JP2010515913A - マイクロ流体装置 - Google Patents

Abstract

i）入口と、ii）少なくとも第１および第２の通電構造を含む第１の層であって、少なくとも第１および第２の通電構造のそれぞれが複数の歯を備える、第１の層と、iii）入口と流体連通しかつ第１の層の少なくとも第１および第２の通電構造の上方に配置された第１のマイクロ流体チャンバを含む第２の層と、iｖ）少なくとも第３および第４の通電構造を含む第３の層であって、少なくとも第３および第４の通電構造のそれぞれが複数の歯を備える、第３の層とを備えるマイクロ流体装置であって、少なくとも第３および第４の通電構造が、第１のマイクロ流体チャンバの上方になるように第３の層内に配置され、第３の通電構造の歯は、第１の通電構造の歯の上方に実質的に垂直に配置され、第４の通電構造の歯は、第２の通電構造の歯の上方に実質的に垂直に配置され、歯が、実質的に楕円形先端部を有するステムを有する、マイクロ流体装置。
【選択図】図１

Description

概要

本発明は、マイクロ流体装置（ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ ｄｅｖｉｃｅ）、およびマイクロ流体装置を使用して生体試料（ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｓａｍｐｌｅ）から検体を分離し検出する方法に関する。

序

過去１０年にわたって、機械構成部品の小型化と、機械構成部品と微小電気システム（ｍｉｃｒｏ−ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｓｙｓｔｅｍ）の一体化とを基礎とする微小電気機械システム（Ｍｉｃｒｏ−Ｅｌｅｃｔｒｏ−Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ）（ＭＥＭＳ）の出現は、マイクロメートル程度の様々な構造体および装置を製作する可能性をもたらしてきた。この技術は、半導体産業によって開発されたものとほとんど同じ製造技術、設備および材料を巧みに利用している。ＭＥＭＳ応用の範囲は、著しく伸びており、主としてマイクロセンサ（ｍｉｃｒｏ−ｓｅｎｓｏｒ）およびマイクロアクチュエータ（ｍｉｃｒｏ−ａｃｔｕａｔｏｒ）の分野にある。近年、生化学分析システムのＭＥＭＳ装置への小型化および集積化が大きな関心事になっており、これは、マイクロ総分析システム（Ｍｉｃｏｒ Ｔｏｔａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓ Ｓｙｓｔｅｍｓ）（μ−ＴＡＳ）またはラボオンチップ（Ｌａｂ−ｏｎ−ａ−Ｃｈｉｐ）（ＬＯＣ）システムの発明につながっている。

従来の装置に勝るμ−ＴＡＳの主要な利点としては、製造コストの低下、品質および作業時間に関連する分析性能の向上、小型、廃棄性、正確な検出、最小の人為的干渉、および消費電力の低減がある。さらに、遺伝子タイピングおよび他の分子解析の適用を制約するレアケミカル（ｒａｒｅ ｃｈｅｍｉｃａｌ）および試料の問題は、μ−ＴＡＳの使用によって解決されている。

しかし、コア分野において多くの実績があり、例えば、ＤＮＡの増幅を促進するためのＰＣＲをマイクロチップフォーマット（ｍｉｃｒｏｃｈｉｐ ｆｏｒｍａｔ）で小型化しており、ＤＮＡ精製法の小型化へ向けて与えられる労力は少なくなってきている。実際には、現在実証されているマイクロ流体装置またはマイクロアレイ装置のほとんどが、単一機能を追求しており、精製済みＤＮＡまたは均質な試料を入力試料として使用している。一方、臨床および環境分析における実際の適用では、全血または汚染環境流体と同じくらい複雑かつ不均質な試料の処理を必要とする。試料の調製が複雑であるため、最も利用可能なバイオチップシステムは、依然として、従来のベンチトップ法を用いてこの初期段階のオフチップを実行している。その結果、後端検出プラットフォームの急速な進展は、迅速分析装置のさらなる発展を妨げるボトルネックを、「実」試料が使用される前端試料調製にシフトさせてきた。現在知られているマイクロ流体装置に関連する問題は、これらのプラットフォームにおいて効率的なカオス的混合を行うことであり、これには、通常、移動部分と、障害物と、溝と、ねじれ蛇行チャネルまたは３次元蛇行チャネルとが存在する必要がある。しかし、これらの構成要素からなる構造は複雑になる傾向があり、多層積層や多段階フォトリソグラフィなどの複雑な製造プロセスを必要とする。

Ｓｕｚｕｋｉ，Ｈ．ら（Ｊ．ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｙｓｔｅｍｓ、２００４、Ｖｏｌ．１３、Ｎｏ．５、７７９〜７９０）は磁力駆動式カオス混合器を開示しており、この混合器では、試料とビーズの混合を容易にするために、マイクロチャネル内の物理的障害物が、磁気ビーズを前後に操作するように働く、チャネルのベースに埋め込まれた微小導体と共に使用される。

ＥＰ１４６２１７４Ａ１は、磁気ビーズをＸ位置とＹ位置の間で制御移送するための装置を開示しており、磁気ビーズは、電流密度が非定常である三角形状の通電構造によって生成された一連の局所磁場を順次印加することによって移送され、したがって、ビーズは、最高電荷密度を有する領域内の通電構造の先端部に蓄積することになる。

ＷＯ２００６００４５５８は、誘電泳動力を利用して試料から所望の細胞を保持し回収する、生体試料を保存し溶解させるためのバイオチップを開示している。

本発明の一目的は、例えばマイクロチャネルまたはチャンバ内での流体の混合を改善するとともに、より簡単な製造を可能とし、さらに従来技術の問題、特に全血試料の凝固を解決または軽減するマイクロ流体装置を提供することである。

本発明によれば、マイクロ流体装置であって、
i）入口と、
ii）少なくとも第１および第２の通電構造を含む第１の層であって、少なくとも第１および第２の通電構造のそれぞれが複数の歯を備え、第１および第２の通電構造の歯は、第１の通電構造の歯が第２の通電構造の歯の間に配置されるように場合によりオフセットされる、第１の層と、
iii）入口と流体連通しかつ第１の層の少なくとも第１および第２の通電構造の上方に配置された第１のマイクロ流体チャンバを含む第２の層と、
iｖ）少なくとも第３および第４の通電構造を含む第３の層であって、少なくとも第３および第４の通電構造のそれぞれが複数の歯を備え、第３および第４の通電構造の歯は、第３の通電構造の歯が第４の通電構造の歯の間に配置されるように場合によりオフセットされる、第３の層と
を備え、
少なくとも第３および第４の通電構造が、第１のマイクロ流体チャンバの上方になるように第３の層内に配置され、したがって、第３の通電構造の歯は、第１の通電構造の歯の上方に実質的に垂直に配置されるか、または第１の通電構造の歯からオフセットされ、第４の通電構造の歯は、第２の通電構造の歯の上方に実質的に垂直に配置されるか、または第２の通電構造の歯からオフセットされ、
歯が、実質的に楕円形の先端部を有するステムを有する、マイクロ流体装置が提供される。

