JP4410040B2 - Microfluidic control mechanism and microchip - Google Patents
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Description
本発明は、マイクロ流体制御機構およびマイクロチップに関し、さらに詳細には、化学実験や生物実験の実験操作に用いるマイクロチップに実施して好適なマイクロ流体制御機構およびマイクロチップに関する。 The present invention relates to a microfluidic control mechanism and a microchip, and more particularly to a microfluidic control mechanism and a microchip that are suitable for use in a microchip used for an experimental operation of a chemical experiment or a biological experiment.
近年、マイクロチップを利用して化学や生物実験操作を行うことが提案されており、実際に化学分析や細胞計測などの実験操作をマイクロチップ内で行うことが可能になってきている。 In recent years, it has been proposed to perform chemical and biological experiment operations using a microchip, and it has become possible to actually perform experimental operations such as chemical analysis and cell measurement in a microchip.
ここで、マイクロチップとは、平板状の基板に微細加工によってマイクロチャネル（マイクロ流路）を集積化して形成したものを意味する。 Here, the microchip means one formed by integrating microchannels (microchannels) on a flat substrate by fine processing.
こうしたマイクロチップを用いることにより、試料の節約を図ることができたり、また、実験にかかるスピードを高速化して実験に費やす時間の短縮化を図ることができたり、また、実験操作の自動化を図ることができたりするなどの優れた効果が奏されるものであった。 By using such a microchip, the sample can be saved, the speed of the experiment can be increased to shorten the time spent for the experiment, and the experiment operation can be automated. It was possible to achieve excellent effects such as
ところで、実験に用いる試料や試薬などは多くの場合には液体であるが、上記したマイクロチップを用いた実験においては、これら試料や試薬などの液体をマイクロチップに形成されたマイクロ流路の中に導入する必要がある。こうした液体をマイクロ流路の中に導入する手法としては、以下に説明する二種類の手法（第１の手法および第２の手法）が一般に用いられている。 By the way, in many cases, the samples and reagents used in the experiments are liquids. However, in the experiments using the above-described microchip, the liquids such as samples and reagents are contained in the microchannel formed on the microchip. Need to be introduced. As a method for introducing such a liquid into the microchannel, two types of methods (first method and second method) described below are generally used.
（１）第１の手法・・・シリンジポンプを用いる手法
この手法は、マイクロ流路にコネクターを介してチューブを接続し、シリンジポンプを用いて液体をマイクロ流路内に圧送するという手法である（非特許文献１参照）。
(1) First method: Method using a syringe pump This method is a method in which a tube is connected to a microchannel via a connector and liquid is pumped into the microchannel using a syringe pump. (Refer nonpatent literature 1).
（２）第２の手法・・・電気浸透現象を用いる手法
この手法は、マイクロ流路の両端にリザーバーを設け、そこに電極を差し込んで高電圧をかけると、電気浸透現象によりマイクロ流路内に液体が流れ込むという手法である（非特許文献２参照）。
(2) Second method: Method using electroosmosis phenomenon This method provides reservoirs at both ends of the microchannel, and when electrodes are inserted into the microchannel and a high voltage is applied, This is a technique in which a liquid flows into (see Non-Patent Document 2).
しかしながら、上記した第１の手法ならびに第２の手法には、以下に示すような問題点（問題点１乃至問題点３）があった。
However, the first method and the second method described above have the following problems (Problem 1 to Problem 3).
（Ｉ）問題点１
外部装置としてシリンジポンプや高圧電源などを必要とするために、こうした外部装置を含む装置全体の構成が複雑になるとともに高価なものとなってしまっていた。
(I) Problem 1
Since an external device such as a syringe pump or a high-voltage power supply is required, the configuration of the entire device including such an external device becomes complicated and expensive.
（ＩＩ）問題点２
マイクロ流路にチューブを接続したり電極を挿入したりする必要があるため、実際に実験を開始するまでの準備操作に手間がかかり、準備操作までを含めた全体の作業時間に長時間を要することとなっていた。
(II) Problem 2
Since it is necessary to connect a tube or insert an electrode into the microchannel, it takes time to prepare for the actual experiment, and the entire work time including the preparation takes a long time. It was supposed to be.
（ＩＩＩ）問題点３
特に、第１の手法に関しては、試料や試薬のほとんどが動力を伝達するために用いられることになり、そのための試料や試薬が浪費されることになって無駄の多いものとなっていた。
(III) Problem 3
In particular, with respect to the first method, most of the samples and reagents are used to transmit power, and the samples and reagents for that purpose are wasted, which is wasteful.
こうした問題点１乃至問題点３を解決するため、試料や試薬などの液体をマイクロ流路の中に導入するのに、マイクロチップ外部からの動力をほとんど必要としないか、あるいは、外部からの動力を全く必要としない手法として、以下に説明する二種類の手法（第３の手法および第４の手法）が提案されている。
In order to solve these problems 1 to 3, almost no power from the outside of the microchip is required to introduce a liquid such as a sample or a reagent into the microchannel, or power from the outside. As methods that do not require any of the above, two methods (third method and fourth method) described below have been proposed.
（３）第３の手法・・・圧縮空気を用いる手法
この手法は、マイクロ流路に壊れやすい隔壁を介して圧力室を設け、マイクロ流路内に液体を送るエネルギーを圧力室内に圧縮空気として蓄えておく。そして、電流によって圧力室の隔壁を破壊すると、圧縮空気の空気圧が開放されてマイクロ流路内に液体が流れ込むという手法である（非特許文献３参照）。
(3) Third method: Method using compressed air In this method, a pressure chamber is provided through a fragile partition wall in the microchannel, and energy for sending liquid in the microchannel is used as compressed air in the pressure chamber. Save it. And when the partition of a pressure chamber is destroyed by an electric current, the air pressure of compressed air is released and the liquid flows into the micro flow path (see Non-Patent Document 3).
（４）第４の手法・・・毛細管現象を用いる手法
この手法は、マイクロ流路の反応室の壁に、試料となる所定の分子を予め固定化しておき、薬液や洗浄液などの複数の溶液をこの反応室に１つずつ順番に、毛細管現象により流し込んで反応させるという手法である（非特許文献４参照）。
(4) Fourth method: Method using capillary action In this method, a predetermined molecule as a sample is immobilized in advance on the wall of the reaction chamber of the microchannel, and a plurality of solutions such as a chemical solution and a cleaning solution are used. In this reaction chamber, one by one is poured into the reaction chamber by a capillary phenomenon to cause a reaction (see Non-Patent Document 4).
しかしながら、上記第３の手法ならびに第４の手法は、以下に示すような新たな問題点（問題点４および問題点５）を招来するものである。
However, the third method and the fourth method introduce new problems (problem 4 and problem 5) as described below.
（ＩＶ）問題点４
第３の手法では、マイクロ流路の中に液体を導入するのは、マイクロチップの圧力室に蓄えておいた圧縮空気、即ち、予めマイクロチップに蓄えておいたエネルギーであるが、マイクロ流路の中に液体を導入し始めるためには、電流によって圧力室の隔壁を破壊しなければならない。つまり、第３の手法は、マイクロ流路の中に液体を導入し始めるためのトリガーとして、マイクロチップ外部からの動力を必要としており、完全にマイクロチップ外部からの動力なしに、マイクロ流路の中に液体を導入することができなかった。
(IV) Problem 4
In the third method, the liquid is introduced into the microchannel by compressed air stored in the pressure chamber of the microchip, that is, energy stored in the microchip in advance. In order to begin introducing liquid into the chamber, the current chamber must be destroyed by an electric current. That is, the third method requires power from the outside of the microchip as a trigger for starting to introduce liquid into the microchannel, and completely without power from the outside of the microchip. The liquid could not be introduced into it.
（Ｖ）問題点５
第４の手法では、毛細管現象により反応室に液体が導入されるので、マイクロチップ外部からの動力なしに、マイクロ流路の中に液体を導入することはできるのだが、反応室に液体が導入されると直ちに、その液体が反応室の壁に固定された分子と反応を開始してしまう構成なので、マイクロ流路内で複数の液体を混合することができなかった。
In the fourth method, the liquid is introduced into the reaction chamber by capillary action, so it is possible to introduce the liquid into the microchannel without power from the outside of the microchip, but the liquid is introduced into the reaction chamber. Immediately after that, the liquid starts to react with the molecules fixed to the walls of the reaction chamber, so that a plurality of liquids could not be mixed in the microchannel.
本発明は、従来の技術の有する上記したような種々の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、上記した問題点１乃至問題点５を解決し、構造が単純で、液体をマイクロ流路の中に導入するのに外部からの動力を必要としないマイクロ流体制御機構およびマイクロチップを提供しようとするものである。 The present invention has been made in view of the above-described various problems of the prior art. The object of the present invention is to solve the problems 1 to 5 described above and to have a simple structure. An object of the present invention is to provide a microfluidic control mechanism and a microchip that do not require external power to introduce liquid into the microchannel.
上記目的を達成するために、本発明は、高分子材料により形成し、マイクロ流路内に減圧された空間を生起させて、自動的にマイクロ流路内に液体を導入するようにしたものである。 In order to achieve the above object, the present invention is formed by a polymer material, creates a decompressed space in the microchannel, and automatically introduces liquid into the microchannel. is there.
即ち、本発明のうち請求項１に記載の発明は、所定の形状に形成されたマイクロチャネルと、上記マイクロチャネルの複数の端部のそれぞれに形成され、上記マイクロチャネル内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートとを有し、上記マイクロチャネルの全体または一部を高分子材料により形成し、低圧環境において上記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、上記マイクロチャネル内の空気を上記高分子材料に溶解させ、上記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより上記マイクロチャネル内に減圧された空間を生起し、上記減圧された空間に上記液体が吸引されるようにしたものである。 That is, the invention according to claim 1 of the present invention is formed in each of a microchannel formed in a predetermined shape and a plurality of end portions of the microchannel to introduce a liquid into the microchannel. A plurality of ports that are open to the outside, and the whole or part of the microchannel is formed of a polymer material, and the polymer material is deaerated in a low-pressure environment and then returned to the atmosphere. The air in the microchannel is dissolved in the polymer material, and a liquid is dropped into at least one of the plurality of ports and the other port is sealed to form a decompressed space in the microchannel. It occurs, and the liquid is sucked into the decompressed space .
また、本発明のうち請求項２に記載の発明は、所定の形状に形成されたマイクロチャネルと、上記マイクロチャネルの複数の端部のうちの所定の端部側に連接され、上記マイクロチャネルの内部とのみ連通し外部に対して遮蔽された内部空間を有する減圧室と、上記マイクロチャネルの複数の端部のうちの上記減圧室が連接された端部を除いた残余の端部それぞれに形成され、上記マイクロチャネル内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートとを有し、上記マイクロチャネルまたは上記減圧室のそれぞれの全体または一部のうちの少なくともいずれかを高分子材料により形成し、低圧環境において上記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、上記マイクロチャネル内と上記減圧室内との空気を上記高分子材料に溶解させ、上記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより上記マイクロチャネルと上記減圧室とにより形成される減圧された空間を生起し、上記減圧された空間に上記液体が吸引されるようにしたものである。 According to a second aspect of the present invention, a microchannel formed in a predetermined shape is connected to a predetermined end side of a plurality of end portions of the microchannel, and the microchannel A decompression chamber having an internal space that communicates only with the inside and is shielded from the outside, and a remaining end portion excluding an end portion to which the decompression chamber is connected among a plurality of end portions of the microchannel. A plurality of ports opened to the outside for introducing liquid into the microchannel, and at least one of the microchannel or the decompression chamber is made of a polymer material. formed, dissolved by returning to the atmosphere, the air between the inner microchannel and the decompression chamber to the polymeric material after degassing the polymeric material in a low pressure environment And dropping the liquid into at least one of the plurality of ports and sealing the other port to create a decompressed space formed by the microchannel and the decompression chamber, and the decompression The liquid is sucked into the formed space .
また、本発明のうち請求項３に記載の発明は、本発明のうち請求項１または請求項２のいずれか１項に記載の発明において、上記マイクロチャネルに１以上の狭通路を形成したものである。 The invention according to claim 3 of the present invention is the invention according to any one of claims 1 or 2, wherein one or more narrow passages are formed in the microchannel. It is.
また、本発明のうち請求項４に記載の発明は、本発明のうち請求項３に記載の発明において、上記狭通路を２個形成したものである。 The invention according to claim 4 of the present invention is the invention according to claim 3 of the present invention, wherein two of the narrow passages are formed.
また、本発明のうち請求項５に記載の発明は、一方の端部に複数の導入用流路が連接され、他方の端部が減圧室に連接された混合用流路と、上記複数の導入用流路それぞれの上記混合用流路と連通する側の端部とは異なる端部側に形成され、上記導入用流路内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートと、上記減圧室の内部空間を、上記混合用流路の内部とのみ連通させ外部に対して遮蔽する封止手段とを有し、上記封止手段、上記減圧室または上記混合用流路のそれぞれの全体または一部のうちの少なくともいずれかを高分子材料により形成し、低圧環境において上記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、上記導入用流路内と上記混合用流路内と上記減圧室内との空気を上記高分子材料に溶解させ、上記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより上記導入用流路と上記混合用流路と上記減圧室とにより形成される減圧された空間を生起し、上記減圧された空間に上記液体が吸引されるようにしたものである。 Further, the invention according to claim 5 of the present invention includes a mixing channel in which a plurality of introduction channels are connected to one end and the other end is connected to a decompression chamber, and the plurality of channels A plurality of ports that are formed on an end portion side different from the end portion on the side communicating with the mixing flow channel of each of the introduction flow channels and open to the outside in order to introduce liquid into the introduction flow channel; Sealing means for communicating the interior space of the decompression chamber only with the inside of the mixing flow path and shielding the outside, and each of the sealing means, the decompression chamber, or the mixing flow path By forming at least one of the whole or a part of the polymer material and degassing the polymer material in a low-pressure environment and returning it to the atmosphere, the inside of the introduction channel and the mixing channel Air in the decompression chamber and the inside of the decompression chamber is dissolved in the polymer material, The liquid is dropped into at least one of the ports and the other port is sealed to create a decompressed space formed by the introduction channel, the mixing channel, and the decompression chamber. The liquid is sucked into the decompressed space .
また、本発明のうち請求項６に記載の発明は、本発明のうち請求項５に記載の発明において、上記混合用流路に１以上の狭通路を形成したものである。 Further, the invention described in claim 6 among the present inventions is the invention described in claim 5 among the present inventions, wherein one or more narrow passages are formed in the mixing channel.
