JP2008309691A

JP2008309691A - マイクロリアクター及びマイクロリアクターシステム

Info

Publication number: JP2008309691A
Application number: JP2007158659A
Authority: JP
Inventors: Minao Yamamoto; 三七男山本; Masataka Araogi; 正隆新荻; Yoko Shinohara; 陽子篠原
Original assignee: Seiko Instruments Inc
Current assignee: Seiko Instruments Inc
Priority date: 2007-06-15
Filing date: 2007-06-15
Publication date: 2008-12-25
Anticipated expiration: 2027-06-15
Also published as: JP4972799B2

Abstract

【課題】測定開始時に反応槽内に空気が残留することを防止することができ、確実且つ高精度に測定を行うこと。
【解決手段】液体導入口１０ａ及び液体排出口１０ｂを有する基板と、基板の表面にパッキン２３を挟んで接合されたセンサと、を備え、パッキンが、反応槽３０、液体導入路３１及び液体排出路３２を基板とセンサとの間に一体的に形成するパッキンであり、液体導入路及び液体排出路の幅Ｗが０．４ｍｍ〜０．６ｍｍ、液体導入口と液体排出口との中心間距離Ｌが６．１ｍｍ〜６．４ｍｍ、反応槽が液体導入口と液体排出口との中心に位置し、且つ、その半径Ｒが１．９ｍｍ〜２．１ｍｍとされ、液体導入路及び液体排出路と反応槽とが半径Ｒの７０％〜９５％の半径Ｒ１で形成された曲面３３で連結されているマイクロリアクターを提供する。
【選択図】図１２

Description

本発明は、生化学物質を固定化し、これに特異的に吸着或いは結合する酵素、抗体、蛋白質、ホルモン、糖鎖、化合物等の特定物質の重量を測定するマイクロリアクター、及び該マイクロリアクターを有するマイクロリアクターシステムに関するものである。

近年、ヒトゲノム（人の遺伝子情報）の解析が終了し、異常な遺伝子構造が生成する異常蛋白質と病気との関係解明が進められつつある。これに伴って、新薬の開発手法が、開発者の薬剤や化合物に対する経験と勘を頼りに行う既存手法から、異常蛋白質に直接作用する化合物を探索して新薬とする手法へと変化している。この手法の採用により、従来２０年近く必要としていた新薬開発の期間が、今後５年程度に短縮すると見込まれている。

新薬候補の化合物の探索には、異常蛋白質と新薬候補の化合物との物理的な結合量を指標として用いるのが一般的である。この結合量の測定方法としては、以前は、酵素、発光物質、放射性同位元素等の標識物質を結合させた化合物を用い、この化合物と異常蛋白質とをさらに結合させた後、標識物質の量を測定することで結合した化合物を定量していた。しかしながら現在においては、標識物質を用いずに測定を行う方法が注目されている。

この測定方法の一例として、反応器を利用した測定方法について簡単に説明する。始めに反応器とは、半導体やガラス、樹脂等で形成されたチップの中に導入路及び廃液路を形成し、その間に反応槽を設けたデバイスである。なお反応槽には、予め異常蛋白質を固定したセンサが設置されている。
このように構成された反応器において、導入路からポンプ等により化合物を含む被測定試料液を流し込むと、被測定試料液中の化合物が反応槽に予め設置されたセンサの異常蛋白質と反応し、反応後の廃液が廃液路から排出される。なお、センサに予め固定されている物質はリガンドと呼ばれ、溶液として供給される物質はアナライトと呼ばれている。

つまり、反応槽においては、被測定試料液中のアナライトのうち、あるものはリガンドと結合してセンサに固定される。ここでアナライトとリガンドとの反応が平衡状態に達する（即ち、センサに固定されるアナライトの量とセンサから離れるアナライトの量とが等しくなる）と、リガンドに固定されているアナライトの量が一定量となる。この量が、新薬開発に必要なデータとなる。