この態様の一変形例では、マイクロ流体装置であって、
i）入口と、
ii）複数の歯を備える少なくとも第１の通電構造を含む第１の層と、
iii）入口と流体連通しかつ第１の層の少なくとも第１および第２の通電構造の上方に配置された第１のマイクロ流体チャンバを含む第２の層と、
iｖ）複数の歯を備える少なくとも第２の通電構造を含む第３の層と
を備え、
第２の通電構造が、第１のマイクロ流体チャンバの上方になるように第３の層内に配置され、したがって、第２の通電構造の歯は、第１の通電構造の歯の上方に実質的に垂直に配置されるか、または第１の通電構造の歯からオフセットされ、
歯が、実質的に楕円形の先端部を有するステムを有する、マイクロ流体装置が提供される。

この変形例は、装置の第１の層および第３の層が、それぞれ第１および第２の通電構造、および第３および第４の通電構造ではない通電構造を含む限りにおいて異なることが分かる。しかし、これは、第１および第３の層内に別の通電構造を含む可能性を除外するものではない。

第１の層か第３の層のどちらかの通電構造は、構造の個々の歯が互いに向き合うように配向され得るような方向の折り返しまたは変化を含むように配向され得る。個々の歯は、互いにオフセットされていてもよい。

本発明の第１の態様（上記に定義したいずれかの変形例による装置を含む）の以下の論議では、説明される好ましい特徴が、必要な変更を加えて本発明のこの態様のいずれかの変形例に適用され得ることが理解される。

オフセットという用語は、第１および第２の通電構造の歯の可能な間隔の範囲を含むことが理解される。歯は、例えば、規則正しく、第１および第２の通電構造の歯の間を同じ空間間隔で離間され得るが、必ずしもそうである必要はない。第１の通電構造の歯は、例えば、その歯が第２の通電構造の歯の間の中間位置に、あるいは歯の間隔の一部分の位置に存在するようにオフセットされてもよい。オフセットという用語はまた、通電構造の歯の不規則な間隔や通電構造自体の不規則な間隔も含む。

歯は、通電構造の経路に沿った突出部を意味すると理解される。したがって、各歯の形状は別の形状および構造を含むことができ、例えば、突出部のステム部は楕円形先端部で終端することができる。

通電構造は、「鍵型」または「多数巻き鍵型」と称される種類のものとすることができる。そのような構成の実施例の空間配置が、図１８〜２０に示されている。

楕円形という用語は、卵形または円形形態を有する先端部を意味することが理解される。好ましい一実施形態では、先端部は円形である。

本発明者らは、装置の歯の楕円形状は、先端部の磁場だけが強くなる三角形などの歯の他の形状と比べると、歯の周囲により均等に分布する磁場を引き起こすことを見出している。

通電構造は、第１および第３の層に埋め込まれることが好ましい。通電構造は、第１および第３の層の表面の０．１μｍ〜１０μｍ下方にあることがより好ましい。０．１μｍ〜５μｍ下方にあることがさらに好ましい。０．１μｍ〜２μｍ下方にあることが最も好ましい。

装置は、装置によって生成される磁場を増大させるために、マイクロチャネルより遠位にある第１および／または第３の層内に位置するか、または第１および／または第３の層に隣接して位置する高透磁率（例えばパーマロイ）層を含むことができることが、当業者には明らかである。

好ましい一実施形態では、第１のマイクロ流体チャンバは、実質的にまっすぐなチャネルである。別の好ましい実施形態では、実質的にまっすぐなチャネルは、入口に近接したチャンバを形成する大き目の寸法をもつ領域を有する。

装置が使用されているとき、この領域は、試料液体が混合され得る比率を増大させるように働くことが見出されている。これは、試料が例えば全血を濃縮または凝固させやすい液体である特定の用途である。血液の試料としての使用は、家庭用またはポイントオブケア用として設計された装置を特に対象とする。というのは、試料は、単に針を刺すことによって容易に得ることができるからである。

特に好ましい実施形態では、入口はより大きな寸法をもつ領域内に直接通じており、通電装置はこの領域内にまで延びており、したがって、試料が装置に入るとすぐに試料のカオス的混合が始まる。

第１および／または第３の層は、第５の通電構造をさらに含むことが好ましい。第５の通電構造は、入口より遠位にあるように位置することがより好ましい。

好ましい一実施形態では、第１のマイクロ流体チャンバは、溶解および抽出ユニットを形成する。特に好ましい一実施形態では、装置は、全血の分析に有用である。

マイクロ流体装置は、第１のマイクロ流体チャンバと流体連通する第２のマイクロ流体チャンバをさらに備え、第２のマイクロ流体チャンバは、増幅チャンバであることが好ましい。増幅チャンバは、ＰＣＲチャンバであることがより好ましい。

そのような増幅チャンバは、例えば、Ｙｏｕｎｇ，Ｓ．Ｓ．ら（Ｊ．Ｍｉｃｒｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ ａｎｄ Ｍｉｃｏｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、２００３ １３、７６８〜７７４）によって記述されているように、当分野で周知なので、当業者なら第２のチャンバを含むことができるはずであることが理解される。

別の実施形態では、マイクロ流体装置は、第２のマイクロ流体チャンバと流体連通する第３のマイクロ流体チャンバを備え、上記第３の流体チャンバは、検体の存在を検出するためのセンサを備える。

特に好ましい実施形態では、センサは、相互インダクタンス装置を含む。

別の好ましい実施形態では、マイクロ流体装置は、流体をチャンバからチャンバへ移動させるための少なくとも１つの一体型ポンプを備える。一体型ポンプは、磁気ポンプであることが好ましい。