また、本発明のうち請求項７に記載の発明は、本発明のうち請求項６に記載のマイクロ流体制御機構において、上記狭通路を２個形成したものである。 The invention according to claim 7 of the present invention is the microfluidic control mechanism according to claim 6 of the present invention in which two narrow passages are formed.
また、本発明のうち請求項８に記載の発明は、本発明のうち請求項１、請求項２、請求項３、請求項４、請求項５、請求項６または請求項７のいずれか１項に記載の発明において、上記高分子材料をゴムとしたものである。 The invention according to claim 8 of the present invention is any one of claims 1, 2, 3, 4, 5, 6, or 7. In the invention described in the item, the polymer material is rubber.
また、本発明のうち請求項９に記載の発明は、本発明のうち請求項１、請求項２、請求項３、請求項４、請求項５、請求項６、請求項７または請求項８のいずれか１項に記載の発明によるマイクロ流体制御機構を有するマイクロチップである。 In addition, the invention according to claim 9 of the present invention is the invention according to claim 1, claim 2, claim 3, claim 4, claim 5, claim 6, claim 7 or claim 8. A microchip having a microfluidic control mechanism according to any one of the inventions.
また、本発明のうち請求項１０に記載の発明は、本発明のうち請求項９に記載の発明において、上記ポートからそれぞれ異なる種類の液体を導入し、上記狭通路において異なる種類の液体からなる界面を形成するようにしたものである。 The invention according to claim 10 of the present invention is the invention according to claim 9 of the present invention, wherein different types of liquids are introduced from the ports, and different types of liquids are formed in the narrow passages. An interface is formed.
また、本発明のうち請求項１１に記載の発明は、本発明のうち請求項１０に記載の発明において、上記液体の少なくとも一つが試料を含む溶液であり、他の少なくとも一つが試料と相互作用する物質を含む溶液であるようにしたものである。 The invention according to claim 11 of the present invention is the solution according to claim 10 of the present invention, wherein at least one of the liquids is a solution containing a sample, and at least one of the other liquids interacts with the sample. It is made to be the solution containing the substance to be.
また、本発明のうち請求項１２に記載の発明は、本発明のうち請求項１１に記載の発明において、上記試料を上記相互作用物質の方向に電気泳動し、試料の濃縮、分離、検出またはそれらの組み合わせを行うようにしたものである。 The invention according to claim 12 of the present invention is the invention according to claim 11 of the present invention, wherein the sample is electrophoresed in the direction of the interacting substance to concentrate, separate, detect or detect the sample. A combination of these is performed.
また、本発明のうち請求項１３に記載の発明は、本発明のうち請求項１１または請求項１２のいずれか１項に記載の発明において、上記試料がＤＮＡであり、上記相互作用する物質がＤＮＡ−ポリマー複合体であるようにしたものである。 The invention according to claim 13 of the present invention is the invention according to any one of claims 11 or 12, wherein the sample is DNA and the interacting substance is This is a DNA-polymer complex.
本発明は、以上説明したように構成されているので、上記した問題点１乃至問題点５を解決し、構造が単純で、液体をマイクロ流路の中に導入するのに外部からの動力を必要としないマイクロ流体制御機構およびマイクロチップを提供することができるという優れた効果を奏する。 Since the present invention is configured as described above, it solves the problems 1 to 5 described above, has a simple structure, and uses external power to introduce liquid into the microchannel. There is an excellent effect that a microfluidic control mechanism and a microchip that are not required can be provided.
以下、添付の図面に基づいて、本発明によるマイクロ流体制御機構およびマイクロチップの実施の形態の一例を詳細に説明するものとする。 Hereinafter, an example of an embodiment of a microfluidic control mechanism and a microchip according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
まず、図１には本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップの概略構成上面説明図が示されており、図２（ａ）には図１に示すマイクロチップのＡ−Ａ線による断面図（概略構成縦断面図）が示されており、図２（ｂ）には図１に示すマイクロチップのＢ−Ｂ線による断面図（概略構成縦断面図）が示されている。 First, FIG. 1 shows a schematic top view of the structure of a microchip implementing a microfluidic control mechanism according to the present invention, and FIG. 2 (a) shows a cross section taken along line AA of the microchip shown in FIG. FIG. 2 is a diagram (schematic configuration longitudinal sectional view), and FIG. 2B is a sectional view (schematic configuration longitudinal sectional view) taken along line BB of the microchip shown in FIG.
ここで、マイクロチップ１０は、第１の板状部材１２と、第２の板状部材１４と、第１の板状部材１２に配置された封止手段としての被覆部材１６とを有して構成されている。 Here, the microchip 10 includes a first plate-like member 12, a second plate-like member 14, and a covering member 16 serving as a sealing unit disposed on the first plate-like member 12. It is configured.
そして、第１の板状部材１２には、マイクロチャネルとして、上面から見てＹ字型状の一連の流路を構成するマイクロチャネル２０が形成されている。 The first plate-like member 12 is formed with microchannels 20 that form a series of Y-shaped flow paths as viewed from above as microchannels.
このマイクロチャネル２０は、上面から見て直線状に延長するマイクロ流路たる混合用流路２２と、混合用流路２２の一方の端部２２ａが二股に分岐されて形成されたマイクロ流路たる第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６とを有するものである。 The microchannel 20 is a mixing channel 22 that is a microchannel that extends linearly when viewed from above, and a microchannel formed by bifurcating one end 22a of the mixing channel 22. The first introduction channel 24 and the second introduction channel 26 are provided.
ここで、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６は、第１の板状部材１２の下面１２ｂ側が開口した溝状に形成されており、その下面１２ｂ側の開口面は第２の板状部材１４により遮蔽されている。 Here, the mixing flow path 22, the first introduction flow path 24, and the second introduction flow path 26 are formed in a groove shape in which the lower surface 12b side of the first plate-like member 12 is opened, and the lower surface 12b. The opening surface on the side is shielded by the second plate member 14.
また、第１導入用流路２４の一方の端部２４ａ、即ち、混合用流路２２の端部２２ａ側とは異なる側の端部は、第１の板状部材１２の上面１２ａ側に形成された試料や試薬などの液体を導入するために外部に開口している開口部たる第１サンプル用ポート３０と連通している。一方、第２導入用流路２６の一方の端部２６ａ、即ち、混合用流路２２の端部２２ａ側とは異なる側の端部は、第１の板状部材１２の上面１２ａ側に形成された試料や試薬などの液体を導入するために外部に開口している開口部たる第２サンプル用ポート３２と連通している。 Further, one end 24 a of the first introduction flow path 24, that is, an end different from the end 22 a side of the mixing flow path 22 is formed on the upper surface 12 a side of the first plate-like member 12. In order to introduce a liquid such as a sample or reagent, the first sample port 30 communicates with the first sample port 30 that is open to the outside. On the other hand, one end portion 26 a of the second introduction flow channel 26, that is, the end portion on the side different from the end portion 22 a side of the mixing flow channel 22 is formed on the upper surface 12 a side of the first plate member 12. In order to introduce a liquid such as a sample or a reagent, the second sample port 32 communicates with the second sample port 32 that is open to the outside.
従って、第１導入用流路２４の端部２４ａならびに第２導入用流路２６の端部２６ａは、大気に開放されていることになる。一方、第１導入用流路２４の他方の端部２４ｂと第２導入用流路２６の端部２６ｂとは、混合用流路２２の一方の端部２２ａと連通している。 Therefore, the end 24a of the first introduction flow path 24 and the end 26a of the second introduction flow path 26 are open to the atmosphere. On the other hand, the other end 24 b of the first introduction flow channel 24 and the end 26 b of the second introduction flow channel 26 communicate with one end 22 a of the mixing flow channel 22.
そして、混合用流路２２の他方の端部２２ｂ、即ち、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６と連通する側とは異なる側の端部は、減圧室４０の側方開口部４０ａと連通している。即ち、混合用流路２２の一方の端部２２ａには、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６の複数の導入用流路が連接されおり、他方の端部２２ｂには減圧室４０が連接されている。 The other end 22 b of the mixing channel 22, that is, the end on the side different from the side communicating with the first introduction channel 24 and the second introduction channel 26 is the side of the decompression chamber 40. It communicates with the opening 40a. That is, one end 22a of the mixing flow path 22 is connected to a plurality of introduction flow paths of the first introduction flow path 24 and the second introduction flow path 26, and the other end 22b is connected to the other end 22b. The decompression chamber 40 is connected.
この減圧室４０は、第１の板状部材１２の上面１２ａにおいて略円形形状の上方開口部４０ｂで開口するとともに下面１２ｂ側において略円形形状の開口部で開口する円筒状に形成されており、その下面１２ｂ側の開口部は第２の板状部材１４により遮蔽されている。 The decompression chamber 40 is formed in a cylindrical shape that opens at a substantially circular upper opening 40b on the upper surface 12a of the first plate-like member 12 and opens at a substantially circular opening on the lower surface 12b side. The opening on the lower surface 12 b side is shielded by the second plate member 14.
一方、減圧室４０の上方開口部４０ｂには封止手段たる被覆部材１６が配設されており、被覆部材１６によって上方開口部４０ｂは封止されている。これにより、減圧室４０の内部空間４０ｃは、混合用流路２２の内部とのみ連通し、外部に対しては遮蔽されている。即ち、混合用流路２２の他方の端部２２ｂは、減圧室４０の内部空間４０ｃには開放されているが、大気には開放されていない。 On the other hand, the covering member 16 serving as a sealing means is disposed in the upper opening 40 b of the decompression chamber 40, and the upper opening 40 b is sealed by the covering member 16. Thereby, the internal space 40c of the decompression chamber 40 communicates only with the inside of the mixing channel 22 and is shielded from the outside. That is, the other end 22b of the mixing channel 22 is open to the internal space 40c of the decompression chamber 40, but is not open to the atmosphere.
ここで、マイクロチップ１０を構成する第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６の材料としては、高分子材料を用いることができる。 Here, as the material of the first plate member 12, the second plate member 14, and the covering member 16 constituting the microchip 10, a polymer material can be used.
例えば、高分子材料の一つであるゴムは、固体のミクロ構造がかなり疎であり、かつ固体分子の運動自由度が相当に大であるので、気体が固体中に入り込み易く、非常に多くの気体が溶解する固体材料である。このように非常に多くの気体が溶解可能な固体材料であるゴムなどの高分子材料によって、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６を形成するとよい。 For example, rubber, which is one of the polymer materials, has a very small solid microstructure and a considerable degree of freedom of movement of solid molecules, so that gas can easily get into the solid, and so many It is a solid material in which gas dissolves. The first plate member 12, the second plate member 14, and the covering member 16 may be formed of a polymer material such as rubber, which is a solid material in which a large amount of gas can be dissolved.
なお、この実施の形態においては、マイクロチップ１０を構成する第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６の材料としてゴム、さらに具体的には、ポリジメチルシロキサン（ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ（以下、「ＰＤＭＳ」と称する。）などのシリコーンゴムを用いている。 In this embodiment, the material of the first plate member 12, the second plate member 14 and the covering member 16 constituting the microchip 10 is rubber, more specifically, polydimethylsiloxane (polydimethylsiloxane). (Hereinafter referred to as “PDMS”).
ここで、
Ｃ：固体中の気体濃度（ｃｍ３（ＳＴＰ）／ｃｍ３）
Ｐ：固体に接触する気体の圧力（ａｔｍ）
Ｓ：溶解度係数（ｃｍ３（ＳＴＰ）／（ｃｍ３ａｔｍ））
とするヘンリーの法則
Ｃ＝ＳＰ
により、ＰＤＭＳの空気に対する溶解度係数を算出することができる。なお、気体濃度Ｃは、１ｃｍ３の固体に溶けている気体の量を、標準状態（ＳＴＰ、０℃、１ａｔｍ）での体積に換算したものである。
here,
C: Gas concentration in solid (cm 3 (STP) / cm 3 )
P: Pressure of gas in contact with solid (atm)
S: Solubility coefficient (cm 3 (STP) / (cm 3 atm))
Henry's Law C = SP
Thus, the solubility coefficient of PDMS in air can be calculated. The gas concentration C is obtained by converting the amount of gas dissolved in a solid of 1 cm 3 into a volume in a standard state (STP, 0 ° C., 1 atm).
そして、温度３５℃、空気を窒素８０％、酸素２０％とすると、ＰＤＭＳの空気に対する溶解度係数は、
Ｓ＝０．１１ｃｍ３（ＳＴＰ）／（ｃｍ３ａｔｍ）
となる。ただし、このＰＤＭＳの空気に対する溶解度係数Ｓは、ＰＤＭＳの重合度などに依存するものである。
And when the temperature is 35 ° C., the air is 80% nitrogen, and the oxygen is 20%, the solubility coefficient of PDMS in air is
S = 0.11 cm 3 (STP) / (cm 3 atm)
It becomes. However, the solubility coefficient S of PDMS in the air depends on the degree of polymerization of PDMS.
マイクロチップ１０を構成する第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６の材料としては、非常に多くの気体が溶解可能な固体材料が好適であり、例えば上記したＰＤＭＳのように、空気に対する溶解度係数Ｓ＝０．００１〜１０（ｃｍ３（ＳＴＰ）／（ｃｍ３ａｔｍ））の高分子材料を用いることができる。 The material of the first plate member 12, the second plate member 14, and the covering member 16 constituting the microchip 10 is preferably a solid material in which a large amount of gas can be dissolved. For example, the above-described PDMS As described above, a polymer material having a solubility coefficient S in air of S = 0.001 to 10 (cm 3 (STP) / (cm 3 atm)) can be used.
なお、マイクロチップ１０を構成する第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６の材料は、上記したものに限られるものではないことは勿論であり、マイクロチップ１０を用いて実験を行う際の試料や試薬などの液体の種類などに応じて適宜に選択することができる。 Of course, the materials of the first plate-like member 12, the second plate-like member 14 and the covering member 16 constituting the microchip 10 are not limited to those described above. It can be appropriately selected according to the type of liquid, such as a sample or a reagent, when performing the experiment.
また、マイクロチップ１０の第１の板状部材１２は、例えば、長さＬ１が３０ｍｍ、長さＬ２が３０ｍｍ、厚さＬ３が２ｍｍの大きさの直方体形状を有しており、第２の板状部材１４は、例えば、第１の板状部材際１２と略一致する寸法に設定されている。 The first plate-like member 12 of the microchip 10 has a rectangular parallelepiped shape having a length L1 of 30 mm, a length L2 of 30 mm, and a thickness L3 of 2 mm, for example. For example, the shape member 14 is set to a dimension that substantially coincides with the first plate member edge 12.
