JP2006030167A - マイクロチップシステム - Google Patents

Abstract

【課題】 サンプル溶液のフロー速度、すなわち流速を一定にすることで、サンプル溶液に含まれる反応物質の結合定数や解離定数などの反応速度に関する測定を可能とするマイクロチップシステムを提供する。
【解決手段】 マイクロチップ１内に配置されたＱＣＭセンサ２３上にあるリファレンス用電極７からの周波数信号１３（発振周波数）の変化によりサンプル溶液の流速あるいは流量の変動を検出し、その変動をポンプ１０（送液手段）にフィードバックすることで、サンプル溶液の流速あるいは流量を一定になるようにポンプ１０（送液手段）を駆動制御する制御回路１１（制御手段）を有することを特徴とするマイクロチップシステムを構成する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、生化学物質を固定化し、それに特異的に吸着あるいは結合する酵素、抗体、たんぱく質、ホルモン、糖鎖、化合物などの化学物質を測定するためのディスポーサブル型マイクロチップを備えて化学物質の測定を行うマイクロチップシステムに関する。

近年、Ｌａｂ−ｏｎ−ａ−ｃｈｉｐ、バイオマイクロチップ、あるいはマイクロリアクターなどと称される、バイオ検査用マイクロチップ及びこれを備えたマイクロチップシステムの開発が盛んになってきている。これらのマイクロチップは、コンパクトで安価なため、例えば家庭内で人の健康状態を少量の検体で定期的に検査したりすることが可能である。また、ディスポーサブルが前提であるため、コンタミなどの心配もなく手軽に検査することが可能である。このマイクロチップに反応物質の質量を直接測定することのできるＱＣＭバイオセンサを組み込んだものなど、様々な方式が検討されている。ＱＣＭバイオセンサを用いる場合、水晶振動子の電極上での反応物質の吸着・結合による質量変化を水晶振動子の発振周波数シフトを利用して測定することができる。

ＱＣＭバイオセンサの一例として、例えば特開２００３−３０７４８１号公報（図６）に記載されているが、これを図１２に示す。この図１２に示すように、サンプル溶液１０３に含まれる分析対象のみを捕獲する感応膜を固定化した検出用チャネル１０１と、その近傍に配置した感応膜が無い補正用チャネル１０２とが複数形成されたＱＣＭセンサ１００を設けることにより、両チャネル１０１、１０２の電気的特性の変化を利用して、サンプル溶液１０３の粘度及び密度に影響されずに反応の過程を逐次モニタできるといった方式が提案されている。

さらに、上述したＱＣＭバイオセンサをフローセル構造やマイクロチップに組み込んだ場合、シリンジポンプやロータリーポンプなどの送液手段を用いて、サンプル溶液をフローさせることによって、サンプル溶液をフローさせない従来の方式（ウェル型セル構造）よりも反応速度を速くすることができるため、一定量のサンプル溶液における反応全体のリアルタイム測定が短時間で可能である。このとき、フローさせるサンプル溶液の流速の変動をできるだけ抑えて反応を安定して測定するために、サンプル溶液の流れは、シリンジポンプやローラーポンプなどの送液手段を定速駆動させることによって、一定の流速に近い状態にしている。
特開２００３−３０７４８１号公報

しかしながら、上述したようなＱＣＭバイオセンサをフローセル構造やマイクロチップに組み込む方式では、サンプル溶液の密度及び粘度の補正と短時間での測定とが可能であるが、サンプル溶液に含まれる反応物質の結合定数や解離定数などの反応速度に関するアフィニティー特性を正確に計測するために、フローさせるサンプル溶液の流速を一定にしなければならないという問題があった。

そこで本発明は、上記課題を解決するために、サンプル溶液の流速を一定にすることで、反応速度を一定にして、サンプル溶液に含まれる反応物質の結合定数や解離定数などの反応速度に関する測定を可能とするマイクロチップシステムを提供することを目的とするものである。

本発明は、圧電振動子の振動周波数を測定することにより、溶液中に含まれる第１の化学物質が前記圧電振動子に修飾された第２の化学物質に捕獲される捕獲量を測定するマイクロチップシステムにおいて、前記圧電振動子を有する反応槽部と該反応槽部に接続されて前記溶液を流す流路とからなるマイクロチップと、前記流路に接続されて前記マイクロチップに前記溶液を送液する送液手段と、前記圧電振動子を介して前記振動周波数を測定することにより前記反応槽部中を流れる前記溶液の流速あるいは流量を測定し、また前記捕獲量を測定し、測定した前記溶液の前記流速あるいは前記流量に基づいて前記溶液の前記流速あるいは前記流量が一定になるように前記送液手段を駆動制御する制御手段と、を有することを特徴とするものである。

このうち、前記溶液の前記流速あるいは前記流量を測定するために用いる前記圧電振動子と前記捕獲量を測定するために用いる前記圧電振動子とはそれぞれ別個に、しかも隣り合うように配置してもよく、このように構成したマイクロチップシステムでは、ＤＮＡのハイブリダイゼーション反応、抗原―抗体反応、蛋白質の結合、酵素反応などの反応を一定の反応速度でリアルタイムに観察することができるため、サンプル溶液に含まれる反応物質の結合定数や解離定数といったアフィニティー特性を簡単に測定することができる。また、サンプル溶液が流れる流路などはディスポーサブル化が容易であり、サンプル溶液によるコンタミのない環境での計測が可能となる。

一方、前記溶液の前記流速あるいは前記流量を測定するために用いる前記圧電振動子と前記捕獲量を測定するために用いる前記圧電振動子とは同一の前記圧電振動子を使用してもよく、低コスト化が可能となる。
また、前記圧電振動子を水晶振動子で構成することによって、サンプル溶液に含まれる反応物質の重量を無標識で高感度に測定することができ、小型化・量産化も容易であるため、マイクロチップのディスポーザブル化が可能となる。

本発明によると、圧電振動子からの振動周波数の変化からサンプル溶液の流速あるいは流量を検知し、送液手段にフィードバックすることで、計測中のサンプル溶液の流速あるいは流量を制御して、サンプル溶液に含まれる反応物質の反応速度を一定にすることができるため、ＤＮＡのハイブリダイゼーション反応、抗原―抗体反応、蛋白質の結合、酵素反応などの反応をリアルタイムで計測して、反応物質の結合定数や解離定数といったアフィニティー特性を容易に測定することが可能となる。

さらに、ＱＣＭセンサとして用いる水晶振動子などの圧電振動子は量産に適しており、マイクロチップが安価になるため、１個の検査用マイクロチップを１回の使用で使い捨てにするのに適している。そのため、サンプル溶液が流れる流路などにおいて、サンプル溶液によるコンタミがない環境での計測が可能となる。また、複数の反応槽部を設け、各反応槽部内に、互いに独立した複数の圧電振動子をそれぞれ配置して、圧電振動子毎に独立して異なる測定を行うと、単一のマイクロチップを用いて同一の検体に対して連続的に複数の異なる測定を行うことが可能になるため、測定の効率が非常によく、コスト的な効率もあまり低下しないため、１個の検査用マイクロチップを１回の使用で使い捨てにするのに適している。