マイクロ流体装置は、通電構造のそれぞれに電圧を所定の順序で所定の期間にわたって別々に印加するための手段をさらに備えることが好ましい。

この期間は、１〜１０秒の範囲内であることが好ましく、５秒未満であることがより好ましい。

マイクロ流体装置は、少なくとも第１の流体貯蔵器をさらに備えることが好ましい。

一実施形態では、少なくとも第１の貯蔵器は、第１のマイクロ流体チャンバと流体連通する。少なくとも第１の貯蔵器は、装置に組み込まれることが好ましい。

別の実施形態では、第１のマイクロ流体チャンバは、第１の流体貯蔵器を形成する。

流体は、超常磁性ビーズを含むことが好ましい。

流体は、溶解バッファ（ｌｙｓｉｓ ｂｕｆｆｅｒ）も含むことがより好ましい。

別の実施形態では、マイクロ流体装置は、少なくとも第２の流体貯蔵器をさらに備える。

流体は、他の構成要素を含むことができ、例えば、場合により抗凝血剤を含むことができることは明らかである。

本発明の第２の態様によれば、生体分子を含む試料を調製するためのラボオンチップシステムが提供され、このラボオンチップシステムは、
ａ）第１の態様による装置と、
ｂ）試料および流体を第１のマイクロ流体チャンバに導入するための手段と
を備える。

この態様の一変形例では、生体分子を含む試料を調製するためのラボオンチップシステムが提供され、このラボオンチップシステムは、
ａ）第１の態様の変形例の装置と、
ｂ）試料および流体を第１のマイクロ流体チャンバに導入するための手段と
を備える。

この変形例は、関連する装置が上述の第１の態様の変形例による装置である限りにおいて異なることが分かる。

本発明の第２の態様（本発明の装置のいずれかの変形例を備えるシステムを含む）の以下の論議では、説明される好ましい特徴が、必要な変更を加えて本発明のこの態様のいずれかの変形例に適用され得ることが理解される。

装置の第１、第２、第３および第４の通電構造は、電圧を所定の順序で印加されることが好ましい。

好ましい一実施形態では、第５の通電構造が、第１のマイクロ流体チャンバ内に超常磁性粒子を保持するように働く。

超常磁性粒子は、任意の適当な直径を有することができ、好ましくは、５０ｎｍ〜１０μｍの平均直径を有することが理解される。例えば、３μｍの平均直径が検討される。他の直径も可能である。

超常磁性粒子は、対象の検体に結合するように機能化されることが好ましい。検体は、核酸であることがより好ましい。

好ましい一実施形態では、システムは、第１のマイクロ流体チャンバと流体連通する洗浄バッファを備える第２の貯蔵器をさらに備える。システムは、第１のマイクロ流体チャンバと流体連通する溶出バッファを含む第３の貯蔵器をさらに備えることがより一層好ましい。

試料は、任意の適当な生体材料でよいことが理解される。試料は、少なくとも１つの細胞を含むことが好ましい。試料は、全血試料を含むことがより好ましい。

好ましい一実施形態では、流体は、溶解バッファをさらに含む。

さらに好ましい一実施形態では、流体は、抗凝血剤をさらに含む。

本発明の第３の態様によれば、試料から生体分子を含む検体を分離させるための方法が提供され、この方法は、
i）試料を第１の態様による装置の入口に導入するステップと、
ii）超常磁性粒子を含む流体を装置の第１のマイクロ流体チャンバに導入するステップと、
iii）装置の第１、第２、第３および第４の通電構造に電圧を所定の順番に印加し、それによって第１、第２、第３および第４の通電構造に電流を流すステップと
を備え、
ステップi）は、ステップii）の前に、またはステップii）と同時に、またはステップii）の後で実施することができ、上記超常磁性粒子は、対象の検体に結合するように機能化され、
ステップiii）は、ステップi）と同時に、またはステップi）の直後に実施され、
上記電流により通電構造は非永久的に磁化されるようになり、それによってマイクロ流体チャンバ内で上記超常磁性粒子を３次元で磁気作動させることになり、上記超常磁性粒子の上記磁気作動が上記試料と上記流体のカオス的混合を引き起こして、機能化された超常磁性粒子が検体と接触する機会を増大させることになる。

この態様の変形例では、試料から生体分子を含む検体を分離させるための方法が提供され、上記方法は、
i）試料を第１の態様の変形例による装置の入口に導入するステップと、
ii）超常磁性粒子を含む流体を装置の第１のマイクロ流体チャンバに導入するステップと、
iii）装置の通電構造に電圧を所定の順番に印加し、それによって装置の通電構造に電流を流すステップと
を備え、
ステップi）は、ステップii）の前に、またはステップii）と同時に、またはステップii）の後で実施することができ、上記超常磁性粒子は、対象の検体に結合するように機能化され、
ステップiii）は、ステップi）と同時に、またはステップi）の直後に実施され、
上記電流により通電構造は非永久的に磁化されるようになり、それによってマイクロ流体チャンバ内で上記超常磁性粒子を３次元で磁気作動させることになり、上記超常磁性粒子の上記磁気作動が上記試料と上記流体のカオス的混合を引き起こして、機能化された超常磁性粒子が検体と接触する機会を増大させることになる。

この変形例は、関連する装置が上述の第１の態様の変形例による装置である限りにおいて異なることが分かる。

本発明の第２の態様（本発明の装置のいずれかの変形例を備えるシステムを含む）の以下の論議では、説明される好ましい特徴が、必要な変更を加えて本発明のこの態様のいずれかの変形例に適用され得ることが理解される。

上述のように、装置の歯の楕円形状は、先端部の磁場だけが強くなる三角形などの歯の他の形状とは対照的に、歯の周囲により均等に分布する磁場を引き起こすことを見出している。これは、ビーズのカオス的運動による混合を高めることになる。

好ましい一実施形態では、装置は、第５の通電構造をさらに備え、第５の通電構造は、ステップiii）の後で電圧を印加され、超常磁性粒子は、磁気相互作用によって第５の通電構造に付着され保持される。

各通電構造を流れる電流は、１００ｍＡ〜１０Ａの範囲内であることが好ましい。１００ｍＡ〜７５０ｍＡであることがより好ましい。５００ｍＡ未満であることが最も好ましい。

好ましい一実施形態では、この方法は、好ましくは、超常磁性粒子が第５の通電構造上に保持されていれば、装置の第１のマイクロ流体チャンバに洗浄溶液を導入するステップをさらに備える。

この方法は、装置の第１のマイクロ流体チャンバに溶出溶液を導入するさらなるステップを場合により備える。

好ましい一実施形態では、電圧は、ビーズが第１のマイクロ流体チャンバ内の所定の位置に移動できるように、第１、第２、第３および第４の通電装置のそれぞれに十分長い間印加される。

第３の態様の方法の一実施形態では、通電構造は、１、４、３、２の順に電圧を印加される。しかし、電圧は、超常磁性粒子を含む流体と試料との最適混合を得るように、通電構造に任意の所望の順序で印加され得ることが当業者には明らかであろう。