そして、マイクロチャネル２０の混合用流路２２の端部２２ａから端部２２ｂまでの長さＬ４は、例えば、１４ｍｍに設定され、混合用流路２２の幅Ｌ５は、例えば、１００μｍに設定され、混合用流路２２の深さＬ６は、例えば２５μｍに設定されている。 The length L4 from the end 22a to the end 22b of the mixing channel 22 of the microchannel 20 is set to 14 mm, for example, and the width L5 of the mixing channel 22 is set to 100 μm, for example. The depth L6 of the mixing channel 22 is set to 25 μm, for example.
また、第１導入用流路２４の端部２４ａから端部２４ｂまでの長さ、ならびに、第２導入用流路２６の端部２６ａから端部２６ｂまでの長さＬ７は、例えば、４ｍｍに設定されている。なお、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６の幅は、例えば、混合用流路２２の幅Ｌ５と略一致する寸法に設定され、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６の深さは、例えば、混合用流路２２の深さＬ６と略一致する寸法に設定されている。 The length from the end 24a to the end 24b of the first introduction flow path 24 and the length L7 from the end 26a to the end 26b of the second introduction flow path 26 are, for example, 4 mm. Is set. Note that the widths of the first introduction flow path 24 and the second introduction flow path 26 are set, for example, to dimensions that substantially match the width L5 of the mixing flow path 22, and the first introduction flow path 24 and the second introduction flow path 24 The depth of the introduction channel 26 is set to a dimension that substantially matches the depth L6 of the mixing channel 22, for example.
また、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２の直径Ｌ８は、例えば、２ｍｍに設定されている。また、減圧室４０の上方開口部４０ｂの直径Ｌ９は、例えば、１ｍｍに設定されている。 The diameter L8 of the first sample port 30 and the second sample port 32 is set to 2 mm, for example. The diameter L9 of the upper opening 40b of the decompression chamber 40 is set to 1 mm, for example.
なお、上記した各構成部位の寸法は各構成部位の大きさの一例を示すものであって、本発明は当該記入された寸法の大きさに限定されるものではない。従って、必要な反応時間や流速などに応じて、上記した各構成部位の寸法は適宜変更すればよく、例えば、反応時間を比較的長く確保したいときには、混合用流路２２の長さＬ４を延長すればよく、流速を比較的遅くしたいときには、混合用流路２２の断面積を小さくすればよい。 In addition, the dimension of each above-mentioned component part shows an example of the magnitude | size of each component part, Comprising: This invention is not limited to the magnitude | size of the said filled-in dimension. Accordingly, the dimensions of the above-described components may be appropriately changed according to the required reaction time, flow rate, etc. For example, when it is desired to ensure a relatively long reaction time, the length L4 of the mixing channel 22 is extended. What is necessary is just to make the flow velocity comparatively slow, and what is necessary is just to make small the cross-sectional area of the flow path 22 for mixing.
以上の構成において、マイクロチップ１０を脱気するために圧力１０ｋＰａの真空チャンバーに０．５〜３時間入れる（図３（ａ）参照）。このように、マイクロチップ１０全体を低圧環境に置くことにより、マイクロチップ１０全体に溶け込んでいる空気を抜くことができる（図３（ａ）における破線矢印参照）。つまり、マイクロチップ１０を形成しているＰＤＭＳに溶解している気体が取り除かれることになる。 In the above configuration, in order to degas the microchip 10, it is placed in a vacuum chamber having a pressure of 10 kPa for 0.5 to 3 hours (see FIG. 3A). In this way, by placing the entire microchip 10 in a low-pressure environment, the air dissolved in the entire microchip 10 can be removed (see broken line arrows in FIG. 3A). That is, the gas dissolved in the PDMS forming the microchip 10 is removed.
そして、脱気を開始してから所定時間が経過した後、マイクロチップ１０を真空チャンバー内から大気中（１００ｋＰａ）に取り出す（図３（ｂ）参照）。こうして、真空チャンバー内における脱気を終了し、大気中に取り出されてマイクロチップ１０が大気圧に戻されたときから、マイクロチップ１０を形成するＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まる（図３（ｂ）における破線矢印参照）。 Then, after a predetermined time has elapsed since the start of deaeration, the microchip 10 is taken out from the vacuum chamber into the atmosphere (100 kPa) (see FIG. 3B). Thus, after the deaeration in the vacuum chamber is finished and the microchip 10 is taken out to the atmosphere and returned to the atmospheric pressure, the re-dissolution of the air into the PDMS forming the microchip 10 is started (FIG. 3 ( (See broken line arrow in b)).
こうしたＰＤＭＳへの空気の再溶解は、気体溶解度に関するヘンリーの法則に基づく現象である。即ち、ＰＤＭＳなどのシリコーンゴムは、液体のように平衡溶解度が接触気体の分圧に比例するものである。このため、低圧から大気圧に戻すことにより、平衡溶解度が再び上がり、系がこの新しい平衡に向かってＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まる。 Such re-dissolution of air into PDMS is a phenomenon based on Henry's law regarding gas solubility. That is, silicone rubber such as PDMS has an equilibrium solubility proportional to the partial pressure of the contact gas like a liquid. Thus, by returning from low pressure to atmospheric pressure, the equilibrium solubility rises again and the system begins to redissolve air into PDMS towards this new equilibrium.
そして、上記したように溶解度係数Ｓ＝０．１１（ｃｍ３（ＳＴＰ）／（ｃｍ３ａｔｍ））のＰＤＭＳは、非常に多くの気体が溶解可能な固体材料であって、こうしたＰＤＭＳよりなるマイクロチップ１０の外部環境が低圧環境下から大気圧に戻されることで、マイクロチップ１０全体に新たに多くの空気が溶解することになる。 As described above, PDMS having a solubility coefficient S = 0.11 (cm 3 (STP) / (cm 3 atm)) is a solid material in which a large amount of gas can be dissolved. When the external environment of the chip 10 is returned to the atmospheric pressure from the low pressure environment, a lot of air is newly dissolved in the entire microchip 10.
こうして大気中に取り出された後、マイクロチップ１０の第１サンプル用ポート３０に第１の液体を滴下する。 After being taken out to the atmosphere in this way, the first liquid is dropped into the first sample port 30 of the microchip 10.
ここで、マイクロチャネル２０を構成する３つの流路、即ち、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のうち、混合用流路２２の端部２２ｂ側は、被覆部材１６によって予め大気には開放されておらず、第１導入用流路２４の端部２４ａは、第１サンプル用ポート３０に滴下された第１の液体によって封止されている。その結果、第１の液体がマイクロチャネル２０に導入されたときには、第２導入用流路２６の端部２６ａのみが大気に開放されていることになる。 Here, among the three flow paths constituting the microchannel 20, that is, the mixing flow path 22, the first introduction flow path 24, and the second introduction flow path 26, the end 22b side of the mixing flow path 22 is provided. Is not previously opened to the atmosphere by the covering member 16, and the end 24 a of the first introduction flow path 24 is sealed with the first liquid dropped on the first sample port 30. As a result, when the first liquid is introduced into the microchannel 20, only the end portion 26a of the second introduction flow path 26 is open to the atmosphere.
次に、マイクロチップ１０の第２サンプル用ポート３２に第１の液体と混合すべき第２の液体を滴下する。 Next, the second liquid to be mixed with the first liquid is dropped into the second sample port 32 of the microchip 10.
これにより、第２導入用流路２６の端部２６ａが、第２サンプル用ポート３２に滴下された第２の液体によって封止されるので、マイクロチャネル２０に形成された各流路が外部に対して閉ざされ、第１の液体と第２の液体とを混合用流路２２へ導入する動作が開始される。 As a result, the end portion 26a of the second introduction flow channel 26 is sealed by the second liquid dropped on the second sample port 32, so that each flow channel formed in the microchannel 20 is exposed to the outside. On the other hand, the operation of closing the first liquid and the second liquid into the mixing channel 22 is started.
より詳細には、第１サンプル用ポート３０に第１の液体を滴下し、第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下した状態では、マイクロチャネル２０に形成された各流路が外部に対して閉ざされるので、混合用流路２２内の空気や、混合用流路２２の端部２２ｂが開放している減圧室４０の内部空間４０ｃの空気は、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２を介したマイクロチップ１０の外部との連絡を失い、マイクロチップ１０の閉ざされた各流路と減圧室とにより形成される空間（以下、「閉空間」と称する。）に位置するようになる。 More specifically, in a state where the first liquid is dropped on the first sample port 30 and the second liquid is dropped on the second sample port 32, each flow path formed in the microchannel 20 is exposed to the outside. Since the air in the mixing channel 22 and the air in the internal space 40c of the decompression chamber 40 in which the end 22b of the mixing channel 22 is open are closed, the first sample port 30 and the second sample port 30 are closed. Loss of communication with the outside of the microchip 10 via the sample port 32 and is located in a space (hereinafter referred to as “closed space”) formed by the closed flow paths of the microchip 10 and the decompression chamber. Will come to do.
ここで、上記したようにマイクロチップ１０を真空チャンバー内から大気中に取り出したときから、マイクロチップ１０を形成するＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まっているので（図３（ｂ）参照）、この閉空間に位置する空気は、混合用流路２２の内壁２２ｃや減圧室４０の内壁４０ｄからＰＤＭＳに溶解する（図３（ｄ）における破線矢印参照）。 Here, since the microchip 10 is taken out from the vacuum chamber into the atmosphere as described above, the re-dissolution of air into the PDMS forming the microchip 10 has started (see FIG. 3B). The air located in this closed space dissolves in PDMS from the inner wall 22c of the mixing flow path 22 and the inner wall 40d of the decompression chamber 40 (see the broken line arrow in FIG. 3D).
その結果、混合用流路２２内や減圧室４０の内部空間４０ｃよりなる閉空間の圧力が下がり、第１導入用流路２４内の第１の液体と第２導入用流路２６内の第２の液体とは、同時に混合用流路２２に流れ込む（図３（ｃ）参照）。こうして第１の液体と第２の液体との２液は混合用流路２２内において混合される。 As a result, the pressure of the closed space formed by the mixing channel 22 and the internal space 40c of the decompression chamber 40 decreases, and the first liquid in the first introduction channel 24 and the second liquid in the second introduction channel 26 are reduced. The second liquid flows into the mixing flow path 22 at the same time (see FIG. 3C). Thus, the two liquids of the first liquid and the second liquid are mixed in the mixing channel 22.
上記したように、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップ１０においては、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６をＰＤＭＳにより形成して、脱気し、ＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まるようにした状態において、混合すべき２液によってマイクロチャネル２０が外部に対して閉ざされると、マイクロチャネル２０内に減圧された空間が生起され、液体は減圧された空間に吸引されて自動的に混合用流路２２内に導入される。 As described above, in the microchip 10 in which the microfluidic control mechanism according to the present invention is implemented, the first plate member 12, the second plate member 14, and the covering member 16 are formed by PDMS and deaerated. When the microchannel 20 is closed to the outside by the two liquids to be mixed in the state where the re-dissolution of the air into the PDMS is started, a decompressed space is created in the microchannel 20 and the liquid is decompressed. The suctioned space is automatically introduced into the mixing channel 22.
このように、本発明は、単純な構造であって、液体をマイクロ流路の中に導入するのに外部からの動力を必要とすることがない。このため、本発明によれば、「従来技術」の項に示した問題点１、問題点２ならびに問題点３が解決されることになり、全体の装置構成の簡潔化を図ることができ、実験の準備操作までを含めた全体の作業時間の短縮化を図ることができ、試料や試薬の使用量の低減化を図ることができるようになる。 Thus, the present invention has a simple structure and does not require external power to introduce the liquid into the microchannel. For this reason, according to the present invention, Problem 1, Problem 2, and Problem 3 shown in the section “Prior Art” are solved, and the overall apparatus configuration can be simplified. It is possible to shorten the entire work time including the preparatory operation for the experiment, and it is possible to reduce the usage amount of the sample and the reagent.
さらに、本発明は、マイクロ流路の中に液体を導入し始めるためのトリガーとして、マイクロチップ外部からの動力を必要とすることもないので、完全にマイクロチップ外部からの動力なしに、マイクロ流路の中に液体を導入することができ、「従来技術」の項に示した問題点４を解決することができる。 Furthermore, the present invention does not require power from the outside of the microchip as a trigger for starting to introduce liquid into the microchannel, so that the micro flow is completely without power from the outside of the microchip. A liquid can be introduced into the passage, and the problem 4 shown in the section “Prior Art” can be solved.
また、本発明によれば、第１の液体と第２の液体との２液を混合用流路２２内において混合することができるので、「従来技術」の項に示した問題点５を解決することができる。 Further, according to the present invention, since the two liquids of the first liquid and the second liquid can be mixed in the mixing flow path 22, the problem 5 shown in the section “Prior Art” is solved. can do.
ここで、従来のマイクロチップにおいては、マイクロ流路内を液体が流れる際に、マイクロ流路の内壁に気包が付着してしまって、液体の流れがブロックされることがあった。 Here, in the conventional microchip, when the liquid flows in the microchannel, an air bag may adhere to the inner wall of the microchannel, thereby blocking the flow of the liquid.
これに対して、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップ１０においては、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４がＰＤＭＳにより形成されており、このため、マイクロチャネル２０の全体、即ち、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のそれぞれの内壁が全てＰＤＭＳにより形成されていることになる。その結果、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のそれぞれの内部を液体が流れる際に、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のそれぞれの内壁に気泡が付着しても、直ちに気体はＰＤＭＳに溶解され、気泡は吸い込まれて消えてしまう。従って、マイクロチャネル２０内で液体の流れがブロックされることがなく、再現性のよい安定した液体の流れを得ることができ、良好な動作状態を維持し、高精度な実験結果を得ることができる。 On the other hand, in the microchip 10 in which the microfluidic control mechanism according to the present invention is implemented, the first plate member 12 and the second plate member 14 are formed by PDMS. That is, all the inner walls of the mixing flow path 22, the first introduction flow path 24, and the second introduction flow path 26 are formed by PDMS. As a result, when the liquid flows through each of the mixing channel 22, the first introduction channel 24, and the second introduction channel 26, the mixing channel 22, the first introduction channel 24, and the first introduction channel 24. 2 Even if bubbles adhere to each inner wall of the introduction channel 26, the gas is immediately dissolved in PDMS, and the bubbles are sucked and disappear. Therefore, the liquid flow is not blocked in the microchannel 20, a stable liquid flow with good reproducibility can be obtained, a good operating state can be maintained, and a highly accurate experimental result can be obtained. it can.