以下、本発明の実施の形態について図面を参照して説明する。なお、以下の実施の形態により本発明が限定されるものではない。

［実施例１］
本発明の第１の実施例のマイクロチップシステムが、図１〜４に示されている。まず、マイクロチップ１の基本構造について図２、図３（ａ）、図３（ｂ）で説明する。このマイクロチップ１の基部は、樹脂基板２１とガラス基板２２の積層体からなる。樹脂基板２１は、シリコンゴムの一種であるＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）からなり、フォトレジストにて形成された反転型形状物を転写することによって一方の面に凹部が形成されている。そして、この凹部を塞ぐようにガラス基板２２を樹脂基板２１上に積層し、Ｏ_２プラズマボンディング法などによって両基板２１，２２を互いに接合することによって、サンプル溶液や緩衝液などが流れる流路３と反応槽部２とが凹部に形成される。
また、ガラス基板２２上にはＱＣＭセンサ２３が配置される。すなわち、ガラス基板２２は、反応槽部２に位置する場所に、ＱＣＭセンサ２３よりも小さな貫通穴２４と、ＱＣＭセンサ２３と同じ厚みかそれ以上の座グリ深さでＱＣＭセンサ２３よりも大きな穴とが開いており、ちょうどＱＣＭセンサ２３が配置できるようになっている。ＱＣＭセンサ２３のガラス基板２２への固定は、ガラス基板２２上の貫通穴２４のエッジ部に接着剤などで固定されている。この接着剤は、比較的硬化硬度の小さなシリコーン系などの接着剤が望ましい。

ＱＣＭセンサ２３は、ＡＴカットの水晶振動子を使用し、サンプル溶液に含まれる反応物質の捕獲量を測定するための検出用電極６とサンプル溶液の流速あるいは流量を測定するためのリファレンス用電極７とが同一の水晶基板上に配置されており、リファレンス用電極７は検出用電極６の近傍に形成されている。さらに、これらの電極の裏面には、同一の大きさ或いは、それ以上の大きさを持つＣＯＭ電極が配置されている。検出用電極６、リファレンス用電極７及びＣＯＭ電極はそれぞれ、検出用電極端子３２、リファレンス用電極端子３１、ＣＯＭ電極端子３３を介して、制御回路１１（制御手段）と電気的に接続されている（図１参照）。ＱＣＭセンサ２３上の電極は、ＱＣＭセンサ２３の基材である水晶基板に比べ小さくなっており、ガラス基板２２へ固定したときに、電極近傍で発生する振動への影響が小さくなるよう工夫されていることは言うまでも無い。なお、ＱＣＭセンサ２３は、検出用電極６とリファレンス用電極７とをそれぞれ別体の水晶基板上に配置するように形成してもよい。
さらに、サンプル溶液や緩衝液などを滴下して流路３及び反応槽部２に供給するための流体供給口５と、流路３及び反応槽部２に流れる溶液を排出するための流体排出路４とが接着剤などによって樹脂基板２１上に固定されている。

本実施例のマイクロチップシステムの構成について図１を参照して説明する。上述したマイクロチップ１の流体排出路４は、チューブ８を介して廃液タンク９及びポンプ１０（送液手段）に接続されている。また、そのポンプ１０の駆動制御を行うための制御回路１１（制御手段）が、ポンプ１０と電気的に接続されている。制御回路１１は、検出用電極６及びリファレンス用電極７からの電気信号（周波数信号１３）の変化、すなわち発振周波数変化をそれぞれ検出するための周波数カウンタやジッタ検出などが可能な検出回路と、リファレンス用電極７からの発振周波数変化によってポンプ１０の駆動電圧（制御信号１２）を可変させて発生させるための駆動回路などで構成されている。

ポンプ１０は、一般的なロータリーポンプやダイヤフラムポンプでよく、動力としては、電磁、圧電、静電など様々なアクチュエータなどで構成されている。例えば、電磁方式のＤＣモータであれば電圧を変動させることで送液に使用される圧力を可変することができるし、静電もまた同様に電圧により制御が可能である。また圧電アクチュエータの場合、制御パルスの周波数やその電圧を可変させ同様に圧力を変化させることができる。これらの駆動回路は、使用するポンプ１０に応じて構成すればよく、公知であるトランジスタやロジックＩＣで容易に構成することができる。

次に、本実施例のマイクロチップシステムを例えば抗原―抗体反応に応用する場合の動作について図１、図４（ａ）、図４（ｂ）を参照しながら説明する。まず、ＱＣＭセンサ２３の検出用電極６上に、抗体４２を捕捉可能なＳＡＭ膜４１などの有機膜を修飾しておく。リン酸などの緩衝液を流体供給口５にピペット５０を用いて滴下し、ポンプ１０を動作させると、流路３と反応槽部２は負圧となり、流体供給口５に滴下した抗体４２を含む溶液は流路３を通り反応槽部２へと送られる。ここで、ポンプ１０の駆動速度（制御信号１２）を変えながら、緩衝液の流量をフローメーターなどによって測定する。例えば、ポンプ１０の動力として上述したＤＣモータを使用する場合、駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を求めることができる。

また、緩衝液の送液に流速や流量の変化が起こると、リファレンス用電極７からの周波数信号１３（発振周波数）が変化するが、この周波数信号１３の変動と流量変化との関係も測定しておく。これらの測定を行なった後、ポンプ１０を動作させた状態で、抗体４２を含む溶液を流体供給口５にピペット５０を用いて滴下すると、流体供給口５に滴下した抗体４２を含む溶液は流路３を通り反応槽部２へと送られる。溶液中の抗体４２は反応槽部２内のＳＡＭ膜４１が修飾されている検出用電極６にのみ吸着・結合して、検出用電極６上に抗体４２が固定化された状態となる（図４（ａ）参照）。次に、抗原４３を含むサンプル溶液を流体供給口５にピペット５０を用いて２０μＬ滴下した後、先に求めた駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を用いて、サンプル溶液の流量が１μＬ／ｍｉｎになるような駆動電圧（制御信号１２）でポンプ１０を動作させ、サンプル溶液の送液を行なう。

このとき、抗原４３を含むサンプル溶液の送液に流速や流量の変化が起こると、リファレンス用電極７からの周波数信号１３が変動する。この周波数信号１３は制御回路１１に送られ、先に求めた周波数信号１３の変動と流量変化との関係を用いて、周波数信号１３が一定なるように、制御回路１１で駆動電圧（制御信号１２）を可変させながらポンプ１０を動作させることによって、流量１μＬ／ｍｉｎを保持し続ける。サンプル溶液中の抗原４３は検出用電極６上に固定化されている抗体４２と結合反応（抗原―抗体反応）を生じて、検出用電極６上のみに抗原４３が捕獲される（図４（ｂ）参照）。