本発明の好ましい一実施形態では、試料は、少なくとも１つの細胞を含む。試料は、血液試料であることがより好ましい。

試料が少なくとも１つの細胞を含んでいるとき、流体は溶解バッファをさらに含み、試料とバッファを混合することによって細胞を溶解させることが好ましい。

検体は、核酸であることが好ましい。ＤＮＡがより好ましい。

第３の態様の方法は、好ましくは、検体の存在を検出するさらなるステップを備える。

試料が第１のマイクロ流体チャンバを流れる速度は、２０〜１００μｍ／ｓの範囲内であることが好ましい。

本発明の第４の態様によれば、試料内の検体の存在を検出するための装置であって、
i）相互インダクタと、
ii）渦巻き相互インダクタに隣接する第１の表面と反対側の第２の表面とを有する絶縁層と、
ii）少なくとも１つのプローブが固定されている第１の表面と、第１の表面の反対側にありかつ絶縁層の第２の表面に隣接するように配置された第２の表面とを有する試料接触層と
を備え、
相互インダクタが、第１のコイルおよび第２のコイルを備える、装置が提供される。

第４の態様の好ましい一実施形態では、相互インダクタは、円形渦巻きコイル、正方形渦巻きコイル、蛇行積層渦巻きコイル、または城郭状積層型導体を備える。

好ましい一実施形態では、第１および第２のコイルは、第１のコイルが第２のコイルの上方に垂直に位置するように配置される。

別の好ましい実施形態では、第１および第２のコイルは、巻き合わされる。

検体の存在は、第１のコイルに交流電流を流し、第２のコイルで誘導電圧の変化を観測することによって検出されることが、当業者によって理解されるであろう。

プローブは、核酸であることが好ましい。プローブは、ＤＮＡであることがより好ましい。

好ましい一実施形態では、装置は、絶縁層より遠位にある渦巻き相互インダクタに隣接して位置するパーマロイなどの適切な高透磁率材料層をさらに備える。

絶縁層は、二酸化ケイ素を含むことが好ましい。

固定化層（ｉｍｍｏｂｉｌｉｓａｔｉｏｎ ｌａｙｅｒ）は、任意の適当な材料、例えば金、アガロースまたはＳｉ_３Ｎ_４を含み得ることが理解される。固定化層は、金を含むことが好ましい。

本発明の第５の態様によれば、液体試料中の検体を検出する方法であって、
ａ）検体を含有する試料を、検体に結合するように機能化された磁気ビーズと接触させるステップと、
ｂ）磁気ビーズを試料から分離させるステップと、
ｃ）ビーズを第４の態様の装置と接触させるステップであって、試料接触層上に固定された少なくとも１つのプローブが検体に結合し、それによって磁気ビーズを表面に保持する、ステップと、
ｄ）渦巻き相互インダクタの相互インダクタンスの変化を測定するステップと
を備え、
相互インダクタンスの増大が、試料中の検体の存在を示す、方法が提供される。

検体は、核酸であることが好ましい。

プローブは、核酸であることがより好ましい。

磁気ビーズは、例えば常磁性ビーズとすることができる。

次に、本発明について、以下の図を参照しながらより詳細に説明する。

第１の態様によるマイクロ流体装置の分解図である。 装置の１つの層内に１つの混合ユニットを形成する通電構造の構成の概略図である。 磁場強度の変化を示す通電構造の１つの歯を示す図である。 第１の態様によるマイクロ流体装置を備えるラボオンチップ装置の概略図である。 第１の態様による装置の一実施形態の概略図である。 リアプノフ成分（Ｌｙａｐｎｏｖ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）を計算するためのスプロットの方法（Ｓｐｒｏｔｔ’ｓ ｍｅｔｈｏｄ）を示す図である。 細胞の摂動がない場合の３．５個の混合ユニット内での細胞の移流を示す図である。 磁場摂動がある場合の３．５個の混合ユニット内での細胞の移流を示す図である。 ４個の粒子のシミュレートされたカオス的移流を示す図である。 リアプノフ指数（Ｌｙａｐｎｏｖ Ｅｘｐｏｎｅｎｔ）を計算するための、個々の粒子の最初の位置を示す図である。 駆動パラメータに対する最大ＬＥの変化を示す図である。 駆動パラメータに対するラベリング効率（ｌａｂｅｌｌｉｎｇ ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ）の変化を示す図である。 磁気ビーズでタグ付けされたハイブリッドＤＮＡ（ｈｙｂｒｉｄｉｓｅｄ ＤＮＡ）を示す本発明による検出器装置の概略図である。 設計シミュレーションで使用されるセンサモデルを概略的に示すコイルの上面図である。 設計シミュレーションで使用されるセンサモデルを概略的に示す横断面図である。 センサの電気モデルを示す図である。 様々なビード透磁率に関する、外側コイル直径に対するコイルインダクタンスのパーセント変化を示す図である。 様々な導体厚み値に関する、出力信号がビード透磁率に対して最大になる最適な外側コイル直径を示すグラフである。 図１５ａのインダクタに関する、対応する最大化インダクタンスのパーセント変化を示すグラフである。 様々な周波数について、出力信号がビーズ透磁率に対して最大になる最適な外側コイル直径を示すグラフである。 図１６ａの周波数に関する、対応する最大化センサ電圧を示すグラフである。 本発明によるＤＮＡ抽出チップの分解図である。 鍵型電極構成の立体図である。 鍵型電極構成の寸法を示す図である。 複数ターン鍵型電極構成を示す図である（各ターンの幅が１００マイクロメートルであり、ターン間に置かれた空間が５０マイクロメートルであり、かつ厚みが１００マイクロメートル未満であることを除いて、図１９と同じ寸法である）。 概念実証チップの写真である。 図２１に示されている概念実証チップを使用して調製された試料に対して実行されたＰＣＲの結果を示す図である。 １次巻線および２次巻線の抵抗およびインダクタンスを示す結合インダクタの電気モデルを示す図である。 一般的な平面結合インダクタを示す図である（図２４（ａ）および（ｂ）は積層型巻線であり、図２４（ｃ）および（ｄ）は巻き合わせ巻線である）。 本発明の検出装置内で平面結合インダクタとして使用するのに適した正方形の積層渦巻きコイルを示す図である。 本発明の検出装置内で平面結合インダクタとして使用するのに適した蛇行積層渦巻きコイルを示す図である。 本発明の検出装置内で平面結合インダクタとして使用するのに適した城郭状積層型導体を示す図である。