ここで、流れを可視化するために、蛍光微粒子の水溶液を用いて実験を行った結果について説明することとする。蛍光微粒子の平均直径は２ミクロン、濃度は６．５×１０７個／ｍＬである。 Here, in order to visualize the flow, the results of experiments using an aqueous solution of fluorescent fine particles will be described. The average diameter of the fluorescent fine particles is 2 microns, and the concentration is 6.5 × 10 7 particles / mL.
図４には、マイクロチャネル２０において２液の混合時の溶液の流れを示す顕微鏡写真が示されている。撮影された蛍光微粒子により、導入された２液が、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２それぞれから、合流点である混合用流路２２の一方の端部２２ａに至り（図４におけるＬｅｆｔの矢印ならびにＲｉｇｈｔの矢印参照）、減圧室４０に向かって進行する流れ（図４におけるＴｏｔａｌ矢印参照）が観察される。 FIG. 4 shows a photomicrograph showing the flow of the solution when the two liquids are mixed in the microchannel 20. The two liquids introduced by the photographed fluorescent fine particles reach from the first sample port 30 and the second sample port 32 to one end portion 22a of the mixing flow path 22 which is a merging point (FIG. 4). A left arrow and a right arrow in FIG. 4) and a flow proceeding toward the decompression chamber 40 (see a total arrow in FIG. 4) are observed.
この図４に示す蛍光微粒子の画像を解析して、溶液の流速の計算を行った結果が図５乃至図７に示されている。 The result of analyzing the fluorescent fine particle image shown in FIG. 4 and calculating the flow rate of the solution is shown in FIGS.
図５には、脱気時間を変えた場合の全流速の時間変化を示すグラフが示されている。なお、「脱気時間」とは、マイクロチップ１０を圧力１０ｋＰａの真空チャンバーに入れて置く時間であり、０．５時間、１時間、２時間ならびに３時間と変化させた。また、「全流量」とは、図４におけるＴｏｔａｌ矢印に対応する流量、即ち、マイクロチップ１０の混合用流路２２内における溶液の流れの流量である。そして、「全流量の体積流量（ｎＬ／ｓ）」は、「全流量の平均流速（ｍｍ／ｓ）」と混合用流路２２の断面積との積に等しいものであって、図４におけるＴｏｔａｌ矢印に対応する流量である。また、「溶液注入前のインターバル」とは、真空チャンバー内における脱気を終了して大気中に取り出されたマイクロチップ１０の第１サンプル用ポート３０に第１の液体を滴下し、さらに第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下するまでの時間であり、５分とした。なお、「時間」は、第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下してからの経過時間である。 FIG. 5 shows a graph showing the change over time in the total flow rate when the deaeration time is changed. The “deaeration time” is the time for placing the microchip 10 in a vacuum chamber with a pressure of 10 kPa, and was changed to 0.5 hours, 1 hour, 2 hours and 3 hours. The “total flow rate” is a flow rate corresponding to the total arrow in FIG. 4, that is, a flow rate of the solution flow in the mixing channel 22 of the microchip 10. The “volume flow rate (nL / s) of the total flow rate” is equal to the product of the “average flow velocity (mm / s) of the total flow rate” and the cross-sectional area of the mixing flow path 22, The flow rate corresponds to the Total arrow. The “interval before solution injection” means that the first liquid is dropped into the first sample port 30 of the microchip 10 taken out into the atmosphere after the deaeration in the vacuum chamber is finished, This is the time until the second liquid is dropped into the sample port 32, and is 5 minutes. The “time” is an elapsed time after the second liquid is dropped on the second sample port 32.
この図５に示す結果から、導入された２液が合流点である混合用流路２２の一方の端部２２ａにおいて合流した後の混合用流路２２における全流量は、時間とともに減少し、かつ、脱気時間にほとんど依存しないことが判る。つまり、本発明によるマイクロチップ１０によれば、非常に小さい流量、例えば、１ｍｍ／ｓのような流量が再現性よく得られるものである。 From the result shown in FIG. 5, the total flow rate in the mixing channel 22 after the two introduced liquids merge at one end 22a of the mixing channel 22 which is the merging point decreases with time, and It can be seen that it hardly depends on the deaeration time. That is, according to the microchip 10 of the present invention, a very small flow rate, for example, a flow rate of 1 mm / s can be obtained with good reproducibility.
なお、図５において混合用流路２２における全流量が時間とともに減少するのは、時間が経過するのに伴ってマイクロチップ１０を形成するＰＤＭＳの吸気能力が低下することと、液体の流れが進行して混合用流路２２内や減圧室４０の内部空間４０ｃが液体で満たされて、ＰＤＭＳの吸気面積が減少することに起因しているものと思われる。 In FIG. 5, the total flow rate in the mixing flow path 22 decreases with time because the intake capacity of the PDMS forming the microchip 10 decreases with the passage of time and the flow of liquid proceeds. This is considered to be due to the fact that the inside of the mixing channel 22 and the internal space 40c of the decompression chamber 40 are filled with the liquid, and the intake area of the PDMS is reduced.
図６には、全流量に対する一方の支流の流量の比の時間変化を示すグラフが示されている。なお、図６における「脱気時間」、「溶液注入前のインターバル」ならびに「時間」はそれぞれ、図５において説明したものと同様である。また、「全流量」とは、図４におけるＴｏｔａｌ矢印に対応する流量、即ち、マイクロチップ１０の混合用流路２２内における溶液の流れの流量である。また、「左支流の流量」とは、図４におけるＬｅｆｔ矢印に対応する流量、即ち、マイクロチップ１０の第１導入用流路２４内における溶液の流れの流量であって一方の支流の流量である。 FIG. 6 shows a graph showing the change over time in the ratio of the flow rate of one of the tributaries to the total flow rate. Note that “deaeration time”, “interval before solution injection”, and “time” in FIG. 6 are the same as those described in FIG. The “total flow rate” is a flow rate corresponding to the total arrow in FIG. 4, that is, a flow rate of the solution flow in the mixing channel 22 of the microchip 10. The “left branch flow rate” is a flow rate corresponding to the Left arrow in FIG. 4, that is, a flow rate of the solution in the first introduction flow path 24 of the microchip 10 and a flow rate of one of the tributaries. is there.
この図６に示す結果から、左支流の流量／全流量の比は０．５に近く、本発明によるマイクロチップ１０によれば、第１導入用流路２４内の第１の液体と第２導入用流路２６内の第２の液体とが均等に混合され、理想的に釣り合いのとれた２液の混合を実現することができる。 From the result shown in FIG. 6, the ratio of the left branch flow rate / total flow rate is close to 0.5. According to the microchip 10 of the present invention, the first liquid and the second liquid in the first introduction flow path 24 The second liquid in the introduction flow channel 26 is evenly mixed, and two liquids that are ideally balanced can be realized.
なお、この図６に示す場合には、第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下してからの経過時間が６分以上になると、左支流の流量／全流量の比は０．５からずれる傾向にある。これは、経過時間が長くなると、２液の混合が進行して流量が小さくなるために、左支流の流量／全流量の比の０．５からのずれが顕著に現れたものである。 In the case shown in FIG. 6, when the elapsed time after dropping the second liquid on the second sample port 32 is 6 minutes or more, the ratio of the left tributary flow rate / total flow rate is 0.5. There is a tendency to deviate. As the elapsed time becomes longer, the mixing of the two liquids progresses and the flow rate becomes smaller, so the deviation of the left branch flow rate / total flow rate ratio from 0.5 appears significantly.
ここで、所定時間経過した後も左支流の流量／全流量の比を０．５近くに維持するためには、例えば、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２の形状や内壁表面の加工精度を向上させるとよい。また、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のそれぞれにおいて、第１の液体ならびに第２の液体の液面形状が維持されるようにし、２液それぞれの圧力が等しくなるようにすると、２液それぞれの流れが対称となり、所定時間経過して流量が小さくなったときでも、左支流の流量／全流量の比を０．５に近く維持することができる。 Here, in order to maintain the ratio of the left tributary flow rate / total flow rate close to 0.5 even after a predetermined time has elapsed, for example, the shape of the first sample port 30 and the second sample port 32 and the inner wall surface It is better to improve the machining accuracy. Further, in each of the first introduction flow path 24 and the second introduction flow path 26, the liquid surface shapes of the first liquid and the second liquid are maintained so that the pressures of the two liquids become equal. Then, the flow of each of the two liquids is symmetric, and the ratio of the left tributary flow rate / total flow rate can be maintained close to 0.5 even when the flow rate decreases after a predetermined time has elapsed.
図７には、溶液注入前のインターバルを変えた場合の全流速の時間変化を示すグラフが示されている。なお、図７における「脱気時間」、「全流量の体積流量（ｎＬ／ｓ）」、「全流量の平均流速（ｍｍ／ｓ）」、「溶液注入前のインターバル」ならびに「時間」はそれぞれ、図５において説明したものと同様である。そして、「脱気時間」は１時間に固定し、「溶液注入前のインターバル」を３分、５分、１０分ならびに１５分と変化させた。 FIG. 7 shows a graph showing the change over time in the total flow rate when the interval before solution injection is changed. Note that “degassing time”, “volume flow rate of total flow rate (nL / s)”, “average flow rate of total flow rate (mm / s)”, “interval before solution injection”, and “time” in FIG. This is the same as that described in FIG. The “degassing time” was fixed at 1 hour, and the “interval before solution injection” was changed to 3, 5, 10 and 15 minutes.
この図７に示す結果から、溶液注入前のインターバルが、全流量に大きく影響することが判る。このように溶液注入前のインターバルが全流量に大きく影響するので、溶液注入前のインターバルは比較的短時間、例えば、５分〜１０分で、第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下するとよい。 From the results shown in FIG. 7, it can be seen that the interval before the solution injection greatly affects the total flow rate. Thus, since the interval before the solution injection greatly affects the total flow rate, the second liquid is dripped into the second sample port 32 in a relatively short time, for example, 5 minutes to 10 minutes before the solution injection. Good.
次に、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップ１０の製造方法について説明する。 Next, the manufacturing method of the microchip 10 which implemented the microfluidic control mechanism by this invention is demonstrated.
ここで、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップの製造過程の概略は、図８（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）の順に時系列で示されている。 Here, the outline of the manufacturing process of the microchip in which the microfluidic control mechanism according to the present invention is implemented is shown in time series in the order of FIGS. 8 (a), (b), (c), and (d).
まず、マイクロチップ１０の第１の板状部材１２は、以下のような型成型技術によって製造される。即ち、所定の高さのマイクロチャネル２０を成形するための反転パターンを形成するために、超厚膜フォトレジスト（ＳＵ−８：Ｍｉｃｒｏｃｈｅｍ社製、米国）をシリコン基板の上にスピンコートし、製造者メーカーの指示にしたがって処理する。その後、反転パターンを露光し、現像する。 First, the first plate-like member 12 of the microchip 10 is manufactured by the following molding technique. That is, in order to form a reversal pattern for forming a microchannel 20 having a predetermined height, a super-thick film photoresist (SU-8: manufactured by Microchem, USA) is spin-coated on a silicon substrate, and manufactured. Process according to the manufacturer's instructions. Thereafter, the reverse pattern is exposed and developed.
現像の後に、接着を強化するために、炉中で４分間１５０℃で焼き、それから１〜２時間かけて室温まで徐冷する。型離れをよくするために、シリコン基板は、反応性イオンエンッチング（ＲＩＥ）機械（ＲＩＥ−１０ＮＲ：サムコインターナショナル研究所社製，日本）中で、ＣＨＦ３プラズマにより重合化されたフロロカーボン層を２分間成膜する。その時の条件は、ＣＨＦ３ガス流量５０ｓｃｃｍ、圧力２０Ｐａ、電力２００ｗである。 After development, in order to strengthen the adhesion, it is baked in an oven for 4 minutes at 150 ° C. and then slowly cooled to room temperature over 1-2 hours. In order to improve the mold release, the silicon substrate was subjected to a fluorocarbon layer polymerized by CHF 3 plasma in a reactive ion etching (RIE) machine (RIE-10NR: manufactured by Samco International Laboratories, Japan). Film is formed for 2 minutes. The conditions at that time are a CHF 3 gas flow rate of 50 sccm, a pressure of 20 Pa, and an electric power of 200 w.
さらに、ＰＤＭＳ（Ｓｙｌｇａｒｄ １８４：Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ社製、米国）の未重合溶液を、当該溶液を保持する型枠を使用してシリコン基板上に注ぐ（図８（ａ）参照）。これに対して６５℃で１時間の第１キュアと、１００℃で１時間の第２キュアとを行う。キュアされたＰＤＭＳチップは、シリコン基板から剥離される。 Further, an unpolymerized solution of PDMS (Sylgard 184: manufactured by Dow Corning, USA) is poured onto the silicon substrate using a mold that holds the solution (see FIG. 8A). On the other hand, a first cure at 65 ° C. for 1 hour and a second cure at 100 ° C. for 1 hour are performed. The cured PDMS chip is peeled from the silicon substrate.
こうして製造されたＰＤＭＳチップに対して、金属パイプを使用してパンチすることにより、第１サンプル用ポート３０、第２サンプル用ポート３２ならびに減圧室４０に対応する丸孔を穿設する（図８（ｂ）参照）。 The PDMS chip manufactured in this way is punched using a metal pipe, so that round holes corresponding to the first sample port 30, the second sample port 32, and the decompression chamber 40 are formed (FIG. 8). (See (b)).
上記したようにして製造された第１の板状部材１２は、同じくＰＤＭＳチップからなる第２の板状部材１４の表面に単に接触させるだけで可逆的接着される（図８（ｃ）参照）。 The first plate-like member 12 manufactured as described above is reversibly bonded by simply contacting the surface of the second plate-like member 14 that is also made of a PDMS chip (see FIG. 8C). .
そして、減圧室４０の開口部を被覆するようにして、第１の板状部材１２の上面１２ａにＰＤＭＳからなるテープを貼り付けると（図８（ｄ）参照）、マイクロチップ１０が完成する。この際、ＰＤＭＳからなるテープに代わって、市販されている粘着テープを用いてもよい。 Then, when a tape made of PDMS is applied to the upper surface 12a of the first plate member 12 so as to cover the opening of the decompression chamber 40 (see FIG. 8D), the microchip 10 is completed. In this case, a commercially available adhesive tape may be used in place of the tape made of PDMS.
なお、上記した実施の形態は、以下の（１）乃至（１１）に示すように変形することができるものである。 The embodiment described above can be modified as shown in the following (1) to (11).