ところで、このような反応器に関する技術としては、以下のものが知られている。即ち、センサに圧電振動子（特に水晶振動子）の振動を利用し、圧電振動子の表面に接する試料の粘性や、圧電振動子の表面に付着した微小な重量を測定する技術である。詳細に説明すると、圧電振動子の両面に形成した電極、即ち、検出電極と対向電極との間に交流電圧を印加すると、圧電振動子の材料及び形状から決定される特定の周波数で共振する。そして、検出電極に物質が付着すると、付着した重量に応じて圧電振動子全体の共振周波数が変化する。この変化を測定することで、検出電極に付着した物質の重量を測定するという技術である。

しかし、この方法では特定の物質の検出はできないため、特定の物質のみを吸着若しくは捕獲する手段を所定位置に固定し、特定の物質のみを検出する技術を用いている。一例を挙げると、蛋白質の検出に抗原抗体反応を用いる技術が知られている（特許文献１参照）。このような技術をセンサに応用すると、ある特定の被測定対象物質の微小な重量を測定することが可能となり、上述したようにリガンドに固定されているアナライトの量を高精度に測定することが可能となる。

また、１つのチップ基板内に、上述した反応槽と同時に、送液流路や液体の導入口や液体の排出口等を作りこんだものがマイクロリアクターと呼ばれ、マイクロリアクターに対して送液制御を行う機構を付加したものをマイクロリアクターシステムと呼んでいる。
特開２０００−３３８０２２号公報

マイクロリアクターを用いて測定を行う場合には、反応槽に液体を流すことにより測定が開始される。しかしながら反応槽は、測定前の段階においては通常内部が空気（ガス）で満たされた状態となっている。そのため測定開始時には、空気が満たされた内部に液体を流すことになる。
一方、反応槽内に配置されるセンサは、感度等を考慮して小さく設計することが難しく、ある程度のサイズが必要とされている。そのため、反応槽のサイズは、反応槽に液体を導く導入路に対して大きく作られている。従って、測定開始に伴って導入路から反応槽に液体が流れ込むときに急激に流路が広がって流速に大きな不均一が生じてしまい、反応槽全体に液体がうまく充填されずに空気が内部に残留する恐れがあった。

その結果、残留した空気が溶液の流れに影響を与えてしまい、正確な測定を行うことが難しかった。特に、残留した空気がセンサの電極上に留まってしまった場合には、測定自体が困難となるものであった。

この発明は、このような事情を考慮してなされたもので、その目的は、測定開始時に反応槽内に空気が残留することを防止することができ、確実且つ高精度に測定を行うことができるマイクロリアクター、及び該マイクロリアクターを有するマイクロリアクターシステムを提供することである。

上記の目的を達成するために、この発明は以下の手段を提供している。
本発明に係るマイクロリアクターは、液体に含有される特定物質の重量を測定するマイクロリアクターであって、前記液体が導入される液体導入口及び液体が排出される液体排出口を有する基板と、前記基板の表面にパッキンを挟んで接合され、圧電基板の両面に設けられた一対の電極により該圧電基板を所定の周波数で共振させるセンサと、を備え、前記パッキンが、前記一対の電極のうち一方の電極の周囲を囲って前記液体を貯留させ、前記特定物質を該一方の電極に吸着或いは結合させる反応槽と、前記液体導入口と反応槽とを連通させて液体を反応槽に導入させる液体導入路と、前記液体排出口と反応槽とを連通させて反応槽から液体を排出させる液体排出路と、を前記基板と前記センサとの間に一体的に形成するパッキンであり、前記液体導入路及び前記液体排出路の幅Ｗが０．４ｍｍ〜０．６ｍｍ、前記液体導入口と前記液体排出口との中心間距離Ｌが６．１ｍｍ〜６．４ｍｍ、前記反応槽が前記液体導入口と前記液体排出口との中心に位置し、且つ、その半径Ｒが１．９ｍｍ〜２．１ｍｍとされ、前記液体導入路及び前記液体排出路と前記反応槽とが前記半径Ｒの７０％〜９５％の半径で形成された曲面で連結されていることを特徴とするものである。