図１に示されているマイクロ混合器１０は、３つの蛇行導体１４、１６、１８を埋め込まれた、ガラスから形成されたベース層１２を備える。ＰＤＭＳから形成されている中心層２０は、蛇行導体１４、１６、１８の上方に位置する直線チャネル２２を含み、ガラスから形成されている上層２４は、上層２４に埋め込まれた別の２つの蛇行導体２６、２８と、２つの入口ポート３０、３２と、出口ポート３６とを有する。

装置の寸法の一例が図２に示されており、同図には１つの混合ユニットの上面図が境界線と共に示されている。各混合ユニットは、各導体からの２つの隣接する歯を含む。チャネル２２は、幅が１５０μｍ、深さが５０μｍである。導体１４、１６は、円形先端部４０を有する歯３８の形をしており、断面の高さが３５μｍ、断面の幅が３５μｍであり、導体の円形先端部４０の中心間距離は、ｘ方向に１００μｍ、ｙ方向に６５μｍである。上部導体１４および下部導体１６の各列は、電源に交互に接続される。混合操作周期は２つの段階から構成される。最初の半周期に導体配列の一方がオンにされ、もう１つの方はオフにされる。次の半周期に導体配列の状態は逆にされる。各混合ユニットは、対向する導体配列からの２つの隣接する歯３８から構成され、混合器は、互いに接続されている一連のかかる混合ユニットから構成される。３次元構成では、導体の切替えは、０．２５サイクルごとに行われる。

図３は、半周期の作動の間に、７５０ｍＡの電流が一方の導体配列に注入され、反対側の配列で切られているときに、導体の円形先端部４０付近に磁場が生成された状態の１つの歯３８を示す。濃淡マップは、導体表面の上方１０μｍの所の磁場強度の変化を示しており、この場合、円形先端部の中心（Ｐ点）での磁場の最大値は約６０００Ａ／ｍである。磁場強度が最大値になる導体付近および導体先端の円の内側にある粒子に、最大の力（５．５ｐＮ）が加えられる。磁場は中心点Ｐで最大であるが、粒子に加わる力はこの点では比較的小さい。これは、磁力が点Ｐの近傍でほとんど一定である磁場の勾配に比例するということによるものである。導体から遠ざかるとき、この力は、磁気モーメントに影響を与えることになる磁場の劇的な減少によって著しく低下する。

図１および図２に示されているマイクロ流体装置は、図４ａおよび図４ｂに概略的に示されているような「ラボオンチップ」装置に組み込むことができる。図４ａでは、この装置は、増幅チャンバ５０と検出器を備える試料分析ユニット６０とに直列に連接された、図１に示されているような試料調製装置１０を備える。

図４ｂは、試料調製装置１０をより詳細に示す。この装置は、混合領域に連接された入口からマイクロポンプまでと入口より遠位にある分離領域とを備える。

ＤＮＡ試料の分離および調製のための、図４に示されているようなラボオンチップの使用は、４つのステップ、すなわち
・細胞溶解
・ＤＮＡ結合
・汚染物を浄化／分離するための洗浄
・再懸濁
を含む。

最初の２つのステップは、カオス混合器内で実行され、続いて、下流プロセスが分離器内で実行される。最初に、ヒト血液と粒子を含む溶解バッファとが、例えば直接注入によって、または重力下で、または下流に印加された負圧によって、または外部ポンプもしくは一体型マイクロポンプを使用して、２つの入口ポートを経由して装置に、例えばマイクロチャネルに導入される。粒子の混合は、微小導体によって生成された局所の時間依存性磁場を印加して磁気泳動力による粒子の運動でカオス的移流を作り出すことによって実行される。埋め込まれた高アスペクト比の導体により、比較的大きい電流が強磁場を生成して磁性粒子を移動させることができる。上部ガラスウェハと下部ガラスウェハの両方についている導体は、効率的な空間混合を実行するために必要である。溶解バッファに適切な濃度の粒子を使用すると、粒子のカオス的移流が流体パターンに変えられ、したがって、溶解バッファと血液を混合することができる。混合および細胞溶解の間、解放されたＤＮＡ分子は粒子の表面上に吸着される。

混合後、次いで、全溶液は下流に流され、無傷のＤＮＡ／粒子は、チャネルの下部に製作された別の蛇行導体を使用することによって他の汚染物から分離される。チャンバを使用する実施形態では、１つ（または複数）の下部コイルは、この目的のために利用され得る。この導体は、一定の直流電流によって活性化され、生成された磁場により、粒子はチャネルの下面に集められ、他の汚染物は流れで洗い落とされる。

続いて、洗浄バッファがチャネルに導入され、それによって残留汚染物を洗浄し除去する。最後に、導体はオフされ、再懸濁バッファがシステムに注入され、精製済みＤＮＡ／粒子はシステム内で再懸濁される。次に、ＤＮＡは、ＤＮＡ／粒子複合体を、標準ＰＣＲプロトコルによって必要とされている６５℃を超える温度に加熱したときに解放されるので、試料はＰＣＲに直接使用され得る。

カオス的マイクロ流体混合器の設計
機能化されたナノ粒子およびマイクロ粒子またはビーズは、化学結合のための大きな比表面積を与えるとともに、バイオアッセイ用「移動基板」および生体内応用（Ｇｉｊｓ ２００４）として有利に使用され得る。磁鉄鉱（Ｆｅ_３Ｏ_４）または磁鉄鉱の酸化型磁赤鉄鉱（γ−Ｆｅ_２Ｏ_３）の存在により、磁性粒子は外部磁場内で磁化される。この外部磁場は、永久磁石または電磁石によって生成されるものであり、これらの粒子を磁気泳動力によって操作し、それによって液体中での粒子の移動を引き起こすために使用され得る。粒子が小型であるため、すなわち１００μｍから５ｎｍまでの範囲（Ｐａｎｋｈｕｒｓｔら ２００３）であるため、粒子は、外部磁場が除去されると粒子の磁気特性を失い、超常磁性特性を示す。この追加の利点は、粒子が作動用ラベルとして使用される後続の分析で、所望の生物学的存在、例えば細胞、ＤＮＡ、ＲＮＡ、たんぱく質などをそれらの自然環境から分離させるために利用されている。生体細胞／粒子複合体を汚染物から分離させる前に、磁性粒子は、標的細胞を含有する生体流体溶液全体にわたって分散させられるべきである。これは、粒子を有する標的にタグ付けするのに役立つ混合プロセスによって行われる。次の段階では、磁性粒子に付着された細胞だけが、分離プロセスで分離されることになり、生体流体混合物の残り部分は、磁力によって影響を受けないままである。磁気泳動力に基づくマイクロ装置内での粒子の分離は、文献（Ｃｈｏｉら ２００１；Ｄｏら ２００４；Ｒａｍａｄａｎら ２００６）で報告されている。

