that the channel width continuously increases and decreases at predetermined intervals on both sides of the channel width on the XY plane when viewed from the upper surface side of the microfluidic device 10. Yes-The mixing flow path of Example 2 is shown in FIG.
The mixing channel shown in FIG. 5 has a channel width at a predetermined interval only on one side of the channel width in the XY plane when viewed from the upper surface side of the microfluidic device 10 with respect to the mixing channel shown in FIG. It is formed so that it fluctuates continuously. ・ As a comparative example, a straight flow path is evaluated. ・ The flow path length is 30 mm for both.
・ Analysis conditions ・ Analysis model: Two fluids A and B are fed in parallel ・ Fluid analysis software: PHOENICS
・ Analysis conditions
・ Time dependency: steady calculation
・ Fluid: Water
・ Flow rate: 1μL / min
-Evaluation item-Loss head (pressure loss)
・ Measure the pressure at the flow path cross-sectional centroid at the inlet and outlet and calculate the pressure loss ΔP. || (ΔP: mixing channel−ΔP: straight channel) / ΔP: straight channel | <0. When the value is 1, the evaluation is a good mixing channel whose pressure loss is equivalent to a straight channel. • Mixing efficiency • A concentration C1 near the channel wall of the B inflow side outlet • The above concentration Is 0.4 ≦ C1 ≦ 0.6, the evaluation is good as a mixing channel with good mixing effect. ○ Evaluation result
以下、図３及び図６を参照しつつ、流路内における流体の速度成分の発生・態様について具体的に説明する。
図６は、上述の通り、図２，３に示す混合流路の断面の要部拡大図と流路断面方向に発生する流体の速度方向の変化を模式的に示す説明図である。
なお、この図６に示す例では、シミュレーションのパラメータとして、定常流モデルにおいて、水と等価の物性値の２つの流体（Ａ液・Ｂ液）を、流量１μＬ／ｍｉｎで流した場合となっている。
Hereinafter, the generation / mode of the velocity component of the fluid in the flow path will be specifically described with reference to FIGS. 3 and 6.
FIG. 6 is an explanatory view schematically showing a principal part enlarged view of the cross section of the mixing flow channel shown in FIGS. 2 and 3 and a change in the velocity direction of the fluid generated in the flow channel cross sectional direction as described above.
In the example shown in FIG. 6, as a simulation parameter, two fluids (liquid A and liquid B) having physical properties equivalent to water are flowed at a flow rate of 1 μL / min in a steady flow model. Yes.
図６（ｃ）に示すように、まず、混合流路内において、図面左側のＸ＝０．０ｍｍの断面では、Ａ液・Ｂ液の２つの流体がＸＹ平面に並列に層流状に流れているとする。
この状態から、Ｘ＝０．６ｍｍの断面では、図３（ｃ）で示したように、図心が上方に移動することになり、流路断面は流路幅が増大する一方、流路深さが減少する。
これによって、Ａ液・Ｂ液の２つの流体には、図６（ｃ）に示すように、両者の界面に向かう水平方向（左右方向）の内向きに沿って速度成分が発生する。
As shown in FIG. 6C, first, in the cross section of X = 0.0 mm on the left side of the drawing, the two fluids A and B flow in a laminar flow parallel to the XY plane in the mixing channel. Suppose that
From this state, in the cross section of X = 0.6 mm, as shown in FIG. 3C, the centroid moves upward, and the flow path cross section increases the flow path width while the flow path depth increases. Decrease.
As a result, as shown in FIG. 6C, velocity components are generated in the two fluids A and B along the inward direction in the horizontal direction (left and right direction) toward the interface between the two fluids.