この発明に係るマイクロリアクターにおいては、測定を開始する前に、予めセンサを作動させておく。つまり、一対の電極間に所定の電圧を印加させて圧電基板を共振させておく。次に、液体導入口を介して液体導入路に液体を供給する。すると、供給された液体は、液体導入路から反応槽に流れ込んで、該反応槽を満たした後、液体排出路を介して液体排出口から外部に排出される。特に、反応槽が液体で満たされると、一方の電極が液体の中に浸された状態となる。そのため、液体に含有されている特定物質（例えば、抗原等）が、一方の電極に吸着或いは結合して捕獲される。

そのため、一方の電極の重量は、吸着膜に付着した特定物質の重量の分だけ増加する。すると、この重量変化に伴って、センサの共振周波数が変化する。従って、この周波数変化を検出することで、特定物質の重量を測定することができる。その結果、抗原−抗体反応や、ＤＮＡのハイブリダイゼーション反応や、蛋白質の結合反応や、酵素反応等の各種の生化学反応を測定することが可能である。

特に、液体導入口と液体排出口との中心間距離Ｌが、６．１ｍｍ〜６．４ｍｍ離れている上、液体導入路及び液体排出路と反応槽とが、反応槽の半径Ｒの７０％〜９５％の半径で形成された曲面で連結されている。そのため、測定開始時に反応槽内に液体が流れ込むときに、曲面に沿って均一な流速で滑らかに流れ込む。従って、反応槽内に淀み等が発生する恐れがなく、反応槽内の空気を残すことなく押し流して排除することができる。よって、従来のように反応層内に空気が残留することがない。その結果、残留空気の影響を受けずに測定できるので、確実且つ高精度な測定を行うことができる。

また、パッキンによって基板とセンサとの間に形成される反応槽は、液体導入口と液体排出口との中心に位置しており、半径Ｒが１．９ｍｍ〜２．１ｍｍのサイズに形成されている。つまり、直径が３．８ｍｍ〜４．２ｍｍの反応槽となっている。そのため、一方の電極のサイズを、インピーダンスが１ＫΩ以下で安定に発振させることが可能な直径３ｍｍ程度にしたとしても、該電極を反応槽から０．５ｍｍ程度離間させることができる。このように、電極と反応槽との間を０．５ｍｍ程度離間させることで、発振時の位相角度の傾きを急峻にすることができ、発振特性を向上させることができる。
しかも、反応槽の直径を４ｍｍ程度にしているので、小型化を図ることができると共に、反応層内の容積を極力小さく（１μｌ以下）することができる。よって、液体を無駄に消費せずに、微量の液体で効率の良い測定を行うことができる。
また、液体導入路及び液体排出路の幅Ｗが、０．４ｍｍ〜０．６ｍｍとなっているので、これら流路で無駄な容積を確保することなく、液体を効率良く反応槽に導入したり、反応槽内に貯留させ続けたりすることができる。

また、本発明に係るマイクロリアクターシステムは、上記本発明のマイクロリアクターと、前記センサの周波数変化を測定する測定手段と、前記液体導入口及び前記液体排出口に接続されて、前記液体を送液する送液手段と、を備えていることを特徴とするものである。

この発明に係るマイクロリアクターシステムにおいては、測定手段でセンサの周波数変化を測定しながら、送液手段により各種の液体を任意のタイミング、任意の流速で送液することができるので、より多角的な測定を確実かつ高精度に行うことができる。

本発明に係るマイクロリアクター及びマイクロリアクターシステムによれば、測定開始時に反応槽内に空気が残留することを防止でき、確実且つ高精度な測定を行うことができる。しかも、発振特性に優れ、安定に発振するセンサを利用して測定を行うことができる。

以下、本発明に係るマイクロリアクター及びマイクロリアクターシステムの一実施形態について、図１から図１３を参照して説明する。
本実施形態のマイクロリアクターシステム１は、図１に示すように、マイクロリアクター２と、後述するセンサ１２の周波数変化を測定する測定手段３と、サンプル液（液体）Ｆをマイクロリアクター２内に送液する送液手段４と、を備えている。なお、図１は、マイクロリアクターシステム１の簡略構成図である。