それにもかかわらず、レイノルズ数がしばしば１未満である微小規模装置では、混合は、乱流がないため、ささいなタスクではない。そのような状況では、混合は分子拡散だけに頼る。小さい球状分子の中での比較的大きな球体の希薄溶液の拡散係数は、下記のストークスアインシュタインの式によって推定される（Ｍｉｔｃｈｅｌｌ ２００４）。

ここで、Ｋ_Ｂはボルツマン定数、Ｔは絶対温度、μは溶液の動的粘度、そしてｄは拡散粒子の直径である。拡散時定数τは、拡散距離の２乗に比例しており（τ＝Ｌ^２／Ｄ）、１００μｍ離れて水溶液中に分散された直径１μｍの粒子の場合、最長で１０^５秒程度である。明らかに、そのような拡散時間は現実的でなく、何らかの改善したメカニズムが、混合プロセスを容易にするために使用される必要がある。

拡散プロセスを強化するために、様々なタイプのフィード構成を有する（複数）積層が、受動マイクロ混合器で使用されている（Ｋｏｃｈら １９９９）。この考えは、狭い混合チャネルを使用して拡散距離スケールを短縮するものである。Ｓｐｌｉｔ−ａｎｄ−ｒｅｃｏｍｂｉｎｅ（ＳＡＲ）構成（Ｈａｖｅｒｋａｍｐら １９９９）は、流れを分割し後で接合することによって混合を向上させることができる。そのような構成は、連続した複数積層パターンを作り出し、界面積を増大させる。しかし、粒子を含む流体の混合に積層を使用することの１つの欠点は、狭いチャネル内で目詰まりする確率が高いことである。もう１つの手法は、受動装置において特殊な空間的幾何形状および構造（例えば、障害物（Ｗａｎｇら ２００２）、３次元チャネル（Ｌｉｕら ２０００）、溝（Ｓｔｒｏｏｃｋ ２００２）など）を製作することによるか、あるいは能動装置において外力（例えば、誘電泳動場（Ｄｅｖａｌら ２００２）、電気浸透場（Ｌｉｎら ２００４）、圧力場（Ｄｅｓｈｍｕｋｈら ２０００）、温度場（Ｔｓａｉら ２００２）など）を加えることによって、カオス的移流を発生させることである。カオス的移流は、界面積を増大させ、続いて、混合プロセスを向上させる。最近、分離に加えて、磁気泳動力が、溶液中の粒子の混合を向上させるために利用されている（Ｒｉｄａら ２００３；Ｒｏｎｇら ２００３；Ｓｕｚｕｋｉら ２００４）。ここで、カオス的磁性粒子をベースとするマイクロ混合器の設計、および様々な駆動パラメータで装置を特性化するための数値モデルについて説明する。この目的のために、電磁モデルとマイクロ流体モデルと粒子動力学モデルとを組み合わせたものが使用されている。

導体が、磁気泳動力（以後、磁力）、したがって粒子運動のカオス的パターンを作り出すとともに、生体細胞のラベリングを強化するために利用される。２つの流れ、すなわち標的細胞の懸濁液と粒子を含むバッファとが、チャネルに導入され、圧力駆動流によって操縦される（図２参照）。細胞は、チャネルの上半分の部分にある主流を流れ（懸濁生体流体の対流によって運ばれる）、磁性粒子の運動は、周囲の流れ場と２つの蛇行導体配列の周期的活性化によって生成された局所的な時間依存性磁場とによって影響を受ける。上流側および下流側の様々な位置からの粒子が、最大磁場が存在する最寄りの活性化された先端部の中心の方に吸引される。カオス的パターンが、適切な構造的幾何形状と導体への周期的電流注入とを利用することによる粒子運動で作られ、それによってチャネル内の粒子の広がりを高める。

粒子に加わる磁力は、外部磁場勾配および粒子の磁化の関数である。脱イオン水では、直線領域内の粒子に与えられる磁力は、次式によって表される。

ここで、ｄは球状粒子の直径であり、
Ｈは外部磁場であり、
Ｆ_ｍは磁力であり、
μ_ｒは粒子の比透磁率であり、
μ_０は真空の透磁率である。

磁力は外部磁場の勾配に沿って印加され、粒子はより高い磁場領域の方に吸引される。この研究（Ｍ−２８０、Ｄｙｎａｂｅａｄｓ、Ｄｙｎａｌ、Ｏｓｌｏ、Ｎｏｒｗａｙ）に使用された参照粒子の比透磁率および直径は、それぞれ２．８３および１．７６μｍである。

磁力は３次元であり、かつその力のｚ成分は下方に向いており、これらの力は、重力とともに、粒子をチャネルの下部の方に引っ張り、粒子の運動を２次元パターンに制限することに留意されたい。実際、この成分は、粒子のカオス的運動には寄与せず、混合プロセスに影響しないと考えられる。したがって、この研究では、チャネル下部の表面に近接する平坦な力が対象とされ、シミュレーション手順は２次元ベースで行われる。

媒質に対する粒子の運動は、クリーピング流れと考えられ、したがって、粒子にかかる抗力は、ストークス法によって求めることができる。磁力および抗力による粒子の速度は、ニュートンの第２の法則である次式によって説明することができる。

ここで、ｍ_ｐは粒子の質量であり、Ｖは流体に対する粒子の相対速度であり、μは動的粘度であり、ｄは粒子の直径である。Ｖ_ｍという用語は、磁力がかけられた後、粒子が到達する終端速度である。使用された粒子（密度１．４ｇ／ｃｍ^３）および室温での水の粘度（０．００１ｋｇ／ｍｓ）の場合の粒子緩和時間（τ＝ｄ^２ρ／１８μ）は、０．１μｓ程度である。したがって、運動の加速段階は無視することができ、粒子は、遅延なしに磁力に反応すると考えられる。各瞬時の粒子の総合速度（Ｖ_ｐ）は、流れ場による速度（Ｖ_ｆ）と磁場による速度（Ｖ_ｍ）との和になるはずである。