このように、リファレンス用電極７からの周波数信号１３によってフィードバック制御を行い、容易に送液の流速・流量を高精度に制御することができる。したがって、一定濃度のサンプル溶液であれば、検出用電極６上において抗原―抗体反応をリアルタイムで計測でき、反応の定量化だけではなく結合定数や解離定数などの反応速度に関するアフィニティー特性をも計測可能である。特に本実施例では、抗原４３を含むサンプル溶液の送液中の残量によって、流路３、反応槽部２内の流路抵抗が変化してしまい、仮にポンプ１０の圧力を一定にした場合、サンプル溶液の送液開始時と終了時での流速は大きく変化してしまう。上述したような構成にすれば、サンプル溶液の残量による影響を受けることなく計測が可能である。また、本実施例では抗原―抗体反応に関して述べたが、ＤＮＡのハイブリダイゼーション反応、蛋白質の結合、酵素反応など様々な生化学反応に用いることができる。

［実施例２］
本発明の第２の実施例のマイクロチップシステムの構成について、図２〜５を参照して説明する。まず、マイクロチップ１の基本構造について図２、図３（ａ）、図３（ｂ）で説明する。このマイクロチップ１の基部は、樹脂基板２１とガラス基板２２の積層体からなる。樹脂基板２１は、シリコンゴムの一種であるＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）からなり、フォトレジストにて形成された反転型形状物を転写することによって一方の面に凹部が形成されている。そして、この凹部を塞ぐようにガラス基板２２を樹脂基板２１上に積層し、Ｏ_２プラズマボンディング法などによって両基板２１，２２を互いに接合することによって、サンプル溶液や緩衝液などが流れる流路３と反応槽部２とが凹部に形成される。また、ガラス基板２２上にはＱＣＭセンサ２３が配置される。すなわち、ガラス基板２２は、反応槽部２に位置する場所に、ＱＣＭセンサ２３よりも小さな貫通穴２４と、ＱＣＭセンサ２３と同じ厚みかそれ以上の座グリ深さでＱＣＭセンサ２３よりも大きな穴とが開いており、ちょうどＱＣＭセンサ２３が配置できるようになっている。ＱＣＭセンサ２３のガラス基板２２への固定は、ガラス基板２２上の貫通穴２４のエッジ部に接着剤などで固定されている、この接着剤は、比較的硬化硬度の小さなシリコーン系などの接着剤が望ましい。

ＱＣＭセンサ２３は、ＡＴカットの水晶振動子を使用し、サンプル溶液に含まれる反応物質の捕獲量を測定するための検出用電極６とサンプル溶液の流速あるいは流量を測定するためのリファレンス用電極７とが同一の水晶基板上に配置されており、リファレンス用電極７は検出用電極６の近傍に形成されている。また、これらの電極の裏面には、同一の大きさ或いは、それ以上の大きさを持つＣＯＭ電極が配置されている。検出用電極６、リファレンス用電極７及びＣＯＭ電極はそれぞれ、検出用電極端子３２、リファレンス用電極端子３１、ＣＯＭ電極端子３３を介して、制御回路１１（制御手段）と電気的に接続されている（図２参照）。ＱＣＭセンサ２３上の電極は、ＱＣＭセンサ２３の基材である水晶基板に比べ小さくなっており、ガラス基板２２へ固定したときに、電極近傍で発生する振動への影響が小さくなるよう工夫されていることは言うまでも無い。なお、ＱＣＭセンサ２３は、検出用電極６とリファレンス用電極７とをそれぞれ別体の水晶基板上に配置するように形成してもよい。

さらに、サンプル溶液や緩衝液などを流路３及び反応槽部２に供給するための流体供給口５と、流路３及び反応槽部２に流れる溶液を排出するための流体排出路４とが接着剤などによって樹脂基板２１上に固定されている。

本実施例のマイクロチップシステムの構成について、図５を参照して説明する。上述したマイクロチップ１の流体供給口５はチューブ８を介してポンプ１０（送液手段）に接続され、マイクロチップ１の流体排出路４はチューブ８を介して廃液タンク９に接続されている。また、そのポンプ１０の駆動制御を行うための制御回路１１（制御手段）が、ポンプ１０と電気的に接続されている。制御回路１１は、検出用電極６及びリファレンス用電極７からの電気信号（周波数信号１３）の変化、すなわち発振周波数変化をそれぞれ検出するための周波数カウンタやジッタ検出などが可能な検出回路と、リファレンス用電極７からの発振周波数変化によってポンプ１０の駆動電圧（制御信号１２）を可変させて発生させるための駆動回路などで構成されている。

ポンプ１０は、一般的なシリンジポンプなどでよく、動力としては、電磁、圧電、静電など様々なアクチュエータなどで構成することができる。例えば、電磁方式のＤＣモータであれば電圧を変動させることで送液に使用される圧力を可変することができるし、静電もまた同様に電圧により制御が可能である。また圧電アクチュエータの場合、制御パルスの周波数やその電圧を可変させ同様に圧力を変化せることができる。これらの駆動回路は、使用するポンプ１０に応じて構成すればよく、公知であるトランジスタやロジックＩＣで容易に構成することができる。

次に、本実施例のマイクロチップシステムを、例えば抗原―抗体反応に応用する場合の動作について図１、図４（ａ）、図４（ｂ）を参照しながら説明する。まず、ＱＣＭセンサ２３の検出用電極６上に、抗体４２を捕捉可能なＳＡＭ膜４１などの有機膜を修飾しておく。リン酸などの緩衝液をポンプ１０に接続されたチューブ８に供給し、ポンプ１０を動作させると、緩衝液はポンプ１０による圧力で流体供給口５を通じて流路３、反応槽部２へと送られる。ここで、ポンプ１０の駆動速度（制御信号１２）を変えながら、緩衝液の流量をフローメーターなどによって測定する。例えば、ポンプ１０の動力として上述したＤＣモータを使用する場合、駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を求めることができる。

また、緩衝液の送液に流速や流量の変化が起こると、リファレンス用電極７からの周波数信号１３（発振周波数）が変化するが、この周波数信号１３の変動と流量変化との関係も測定しておく。これらの測定を行なった後、ポンプ１０を動作させた状態で、抗体４２を含む溶液をポンプ１０に接続されたチューブ８に供給すると、抗体４２を含む溶液は流体供給口５を通じて流路３、反応槽部２へと送られる。溶液中の抗体４２は反応槽部２内のＳＡＭ膜４１が修飾されている検出用電極６にのみ吸着・結合して、検出用電極６上に抗体４２が固定化された状態となる（図４（ａ）参照）。次に、抗原４３を含むサンプル溶液をポンプ１０に接続されたチューブ８に２０μＬ供給した後、先に求めた駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を用いて、サンプル溶液の流量が１μＬ／ｍｉｎになるような駆動電圧（制御信号１２）でポンプ１０を動作させ、サンプル溶液の送液を行なう。