上記マイクロリアクター２は、サンプル液Ｆに含有される特定物質の重量を測定するものである。なお、本実施形態では、特定物質（アナライト）を抗原とし、抗原−抗体反応測定を行う場合を例に挙げて説明する。
このマイクロリアクター２は、図２から図５に示すように、ホールド基板（基板）１０と、樹脂プレート１１と、センサ１２と、が３層に積層されることで構成されている。なお、図２は、マイクロリアクター２を表面側から見た図である。図３は、マイクロリアクター２を裏面側から見た図である。図４は、マイクロリアクター２の分解斜視図である。図５は、図４における断面矢視Ａ−Ａ図である。但し、図４及び図５においては、図を見易くするため、パッキン２３の厚みを誇張した状態で図示している。

ホールド基板１０は、アクリル樹脂等から形成された透明な基板であり、外形がＳＤメモリカードの如く形成されている。このホールド基板１０には、サンプル液Ｆを表面側から裏面側に流して後述する液体導入路３１に導入させるための液体導入口１０ａと、サンプル液Ｆを裏面側から表面側に流して後述する液体排出路３２から排出させるための液体排出口１０ｂと、がそれぞれ形成されている。なお、液体導入口１０ａ及び液体排出口１０ｂは、それぞれ直径０．５ｍｍに形成されており、互いの中心間距離Ｌが６．３ｍｍになるように位置調整されている。

また、ホールド基板１０の裏面には、センサ１２を接合するための図示しないＳｉＯ₂膜が全面に亘って蒸着されている。そして、このＳｉＯ₂膜上に、後述する検出電極２１と対向電極２２とにそれぞれ電気接続される配線パターン部１３が形成されている。この配線パターン部１３は、外部接続端子として機能するものである。なお、この配線パターン部１３は、１種類の金属或いは異なる金属を積層（例えば、チタンと金とを２層に積層）して形成されたものである。

樹脂プレート１１は、図６から図８に示すように、シリコン樹脂により板状に形成されている。なお、図６は、樹脂プレート１１を表面側から見た図である。図７は、樹脂プレート１１を裏面側から見た図である。図８は、樹脂プレート１１の側面図である。
この樹脂プレート１１には、ホールド基板１０に対向する面上において、導入溝１４及び排出溝１５がそれぞれ形成されている。導入溝１４及び排出溝１５は、一端側が直径１．５ｍｍ程度の凹部１４ａ、１５ａとなっており、他端側が液体導入口１０ａ及び液体排出口１０ｂと同じサイズである直径０．５ｍｍ程度の凹部１４ｂ、１５ｂとなっている。そして、樹脂プレート１１は、図５に示すように、凹部１４ｂ、１５ｂと、液体導入口１０ａ及び液体排出口１０ｂと、がそれぞれ連通するようにホールド基板１０の表面に接着されている。よって、本実施形態のマイクロリアクター２は、樹脂プレート１１の導入溝１４を介して液体導入口１０ａからサンプル液Ｆを導入すると共に、樹脂プレート１１の排出溝１５を介して液体排出口１０ｂからサンプル液Ｆを排出するようになっている。

上記センサ１２は、図９から図１１に示すように、水晶基板（圧電基板）２０と、該水晶基板２０の両面に設けられて水晶基板２０を所定の周波数で共振させる一対の電極、即ち、検出電極２１及び対向電極２２と、から構成されたＱＣＭセンサである。なお、図９は、センサ１２の斜視図である。図１０は、センサ１２を裏面側から見た図である。図１１は、図９に示す断面矢視Ｂ−Ｂ図である。
水晶基板２０は、例えばＡＴカット水晶板であり、８ｍｍ角ウエハから正方形状に形成された透明な基板である。検出電極２１及び対向電極２２は、それぞれ水晶基板２０の略中心に位置するように、蒸着やスパッタリング等によって形成されている。つまり、検出電極２１及び対向電極２２は、水晶基板２０を間に挟んで対向した状態となっている。

また、水晶基板２０の両面には、検出電極２１及び対向電極２２にそれぞれ電気接続されるリード電極２１ａ、２２ａが形成されている。これら検出電極２１、対向電極２２及びリード電極２１ａ、２２ａは、配線パターン部１３と同様に、１種類の金属或いは異なる金属を積層（例えば、チタンと金とを２層に積層）して形成されたものである。
なお、検出電極２１は、インピーダンスが１ＫΩ以下で、液中で安定に発振する直径３ｍｍに形成されている。また、対向電極２２も同様のサイズとされている。