２次元の数値シミュレーションは、粒子間に磁気相互作用または流体力学的相互作用がないこと（一方向結合）、および、粒子が個々に移動しているかのように粒子の運動が処理されることを前提として実施される。この前提は、小粒子が懸濁液中で低濃度である、すなわち１０^１５粒子数／ｍ^３未満である場合に有効である（Ｃ．ＭｉｋｋｅｌｓｅｎおよびＨ．Ｂｒｕｕｓ、「Ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ ｃａｐｔｕｒｉｎｇ−ｄｙｎａｍｉｃｓ ｏｆ ｐａｒａｍａｇｎｅｔｉｃ ｂｅａｄ ｓｕｓｐｅｎｓｉｏｎｓ」、Ｌａｂ Ｃｈｉｐ、Ｖｏｌ．５、ｐｐ．１２９３〜７、２００５）。ニュートン流体（水）場および時間依存性磁場は、市販のｍｕｌｔｉｈｙｓｉｃｓ ｆｉｎｉｔｅ ｅｌｅｍｅｎｔ ｐａｃｋａｇｅ（マルチフィジックス有限要素パッケージ） Ｃｏｍｓｏｌ（ＣＯＭＳＯＬ、英国）を使用して計算され、これらの場による粒子の速度が引き出される。次いで、粒子の軌道が、Ｍａｔｌａｂでオイラー積分法（次式）を用いて速度の和を積分することによって求められる。

細胞の軌道は、細胞が磁気的に非活動状態にあることを除けば、同じラグランジュ追跡法を用いて得られる。最適化され得る構造的幾何形状および寸法（先に説明済み）、そしてまた、予備研究から得られた、熱発生が問題でない許容電流量（７５０ｍＡ）は、複数の定数パラメータおよび２つの駆動パラメータと見なされることがあり、磁気活性化周波数および流速が変化する。周波数と速度の比は、無次元のストローハル数（Ｓｔ）（次式）に比例する。

ここで、ｆは周波数であり、Ｌは特性長（この場合、２つの隣接する歯の間の距離）であり、Ｖは流体の平均速度である。シミュレーションは、Ｓｔ＝０．２〜１の範囲で行われる。生物学的存在のサイズは、数ナノメートル（たんぱく質）から数マイクロメートル（細胞）の範囲とすることができる。この研究では、細胞は、直径１μｍの球と見なされる。見掛け流速は、１０^−３程度のレイノルズ数をもたらす１０μｍ／ｓ程度であり、流れが層状であることを示す。

混合度およびシステムの効率を定量的に求めるために、２つの基準が、シミュレーションパラメータの調査対象範囲に対して計算される。標的細胞のラベリング効率は、混合器を特性化するための主要指標として使用された。この方法は、粒子および細胞の軌道を監視して、粒子と細胞の混合領域内での衝突（もしあれば）を予測するという考えを使用している（Ｈ．Ｓｕｚｕｋｉら、「Ａ ｃｈａｏｔｉｃ ｍｉｘｅｒ ｆｏｒ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｂｅａｄ−ｂａｓｅｄ ｍｉｃｒｏ ｃｅｌｌ ｓｏｒｔｅｒ」、Ｊ．Ｍｉｃｒｏｌｅｃｔｒｏｍｅｃｈ．Ｓｙｓｔ．，Ｖｏｌ．１３、７７９〜９０、２００４）。球状粒子の中心と細胞の中心との間の距離がそれらの半径の和よりも小さくなると、衝突が起こり、次いで細胞が粒子に付着されると考えられる。複数細胞の単一粒子への付着が可能であり、各衝突の後、粒子の軌道は、新たな自由体示力図を用いて再計算されなければならない。駆動力は細胞／粒子複合体についても同じである（磁力が単に粒子に印加される）が、抗力係数は、付着細胞の数に応じて変更される必要がある。続いて、ラベリング効率（ＬＥ）、すなわち入った細胞の総数に対するタグ付き細胞の割合が、混合プロセスの一定期間にわたって計算される。

規定指標の補足である最大リアプノフ指数（λ）が、磁性粒子のカオス的移流を混合品質の共通の定義として定量化するために用いられた。この場合、スプロットの方法（Ｊ．Ｃ．Ｓｐｒｏｔｔ、Ｃｈａｏｓ ａｎｄ Ｔｉｍｅ−Ｓｅｒｉｅｓ Ａｎａｌｙｓｉｓ、Ｏｘｆｏｒｄ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｐｒｅｓｓ、Ｏｘｆｏｒｄ、２００３）が、最大リアプノフ指数（以後、λ_１）を計算するために使用される。この方法は、最初に近接する２つの粒子を追跡するという一般的な考えを利用し、粒子の平均対数分離率を計算する。数値的手順が図５に示されている。任意粒子の場合、選択された粒子から微小距離ｄ（０）にある仮想粒子が検討され、これらの粒子の軌跡が追跡される。各時間ステップの最後に、実粒子と仮想粒子との間の新たな距離ｄ（ｔ）、さらにｌｎ｜ｄ（ｔ）／ｄ（０）｜が計算される。次いで、仮想粒子は、仮想粒子と実粒子の接続線に沿って、距離ｄ（０）を置いて配置される。このプロセスをいくつかの時間ステップで繰り返した後、λ_１は、次式によって収束され求められる。

ここで、Δｔは１つの時間ステップの期間であり、ｎはステップ数である。様々な粒子に対するλ_１の検討により、概略２０秒後にλ_１は収束値に近づくことが分かる。したがって、ＬＥとλ_１の両指標は、混合期間２０秒にわたって計算される。

図６ａは、粒子および細胞の、３．５個の混合ユニット内で移流する間の位置を示す。生体細胞（赤点、図の上部分）および磁性粒子（青点、図の下部分）が、それぞれ区域の上半分および下半分の左側から同じ濃度で第１の混合ユニット（交差線Ａ−Ａ）に入る。磁気作動がないとき、細胞と粒子は共に、その初期区域内にとどまり、単純にポアズイユ流れの放射線速度プロファイルの流線をたどる。この状況では、タグ付けが、チャネルの中心領域内だけで２等分部分間の界面に沿って行われ得る。すべての寸法が、特性長に正規化される。

図６ｂは、同じ混合ユニット内での磁気作動（Ｓｔ＝０．４、Ｖ＝４０μｍ／ｓ）の典型的な効果を様々なスナップショットで示す。外部場が印加されると、粒子は流線ならびに界面を横切って進む。したがって、粒子は、粒子が細胞に遭遇しタグを付けることができる上方部分内に広がる機会を見つける。磁気的に非活動状態の細胞は、摂動が適用されなかったときに、以前の状況と同じ挙動をすることになる。観察され得るように、チャネルの中心線から程遠いいくつかの粒子は、この領域における磁力が、下方アレイが活性化される半周期の間にその粒子を吸引するほど強くはないので、下方部分内にとどまる。