このとき、抗原４３を含むサンプル溶液の送液に流速や流量の変化が起こると、リファレンス用電極７からの周波数信号１３が変動する。この周波数信号１３は制御回路１１に送られ、先に求めた周波数信号１３の変動と流量変化との関係を用いて、周波数信号１３が一定なるように、制御回路１１で駆動電圧（制御信号１２）を可変させながらポンプ１０を動作させることによって、流量１μＬ／ｍｉｎを保持し続ける。サンプル溶液中の抗原４３は検出用電極６上に固定化されている抗体４２と結合反応（抗原―抗体反応）を生じて、検出用電極６上のみに抗原４３が捕獲される（図４（ｂ）参照）。

このように、リファレンス用電極７からの周波数信号１３によってフィードバック制御を行い、容易に送液の流速・流量を高精度に制御することができる。したがって、一定濃度のサンプル溶液であれば、検出用電極６上において抗原―抗体反応をリアルタイムで計測でき、反応の定量化だけではなく結合定数や解離定数などの反応速度に関するアフィニティー特性をも計測可能である。特に本実施例では、抗原４３を含むサンプル溶液の送液中の残量によって、流路３、反応槽部２内の流路抵抗が変化してしまい、仮にポンプ１０の圧力を一定にした場合、サンプル溶液の送液開始時と終了時での流速は大きく変化してしまう。上述したような構成にすればサンプル溶液の残量による影響を受けることなく計測が可能である。また、本実施例では抗原―抗体反応に関して述べたが、ＤＮＡのハイブリダイゼーション反応、蛋白質の結合、酵素反応など様々な生化学反応に用いることができる。

本実施例と実施例１との違いはポンプ１０の配置が異なっている点にあり、本実施例では実施例１に示すような吸引方式ではなく加圧方式となっている。よってポンプ１０は、シリンジポンプなどの公知のものを使用することができる。実施例１の吸引方式が空気圧を利用するのに対して、本実施例の方式では、溶液その物を送り出す方式となるため、タイムラグが少なく、容易に送液の精度を高めることが可能である。

［実施例３］
図６は、マイクロチップ内に用いるＱＣＭセンサ２３の構成を示す斜視図であり、このＱＣＭセンサ２３は、上記実施例１及び実施例２において使用するＱＣＭセンサと置き換えて用いることができる。以下、本構成について、図６を参照して説明する。

本実施例に係るＱＣＭセンサ２３は、同一の水晶基板上に、サンプル溶液の流速あるいは流量を測定するための複数のリファレンス用電極７が配置されており、これらのリファレンス用電極７の間に、サンプル溶液に含まれる反応物質の捕獲量を測定するための検出用電極６が配置されている構造となっている。このように、送液されるサンプル溶液や緩衝液などが流れる方向に対し、ＱＣＭセンサ２３上のリファレンス用電極７が、検出用電極６の前後に複数配置されているために、実施例１または実施例２において用いたＱＣＭセンサ２３よりも微小領域の流速あるいは流量の変化を検出することが可能となる。

なお、本実施例では複数のリファレンス用電極７を同一の水晶基板上に配置したが、別体で構成させることもできるし、反応槽部２以外の例えば流路３上の任意の場所に配置することも可能である。また本実施例では、２つのリファレンス用電極７を用いて説明したが、さらに数を増やしてもよく、流体の流れる場所であればどこに配置してもよい。

以上の実施例１〜３においては、１つの検出用電極６を用いて説明したが、反応槽部２を複数設けて、互いに独立した複数の検出用電極６を各反応槽部２内にそれぞれ配置してもよい。このように、検出用電極６をマルチ化することで、検出用電極６毎に独立して異なる測定を行うと、単一のマイクロチップを用いて同一の検体に対して連続的に複数の異なる測定を行うことができるため、スループットの向上が可能となる。

［実施例４］
本発明の第４の実施例のマイクロチップシステムの構成について、図７を参照しながら説明する。まず、このマイクロチップ１の基本構造は、上記実施例１及び実施例２におけるマイクロチップ１からリファレンス用電極７を除いたものと同一である。具体的には、このマイクロチップ１の基部は、樹脂基板とガラス基板の積層体からなる。樹脂基板は、シリコンゴムの一種であるＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）からなり、フォトレジストにて形成された反転型形状物を転写することによって一方の面に凹部が形成されている。そして、この凹部を塞ぐようにガラス基板を樹脂基板上に積層し、Ｏ_２プラズマボンディング法などによって両基板を互いに接合することによって、サンプル溶液や緩衝液などが流れる流路３と反応槽部２とが凹部に形成される。

また、ガラス基板上にはＱＣＭセンサ７０が配置される。すなわち、ガラス基板は、反応槽部２に位置する場所に、ＱＣＭセンサ７０よりも小さな貫通穴と、ＱＣＭセンサ７０と同じ厚みかそれ以上の座グリ深さでＱＣＭセンサ７０よりも大きな穴とが開いており、ちょうどＱＣＭセンサ７０が配置できるようになっている。ＱＣＭセンサ７０のガラス基板への固定は、ガラス基板上の貫通穴のエッジ部に接着剤などで固定されている。この接着剤は、比較的硬化硬度の小さなシリコーン系などの接着剤が望ましい。

次に、ＱＣＭセンサ７０の構造を図８（ａ）、図８（ｂ）に示す。このＱＣＭセンサ７０は、ＡＴカットの水晶振動子を用い、緩衝液の流速あるいは流量の測定とサンプル溶液に含まれる反応物質の捕獲量の測定とを行うための検出用電極６が水晶基板上に配置されている。また、この電極の裏面には、同一の大きさ或いは、それ以上の大きさを持つＣＯＭ電極が配置されている。検出用電極６及びＣＯＭ電極はそれぞれ、検出用電極端子３２及びＣＯＭ電極端子３３を介して、制御回路１１（制御手段）と電気的に接続されている。ＱＣＭセンサ７０上の電極は、ＱＣＭセンサ７０の基材である水晶基板に比べ小さくなっており、ガラス基板へ固定したときに、電極近傍で発生する振動への影響が小さくなるよう工夫されていることは言うまでも無い。

また、サンプル溶液や緩衝液などを滴下して流路３及び反応槽部２に供給するための流体供給口５と、流路３及び反応槽部２に流れる溶液を排出するための流体排出路４とが接着剤などによって樹脂基板上に固定されている。流体排出路４は、チューブ８を介して廃液タンク９及びポンプ１０（送液手段）に接続される。

ポンプ１０（送液手段）は、駆動制御を行うための制御回路１１（制御手段）が電気的に接続されている。制御回路１１は、検出用電極６からの電気信号（周波数信号１３）の変化、すなわち発振周波数変化を検出するための周波数カウンタやジッタ検出などが可能な検出回路と、その発振周波数変化によってポンプ１０の駆動電圧（制御信号１２）を可変させて発生させるための駆動回路などで構成されている。なお、ポンプ１０は、一般的なロータリーポンプやダイヤフラムポンプでよく、動力としては、電磁、圧電、静電など様々なアクチュエータなどで構成することができる。例えば、電磁方式のＤＣモータであれば電圧を変動させることで送液に使用される圧力を可変することができるし、静電もまた同様に電圧により制御が可能である。また圧電アクチュエータの場合、制御パルスの周波数やその電圧を可変させて、同様に圧力を変化させることができる。これらの駆動回路は、使用するポンプ１０に応じて構成すればよく、公知であるトランジスタやロジックＩＣで容易に構成することができる。