次いで、Ｘ＝１．８ｍｍの断面では、図３（ｃ）で示したように、図心が再び下方に移動することになり、流路断面は流路幅が大きく減少する一方、流路深さが大幅に増大する。
これによって、Ａ液・Ｂ液の２つの流体には、図６（ｃ）に示すように、両者の界面に沿った垂直方向（上下方向）の下向きに沿って速度成分が発生する。
Next, in the cross section of X = 1.8 mm, as shown in FIG. 3C, the centroid moves again downward, and the flow path cross section greatly reduces the flow path width, while the flow path depth increases. Greatly increases.
As a result, as shown in FIG. 6C, velocity components are generated along the downward direction in the vertical direction (up and down direction) along the interface between the two fluids A and B.
さらに、Ｘ＝２．５ｍｍの断面では、図３（ｃ）で示したように、図心が再び上方に移動し、流路断面は流路幅が増大しつつ、流路深さが減少していく。
これによって、Ａ液・Ｂ液の２つの流体には、図６（ｃ）に示すように、両者の界面に沿った垂直方向（上下方向）の上向きに沿って速度成分が発生する。
そして、混合流路は、以上のようなＸ＝０．０ｍｍ〜２．５ｍｍにおける流路断面の図心の変動が繰り返し連続的に行われ、その結果、上記のような流路の各断面で発生した流体の速度成分が合成されていくことになる。
Further, in the cross section of X = 2.5 mm, as shown in FIG. 3 (c), the centroid moves again upward, and the flow path cross section increases the flow path width while the flow path depth decreases. To go.
As a result, as shown in FIG. 6C, velocity components are generated in the two fluids of liquid A and liquid B along the upward direction in the vertical direction (vertical direction) along the interface between the two fluids.
In the mixing channel, the change in the centroid of the channel cross section at X = 0.0 mm to 2.5 mm as described above is continuously repeated, and as a result, in each cross section of the channel as described above. The velocity component of the generated fluid is synthesized.
図７に、図６に示す混合流路の流路断面方向に発生する流体の速度成分の変化をＸ＝２．５ｍｍの断面で合成して示した説明図を示す。
同図に示すように、図６（ｃ）に示した混合流路の各断面において発生する流体の速度成分は、混合流路の流路軸線方向に沿って繰り返し合成・重畳され、流路内の上下左右方向（垂直・水平方向）に速度成分が合成されることになる。特に、図７に示されるように、ストレート流路では発生しないＹＺ方向成分の速度が発生していることが分かる。
これによって、混合流路内の流体は、流路軸線方向に移動しながら、上下左右方向への混合・混錬が行われることになる。
FIG. 7 is an explanatory view showing a change in the velocity component of the fluid generated in the cross-sectional direction of the mixing flow channel shown in FIG. 6 combined with a cross section of X = 2.5 mm.
As shown in FIG. 6, the velocity component of the fluid generated in each cross section of the mixing channel shown in FIG. 6C is repeatedly synthesized and superimposed along the channel axial direction of the mixing channel, The velocity components are synthesized in the vertical and horizontal directions (vertical and horizontal directions). In particular, as shown in FIG. 7, it can be seen that the velocity of the YZ direction component that does not occur in the straight flow path is generated.
As a result, the fluid in the mixing channel is mixed and kneaded in the vertical and horizontal directions while moving in the channel axial direction.
図８は、図２，３，６に示した混合流路の断面の要部拡大図と流路内での流体の混合状態の変化を模式的に示す説明図である。
同図に示すように、図面左側のＸ＝０．０ｍｍの断面ではＡ液・Ｂ液の２つの流体がＸＹ平面に並列に層流状に流れており、両者の間には界面がはっきりと存在していたものが、Ｘ＝１５ｍｍの断面では、Ａ液とＢ液の界面が混ざり合っており、Ｘ＝３０ｍｍの断面では、Ａ液・Ｂ液の２つの流体がほぼ完全に混合していることが分かる。
FIG. 8 is an enlarged view of a main part of the cross section of the mixing channel shown in FIGS. 2, 3, and 6 and an explanatory diagram schematically showing a change in the fluid mixing state in the channel.