このように構成されたセンサ１２は、図４及び図５に示すように、パッキン２３を間に挟んだ状態でホールド基板１０の裏面側に接合されている。この際センサ１２は、検出電極２１がホールド基板１０に対向するように接合されている。
このパッキン２３は、ホールド基板１０とセンサ１２との間に、図１２に示すように、反応槽３０と液体導入路３１と液体排出路３２とを一体的に形成するパッキンであり、ＰＥＴ（ポリエチレンテレフタレート）やＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）等の高分子樹脂から形成されている。なお、図１２は、パッキン２３の平面図である。
反応槽３０は、検出電極２１の周囲を囲ってサンプル液Ｆを貯留させ、サンプル液Ｆに含有される特定物質を検出電極２１に吸着或いは結合させる空間である。また、液体導入路３１は、ホールド基板１０の液体導入口１０ａと反応槽３０とを連通させてサンプル液Ｆを反応槽３０に導入させる流路である。また、液体排出路３２は、ホールド基板１０の液体排出口１０ｂと反応槽３０とを連通させてサンプル液Ｆを反応槽３０から排出させる流路である。

ここで、本実施形態のパッキン２３は、反応槽３０、液体導入路３１及び液体排出路３２が、以下のサイズとなるように形成されている。
まず反応槽３０は、上述した液体導入口１０ａと液体排出口１０ｂとの中心間距離Ｌの中心に位置し、半径Ｒが１．９５ｍｍで形成されている。即ち、直径が３．９ｍｍに形成されている。また、液体導入路３１及び液体排出路３２の幅Ｗは、液体導入口１０ａ及び液体排出口１０ｂの直径と同じ０．５ｍｍで形成されている。また、これら液体導入路３１及び液体排出路３２と反応槽３０とは、半径Ｒ１が１．８ｍｍ（反応槽３０の半径Ｒの略９２％）の曲面３３で連結されている。
この曲面３３についてより詳細に説明すると、液体導入路３１又は液体排出路３２と、液体導入口１０ａ又は液体排出口１０ｂと、の交点Ｐに接し、且つ、反応槽３０の輪郭線に接する仮想円Ｓによって描かれる曲面３３である。なお、パッキン２３の厚みは、略８０μｍとされている。

このように構成されたパッキン２３は、図５に示すように、反応槽３０の中心と検出電極２１との中心が一致し、且つ、液体導入口１０ａ及び液体排出口１０ｂと、液体導入路３１及び液体排出路３２と、が連通するようにホールド基板１０とセンサ１２との間に挟まれた状態で両者に接合されている。
この接合方法は、特に１つの方法に限定されるものではないが、例えば珪素と酸素とが交互に接合するシロキサン結合により接合されている。この接合を行う場合には、まずセンサ１２の所定位置にパッキン２３を重ね合わせた後、紫外線を照射する。すると、センサ１２の水晶基板２０とパッキン２３とが、シロキサン結合により接合される。特に、このシロキサン接合は、共有結合であるので、センサ１２とパッキン２３とを高い強度で結合させることができ、好ましい方法である。また、紫外線を照射するだけであるので、いずれも加熱されることがなく、接合後に水晶基板２０に残留応力が発生しない。この点においても、好ましい。

なお、水晶基板２０とパッキン２３とは、シロキサン結合により共有結合しているが、水晶基板２０上のリード電極２１ａ、２２ａとパッキン２３とは接合ではなく自己吸着しているだけである。しかしながら、リード電極２１ａ、２２ａの厚みは僅かな厚み（数百ｎｍ程度）であるので、結合していなくても液漏れ等の恐れはない。

次に、ホールド基板１０の裏面側とセンサ１２が接合されたパッキン２３とに紫外線を照射した後、ホールド基板１０とパッキン２３とを重ね合わせる。これにより、ホールド基板１０の裏面に蒸着されたＳｉＯ_２とパッキン２３とがシロキサン結合により接合される。その結果、ホールド基板１０とパッキン２３とを接合することができる。また、検出電極２１及び対向電極２２にそれぞれ電気接続されているリード電極２１ａ、２２ａは、図３に示す導電性接着剤Ｅを介して配線パターン部１３に電気接続されている。