次に、本実施例のマイクロチップシステムを例えば抗原―抗体反応に応用する場合の動作について、図７、図９（ａ）、図９（ｂ）を参照しながら説明する。まず、ＱＣＭセンサ７０の検出用電極６上に抗体４２を捕捉可能なＳＡＭ膜４１などの有機膜を修飾しておく。リン酸などの緩衝液を流体供給口５にピペット５０を用いて滴下し、ポンプ１０を動作させると、流路３と反応槽部２は負圧となり、流体供給口５に滴下した緩衝液は流路３を通り反応槽部２へと送られる。ここで、ポンプ１０の駆動速度（制御信号１２）を変えながら、緩衝液の流量をフローメーターなどによって測定する。例えば、ポンプ１０の動力として上述したＤＣモータを使用する場合、駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を求めることができる。

また、緩衝液の送液に流速や流量の変化が起こると、検出用電極６からの周波数信号１３（発振周波数）が変化するが、この周波数信号１３の変動と流量変化との関係も測定しておく。これらの測定を行なった後、先に求めた駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を用いて、緩衝液の流量が１μＬ／ｍｉｎになるような駆動電圧（制御信号１２）でポンプ１０を動作させる。このとき、送液されている緩衝液の流速や流量の変化が起こると、検出用電極６からの周波数信号１３が変動する。この周波数信号１３は制御回路１１に送られ、先に求めた周波数信号１３の変動と流量変化との関係を用いて、周波数信号１３が一定なるように、制御回路１１で駆動電圧（制御信号１２）を可変させながらポンプ１０を動作させることによって、流量１μＬ／ｍｉｎを保持し続ける。すなわち、検出用電極６からの周波数信号１３によってフィードバック制御を行い、送液されている緩衝液の流速・流量を容易かつ高精度に制御することができる。

このフィードバック制御によって緩衝液の流速・流量を一定にした後、緩衝液に続いて、抗体４２を含む溶液を流体供給口５にピペット５０を用いて滴下すると、抗体４２を含む溶液は流速・流量が一定に保たれたまま反応槽部２へ送液される。溶液中の抗体４２は反応槽部２内のＳＡＭ膜４１が修飾されている検出用電極６に吸着・結合して、検出用電極６上に抗体４２が固定化された状態となる（図９（ａ）参照）。次に、抗体４２を含む溶液に続いて、抗原４３を含むサンプル溶液を流体供給口５にピペット５０を用いて２０μＬ滴下すると、抗原４３を含むサンプル溶液も一定の流速・流量で反応槽部２へ送液され、サンプル溶液中の抗原４３は検出用電極６上に固定化されている抗体４２と結合反応（抗原―抗体反応）を生じて、検出用電極６上に抗原４３が捕獲される（図９（ｂ）参照）。そして、一定濃度のサンプル溶液であれば、検出用電極６において抗原―抗体反応をリアルタイムで定量的に計測できる。さらに、サンプル溶液の流速・流量は一定であるため、結合定数や解離定数などの反応速度に関するアフィニティー特性をも計測可能である。

このように、始めに緩衝液を送液することによって、検出用電極６を用いたフィーバック制御で緩衝液の流速・流量を一定にできるため、緩衝液から抗体４２を含む溶液の送液へ連続的に切り替え、続けて抗体４２を含む溶液から抗原４３を含むサンプル溶液の送液へ切り替えると、サンプル溶液の流速・流量を一定にして抗原―抗体反応の反応速度に関するアフィニティー特性を計測することが可能となる。なお、本実施例では抗原―抗体反応に関して述べたが、ＤＮＡのハイブリダイゼーション反応、蛋白質の結合、酵素反応など様々な生化学反応に用いることができる。

本実施例では、実施例１〜３のＱＣＭセンサ２３のようなリファレンス用電極７を必要とせず、センサの構造を簡素化することができるため、マイクロチップの低コスト化が可能となる。また本実施例では、１つの検出用電極６を用いて説明したが、反応槽部２を複数設けて、互いに独立した複数の検出用電極６を各反応槽部２内にそれぞれ配置してもよい。このように、検出用電極６をマルチ化することで、検出用電極６毎に独立して異なる測定を行うと、単一のマイクロチップを用いて同一の検体に対して連続的に複数の異なる測定を行うことができるため、スループットの向上が可能となる。

［実施例５］
本発明の第５の実施例のマイクロチップシステムの構成について、図１０を参照しながら説明する。まず、このマイクロチップ１の基本構造は、上記実施例１及び実施例２におけるマイクロチップ１からリファレンス用電極７を除いたものと同一である。具体的には、このマイクロチップ１の基部は、樹脂基板とガラス基板の積層体からなる。樹脂基板は、シリコンゴムの一種であるＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）からなり、フォトレジストにて形成された反転型形状物を転写することによって一方の面に凹部が形成されている。そして、この凹部を塞ぐようにガラス基板を樹脂基板上に積層し、Ｏ_２プラズマボンディング法などによって両基板を互いに接合することによって、サンプル溶液や緩衝液などが流れる流路３と反応槽部２とが凹部に形成される。

また、ガラス基板上にはＱＣＭセンサ７０が配置される。すなわち、ガラス基板は、反応槽部２に位置する場所に、ＱＣＭセンサ７０よりも小さな貫通穴と、ＱＣＭセンサ７０と同じ厚みかそれ以上の座グリ深さでＱＣＭセンサ７０よりも大きな穴とが開いており、ちょうどＱＣＭセンサ７０が配置できるようになっている。ＱＣＭセンサ７０のガラス基板への固定は、ガラス基板上の貫通穴のエッジ部に接着剤などで固定されている。この接着剤は、比較的硬化硬度の小さなシリコーン系などの接着剤が望ましい。

次に、ＱＣＭセンサ７０の構造を図８（ａ）、図８（ｂ）に示す。このＱＣＭセンサ７０は、ＡＴカットの水晶振動子を用い、緩衝液の流速あるいは流量の測定とサンプル溶液に含まれる反応物質の捕獲量の測定とを行うための検出用電極６が水晶基板上に配置されている。また、この電極の裏面には、同一の大きさ或いは、それ以上の大きさを持つＣＯＭ電極が配置されている。検出用電極６及びＣＯＭ電極はそれぞれ、検出用電極端子３２及びＣＯＭ電極端子３３を介して、制御回路１１（制御手段）と電気的に接続されている。ＱＣＭセンサ７０上の電極は、ＱＣＭセンサ７０の基材である水晶基板に比べ小さくなっており、ガラス基板へ固定したときに、電極近傍で発生する振動への影響が小さくなるよう工夫されていることは言うまでも無い。