（１）上記した実施の形態においては、上記において図８（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）を参照しながら説明した製造工程によってマイクロチップ１０を製造するものとしたが、これに限られるものではないことは勿論であり、マイクロチップを形成する材料の種類などに応じて、適宜の製造プロセスでマイクロチップを製造するようにしてもよい。 (1) In the above-described embodiment, the microchip 10 is manufactured by the manufacturing process described above with reference to FIGS. 8A, 8B, 8C, and 8D. Of course, the microchip may be manufactured by an appropriate manufacturing process according to the type of material forming the microchip.
（２）上記した実施の形態においては、マイクロチップ１０は、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４ならびに被覆部材１６により構成されるようにしたが、これに限られるものではないことは勿論であり、適宜の製造プロセスを用いることにより、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４ならびに被覆部材１６のそれぞれに対応する部分が全て一体的に成形されるようにしてもよいし（図９に示すマイクロチップ１０’参照）、あるいは、第１の板状部材１２と被覆部材１６とを一体的に成形するようにしてもよい。このように、被覆部材１６が第１の板状部材１２と一体的に形成された場合には、減圧室４０の内部空間４０ｃを外部に対して遮蔽する領域が封止手段となる。 (2) In the above-described embodiment, the microchip 10 is configured by the first plate-like member 12, the second plate-like member 14, and the covering member 16, but is not limited thereto. Of course, the portions corresponding to the first plate-like member 12, the second plate-like member 14, and the covering member 16 are all integrally formed by using an appropriate manufacturing process. Alternatively, the first plate member 12 and the covering member 16 may be integrally formed (see the microchip 10 ′ shown in FIG. 9). As described above, when the covering member 16 is formed integrally with the first plate-like member 12, a region that shields the internal space 40c of the decompression chamber 40 from the outside is a sealing means.
（３）上記した実施の形態のマイクロチップ１０は、真空チャンバー内において脱気した後、マイクロチップ１０を真空チャンバー内から大気中に取り出して使用するようにしたが、これに限られるものではないことは勿論である。例えば、予め脱気処理を行った状態のマイクロチップ１０を、真空保持可能な密閉容器（箱や袋）に収納しておけば、保管や搬送が容易で便利になり、大量生産や市販するのに好適で、ユーザーは使用時に容器を開封してマイクロチップを取り出せば直ちに使用することができる。 (3) The microchip 10 according to the above-described embodiment is used after being deaerated in the vacuum chamber and then taken out from the vacuum chamber to the atmosphere. However, the present invention is not limited to this. Of course. For example, if the microchip 10 that has been previously deaerated is stored in a sealed container (box or bag) that can be kept in a vacuum, it can be easily stored and transported, and can be mass-produced or marketed. In use, the user can immediately use the container by opening the container and taking out the microchip.
（４）上記した実施の形態のマイクロチップ１０においては、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４ならびに被覆部材１６をいずれも、ＰＤＭＳにより形成するようにしたが（図１０（ａ）参照）、これに限られるものではないことは勿論であり、第１の板状部材１２の全体または一部、第２の板状部材１４の全体または一部、被覆部材１６の全体または一部、これらのうちの少なくともいずれかをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよい。 (4) In the microchip 10 of the above-described embodiment, the first plate member 12, the second plate member 14, and the covering member 16 are all formed by PDMS (FIG. 10 ( Of course, the present invention is not limited to this, and the whole or part of the first plate-like member 12, the whole or part of the second plate-like member 14, the whole of the covering member 16 or Some of these may be formed by PDMS.
例えば、図１０（ｂ）に示すように、第１の板状部材１２の全体と被覆部材１６の全体とをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよいし、図１０（ｃ）に示すように、被覆部材１６の全体だけをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよいし、図１０（ｄ）に示すように、第１の板状部材１２の一部だけをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよいし、図１０（ｅ）に示すように、第１の板状部材１２の一部と第２の板状部材１４の一部とをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよい。なお、１０（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）（ｅ）において、梨子地で示した領域がＰＤＭＳにより形成された領域を示している。 For example, as shown in FIG. 10 (b), the entire first plate member 12 and the entire covering member 16 may be formed by PDMS, or as shown in FIG. 10 (c), Only the entire covering member 16 may be formed by PDMS, or only a part of the first plate-like member 12 may be formed by PDMS as shown in FIG. As shown in FIG. 10E, a part of the first plate member 12 and a part of the second plate member 14 may be formed by PDMS. In 10 (a), (b), (c), (d), and (e), the region indicated by the pear ground indicates the region formed by PDMS.
つまり、ＰＤＭＳのような高分子材料により形成される領域は、マイクロチップ１０の全体に限られるものではなく、被覆部材１６の全体または一部、マイクロチャネル２０の混合用流路２２の全体または一部、減圧室４０の全体または一部、これらのうちの少なくともいずれかとすることができる。 That is, the region formed of the polymer material such as PDMS is not limited to the entire microchip 10, but the entire or a part of the covering member 16 and the entire or one part of the mixing channel 22 of the microchannel 20. Part, the whole or a part of the decompression chamber 40, or at least one of them.
ただし、ＰＤＭＳなどの高分子材料により形成される領域全体の容量は、高分子材料内部の気体濃度に影響するものなので、マイクロチャネル２０内に減圧された空間が生起可能な範囲で、マイクロチャネル２０全体や減圧室４０全体の寸法に応じて、高分子材料により形成される領域は適宜変更するとよい。 However, since the capacity of the entire region formed by the polymer material such as PDMS affects the gas concentration inside the polymer material, the microchannel 20 is within a range where a decompressed space can be generated in the microchannel 20. The region formed of the polymer material may be appropriately changed according to the overall dimensions or the overall dimensions of the decompression chamber 40.
さらに、高分子材料により形成された部分だけを予め脱気処理し、それから、高分子材料により形成されていないその他の部分とともに組み立てて、マイクロチップとするようにしてもよい。例えば、図１０（ｃ）に示す場合では、第１の板状部材１２と第２の板状部材１４とはＰＤＭＳにより形成されていないので、ＰＤＭＳにより形成されている被覆部材１６だけを脱気処理した後に、第１の板状部材１２の上面１２ａに組み付ければよい。 Furthermore, only a portion formed of the polymer material may be deaerated in advance, and then assembled with other portions not formed of the polymer material to form a microchip. For example, in the case shown in FIG. 10C, since the first plate member 12 and the second plate member 14 are not formed by PDMS, only the covering member 16 formed by PDMS is deaerated. What is necessary is just to assemble | attach to the upper surface 12a of the 1st plate-shaped member 12 after processing.
（５）上記した実施の形態においては、導入用のマイクロ流路として、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６を形成したが、これに限られるものではないことは勿論であり、混合用流路の一方の端部に連接される導入用流路の本数は３本以上でもよい。 (5) In the above-described embodiment, the first introduction channel 24 and the second introduction channel 26 are formed as the introduction microchannels. However, the present invention is not limited to this. Yes, the number of introduction flow paths connected to one end of the mixing flow path may be three or more.
（６）上記した実施の形態のマイクロチップ１０においては、マイクロチャネル２０の全てのポート、即ち、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２のいずれにも液体を滴下して、マイクロチャネル２０を外部に対して閉ざし、第１の液体と第２の液体とが同時に混合用流路２２に流れ込むようにしたが、このように複数のポート全てに所定の液体を滴下するのに限られるものではない。 (6) In the microchip 10 of the above-described embodiment, the liquid is dropped into all the ports of the microchannel 20, that is, the first sample port 30 and the second sample port 32, and the microchannel 20 is closed to the outside so that the first liquid and the second liquid flow into the mixing flow path 22 at the same time. However, the liquid is limited to dropping a predetermined liquid in all of the plurality of ports. It is not a thing.
例えば、上記した実施の形態のマイクロチップ１０において、混合用流路２２に試料となる所定の分子を予め固定化しておき、第１サンプル用ポート３０に所定の液体を滴下した後、第２サンプル用ポート３２を被覆するように第１の板状部材１２の上面１２ａにテープを貼り付けるなどすると、マイクロチャネル２０が外部に対して閉ざされ、第１サンプル用ポートに滴下された溶液が混合用流路２２に流れ込んで、固相反応を行わせることができる。 For example, in the microchip 10 according to the above-described embodiment, a predetermined molecule serving as a sample is immobilized in the mixing flow path 22 in advance, and a predetermined liquid is dropped onto the first sample port 30, and then the second sample. When a tape is applied to the upper surface 12a of the first plate member 12 so as to cover the use port 32, the microchannel 20 is closed to the outside, and the solution dropped into the first sample port is used for mixing. The solid phase reaction can be performed by flowing into the flow path 22.
また、３本以上の導入用流路を形成した場合に、２液以上の混合を行うのに全ての導入用流路を使用する必要がなければ、３本以上の導入用流路のそれぞれに形成された３個以上のポートのうちのいずれかのポートに所定の液体を滴下するとともに、残余のポートは外部に対して遮蔽されるようにすれば、マイクロチャネルが外部に対して閉ざされ、２液以上の溶液が混合用流路２２に流れ込んで混合される。 In addition, when three or more introduction channels are formed, it is not necessary to use all the introduction channels to mix two or more liquids. If a predetermined liquid is dropped on any one of the three or more ports formed and the remaining ports are shielded from the outside, the microchannel is closed to the outside, Two or more solutions flow into the mixing channel 22 and are mixed.
（７）上記した実施の形態においては、マイクロチャネル２０として上面から見てＹ字型状の一連の流路を形成したが、これに限られるものではないことは勿論であり、マイクロチャネル２０の形状は、混合用流路の総数やポートの大きさなどによって、適宜の形状を採用することができる。 (7) In the above-described embodiment, a series of Y-shaped flow paths are formed as the microchannel 20 as viewed from above, but the present invention is not limited to this. As the shape, an appropriate shape can be adopted depending on the total number of the mixing channels, the size of the port, and the like.
また、単一のマイクロチップに形成されるマイクロチャネルの総数も、上記した実施の形態のマイクロチップ１０のように１つに限られることなしに、複数のマイクロチャネルを形成するようにしてもよい。 Further, the total number of microchannels formed on a single microchip is not limited to one as in the microchip 10 of the above-described embodiment, and a plurality of microchannels may be formed. .
（８）上記した実施の形態のマイクロチップ１０に限られることなしに、例えば、本発明によるマイクロ流体制御機構をマイクロチップ１００（図１１ならびに図１２参照）に備えるようにし、上面から見て十字型状の一連のマイクロチャネル１２０を形成すれば、マイクロチップ１００を電気泳動用のマイクロチップとして使用することができる。 (8) Without being limited to the microchip 10 of the above-described embodiment, for example, the microfluidic control mechanism according to the present invention is provided in the microchip 100 (see FIGS. 11 and 12), and the cross is viewed from above. If a series of microchannels 120 are formed, the microchip 100 can be used as a microchip for electrophoresis.
具体的には、マイクロチップ１００は、第１の板状部材１１２と第２の板状部材１１４とにより構成されている。なお、第１の板状部材１１２はＰＤＭＳにより形成されており、第２の板状部材１１４はガラスにより形成されている。 Specifically, the microchip 100 includes a first plate member 112 and a second plate member 114. The first plate member 112 is made of PDMS, and the second plate member 114 is made of glass.
そして、十字型状のマイクロチャネル１２０は、端部１２２ａと端部１２２ｂとを両端とする第１の流路１２２と、端部１２４ａと端部１２４ｂとを両端とする第２の流路１２４とを有するものである。この第１の流路１２２と第２の流路１２４とは交差箇所１２０ａにおいて略直交するようにして形成され、第１の流路１２２の全長は、第２の流路１２４の全長に比べて短くなされている。なお、図１１ならびに図１２には各構成部位の寸法は各構成部位の大きさの一例が示されているが、当該記入された寸法の大きさに限定されるものではないことは勿論である。 The cross-shaped microchannel 120 includes a first channel 122 having both ends 122a and 122b, and a second channel 124 having both ends 124a and 124b. It is what has. The first flow path 122 and the second flow path 124 are formed so as to be substantially orthogonal at the intersection 120 a, and the total length of the first flow path 122 is larger than the total length of the second flow path 124. Has been made short. 11 and 12 show an example of the size of each component, but it is of course not limited to the size of the entered dimension. .
このマイクロチップ１００は、上記した実施の形態のマイクロチップ１０（図１ならびに図２参照）と比べて、マイクロチャネル全体の形状が異なっているのでポートの総数が異なっており、さらに、マイクロチップ１０が有する減圧室４０ならびに減圧室４０の内部空間４０ｃを外部に対して遮蔽する被覆部材１６を備えていない。 Compared with the microchip 10 (see FIGS. 1 and 2) of the above-described embodiment, the microchip 100 has a different total number of ports because the shape of the entire microchannel is different. The covering member 16 that shields the decompression chamber 40 and the internal space 40c of the decompression chamber 40 from the outside is not provided.
以上の構成のマイクロチップ１００を用いて電気泳動分離を行う場合には、まず、上記した実施の形態のマイクロチップ１０と同様に、マイクロチップ１００を脱気するために圧力１０ｋＰａの真空チャンバーに０．５〜３時間（例えば、１時間）入れる。これにより、マイクロチップ１００の第１の板状部材１１２を形成しているＰＤＭＳに溶解している気体が取り除かれることになる。 When performing electrophoretic separation using the microchip 100 having the above-described configuration, first, in the same manner as the microchip 10 of the above-described embodiment, in order to degas the microchip 100, a vacuum chamber of 10 kPa pressure is set to 0. Put in 5 to 3 hours (for example, 1 hour). As a result, the gas dissolved in the PDMS forming the first plate-like member 112 of the microchip 100 is removed.
そして、脱気を開始してから所定時間が経過した後、マイクロチップ１００を真空チャンバー内から大気中（１００ｋＰａ）に取り出す。これにより、マイクロチップ１００の第１の板状部材１１２を形成しているＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まる。 Then, after a predetermined time has elapsed from the start of deaeration, the microchip 100 is taken out from the vacuum chamber into the atmosphere (100 kPa). As a result, re-dissolution of air into the PDMS that forms the first plate-like member 112 of the microchip 100 starts.