また、本実施形態の検出電極２１上には、図４に示すように、サンプル液Ｆに含有されている抗原を吸着する吸着膜３５が形成されている。なお、本実施形態では、吸着膜３５が形成されている場合を例に挙げて説明するが、該吸着膜３５は必須なものではなく、形成しなくても構わない。また、図を見易くするため、各図において吸着膜３５の図示を適宜省略している。
この吸着膜３５は、例えばＳＡＭ（自己組織膜：Self-assembled Monolayer）と、該ＳＡＭに修飾された抗体（リガンド）とから構成されており、以下の方法により形成されている。
まず、純水で検出電極２１の表面を洗浄した後、ＳＡＭ試薬（カルボキシル基末端ジスルフィド型）により検出電極２１上にＳＡＭを形成する。続いて、リン酸バッファにより洗浄を行う。続いて、ヒドロキシこはく酸イミドによりＳＡＭを活性化した後、再度リン酸バッファにより洗浄を行う。その後、ＳＡＭに抗体を固定化させる。このようにして、吸着膜３５は形成されている。なお、この吸着膜３５の形成は、センサ１２を接合する前に行っても構わないし、センサ１２を接合した後に行っても構わない。

上記測定手段３は、図１に示すように、周波数可変の交流電源４０と、電流計４１とを備えている。これら交流電源４０及び電流計４１は、直列に接続されており、一端側が検出電極２１に電気接続されている配線パターン部１３に電気接続され、他端側が対向電極２２に電気接続されている配線パターン部１３に電気接続されている。そして、交流電源４０から検出電極２１及び対向電極２２に交流電圧を印加することで、水晶基板２０を共振させることができるようになっている。なお、交流電圧の周波数に応じて電流計４１に流れる電流が変化するが、電流値が極大となる印加電圧の周波数が共振周波数となる。そして、電流計４１の電流値をモニタすることで、共振周波数の変化を測定することができるようになっている。

送液手段４は、サンプル液Ｆをマイクロリアクター２に供給する供給ポンプ４３と、マイクロリアクター２から排出されてきたサンプル液Ｆを回収する廃液タンク４４と、を備えている。供給ポンプ４３には、先端が針部となった供給チューブ４３ａが接続されており、該供給チューブ４３ａを介してサンプル液Ｆを送り込むことができるようになっている。この供給チューブ４３ａの針部は、樹脂プレート１１を穿刺して、導入溝１４の凹部１４ａ内に先端が達した状態となっている。これにより、供給ポンプ４３は、導入溝１４及び供給チューブ４３ａを介してホールド基板１０の液体導入口１０ａに接続された状態となっており、サンプル液Ｆを液体導入口１０ａ内に送り込むことができるようになっている。

同様に廃液タンク４４には、先端が針部となった廃液チューブ４４ａが接続されており、該廃液チューブ４４ａを介してサンプル液Ｆを回収できるようになっている。この廃液チューブ４４ａの針部は、樹脂プレート１１を穿刺して、排出溝１５の凹部１５ａ内に先端が達した状態となっている。これにより、廃液タンク４４は、排出溝１５及び廃液チューブ４４ａを介してホールド基板１０の液体排出口１０ｂに接続された状態となっており、サンプル液Ｆを回収することができるようになっている。

次に、このように構成されたマイクロリアクターシステム１及びマイクロリアクター２により、抗体に付着する抗原の重量を測定することで、抗原−抗体反応を測定する場合について説明する。
始めに測定を開始する前に、予めセンサ１２を作動させておく。つまり、交流電源４０により検出電極２１と対向電極２２との間に交流電圧を印加して水晶基板２０を共振させておく。そして、この状態での共振周波数を電流計４１の電流値より測定しておく。