また、サンプル溶液や緩衝液などを流路３及び反応槽部２に供給するための流体供給口５と、流路３及び反応槽部２に流れる溶液を排出するための流体排出路４とが接着剤などによって樹脂基板２１上に固定されている。流体供給口５はチューブ８を介してポンプ１０（送液手段）に接続され、流体排出路４はチューブ８を介して廃液タンク９に接続される。

ポンプ１０（送液手段）は、駆動制御を行うための制御回路１１（制御手段）が電気的に接続されている。制御回路１１は、検出用電極６からの電気信号（周波数信号１３）の変化、すなわち発振周波数変化を検出するための周波数カウンタやジッタ検出などが可能な検出回路と、その発振周波数変化によってポンプ１０の駆動電圧（制御信号１２）を可変させて発生させるための駆動回路などで構成されている。なお、ポンプ１０は、一般的なシリンジポンプなどでよく、動力としては、電磁、圧電、静電など様々なアクチュエータなどで構成することができる。例えば、電磁方式のＤＣモータであれば電圧を変動させることで送液に使用される圧力を可変することができるし、静電もまた同様に電圧により制御が可能である。また圧電アクチュエータの場合、制御パルスの周波数やその電圧を可変させ同様に圧力を変化せることができる。これらの駆動回路は、使用するポンプ１０に応じて構成すればよく、公知であるトランジスタやロジックＩＣで容易に構成することができる。

次に、本実施例のマイクロチップシステムを例えば抗原―抗体反応に応用する場合の動作について、図９（ａ）、図９（ｂ）、図１０を参照しながら説明する。まず、ＱＣＭセンサ７０の検出用電極６上に抗体４２を捕捉可能なＳＡＭ膜４１などの有機膜を修飾しておく。リン酸などの緩衝液をポンプ１０に接続されたチューブ８に供給し、ポンプ１０を動作させると、チューブ８に供給された緩衝液はポンプ１０による圧力で流体供給口５を通じて流路３、反応槽部２へと送られる。ここで、ポンプ１０の駆動速度（制御信号１２）を変えながら、緩衝液の流量をフローメーターなどによって測定する。例えば、ポンプ１０の動力として上述したＤＣモータを使用する場合、駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を求めることができる。

また、緩衝液の送液に流速や流量の変化が起こると、検出用電極６からの周波数信号１３（発振周波数）が変化するが、この周波数信号１３の変動と流量変化との関係も測定しておく。これらの測定を行なった後、先に求めた駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を用いて、緩衝液の流量が１μＬ／ｍｉｎになるような駆動電圧（制御信号１２）でポンプ１０を動作させる。このとき、送液されている緩衝液の流速や流量の変化が起こると、検出用電極６からの周波数信号１３が変動する。この周波数信号１３は制御回路１１に送られ、先に求めた周波数信号１３の変動と流量変化との関係を用いて、周波数信号１３が一定なるように、制御回路１１で駆動電圧（制御信号１２）を可変させながらポンプ１０を動作させることによって、流量１μＬ／ｍｉｎを保持し続ける。すなわち、検出用電極６からの周波数信号１３によってフィードバック制御を行い、送液されている緩衝液の流速・流量を容易かつ高精度に制御することができる。

このフィードバック制御によって緩衝液の流速・流量を一定にした後、緩衝液に続いて、抗体４２を含む溶液をポンプ１０に接続されたチューブ８に供給すると、抗体４２を含む溶液は流速・流量が一定に保たれたまま反応槽部２へ送液される。溶液中の抗体４２は反応槽部２内のＳＡＭ膜４１が修飾されている検出用電極６に吸着・結合して、検出用電極６上に抗体４２が固定化された状態となる（図９（ａ）参照）。次に、抗体４２を含む溶液に続いて、抗原４３を含むサンプル溶液をポンプ１０に接続されたチューブ８に２０μＬ供給すると、抗原４３を含むサンプル溶液も一定の流速・流量で反応槽部２へ送液され、サンプル溶液中の抗原４３は検出用電極６上に固定化されている抗体４２と結合反応（抗原―抗体反応）を生じて、検出用電極６上に抗原４３が捕獲される（図９（ｂ）参照）。そして、一定濃度のサンプル溶液であれば、検出用電極６において抗原―抗体反応をリアルタイムで定量的に計測できる。さらに、サンプル溶液の流速・流量は一定であるため、結合定数や解離定数などの反応速度に関するアフィニティー特性をも計測可能である。

このように、始めに緩衝液を送液することによって、検出用電極６を用いたフィーバック制御で緩衝液の流速・流量を一定にできるため、緩衝液から抗体４２を含む溶液の送液へ連続的に切り替え、続けて抗体４２を含む溶液から抗原４３を含むサンプル溶液の送液へ切り替えると、サンプル溶液の流速・流量を一定にして抗原―抗体反応の反応速度に関するアフィニティー特性を計測することが可能となる。なお、本実施例では抗原―抗体反応に関して述べたが、ＤＮＡのハイブリダイゼーション反応、蛋白質の結合、酵素反応など様々な生化学反応に用いることができる。

本実施例では、実施例１〜３のＱＣＭセンサ２３のようなリファレンス用電極７を必要とせず、センサの構造を簡素化することができるため、マイクロチップの低コスト化が可能となる。また本実施例では、１つの検出用電極６を用いて説明したが、反応槽部２を複数設けて、互いに独立した複数の検出用電極６を各反応槽部２内にそれぞれ配置してもよい。このように、検出用電極６をマルチ化することで、検出用電極６毎に独立して異なる測定を行うと、単一のマイクロチップを用いて同一の検体に対して連続的に複数の異なる測定を行うことができるため、スループットの向上が可能となる。

また、本実施例と実施例４との違いはポンプ１０の配置が異なっている点にあり、本実施例では実施例４に示すような吸引方式ではなく加圧方式となっている。よってポンプ１０は、シリンジポンプなどの公知のものを使用することができる。実施例４の吸引方式が空気圧を利用するのに対して、本実施例の方式では、溶液その物を送り出す方式となるため、タイムラグが少なく、容易に送液の精度を高めることが可能である。

［実施例６］
本発明の第６の実施例のマイクロチップシステムの構成について、図１１を参照しながら説明する。まず、このマイクロチップ１の基本構造は、上記実施例４及び実施例５におけるマイクロチップ１に緩衝液供給口６１とバルブ６２ａ，６２ｂとを組み込んだものと同一である。具体的には、このマイクロチップ１の基部は、樹脂基板とガラス基板の積層体からなる。

樹脂基板は、シリコンゴムの一種であるＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）からなり、フォトレジストにて形成された反転型形状物を転写することによって一方の面に凹部が形成されている。そして、この凹部を塞ぐようにガラス基板を樹脂基板上に積層し、Ｏ_２プラズマボンディング法などによって両基板を互いに接合することによって、サンプル溶液や緩衝液などが流れる流路３と反応槽部２とが凹部に形成される。また、ガラス基板上にはＱＣＭセンサ７０が配置される。すなわち、ガラス基板は、反応槽部２に位置する場所に、ＱＣＭセンサ７０よりも小さな貫通穴と、ＱＣＭセンサ７０と同じ厚みかそれ以上の座グリ深さでＱＣＭセンサ７０よりも大きな穴とが開いており、ちょうどＱＣＭセンサ７０が配置できるようになっている。ＱＣＭセンサ７０のガラス基板への固定は、ガラス基板上の貫通穴のエッジ部に接着剤などで固定されている。この接着剤は、比較的硬化硬度の小さなシリコーン系などの接着剤が望ましい。