こうして大気中に取り出されたマイクロチップ１００の全てのポートに、電気泳動分離のための分離材料たる液体を滴下する。より詳細には、第１の流路１２２の端部１２２ａが連通するポート１３１、端部１２２ｂが連通するポート１３２、第２の流路１２４の端部１２４ａが連通するポート１３３ならびに端部１２４ｂが連通するポート１３４の４つのポートそれぞれに、ＤＮＡなどを分ける篩いの役目を果たすポリアクリルアミド水溶液などのポリマー（高分子）溶液を滴下する。 A liquid as a separation material for electrophoretic separation is dropped onto all the ports of the microchip 100 thus taken out into the atmosphere. More specifically, a port 131 that communicates with the end 122a of the first flow path 122, a port 132 that communicates with the end 122b, a port 133 that communicates with the end 124a of the second flow path 124, and an end 124b. A polymer (polymer) solution such as an aqueous polyacrylamide solution that serves as a sieve for separating DNA and the like is dropped into each of the four ports of the communicating port 134.
これにより、マイクロチャネル１２０の複数の端部のそれぞれに形成された複数のポートの全てが、各ポートそれぞれに滴下されたポリマー溶液によって封止されるので、マイクロチャネル１２０に形成された各流路が外部に対して閉ざされる。その結果、第１の流路１２２内の空気や第２の流路１２４内の空気は、マイクロチップ１００の閉ざされた各流路により形成される空間に位置するようになる。そして、この空間に位置する空気は、第１の流路１２２の第１の板状部材１１２により形成される内壁や、第２の流路１２４の第１の板状部材１１２により形成される内壁からＰＤＭＳに溶解する。 As a result, all of the plurality of ports formed at each of the plurality of ends of the microchannel 120 are sealed with the polymer solution dropped onto each of the ports, so that each flow path formed in the microchannel 120 Is closed to the outside. As a result, the air in the first flow path 122 and the air in the second flow path 124 are located in a space formed by each closed flow path of the microchip 100. The air located in this space is the inner wall formed by the first plate member 112 of the first flow path 122 or the inner wall formed by the first plate member 112 of the second flow path 124. To PDMS.
その結果、マイクロチップ１００の閉ざされた各流路により形成される空間の圧力が下がり、第１の流路１２２の端部１２２ａ、端部１２２ｂならびに第２の流路１２４の端部１２４ａ、端部１２４ｂのそれぞれから、交差箇所１２０ａに向かって、第１の流路１２２内ならびに第２の流路１２４内にポリマー溶液が流れ込み、マイクロチャネル１２０がポリマー溶液で満たされる。 As a result, the pressure in the space formed by each closed channel of the microchip 100 decreases, and the end 122a and end 122b of the first channel 122 and the end 124a and end of the second channel 124 are reduced. From each of the parts 124b toward the intersection 120a, the polymer solution flows into the first flow path 122 and the second flow path 124, and the microchannel 120 is filled with the polymer solution.
こうしてマイクロチャネル１２０内にポリマー溶液が充填された後、ポート１３１，１３２，１３３，１３４のそれぞれに装着された白金電極を通じて、ポート１３１からサンプルを導入し、第１の流路１２２をサンプル注入用の流路として使用し、第２の流路１２４を分離用の流路として使用して電気泳動分離を行う。 After the polymer solution is filled in the microchannel 120 in this way, a sample is introduced from the port 131 through the platinum electrode attached to each of the ports 131, 132, 133, and 134, and the first flow path 122 is used for sample injection. Electrophoretic separation is performed using the second channel 124 as a separation channel.
上記したように、本発明によるマイクロ流体制御機構を備えたマイクロチップ１００によれば、マイクロチャネル１２０の一部をＰＤＭＳにより形成し脱気するようにしたため、マイクロ流路内に減圧された空間が生起され、電気泳動分離のためのポリマー溶液を自動的にマイクロチャネル１２０に充填させることができる。 As described above, according to the microchip 100 provided with the microfluidic control mechanism according to the present invention, a part of the microchannel 120 is formed by PDMS and degassed, so that a decompressed space is formed in the microchannel. The microchannel 120 can be automatically filled with a polymer solution for electrophoretic separation.
ここで、従来の電気泳動解析に用いられるマイクロチップにおいては、マイクロ流路にシリンジを接続し、ポリマー溶液を圧送してマイクロ流路内に充填させていた。このため、外部装置としてシリンジなどが必要となり、装置全体の構成が複雑になるとともに高価なものとなっていた。また、従来のシリンジを用いた圧送では、ＰＤＭＳのような表面が疎水性の場合には特に、マイクロ流路内に気泡が生じないようにしてポリマー溶液を充填することが困難であった。 Here, in a microchip used for conventional electrophoresis analysis, a syringe is connected to the microchannel, and the polymer solution is pumped to fill the microchannel. For this reason, a syringe or the like is required as an external device, and the configuration of the entire device is complicated and expensive. Further, in the case of pressure feeding using a conventional syringe, it is difficult to fill the polymer solution so that bubbles do not occur in the microchannel, particularly when the surface of PDMS is hydrophobic.
これに対して、本発明によるマイクロ流体制御機構を備えたマイクロチップ１００は、液体をマイクロ流路の中に導入するのに外部からの動力を必要とすることがないので、従来の電気泳動解析に用いられるマイクロチップに比べて全体の装置構成の簡潔化を図ることができる。さらに、本発明によれば、ＰＤＭＳにより形成されていたり、あるいは、複雑な形状のマイクロチャネルであっても、当該マイクロチャネル内に自動的に充填されたポリマー溶液内には気泡がなく、良好な動作状態で電気泳動分離を行うことができる。 On the other hand, the microchip 100 having the microfluidic control mechanism according to the present invention does not require external power to introduce liquid into the microchannel. Compared with the microchip used for the above, the overall device configuration can be simplified. Furthermore, according to the present invention, even if the microchannel is formed by PDMS or has a complicated shape, there is no air bubble in the polymer solution automatically filled in the microchannel, which is good. Electrophoretic separation can be performed in the operating state.
このように本発明によるマイクロ流体制御機構は、マイクロチップ１０が有する減圧室４０や被覆部材１６がなくとも、上記したマイクロチップ１００のようにしてマイクロ流路内に減圧された空間を生起させることができ、マイクロチャネルの各流路内に所定の単一種類の液体を気泡なしに充填させるのに有用である。 As described above, the microfluidic control mechanism according to the present invention generates a decompressed space in the microchannel as in the microchip 100 described above without the decompression chamber 40 and the covering member 16 of the microchip 10. This is useful for filling each flow path of the microchannel with a predetermined single type of liquid without bubbles.
なお、上記したマイクロチップ１００のマイクロチャネル１２０の全体を、ＰＤＭＳなどの高分子材料により形成するようにしてもよいし、第１の流路１２２の端部１２２ｂが連通するポート１３２に代わって、端部１２２ｂに減圧室を連接するようにしてもよい。 The entire microchannel 120 of the microchip 100 described above may be formed of a polymer material such as PDMS, or instead of the port 132 with which the end 122b of the first flow path 122 communicates, A decompression chamber may be connected to the end 122b.
（９）上記した実施の形態においては、本発明によるマイクロ流体制御機構をマイクロチップに備えるようにしたが、これに限られるものではないことは勿論であり、例えば、微量な液体を取扱う各種システムに、本発明によるマイクロ流体制御機構を採用してもよい。 (9) In the embodiment described above, the microfluidic control mechanism according to the present invention is provided in the microchip. However, the present invention is not limited to this. For example, various systems for handling a small amount of liquid In addition, the microfluidic control mechanism according to the present invention may be employed.
また、上記したマイクロチップ１０において混合される第１の液体として酵素溶液を用い、第２の液体として試料を用いた場合には、酵素反応を観察することができ、これに限られることなしに各種溶液を使用することができる。 Further, when an enzyme solution is used as the first liquid to be mixed in the microchip 10 and a sample is used as the second liquid, the enzyme reaction can be observed, and the present invention is not limited to this. Various solutions can be used.
（１０）上記した実施の形態においては、マイクロチャネル２０、１２０を直線状に形成するとともにその断面積を略一定としたが、これに限られることなしに、マイクロチャネル２０、１２０の断面積が急激に小さくなる箇所たる狭通路を形成するようにしてもよい。このように、マイクロチャネル２０、１２０の断面積が急激に小さくなる箇所たる狭通路を形成すると、流路断面積が急激に小さくなることにより、狭通路が溶液の移動に対して抵抗として作用することになる。 (10) In the above-described embodiment, the microchannels 20 and 120 are formed in a straight line and the cross-sectional area thereof is substantially constant. However, the cross-sectional area of the microchannels 20 and 120 is not limited to this. You may make it form the narrow channel | path which is a location which becomes rapidly small. Thus, when a narrow passage is formed where the cross-sectional area of the microchannels 20 and 120 is abruptly reduced, the cross-sectional area is abruptly reduced, and the narrow passage acts as a resistance to the movement of the solution. It will be.
例えば、図１３には、マイクロチップ１０のマイクロチャネル２０における混合用流路２２の内壁に対向するように突出部２００を形成して狭通路２０２を形成した例が示されており、また、図１４には、マイクロチップ１００のマイクロチャネル１２０における第２の流路１２４の内壁に対向するように突出部３００を形成して狭通路３０２を形成した例が示されている。 For example, FIG. 13 shows an example in which the protruding portion 200 is formed so as to face the inner wall of the mixing flow path 22 in the microchannel 20 of the microchip 10 and the narrow passage 202 is formed. 14 shows an example in which the narrow passage 302 is formed by forming the protruding portion 300 so as to face the inner wall of the second flow path 124 in the microchannel 120 of the microchip 100.
ここで、図１５には、こうした狭通路を備えたマイクロチップのマイクロチャネルの他の形状が示されている。 Here, FIG. 15 shows another shape of the microchannel of the microchip having such a narrow passage.
即ち、この図１５に示すマイクロチップ４００は、マイクロチャネル４０２の形状のみが上記したマイクロチップ１０、１２０と異なり、材料や製造方法などは上記したマイクロチップ１０、１２０と同様であるため、その詳細な説明は省略する。 That is, the microchip 400 shown in FIG. 15 differs from the above-described microchips 10 and 120 only in the shape of the microchannel 402, and the material and manufacturing method are the same as those of the above-described microchips 10 and 120. The detailed explanation is omitted.
マイクロチャネル４０２は、逆Ｔ字形状に形成された第１の流路４０４と第２の流路４０６とより構成されている。即ち、第１の流路４０４と直交するように、第２の流路４０６の一方の端部４０６ａが連接されている。 The microchannel 402 includes a first flow path 404 and a second flow path 406 formed in an inverted T shape. That is, one end 406 a of the second flow path 406 is connected so as to be orthogonal to the first flow path 404.
そして、第１の流路４０４の一方の端部４０４ａは外部に開口している開口部たる第１のポート４０８と連通しており、第１の流路４０４の他方の端部４０４ｂは外部に開口している開口部たる第２のポート４１０と連通しており、第２の流路４０６の他方の端部４０６ｂは外部に開口している開口部たる第３のポート４１２と連通している。 One end 404a of the first flow path 404 communicates with the first port 408, which is an opening that opens to the outside, and the other end 404b of the first flow path 404 is connected to the outside. The other end 406b of the second flow path 406 communicates with the third port 412 that is an opening that is open to the outside. .
また、このマイクロチャネル４０２においては、第１の流路４０４に第１の狭通路４１４および第２の狭通路４１６の２つの狭通路が形成されており、第１の狭通路４１４は、第１の流路４０４と第２の流路４０６との接続部と第１のポート４０８との間であって、第１の流路４０４と第２の流路４０６との接続部の近傍に形成されていて、一方、第２の狭通路４１６は、第１の流路４０４と第２の流路４０６との接続部と第２のポート４１０との間であって、第２のポート４１０寄りに形成されている。 Further, in this microchannel 402, two narrow passages, a first narrow passage 414 and a second narrow passage 416, are formed in the first flow path 404, and the first narrow passage 414 includes the first narrow passage 414 and the first narrow passage 414. Formed between the connection portion between the first flow path 404 and the second flow path 406 and the connection portion between the first flow path 404 and the second flow path 406. On the other hand, the second narrow passage 416 is located between the connection between the first flow path 404 and the second flow path 406 and the second port 410 and closer to the second port 410. Is formed.
ここで、第１の狭通路４１４は、第１の流路４０４の内壁に突出部４１８を所定ピッチずらして互いに対向するように２個ずつ配置することにより構成されている。同様に、第２の狭通路４１６は、第２の流路４０６の内壁に突出部４２０を所定ピッチずらして互いに対向するように２個ずつ配置することにより構成されている。従って、これら第１の狭通路４１４と第２の狭通路４１６とは、クランク形状の流路となる。 Here, the first narrow passage 414 is configured by arranging two protrusions 418 on the inner wall of the first flow path 404 so as to face each other with a predetermined pitch shift. Similarly, the second narrow passage 416 is configured by arranging two protrusions 420 on the inner wall of the second flow path 406 so as to face each other with a predetermined pitch shift. Therefore, the first narrow passage 414 and the second narrow passage 416 are crank-shaped flow paths.
次に、上記した図１５に示すマイクロチップ４００を使用したアフィニティーマイクロチップ電気泳動を用いて、ＤＮＡの濃縮および配列特異的分離を行う手法について説明する。マイクロチップ４００のような本発明によるマイクロチップを用いると、検体ＤＮＡの濃縮とその配列特異的分離を一度の操作で簡易かつ迅速に行うことができる。
Next, a technique for concentrating DNA and performing sequence-specific separation using affinity microchip electrophoresis using the microchip 400 shown in FIG. 15 will be described. When the microchip according to the present invention such as the microchip 400 is used, the sample DNA can be concentrated and its sequence-specific separation can be performed simply and quickly in one operation.
具体的には、以下に説明する本願発明者により実施された実験によれば、１１０倍以上の検体ＤＮＡの濃縮と配列特異的分離に成功した。これらは一度の操作で行うことができ、その時間はわずか１５秒以内である。また、本手法は、希薄な検体ＤＮＡの一塩基変異検出に対して、簡易なデバイス作製および検出操作を可能にするものである。 Specifically, according to the experiment conducted by the present inventor described below, the sample DNA was successfully concentrated 110 times or more and sequence-specific separation was successful. These can be done in one operation, and the time is only within 15 seconds. In addition, this method enables simple device production and detection operation for detection of single-base mutations in a diluted sample DNA.