次に、供給ポンプ４３を作動させて、供給チューブ４３ａを介して樹脂プレート１１の導入溝１４内にサンプル液Ｆを供給する。すると、導入されたサンプル液Ｆは、導入溝１４を流れた後にホールド基板１０の液体導入口１０ａ内に流れ込む。続いて、液体導入口１０ａを通過した後、パッキン２３で形成された液体導入路３１を介して反応槽３０に流れ込む。そして、反応槽３０に流れ込んだサンプル液Ｆは、該反応槽３０を満たした後、液体排出路３２を介して液体排出口１０ｂから排出される。そして、液体排出口１０ｂから樹脂プレート１１の排出溝１５に流れたサンプル液Ｆは、該排出溝１５を通過した後、廃液チューブ４４ａを介して廃液タンク４４に回収される。

ところで、反応槽３０がサンプル液Ｆで満たされると、検出電極２１及び該検出電極２１上に形成された吸着膜３５がサンプル液Ｆの中に浸された状態となる。そのため、サンプル液Ｆに含有されている抗原が、吸着膜３５を構成している抗体に付着して捕獲される。そのため、検出電極２１の重量は、抗体に捕獲された抗原の重量分だけ増加する。すると、この重量増加に伴って、センサ１２の共振周波数が変化するので、電流計４１の電流値が変化する。従って、この電流値変化から共振周波数の変化を測定することができ、抗体に付着した抗原の重量を測定することができる。その結果、抗原−抗体反応をリアルタイムで測定することができ、反応の定量化等を図ることができる。

特に、本実施形態のマイクロリアクター２は、液体導入口１０ａと液体排出口１０ｂとの中心間距離Ｌが６．３ｍｍ離れている上、液体導入路３１及び液体排出路３２と反応槽３０とが、反応槽３０の半径Ｒの略９２％の半径Ｒ１で形成された曲面３３で連通されている。そのため、測定開始時に反応槽３０内にサンプル液Ｆが流れ込むときに、図１３に示すように、曲面３３に沿って均一な流速で滑らかに流れ込む。なお、図１３は、パッキン２３内でのサンプル液Ｆの流れを示した図である。従って、反応槽３０内に淀み等が発生する恐れがなく、反応槽３０内に空気を残すことなく押し流して排除することができる。その結果、残留空気の影響を受けずに測定を行うことができ、確実且つ高精度な測定を行うことができる。

また、本実施形態の反応槽３０は、直径が３．９ｍｍであるので、検出電極２１のサイズを、インピーダンスが１ＫΩ以下で、液中で安定に発振させることが可能な直径３ｍｍにすることができる。しかも、検出電極２１をこのサイズにしたとしても、検出電極２１と反応槽３０との間を０．５ｍｍ程度離間させることができる。そのため、発振時の位相角度の傾きを急峻にすることができ、発振特性を向上させることができる。

更に、反応槽３０の直径が３．９ｍｍ程度であるので、小型化を図ることができると共に、パッキン２３の厚さと面積とで決定される反応槽３０内の容積を極力小さく（１μｌ以下）することができる。よって、サンプル液Ｆを無駄に消費せずに、微量のサンプル液Ｆで効率の良い測定を行うことができる。
また、液体導入路３１及び液体排出路３２の幅Ｗが、液体導入口１０ａ及び液体排出口１０ｂの直径と同じ０．５ｍｍとなっているので、これら流路で無駄な容積を確保することなく、サンプル液Ｆを効率良く反応槽３０内に導入したり、反応槽３０内に貯留させ続けたりすることができる。

また、上記実施形態において、サンプル液Ｆをマイクロリアクター２内に導入した後、洗浄機能や緩衝機能（解離機能）を持つ緩衝液を供給ポンプ４３によりマイクロリアクター２に供給しても構わない。このように緩衝液を供給すると、抗体に捕獲されていた抗原が解離するので、共振周波数が再び変化する。このときの共振周波数を測定することで、抗体と抗原との結合係数や、解離定数等の反応速度に関するアフィニティー特性に関しても迅速に測定することが可能となる。しかも、残留空気の影響がないマイクロリアクター２を利用して測定できるので、このような多角的な測定を確実且つ高精度に行える。

なお、本発明の技術範囲は、上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において、種々の変更を加えることが可能である。