As shown in the figure, in the cross section of X = 0.0mm on the left side of the drawing, the two fluids A and B flow in a laminar flow parallel to the XY plane, and there is a clear interface between them. In the cross section of X = 15 mm, the interface between liquid A and liquid B is mixed, and in the cross section of X = 30 mm, the two fluids of liquid A and liquid B are almost completely mixed. I understand that.
従って、この場合には、２つの流体（Ａ液・Ｂ液）は、本実施形態の混合流路を流路軸線方向に約３０ｍｍ移動すれば、ほぼ完全に混合されることになり、通常のストレート流路と比較して、非常に効率良く、迅速かつ確実に流体の混合が行われることになる。
しかも、本実施形態の混合流路は、流路内の損失ヘッドがストレート流路と等価となるように設定されており、流路内の損失ヘッド・圧力損失が増加することがなく、このため、ポンプ等の加圧手段を必要とすることなく、流体を混合させつつ流路内を通過・移動させることができる。
Therefore, in this case, the two fluids (liquid A and liquid B) are almost completely mixed if the mixing flow path of this embodiment is moved about 30 mm in the flow path axial direction. Compared to the straight flow path, the fluid is mixed very efficiently and quickly and reliably.
Moreover, the mixing flow path of the present embodiment is set so that the loss head in the flow path is equivalent to the straight flow path, so that the loss head and pressure loss in the flow path do not increase. The fluid can be mixed and passed through the flow path without requiring a pressurizing means such as a pump.
従って、本実施形態の混合流路は、上述したマイクロ流体デバイス１０のように、検出部１７に至るまでの混合流路１６において複数の流体（インフルエンザ抗原（検体）と金コロイド標識抗体）を確実に結合・反応させることができ、また、キャピラリポンプ流体を備えることで加圧手段を必要とすることなく簡易に構成することができる。
このため、本実施形態の混合流路は、インフルエンザ用の診断キットを構成するパッシブ型のマイクロ流体デバイスに最適な混合流路として利用することができる。
Therefore, the mixing channel of the present embodiment ensures a plurality of fluids (influenza antigen (specimen) and colloidal gold labeled antibody) in the mixing channel 16 leading to the detection unit 17 as in the microfluidic device 10 described above. In addition, by providing a capillary pump fluid, a simple configuration can be achieved without the need for pressurizing means.
For this reason, the mixing flow path of this embodiment can be utilized as an optimal mixing flow path for a passive microfluidic device that constitutes a diagnostic kit for influenza.
以上、本発明の混合流路及びマイクロ流体デバイスについて、好ましい実施形態を示して説明したが、本発明に係る混合流路及びマイクロ流体デバイスは、上述した実施形態にのみ限定されるものではなく、本発明の範囲で種々の変更実施が可能であることは言うまでもない。 As described above, the mixing channel and the microfluidic device of the present invention have been described with reference to preferred embodiments, but the mixing channel and the microfluidic device according to the present invention are not limited to the above-described embodiments, It goes without saying that various modifications can be made within the scope of the present invention.
例えば、上述した実施形態では、本発明に係る混合流路を備えたマイクロ流体デバイスとして、インフルエンザ用の診断キットを例にとって説明したが、本発明に係る混合流体及びマイクロ流体デバイスの適用対象は特にインフルエンザ診断キットに限定されるものではない。
また、上記実施形態では、マイクロ流体デバイスの構成として、流路内の流体を移動させるためのポンプ等の加圧手段を備えないパッシブ型のマイクロ流体デバイスを例にとって説明したが、ポンプ等の加圧手段を備えるアクティブ形のマイクロ流体デバイスに適用することも勿論可能である。
For example, in the above-described embodiment, the diagnosis kit for influenza has been described as an example of the microfluidic device including the mixing flow path according to the present invention, but the application target of the mixed fluid and the microfluidic device according to the present invention is particularly It is not limited to influenza diagnostic kits.