次に、ＱＣＭセンサ７０の構造を図８（ａ）、図８（ｂ）に示す。このＱＣＭセンサ７０は、ＡＴカットの水晶振動子を用い、緩衝液の流速あるいは流量の測定とサンプル溶液に含まれる反応物質の捕獲量の測定とを行うための検出用電極６が水晶基板上に配置されている。また、この電極の裏面には、同一の大きさ或いは、それ以上の大きさを持つＣＯＭ電極が配置されている。検出用電極６及びＣＯＭ電極はそれぞれ、検出用電極端子３２及びＣＯＭ電極端子３３を介して、制御回路１１（制御手段）と電気的に接続されている。ＱＣＭセンサ７０上の電極は、ＱＣＭセンサ７０の基材である水晶基板に比べ小さくなっており、ガラス基板へ固定したときに、電極近傍で発生する振動への影響が小さくなるよう工夫されていることは言うまでも無い。

また、サンプル溶液を滴下して流路３及び反応槽部２に供給するための流体供給口５と、緩衝液を流路３及び反応槽部２に供給するための緩衝液供給口６１と、流路３及び反応槽部２に流れる溶液を排出するための流体排出路４とが接着剤などによって樹脂基板上に固定されている。緩衝液供給口６１は、緩衝液が貯蔵された供給タンク６３にチューブ８を介して接続される。流体排出路４は、チューブ８を介して廃液タンク９及びポンプ１０（送液手段）に接続される。さらに、サンプル溶液と緩衝液とを反応槽部２へ供給制御するためのバルブ６２ａ、６２ｂが、流体供給口５及び緩衝液供給口６１にそれぞれ接続された流路３内に設けられている。

ポンプ１０（送液手段）は、駆動制御を行うための制御回路１１（制御手段）が電気的に接続されている。制御回路１１は、検出用電極６からの電気信号（周波数信号１３）の変化、すなわち発振周波数変化を検出するための周波数カウンタやジッタ検出などが可能な検出回路と、その発振周波数変化によってポンプ１０の駆動電圧（制御信号１２）を可変させて発生させるための駆動回路などで構成されている。なお、ポンプ１０は、一般的なロータリーポンプやダイヤフラムポンプでよく、動力としては、電磁、圧電、静電など様々なアクチュエータなどで構成することができる。例えば、電磁方式のＤＣモータであれば電圧を変動させることで送液に使用される圧力を可変することができるし、静電もまた同様に電圧により制御が可能である。また圧電アクチュエータの場合、制御パルスの周波数やその電圧を可変させて、同様に圧力を変化させることができる。これらの駆動回路は、使用するポンプ１０に応じて構成すればよく、公知であるトランジスタやロジックＩＣで容易に構成することができる。

次に、本実施例のマイクロチップシステムを例えば抗原―抗体反応に応用する場合の動作について、図９（ａ）、図９（ｂ）、図１１を参照しながら説明する。まず、ＱＣＭセンサ７０の検出用電極６上に抗体４２を捕捉可能なＳＡＭ膜４１などの有機膜を修飾して、バルブ６２ａ，６２ｂはあらかじめ閉状態にしておく。そして、ポンプ１０を動作させて、緩衝液側のバルブ６２ｂを開状態にすると、緩衝液側の流路３と反応槽部２が負圧となり、供給タンク６３内の緩衝液は緩衝液供給口６１から流路３を通り反応槽部２へと送られる。なお、緩衝液としてはリン酸緩衝液などが用いられる。

ここで、ポンプ１０の駆動速度（制御信号１２）を変えながら、緩衝液の流量をフローメーターなどによって測定する。例えば、ポンプ１０の動力として上述したＤＣモータを使用する場合、駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を求めることができる。また、緩衝液の送液に流速や流量の変化が起こると、検出用電極６からの周波数信号１３（発振周波数）が変化するが、この周波数信号１３の変動と流量変化との関係も測定しておく。
これらの測定を行なった後、先に求めた駆動電圧（制御信号１２）と流量との関係を用いて、緩衝液の流量が１μＬ／ｍｉｎになるような駆動電圧（制御信号１２）でポンプ１０を動作させる。このとき、送液されている緩衝液の流速や流量の変化が起こると、検出用電極６からの周波数信号１３（発振周波数）が変動する。この周波数信号１３は制御回路１１に送られ、先に求めた周波数信号１３の変動と流量変化との関係を用いて、周波数信号１３が一定なるように、制御回路１１で駆動電圧（制御信号１２）を可変させながらポンプ１０を動作させることによって、流量１μＬ／ｍｉｎを保持し続ける。すなわち、検出用電極６からの周波数信号１３によってフィードバック制御を行い、送液されている緩衝液の流速・流量を容易かつ高精度に制御することができる。

このフィードバック制御によって緩衝液の流速・流量を一定にした後、抗体４２を含む溶液を流体供給口５にピペット５０を用いて滴下して、緩衝液側のバルブ６２ｂを閉状態、抗体４２を含む溶液側のバルブ６２ａを開状態にすると、緩衝液から抗体４２を含む溶液の送液に切り替わり、抗体４２を含む溶液は流速・流量が一定に保たれたまま反応槽部２へと送られる。溶液中の抗体４２は反応槽部２内のＳＡＭ膜４１が修飾されている検出用電極６に吸着・結合して、検出用電極６上に抗体４２が固定化された状態となる（図９（ａ）参照）。

次に、抗体４２を含む溶液に続いて、抗原４３を含むサンプル溶液を流体供給口５にピペット５０を用いて２０μＬ滴下すると、抗原４３を含むサンプル溶液も一定の流速・流量で反応槽部２へ送液され、サンプル溶液中の抗原４３は検出用電極６上に固定化されている抗体４２と結合反応（抗原―抗体反応）を生じて、検出用電極６上に抗原４３が捕獲される（図９（ｂ）参照）。そして、一定濃度のサンプル溶液であれば、検出用電極６において抗原―抗体反応をリアルタイムで定量的に計測できる。さらに、サンプル溶液の流速・流量は一定であるため、結合定数や解離定数などの反応速度に関するアフィニティー特性をも計測可能である。

このように、始めに緩衝液を送液することによって、検出用電極６を用いたフィーバック制御で緩衝液の流速・流量を一定にできるため、緩衝液から抗体４２を含む溶液の送液へ連続的に切り替え、続けて抗体４２を含む溶液から抗原４３を含むサンプル溶液の送液へ切り替えると、サンプル溶液の流速・流量を一定にして抗原―抗体反応の反応速度に関するアフィニティー特性を計測することが可能となる。なお、本実施例では抗原―抗体反応に関して述べたが、ＤＮＡのハイブリダイゼーション反応、蛋白質の結合、酵素反応など様々な生化学反応に用いることができる。