なお、マイクロチップ４００の各部の寸法は図１５に記載した通りであり、また、マイクロチャネル４０２の第１の流路４０４と第２の流路４０６との断面形状は、幅１００μｍ、深さ２２μｍの矩形状であり、第１の狭通路４１４と第２の狭通路４１６の最も断面積が急激に小さくなる箇所の断面形状は、幅１０μｍ、深さ２２μｍの矩形状である。また、マイクロチップ４００のＰＤＭＳ部分は鋳型法により作製し、スライドガラスへ可逆的に貼り合わせた。 The dimensions of each part of the microchip 400 are as described in FIG. 15, and the cross-sectional shapes of the first channel 404 and the second channel 406 of the microchannel 402 are a width of 100 μm and a depth of 22 μm. The cross-sectional shape of the portion where the cross-sectional area of the first narrow passage 414 and the second narrow passage 416 is sharply reduced is a rectangular shape having a width of 10 μm and a depth of 22 μm. Further, the PDMS portion of the microchip 400 was produced by a casting method and was reversibly bonded to a slide glass.
実験においては、検体として２種類の蛍光標識一本鎖ＤＮＡ（Ｋ−ｒａｓ遺伝子コドン１０〜１３とその一塩基変異体）の等量混合物を用いた（正常体（Ｎ）：FITC-5’-GGA GCT GGT GGC-3’，変異体（Ｍ）：FITC-5’-GGA GCT AGT GGC-3’）。検体ＤＮＡの濃縮と分離のためのＤＮＡ−ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド）（ＤＮＡ−ＰＤＭＡ）複合体は、Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミドとメタクリロイル基を有する一本鎖リガンドＤＮＡ（5’-CAC CAG C-3’，正常体の中央部分に相補）のラジカル重合により得た。 In the experiment, an equimolar mixture of two types of fluorescently labeled single-stranded DNAs (K-ras gene codons 10 to 13 and a single nucleotide variant thereof) was used as a specimen (normal body (N): FITC-5′- GGA GCT GGT GGC-3 ′, mutant (M): FITC-5′-GGA GCT A GT GGC-3 ′). A DNA-poly (N, N-dimethylacrylamide) (DNA-PDMA) complex for concentration and separation of sample DNA is a single-stranded ligand DNA (5'-CAC) having N, N-dimethylacrylamide and a methacryloyl group. It was obtained by radical polymerization of CAG C-3 ′ (complementary to the central part of a normal body).
図１６（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）（ｅ）には本願発明者が行った実験操作の概略図が示されており、これらを参照しながら実験操作について説明する。 FIGS. 16 (a), (b), (c), (d), and (e) show schematic diagrams of experimental operations performed by the inventors of the present application. The experimental operations will be described with reference to these drawings.
まず、マイクロチップ４００を１０ｋＰａに設定された真空容器５００内に５分間保持し、ＰＤＭＳに溶存する空気を脱気する（図１６（ａ）：脱気）。 First, the microchip 400 is held in the vacuum vessel 500 set to 10 kPa for 5 minutes, and the air dissolved in PDMS is degassed (FIG. 16 (a): degassing).
それから、マイクロチップ４００を大気中に出した後に、検体ＤＮＡおよびＤＮＡ−ＰＤＭＡ複合体をそれぞれ第１のポート４０８、第２ポート４１０、第３のポート４１２へ３μｌずつ滴下する（図１６（ｂ）：試料滴下）。 Then, after the microchip 400 is taken out into the atmosphere, 3 μl of the sample DNA and the DNA-PDMA complex are dropped into the first port 408, the second port 410, and the third port 412 respectively (FIG. 16B). : Sample dropping).
第１のポート４０８、第２ポート４１０、第３のポート４１２へ滴下された溶液は、上記した本発明の作用により自発的にマイクロチャネル４０２、即ち、第１の流路４０４および第２の流路４０６内に充填され、第１の狭通路４１４と第２の狭通路４１６との付近でそれぞれ液−液界面を形成する（図１６（ｃ）：自発的な溶液充填と界面形成）。 The solution dropped into the first port 408, the second port 410, and the third port 412 spontaneously flows into the microchannel 402, that is, the first flow path 404 and the second flow by the operation of the present invention described above. A liquid-liquid interface is formed in the vicinity of the first narrow passage 414 and the second narrow passage 416 (FIG. 16C: spontaneous solution filling and interface formation).
ここで、試料のプラグ長さは二つの狭通路、即ち、第１の狭通路４１４と第２の狭通路４１６との間距離で決定され、その長さは１１ｍｍである。白金電極を第１のポート４０８、第２ポート４１０、第３のポート４１２へ取り付けた後、高電圧（２５０Ｖ／ｃｍ）を印加して電気泳動を行った。 Here, the plug length of the sample is determined by the distance between the two narrow passages, that is, the first narrow passage 414 and the second narrow passage 416, and the length thereof is 11 mm. After the platinum electrode was attached to the first port 408, the second port 410, and the third port 412, electrophoresis was performed by applying a high voltage (250 V / cm).
図１７に濃度プロファイルを示し、図１８にその蛍光顕微鏡写真（印加電圧２５０Ｖ／ｃｍ，２５ｍＭトリス−ほう酸緩衝溶液（ｐＨ ７．４），１０ｍＭ ＭｇＣｌ２，初期ＤＮＡ濃度 各０．１μＭ，プラグ長 １１ｍｍ）を示す。図１７の濃度は既知濃度試料により決定した。 FIG. 17 shows a concentration profile, and FIG. 18 shows a fluorescence micrograph thereof (applied voltage 250 V / cm, 25 mM Tris-borate buffer solution (pH 7.4), 10 mM MgCl 2 , initial DNA concentration 0.1 μM each, plug length 11 mm). ). The concentrations in FIG. 17 were determined with known concentration samples.
高電圧印加により検体ＤＮＡは電気泳動されるが、液−液界面付近の溶液組成の変化により検体ＤＮＡは液−液界面付近で濃縮された（図１６（ｄ）：濃縮，図１７および図１８の５ｓ）。 Although the sample DNA is electrophoresed by applying a high voltage, the sample DNA is concentrated near the liquid-liquid interface due to a change in the solution composition near the liquid-liquid interface (FIG. 16 (d): concentration, FIGS. 17 and 18). 5s).
また、電圧の切替などを行わずにそのまま電気泳動を続けるだけで、正常体と変異体が分離して検出された（図１６（ｅ）：分離，図１７および図１８の１５ｓ）。 Moreover, the normal body and the mutant were separated and detected only by continuing the electrophoresis without switching the voltage or the like (FIG. 16 (e): separation, 15s in FIGS. 17 and 18).
リガンドＤＮＡとの親和力が大きい正常体は、二重らせん形成により液−液界面付近に著しく捕捉された。このとき正常体のピーク濃度は１１μＭと見積もられ、これは１１０倍以上濃縮されたことを示す。一方，変異体はリガンドＤＮＡとの親和力が小さいので、リガンドＤＮＡに捕捉されずにそのまま泳動し、正常体と分離したピークとして検出された。 A normal form having a large affinity with the ligand DNA was remarkably captured near the liquid-liquid interface by double helix formation. At this time, the peak concentration of the normal body was estimated to be 11 μM, which indicates that it was concentrated 110 times or more. On the other hand, the mutant had a small affinity with the ligand DNA, and thus migrated as it was without being captured by the ligand DNA, and was detected as a peak separated from the normal body.
このように、本発明によるマイクロチップを用いた上記した手法は、デバイスの作製が簡易であり、また迅速な遺伝子の点変異や一塩基多型の検出法として極めて有用である。 As described above, the above-described method using the microchip according to the present invention is easy to produce a device and is extremely useful as a rapid method for detecting a point mutation of a gene or a single nucleotide polymorphism.
次に、マイクロチップ４００とは異なる形態のマイクロチップを用いて、アフィニティー電気泳動によるＤＮＡ一塩基変異検出の実験結果について説明する。
Next, experimental results of DNA single-base mutation detection by affinity electrophoresis using a microchip having a form different from that of the microchip 400 will be described.
まず、図１９を参照しながら実験試料について説明すると、検体には２種類の蛍光標識一本鎖ＤＮＡ（Ｋ−ｒａｓ遺伝子コドン１０〜１３とその一塩基変異体）の等量混合物を用いた（正常体（Ｎ）：FITC-5’-GGA GCT GGT GGC-3’，変異体（Ｍ）：FITC-5’-GGA GCT AGT GGC-3’）。検体ＤＮＡの分離のためのＤＮＡ−ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド）（ＤＮＡ−ＰＤＭＡ）複合体は，Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミドとメタクリロイル基を有する一本鎖リガンドＤＮＡ（5’-CAC CAG C-3’，正常体の中央部分に相補）のラジカル重合により得た。 First, an experimental sample will be described with reference to FIG. 19. An equal amount mixture of two types of fluorescently labeled single-stranded DNAs (K-ras gene codons 10 to 13 and a single nucleotide variant thereof) was used as a specimen ( Normal body (N): FITC-5′-GGA GCT GGT GGC-3 ′, mutant (M): FITC-5′-GGA GCT A GT GGC-3 ′). A DNA-poly (N, N-dimethylacrylamide) (DNA-PDMA) complex for separation of sample DNA is a single-stranded ligand DNA (5′-CAC CAG C) having N, N-dimethylacrylamide and a methacryloyl group. -3 ', complementary to the central part of a normal body).
次に、本発明によるマイクロチップと電極を形成したガラス基板とを貼り合わせて構成されるデバイスの作製について、図２０を参照しながら説明する。 Next, production of a device constituted by bonding a microchip according to the present invention and a glass substrate on which an electrode is formed will be described with reference to FIG.
即ち、デバイスは、ガラス基板上にパターニングした電極部と、複数の直線形状のマイクロチャネルを有するＰＤＭＳチップ（本発明によるマイクロチップ）とから構成されている。 That is, the device is composed of an electrode portion patterned on a glass substrate and a PDMS chip (microchip according to the present invention) having a plurality of linear microchannels.
電極部は、ガラス基板上にＣｒ／Ａｕ（１０／１００ｎｍ）を真空蒸着し、フォトリソグラフィー技術を用いてパターニングを行った。左右の電極幅は４００μｍ、中央の電極幅は１００μｍである。なお、図２１には、電極の形状ならびに各部の寸法が示されている。 For the electrode part, Cr / Au (10/100 nm) was vacuum-deposited on a glass substrate, and patterning was performed using a photolithography technique. The left and right electrode widths are 400 μm, and the center electrode width is 100 μm. FIG. 21 shows the shape of the electrode and the dimensions of each part.
また、図２２にはＰＤＭＳチップにおけるマイクロチャネル、ポートならびに狭通路の配置関係を示す概略上面説明図が示されており、ＰＤＭＳチップは鋳型法により作製し、６本のマイクロチャネルが形成されている。これらの６本のマイクロチャネルのそれぞれの両端部は、外部に開口している開口部たるポートに連通している。 FIG. 22 is a schematic top view showing the arrangement relationship of microchannels, ports, and narrow passages in the PDMS chip. The PDMS chip is manufactured by a mold method, and six microchannels are formed. . Both ends of each of these six microchannels communicate with a port serving as an opening that opens to the outside.
各マイクロチャネルの断面形状は、幅１００μｍ、深さ２５μｍの矩形状に形成されており、その中央部付近には狭通路が形成されている。この狭通路の位置は、ガラス基板と張り合わせる際に、中央の電極から５００μｍの位置となるようにした。 The cross-sectional shape of each microchannel is a rectangular shape having a width of 100 μm and a depth of 25 μm, and a narrow passage is formed near the center. The position of the narrow passage was set to a position of 500 μm from the center electrode when pasted to the glass substrate.
次に、図２３を参照しながら実験操作について説明すると、まず、デバイスを真空容器内（１０ｋＰａ）に１５分間保持し、ＰＤＭＳに溶存する空気を脱気する。 Next, the experimental operation will be described with reference to FIG. 23. First, the device is held in a vacuum vessel (10 kPa) for 15 minutes, and air dissolved in PDMS is deaerated.
次に、大気中に出した後、検体ＤＮＡを各マイクロチャネルの図２２上左側の各ポートへ、ＤＮＡ−ＰＤＭＡ複合体を図２２上右側の各ポートへ３μｌずつ分注する。 Next, after being put in the atmosphere, 3 μl of the sample DNA is dispensed into each port on the left side of FIG. 22 and the DNA-PDMA complex is dispensed in 3 μl to each port on the right side of FIG.
溶液は本発明のマイクロチップの作用により自発的にマイクロチャネル内に充填され、狭通路付近で液液界面を形成する。試料のプラグ長さは中央電極と狭通路との間の距離で決定され、その長さは５００μｍである。電源を接続後、各電極に電圧（左：１０Ｖ，中央：０Ｖ，右：１０Ｖ）を印加して電気泳動を行った。 The solution is spontaneously filled into the microchannel by the action of the microchip of the present invention, and forms a liquid-liquid interface near the narrow passage. The plug length of the sample is determined by the distance between the central electrode and the narrow passage, and the length is 500 μm. After connecting the power source, electrophoresis was performed by applying a voltage (left: 10 V, center: 0 V, right: 10 V) to each electrode.
図２４は、同一検体を６つのマイクロチャネルを用いて同時検出を行ったものである。全てのマイクロチャネルにおいて、電気泳動開始後３０秒には、正常体と変異体とが明確な二つのバンドとして検出された。 FIG. 24 shows a case where the same specimen is simultaneously detected using six microchannels. In all the microchannels, normal and mutant were detected as two distinct bands 30 seconds after the start of electrophoresis.
また、図２５は、検体として
ａ．正常体＋変異体
ｂ．変異体のみ
ｃ．正常体のみ
ｄ．正常体＋変異体
を用い、分離媒体としてａ〜ｃはＤＮＡ−ＰＤＭＡ複合体、ｄはリガンドＤＮＡを含まないＰＤＭＡを用いて実験を行った。
In addition, FIG. Normal + mutant b. Mutants only c. Normal body only d. Experiments were performed using normal + mutants, a to c as DNA-PDMA complexes, and d as PDMA containing no ligand DNA.
ａの「正常体＋変異体」のマイクロチャネルは、６０秒後には正常体と変異体が明確な二つのバンドとして検出された。また、コントロール実験として行ったｂ〜ｃのマイクロチャネルについても、期待される結果が得られた。 The “normal + variant” microchannel a was detected as two distinct bands after 60 seconds. Moreover, the expected result was obtained also about the microchannel of bc performed as control experiment.