In the above-described embodiment, the microfluidic device has been described as an example of a passive microfluidic device that does not include pressurizing means such as a pump for moving fluid in the flow path. Of course, the present invention can be applied to an active microfluidic device including a pressure unit.
すなわち、本発明は、微小なマイクロ流路空間において複数の流体を効率よく迅速かつ確実に混合・混錬させる必要があるマイクロ流体デバイス及びマイクロ流路を構成する混合流路であれば特に限定されるものではなく、デバイスの構成や形態，使用目的，流体の種類や分量などを問わず、広く本発明を適用することができる。 That is, the present invention is not particularly limited as long as it is a microfluidic device that needs to mix and knead a plurality of fluids efficiently and quickly in a minute microchannel space and a mixing channel constituting the microchannel. The present invention can be widely applied regardless of the configuration and form of the device, the purpose of use, the type and amount of fluid, and the like.
本発明は、例えば簡易なインフルエンザ用迅速診断キットなどに用いることができる混合流路及び混合流路を備えたマイクロ流体デバイスとして好適に利用することができる。 The present invention can be suitably used as a microfluidic device having a mixing channel and a mixing channel that can be used in, for example, a simple rapid diagnostic kit for influenza.
１０ マイクロ流体デバイス
１１ 基板
１２ 蓋部材（カバー体）
１３ コンジュゲートパッド
１４ 吸収パッド
１５ キャピラリポンプ流路
１５ａ 第一キャピラリポンプ部
１５ｂ 第二キャピラリポンプ部
１６ 混合流路（液送流路部）
１７ 検出部
１７ａ テスト流路
１７ｂ コントロール流路
10 Microfluidic device 11 Substrate 12 Lid member (cover body)
13 Conjugate pad 14 Absorption pad 15 Capillary pump flow path 15a First capillary pump section 15b Second capillary pump section 16 Mixing flow path (liquid feed flow path section)
17 detector 17a test flow path 17b control flow path
Claims (4)
前記流路が、
流路軸線方向に沿って流路断面の図心が変化し、かつ、断面形状の変化による損失ヘッドの変動を発生させない、周期的な繰り返し構造を有することを特徴とする混合流路。 A mixing flow path for moving the fluid while mixing it,
The flow path is
A mixing flow path having a periodically repeating structure in which a centroid of a flow path cross section changes along a flow path axis direction and a fluctuation of a loss head due to a change in cross-sectional shape does not occur.
流路軸線方向に沿って流路断面の図心が変化し、かつ、
断面形状の変化による損失ヘッドの増減が、以下の２式を満たすことを特徴とする請求項１又は２記載の混合流路。
The flow path is
The centroid of the channel cross section changes along the channel axis direction, and
The mixing channel according to claim 1 or 2, wherein the increase / decrease in the loss head due to the change in the cross-sectional shape satisfies the following two formulas.
前記キャピラリポンプ流路に連通する混合流路と、を備えたマイクロ流体デバイスであって、
前記混合流路が、請求項１乃至３に記載の混合流路からなることを特徴とするマイクロ流体デバイス。 A capillary pump flow path for generating capillary force;
A microfluidic device comprising a mixing channel communicating with the capillary pump channel,
The microfluidic device, wherein the mixing channel is composed of the mixing channel according to claim 1.
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|---|---|---|---|---|
| WO2017069139A1 (en) * | 2015-10-21 | 2017-04-27 | 東洋製罐グループホールディングス株式会社 | Immunological measurement device |
| JP2020531267A (en) * | 2017-08-31 | 2020-11-05 | ミダイアグノスティクス・エヌブイｍｉＤｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ ＮＶ | A device for mixing fluids in capillary driven fluid systems |
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2014
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| JP7293196B2 (en) | 2017-08-31 | 2023-06-19 | ミダイアグノスティクス・エヌブイ | Apparatus for mixing fluids in a capillary-driven fluid system |
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