本実施例では、実施例１〜３のＱＣＭセンサ２３のようなリファレンス用電極７を必要とせず、センサの構造を簡素化することができるため、マイクロチップの低コスト化が可能となる。また本実施例では、１つの検出用電極６を用いて説明したが、反応槽部２を複数設けて、互いに独立した複数の検出用電極６を各反応槽部２内にそれぞれ配置してもよい。このように、検出用電極６をマルチ化することで、検出用電極６毎に独立して異なる測定を行うと、単一のマイクロチップを用いて同一の検体に対して連続的に複数の異なる測定を行うことができるため、スループットの向上が可能となる。

また、本実施例と実施例４及び実施例５との違いは、緩衝液の供給手段が異なっている点にある。実施例４及び実施例５では、緩衝液を流体供給口５にピペット５０で滴下して供給する方式であり、流体供給口５の容量が小さく緩衝液を十分に供給できない場合、緩衝液を送液して流速・流量が一定になる前に流体供給口５内の緩衝液がなくなってしまう。さらに、本実施例及び実施例１、２、４、５に記述した抗原―抗体反応を計測する例では、抗体４２を含む溶液を送液した後、流路３及び反応槽部２内に残留した抗体４２を洗い流すための洗浄工程として緩衝液を送液してから、抗原４３を含むサンプル溶液を送液してもよいが、この場合、流路３及び反応槽部２内を洗浄するための多量の緩衝液が必要となる。本実施例では、緩衝液を供給タンク６３から緩衝液供給口６１にチューブ８を介して供給する方式としているため、容量の大きい供給タンク６３を用いれば、送液に十分な量の緩衝液を供給することが容易に可能である。

本発明の第１の実施例のマイクロチップシステムのブロック構成図である。 本発明の第１、２の実施例のマイクロチップの斜視図である。 本発明の第１、２の実施例のマイクロチップの構造を示す説明図であり、（ａ）は図２に示したマイクロチップの分解斜視図、（ｂ）は（ａ）におけるＱＣＭセンサの斜視図である。 本発明の第１、２の実施例のマイクロチップの動作を示す説明図であり、（ａ）は抗体を送液した状態、（ｂ）は抗原を送液している状態である。 本発明の第２の実施例のマイクロチップシステムのブロック構成図である。 本発明の第３の実施例のＱＣＭセンサの斜視図である。 本発明の第４の実施例のマイクロチップシステムのブロック構成図である。 本発明の第４、５、６の実施例のＱＣＭセンサの構造を示す説明図であり、（ａ）はその上面図、（ｂ）は（ａ）のＢ−Ｂ´線における断面図である。 本発明の第４，５，６の実施例のマイクロチップの動作を示す説明図であり、（ａ）は抗体を送液した状態、（ｂ）は抗原を送液している状態である。 本発明の第５の実施例のマイクロチップシステムのブロック構成図である。 本発明の第６の実施例のマイクロチップシステムのブロック構成図である。 従来例のＱＣＭセンサの構造を示す説明図であり、（ａ）はその上面図、（ｂ）は（ａ）のＡ−Ａ´線における断面図である。

符号の説明

１ マイクロチップ
２ 反応槽部
３ 流路
４ 流体排出路
５ 流体供給口
６ 検出用電極
７ リファレンス用電極
８ チューブ
９ 廃液タンク
１０ ポンプ
１１ 制御回路
１２ 制御信号
１３ 周波数信号
２１ 樹脂基板
２２ ガラス基板
２３ ＱＣＭセンサ
２４ 貫通穴
３１ リファレンス用電極端子
３２ 検出用電極端子
３３ ＣＯＭ電極端子
４１ ＳＡＭ膜
４２ 抗体
４３ 抗原
５０ ピペット
６１ 緩衝液供給口
６２ａ、６２ｂ バルブ
６３ 供給タンク
７０ ＱＣＭセンサ
１００ ＱＣＭセンサ
１０１ 検出用チャネル
１０２ 補正用チャネル
１０３ サンプル溶液

Claims (11)

1. 圧電振動子の振動周波数を測定することにより、溶液中に含まれる第１の化学物質が前記圧電振動子に修飾された第２の化学物質に捕獲される捕獲量を測定するマイクロチップシステムにおいて、
   前記圧電振動子を有する反応槽部と該反応槽部に接続されて前記溶液を流す流路とからなるマイクロチップと、前記流路に接続されて前記マイクロチップに前記溶液を送液する送液手段と、前記圧電振動子を介して前記振動周波数を測定することにより前記反応槽部中を流れる前記溶液の流速あるいは流量を測定し、また前記捕獲量を測定する検出回路部と測定した前記溶液の前記流速あるいは前記流量に基づいて前記溶液の前記流速あるいは前記流量が一定になるように前記送液手段を駆動制御する駆動回路部とからなる制御手段とを有することを特徴とするマイクロチップシステム。
2. 前記検出回路部は、緩衝液からなる第１の前記溶液を流したとき、前記第１の溶液の前記流速あるいは前記流量を測定し、前記第１の化学物質を含む第２の前記溶液を流したとき、前記捕獲量を測定することを特徴とする請求項１に記載のマイクロチップシステム。
3. 前記圧電振動子は第１の圧電振動子と前記第１の化学物質が修飾された第２の圧電振動子とからなり、前記検出回路部は前記第１の圧電振動子を介して前記溶液の前記流速あるいは前記流量を測定し、また前記第２の圧電振動子を介して前記捕獲量を測定することを特徴とする請求項１に記載のマイクロチップシステム。
4. １個の前記第２の圧電振動子に対して複数個の前記第１の圧電振動子が対応するように配置されていることを特徴とする請求項３に記載のマイクロチップシステム。
5. 複数個の前記第１の圧電振動子が、前記溶液の流れに対し、前記第２の圧電振動子の前後に配置されていることを特徴とする請求項４に記載のマイクロチップシステム。
6. 前記第１の圧電振動子と前記第２の圧電振動子とが、同一の圧電基板に並設されていることを特徴とする請求項３〜５のいずれかに記載のマイクロチップシステム。
7. 複数の前記反応槽部を有することを特徴とする請求項１〜６のいずれかに記載のマイクロチップシステム。
8. 前記振動周波数が、共振周波数であることを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載のマイクロチップシステム。
9. 前記圧電振動子が、水晶振動子であることを特徴とする請求項１〜８のいずれかに記載のマイクロチップシステム。
10. 前記送液手段は、前記マイクロチップの上流側に接続され、前記マイクロチップに前記溶液を送液する加圧方式のポンプであることを特徴とする請求項１〜９のいずれかに記載のマイクロチップシステム。
11. 前記送液手段は、前記マイクロチップの下流側に接続され、前記マイクロチップから前記溶液を吸引する吸引方式のポンプであることを特徴とする請求項１〜９のいずれかに記載のマイクロチップシステム。

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