なお、公知の文献「S. Kaneda and T. Fujii著, Combining droplet-based liquid handling and on-chip capillary electrophoresis with a new sampling injection method (M. A. Northrup, K. F. Jansen, and D. J. Harrison編, Micro Total Analysis Systems 2003, Vol. 2, Transducers Research Foundation, San Diego, 2003の pp. 1279-1282に収録）」では、ＤＮＡ試料溶液とポリマー溶液との界面をマイクロ流路内に形成した後、電気泳動を行うことにより、ＤＮＡ試料を分離する技術が開示されている。なお、界面の形成には特開２０００−２７８１３「微量流体制御機構」の技術が使用されており、従来のマイクロチップ電気泳動と違って電圧を切り替える必要がない。
In addition, a well-known document `` S. Kaneda and T. Fujii, Combining droplet-based liquid handling and on-chip capillary electrophoresis with a new sampling injection method (MA Northrup, KF Jansen, and DJ Harrison, Micro Total Analysis Systems 2003 , Vol. 2, Transducers Research Foundation, San Diego, 2003, pp. 1279-1282) ”, the interface between the DNA sample solution and the polymer solution is formed in the microchannel, followed by electrophoresis. A technique for separating a DNA sample is disclosed. The interface is formed by the technique of Japanese Patent Laid-Open No. 2000-27813 “Microfluidic control mechanism”, and it is not necessary to switch the voltage unlike the conventional microchip electrophoresis.
しかしながら、上記文献に開示された手法で界面を所望の位置に形成するには、空気圧を使って溶液を制御しなければならず、構造も操作も複雑であった。そのため、流路をワンチップに多数並べて同時に制御したり、一つの流路に２ヶ所以上の界面を作ったりすることは容易ではなかった。 However, in order to form the interface at a desired position by the method disclosed in the above document, the solution must be controlled using air pressure, and the structure and operation are complicated. Therefore, it is not easy to arrange a large number of channels on one chip and control them simultaneously, or to create two or more interfaces in one channel.
また、ポリマー溶液には固定化ＤＮＡを含んでいないため、本発明によるマイクロチップを用いた上記した手法のように１００倍以上の濃縮や配列特異的な分離は不可能であった。 Further, since the polymer solution does not contain immobilized DNA, it was impossible to concentrate 100 times or more and to perform sequence-specific separation as in the above-described method using the microchip according to the present invention.
ところが、本発明によるマイクロチップを用いた上記した手法によれば、マイクロチャネル内の所望の位置に液−液界面を形成することが容易にできるため、流路をワンチップに多数並べて同時に制御したり、一つの流路に２ヶ所の界面を作ったりすることに困難は生じない。 However, according to the above-described method using the microchip according to the present invention, it is easy to form a liquid-liquid interface at a desired position in the microchannel. There is no difficulty in creating two interfaces in one flow path.
ここで、界面を２ヶ所にすることにより、試料注入用ポートとは別に電気泳動用ポートを設けることができ、そこに高電圧を印加することができるようになる。その結果、分析が高速化されることになる。 Here, by providing two interfaces, an electrophoresis port can be provided separately from the sample injection port, and a high voltage can be applied thereto. As a result, the analysis is speeded up.
一方、界面が１ヶ所しかない場合は、電圧を切り替えないことを前提とすれば電気泳動用の電極を流路内に設けざるを得ず、そこに高電圧をかけると電気分解によって気体が生じて流路をブロックしてしまい、分析ができなくなってまうという問題点がある。 On the other hand, when there is only one interface, if it is assumed that the voltage is not switched, an electrode for electrophoresis must be provided in the flow path, and gas is generated by electrolysis when a high voltage is applied thereto. Therefore, there is a problem that the flow path is blocked and analysis cannot be performed.
また、本発明によるマイクロチップを用いた上記した手法は、公知のＤＮＡ−ポリマー複合体技術と組み合わせることができる。この場合、試料ＤＮＡ溶液とＤＮＡ−ポリマー複合体溶液の界面を形成した後、電圧を印加して試料ＤＮＡをＤＮＡ−ポリマー複合体の方向に電気泳動させる．試料ＤＮＡはポリマーに固定化されたＤＮＡにトラップされて著しく減速される。一般にフロー系では濃度は移動度に反比例するため、試料溶液とＤＮＡ−ポリマー複合体溶液がつくる界面において、試料ＤＮＡは、例えば、１００倍以上濃縮される。 Further, the above-described method using the microchip according to the present invention can be combined with a known DNA-polymer complex technology. In this case, after forming an interface between the sample DNA solution and the DNA-polymer complex solution, a voltage is applied to cause the sample DNA to be electrophoresed in the direction of the DNA-polymer complex. The sample DNA is trapped by the DNA immobilized on the polymer and remarkably decelerated. In general, in the flow system, the concentration is inversely proportional to the mobility, so that the sample DNA is concentrated, for example, 100 times or more at the interface formed by the sample solution and the DNA-polymer complex solution.
さらに、もう一つの効果として、公知の配列特異的な分離を前記濃縮と同時に行うことができる。 Furthermore, as another effect, known sequence-specific separation can be performed simultaneously with the concentration.
即ち、試料がいくつかのＤＮＡの混合物であり、それらの配列がわずかに異なる場合には、固定化ＤＮＡに対する親和性がわずかに異なることにより移動度に差ができるので、分離することが可能となるものである。 That is, if the sample is a mixture of several DNAs and their sequences are slightly different, the mobility can be different due to the slightly different affinity for the immobilized DNA, so that they can be separated. It will be.
なお、本明細書において「界面」とは、そこを境にして物質濃度が急激に変わる仮想的な面を意味するものとする。当該面は、現実には拡散によって数μｍ〜１００μｍ程度の厚みができると考えられるが、必ずしも全然混ざらないということを意味していない。 In the present specification, the “interface” means a virtual plane in which the substance concentration changes abruptly at the boundary. Although the surface is considered to actually have a thickness of several μm to 100 μm by diffusion, it does not necessarily mean that it is not mixed at all.
（１１）上記した実施の形態ならびに上記した（１）乃至（１０）に示す変形例は、適宜に組み合わせるようにしてもよい。 (11) The above-described embodiment and the modifications shown in (1) to (10) may be combined as appropriate.
本発明は、化学実験や生物実験の実験操作、例えば、アフィニティーキャピラリー電気泳動（ＡＣＥ）法を実施する際に利用することができる。 The present invention can be used when performing an experimental operation of a chemical experiment or a biological experiment, for example, an affinity capillary electrophoresis (ACE) method.
１０，１０’，１００ マイクロチップ
１２，１１２ 第１の板状部材
１２ａ 上面
１２ｂ 下面
１４，１１４ 第２の板状部材
１６ 被覆部材
２０，１２０ マイクロチャネル
２２ 混合用流路
２２ａ，２２ｂ 端部
２２ｃ 内壁
２４ 第１導入用流路
２４ａ，２４ｂ 端部
２６ 第２導入用流路
２６ａ，２６ｂ 端部
３０ 第１サンプル用ポート
３２ 第２サンプル用ポート
４０ 減圧室
４０ａ 側方開口部
４０ｂ 上方開口部
４０ｃ 内部空間
４０ｄ 内壁
１２０ａ 交差箇所
１２２ 第１の流路
１２２ａ，１２２ｂ 端部
１２４ 第２の流路
１２４ａ，１２４ｂ 端部
１３１，１３２，１３３，１３４ ポート
２００、３００ 突出部
２０２、３０２ 狭通路
４００ マイクロチップ
４０２ マイクロチャネル
４０４ 第１の流路
４０６ 第２の流路
４０８ 第１のポート
４１０ 第２のポート
４１２ 第３のポート
４１４ 第１の狭通路
４１６ 第２の狭通路
４１８、４２０ 突出部
５００ 真空容器
10, 10 ', 100 Microchip 12, 112 First plate member 12a Upper surface 12b Lower surface 14, 114 Second plate member 16 Cover member 20, 120 Microchannel 22 Mixing flow channel 22a, 22b End portion 22c Inner wall 24 first introduction flow path 24a, 24b end 26 second introduction flow path 26a, 26b end 30 first sample port 32 second sample port 40 decompression chamber 40a side opening 40b upper opening 40c inside Space 40d Inner wall 120a Intersection location 122 First flow path 122a, 122b End 124 Second flow path 124a, 124b End 131, 132, 133, 134 Port 200, 300 Protruding portion 202, 302 Narrow path 400 Microchip 402 Microchannel 404 First flow path 406 Second flow path 408 1 port 410 second port 412 third port 414 first narrow passage 416 second narrow passage 418, 420 protrusions 500 vacuum container
Claims (13)
前記マイクロチャネルの複数の端部のそれぞれに形成され、前記マイクロチャネル内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートと
を有し、
前記マイクロチャネルの全体または一部を高分子材料により形成し、
低圧環境において前記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、前記マイクロチャネル内の空気を前記高分子材料に溶解させ、
前記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより前記マイクロチャネル内に減圧された空間を生起し、前記減圧された空間に前記液体が吸引される
ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。 Microchannels formed in a predetermined shape;
A plurality of ports formed at each of a plurality of ends of the microchannel and open to the outside for introducing a liquid into the microchannel;
All or part of the microchannel is formed of a polymer material;
By degassing the polymer material in a low pressure environment and returning it to the atmosphere, the air in the microchannel is dissolved in the polymer material,
A liquid is dropped into at least one of the plurality of ports and the other port is sealed to create a decompressed space in the microchannel, and the liquid is sucked into the decompressed space. microfluidic control mechanism, characterized in that that.
前記マイクロチャネルの複数の端部のうちの所定の端部側に連接され、前記マイクロチャネルの内部とのみ連通し外部に対して遮蔽された内部空間を有する減圧室と、
前記マイクロチャネルの複数の端部のうちの前記減圧室が連接された端部を除いた残余の端部それぞれに形成され、前記マイクロチャネル内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートと
を有し、
前記マイクロチャネルまたは前記減圧室のそれぞれの全体または一部のうちの少なくともいずれかを高分子材料により形成し、
低圧環境において前記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、前記マイクロチャネル内と前記減圧室内との空気を前記高分子材料に溶解させ、
前記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより前記マイクロチャネルと前記減圧室とにより形成される減圧された空間を生起し、前記減圧された空間に前記液体が吸引される
ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。 Microchannels formed in a predetermined shape;
A decompression chamber having an internal space that is connected to a predetermined end side of the plurality of end portions of the microchannel and that is connected only to the inside of the microchannel and shielded from the outside;
A plurality of ports formed at each of the remaining end portions excluding the end portion to which the decompression chamber is connected, among the plurality of end portions of the microchannel, and open to the outside to introduce liquid into the microchannel And
Forming at least one of the whole or a part of each of the microchannel or the decompression chamber with a polymer material;
By degassing the polymer material in a low pressure environment and returning it to the atmosphere, the air in the microchannel and the decompression chamber is dissolved in the polymer material,
By dropping liquid into at least one of the plurality of ports and sealing the other port, a decompressed space formed by the microchannel and the decompression chamber is created, and the decompressed A microfluidic control mechanism , wherein the liquid is sucked into a space .
前記マイクロチャネルに１以上の狭通路を形成した
ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。 The microfluidic control mechanism according to any one of claims 1 and 2,
A microfluidic control mechanism, wherein one or more narrow passages are formed in the microchannel.
前記狭通路は２個形成された
ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。 The microfluidic control mechanism according to claim 3,
A microfluidic control mechanism characterized in that two narrow passages are formed.
前記複数の導入用流路それぞれの前記混合用流路と連通する側の端部とは異なる端部側に形成され、前記導入用流路内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートと、
前記減圧室の内部空間を、前記混合用流路の内部とのみ連通させ外部に対して遮蔽する封止手段と
を有し、
前記封止手段、前記減圧室または前記混合用流路のそれぞれの全体または一部のうちの少なくともいずれかを高分子材料により形成し、
低圧環境において前記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、前記導入用流路内と前記混合用流路内と前記減圧室内との空気を前記高分子材料に溶解させ、
前記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより前記導入用流路と前記混合用流路と前記減圧室とにより形成される減圧された空間を生起し、前記減圧された空間に前記液体が吸引される
ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。 A plurality of introduction channels connected to one end, and a mixing channel connected to the decompression chamber on the other end;
Each of the plurality of introduction flow paths is formed on an end portion side different from the end portion on the side communicating with the mixing flow path, and a plurality of openings are opened to introduce liquid into the introduction flow path. Port,
Sealing means for communicating the internal space of the decompression chamber only with the inside of the mixing flow path and shielding it from the outside;
Forming at least any one of the whole or a part of each of the sealing means, the decompression chamber or the mixing flow path with a polymer material;
By degassing the polymer material in a low-pressure environment and returning it to the atmosphere, the air in the introduction channel, the mixing channel, and the decompression chamber is dissolved in the polymer material,
A pressure-reduced space formed by the introduction flow path, the mixing flow path, and the decompression chamber by dropping liquid into at least one of the plurality of ports and sealing the other ports. And the liquid is sucked into the decompressed space .
前記混合用流路に１以上の狭通路を形成した
ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。 The microfluidic control mechanism according to claim 5,
A microfluidic control mechanism, wherein one or more narrow passages are formed in the mixing channel.
前記狭通路は２個形成された
ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。 The microfluidic control mechanism according to claim 6,
A microfluidic control mechanism characterized in that two narrow passages are formed.
前記高分子材料はゴムである
マイクロ流体制御機構。 In the microfluidic control mechanism according to any one of claims 1, 2, 3, 4, 5, 6, or 7,
The polymer material is rubber. A microfluidic control mechanism.
ことを特徴とするマイクロチップ。 The microfluidic control mechanism according to any one of claims 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, or 8 is provided. Microchip.
前記ポートからそれぞれ異なる種類の液体を導入し、前記狭通路において異なる種類の液体からなる界面を形成する
ことを特徴とするマイクロチップ。 The microchip according to claim 9, wherein
A microchip, wherein different types of liquids are introduced from the ports to form an interface composed of different types of liquids in the narrow passage.
前記液体の少なくとも一つが試料を含む溶液であり、他の少なくとも一つが試料と相互作用する物質を含む溶液である
ことを特徴とするマイクロチップ。 The microchip according to claim 10, wherein
At least one of the liquids is a solution containing a sample, and at least one of the other liquids is a solution containing a substance that interacts with the sample.
前記試料を前記相互作用物質の方向に電気泳動し、試料の濃縮、分離、検出またはそれらの組み合わせを行う
ことを特徴とするマイクロチップ。 The microchip according to claim 11, wherein
A microchip, wherein the sample is electrophoresed in the direction of the interacting substance, and the sample is concentrated, separated, detected, or a combination thereof.
前記試料がＤＮＡであり、前記相互作用する物質がＤＮＡ−ポリマー複合体である
ことを特徴とするマイクロチップ。 The microchip according to any one of claims 11 and 12,
The microchip, wherein the sample is DNA, and the interacting substance is a DNA-polymer complex.
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