例えば、上記実施形態では、抗原−抗体反応を例に挙げて説明したが、この場合に限られず、アナライト及びリガンドを適宜選択することで、ＤＮＡのハイブリダイゼーション反応や、蛋白質の結合反応や、酵素の結合反応等、様々な生化学反応にも応用することができる。

また、上記実施形態では、反応槽３０の半径Ｒを１．９５ｍｍとしたが、１．９ｍｍ〜２．１ｍｍの範囲内であれば自由に変更して構わない。また、液体導入口１０ａと液体排出口１０ｂとの中心間距離Ｌを６．３ｍｍとしたが、６．１ｍｍ〜６．４ｍｍの範囲内であれば自由に変更して構わない。また、液体導入路３１及び液体排出路３２の幅Ｗを０．５ｍｍとしたが、０．４ｍｍ〜０．６ｍｍの範囲内であれば構わない。また、液体導入路３１及び液体排出路３２と反応槽３０との間の曲面３３の半径Ｒ１を、反応槽３０の半径Ｒの略９２％としたが、７０％〜９５％の範囲内であれば自由に変更して構わない。
上述した範囲内での組み合わせであれば、測定開始時にサンプル液Ｆを反応槽３０内に流し込んだときに、反応槽３０内の空気を確実に排除することができ、空気が残留してしまうことを防止することができる。

本発明のマイクロリアクターシステムの一実施形態を示す簡略構成図である。図１に示すマイクロリアクターを表面側から見た図である。図１に示すマイクロリアクターを裏面側から見た図である。図１に示すマイクロリアクターの分解斜視図である。図２に示す断面矢視Ａ−Ａ図である。マイクロリアクターを構成する樹脂プレートを表面側から見た図である。図６に示す樹脂プレートを裏面側から見た図である。図６に示す樹脂プレートの側面図である。マイクロリアクターを構成するセンサの斜視図である。図９に示すセンサを裏面側から見た図である。図９に示す断面矢視Ｂ−Ｂ図である。マイクロリアクターを構成するパッキンの平面図である。パッキンで形成される液体導入路、反応槽及び液体排出路に沿って液体が流れている状態を示した図である。

符号の説明

Ｆサンプル液（液体）
１マイクロリアクターシステム
２マイクロリアクター
３測定手段
４送液手段
１０ホールド基板（基板）
１０ａ液体導入口
１０ｂ液体排出口
１２センサ
２０水晶基板（圧電基板）
２１検出電極（一方の電極）
２２対向電極（他方の電極）
２３パッキン
３０反応槽
３１液体導入路
３２液体排出路

Claims

液体に含有される特定物質の重量を測定するマイクロリアクターであって、
前記液体が導入される液体導入口及び液体が排出される液体排出口を有する基板と、
前記基板の表面にパッキンを挟んで接合され、圧電基板の両面に設けられた一対の電極により該圧電基板を所定の周波数で共振させるセンサと、を備え、
前記パッキンは、前記一対の電極のうち一方の電極の周囲を囲って前記液体を貯留させ、前記特定物質を該一方の電極に吸着或いは結合させる反応槽と、前記液体導入口と反応槽とを連通させて液体を反応槽に導入させる液体導入路と、前記液体排出口と反応槽とを連通させて反応槽から液体を排出させる液体排出路と、を前記基板と前記センサとの間に一体的に形成するパッキンであり、
前記液体導入路及び前記液体排出路の幅Ｗが０．４ｍｍ〜０．６ｍｍ、前記液体導入口と前記液体排出口との中心間距離Ｌが６．１ｍｍ〜６．４ｍｍ、前記反応槽が前記液体導入口と前記液体排出口との中心に位置し、且つ、その半径Ｒが１．９ｍｍ〜２．１ｍｍとされ、前記液体導入路及び前記液体排出路と前記反応槽とが前記半径Ｒの７０％〜９５％の半径で形成された曲面で連結されていることを特徴とするマイクロリアクター。
請求項１に記載のマイクロリアクターと、
前記センサの周波数変化を測定する測定手段と、
前記液体導入口及び前記液体排出口に接続されて、前記液体を送液する送液手段と、を備えていることを特徴とするマイクロリアクターシステム。