提案されたマイクロ混合器におけるカオス的移流の基本原理を説明するために、図７に示されているような４個の粒子の軌道は、混合器内での典型的な軌道と考えられる。粒子は、Ｓｔ＝０．２かつＶ＝４５μｍ／ｓであるときに、第１の混合ユニット内で１０μｍｍの間隔をあけて均等に解放される。最初の半周期の間、第１のアレイ（導体I）はオンであり、第２のアレイ（導体II）はオフである。粒子Iは、ｙ方向の強い磁力を感知し、この方向に移動する傾向があるが、主流によってｘ方向に移流される。ポアズイユ流れの抗力と磁力の両方を決定する、チャネル内の粒子の位置に応じて、粒子Iは、ｘ方向の正または負の速度をもつことができることに留意されたい。粒子２は、導体Iからさらに離れており、最初の半周期の間に完全に上方に吸引される機会を見つけることはない。したがって、当初隣接していた２個の粒子は分岐して、長方形で印が付けられているストレッチングメカニズムを引き起こす。この段階では、粒子Iは、様々な流線と交差する標的細胞にさらされ、衝突した場合にその細胞を捕獲する。

後続の半周期では、電流が導体IIに注入され、導体Iの電流は切られる。この段階では、粒子１は、以前の位置から自由に移動し、磁力の十分強い領域に接近するまで主流によってさらに移流され、その結果、導体IIの中心に引っ張られる。粒子２は、ｙ方向の小さい大きさの磁力を受けるが、ｘ方向の磁力によって主流よりも早く移動する傾向がある。この段階では、粒子２は、標的細胞があれば、１本の主流に沿って標的細胞に接近しタグ付けする。離れた２本の軌道が集まり、いくつかの動作条件でも交錯するフォールディングが達成される。連続するストレッチングおよびフォールディングをこのように引き起こすことができ、これがカオスの基本原理である。

導体Iから離れすぎていて吸引されない粒子３および４は、流体によって流れに沿って引っ張られ、チャネルの上半分の方に除々に移動する。２〜３の混合ユニットを通過した後、ほとんど全部の粒子が、細胞の領域まで到達し、２つの導体の先端部に限定されるカオス領域内で動揺する。

最大リアプノフ指数の計算では、２１個の粒子が、最初の混合ユニットの上半分内に初期位置として均等に分散され、（１が、それぞれの個々の粒子に対して計算される（図８参照）。時限は、粒子が粒子の（１の一定値に近づいたときに２０秒である。上方部分（細胞が存在する）内の全領域にわたってカオスの程度を定量化するために、２１個の粒子の（１の平均値が採用される。図９は、様々な駆動パラメータに対するＬＥの変化（Ｓｔ＝０．２〜１）を示しており、各グラフは、一定流体速度（Ｖ＝３０〜５０μｍ／ｓ）に対するＬＥの値を表す。同じ駆動パラメータ範囲にわたって計算された（１の結果が、図１０に示されている。（１のグローバル変動は、様々なバルク流速にとって理想に近い。すなわち、最大カオスはＳｔ＝０．４で起こり、最小カオスはＳｔ＝０．８で起こる。ＬＥは、０．６未満のストローハル数で同様の挙動を示し、これは、カオスの増大がラベル付き細胞の増加につながることを意味する。

（１およびＬＥの最大値は、Ｓｔ＝０．４で実現され、それぞれ０．３６および６７％である。さらに大きいストローハル数（すなわち０．８）では、２つの指標は異なる変化を示す。高いバルク流速（４０μｍ／ｓ）では、２つの指標間の良好な一致が依然として観察され得るが、速度が低下した場合、２つの指標は相反する挙動を示す。低い流速では、いくつかの粒子は、その粒子が上方導体アレイ内の１つの先端部の中心に吸引されるまで移流される。チャネル壁付近では、流速は、チャネルの中心領域よりもずっと低い。磁力は導体の中心で著しく大きいので、これらの粒子は、この領域に付着されることになる。電流が反対側のアレイに切り替えられた後でも、流体速度が低いために、粒子は、前の導体から脱出する機会をもつことはない。したがって、次の期間に、粒子は、同じ領域の方へ急に引っ張られ、再び捕獲されることになる。そのような動作条件では、混合器は一部分しかカオス的でなく、混合は不完全である。しかし、捕獲された粒子は、複数の細胞にタグ付けすることができる固定ポストのように働き、それによってＬＥ値を増大させる。効率は比較的高いが、実際には、捕獲された粒子がチャネルを詰まらせ得るという難しい問題がある。しかし、ストローハル数が小さいとき、すなわちより長い時限の場合、粒子は、たとえ速度が低くてもこれらの中心から離れる機会をもつ。

２次元数値の検討は、マイクロ混合器の効率を特性化するために行われる。最大ラベリング効率は６７％であることが分かる。カオス的移流の指標としてのリアプノフ指数は、ストローハル数に大きく依存することが分かっており、最大カオス強さは、０．４に近いストローハル数で実現される。混合器のラベリング効率は、独立した指標としては使用できないことが示されている。したがって、両指標は、装置を特性化しながら考慮される必要がある。

本発明による装置の製造
本発明による装置（チップとしても知られている）は、例えば、ＭＥＭＳ技術の基本構成要素を使用して製造され得る。ＭＥＭＳ技術は、基板上に材料の薄膜を堆積させ、フォトリソグラフィ画像によって薄膜の上面にパターン付きマスクを付着させ、かつ薄膜をマスクに対して選択的にエッチングする能力を有する。実際の装置を形成するのは、これらの作業の構造化シーケンスである。

ＭＥＭＳプロセスは、ＰＭＭＡ／ガラス／シリコン／ポリスチレンなどの剛性基板材料で始まる。基板の上面上に、高透磁率層（例えばパーマロイ／ニッケル）が、例えば、分子線プロセスを用いてエンボス加工または堆積され得る。次いで、ＳｉＯ_２／ＰＭＭＡ／ＰＤＭＳ／ポリスチレンからなる絶縁層が、透過性層の上面上に堆積され得る。通電構造（コイル構造としても知られている）は、マスクおよびリソグラフィを用いてこの表面上に電気めっきされ得る。次いで、ＰＤＭＳ／ＰＭＭＡ／ポリスチレンからなる薄膜が、平面を形成するために、コイルの上面上にスピンコーティングされ得る。

マイクロ流体チャネル／チャンバが、例えば、所望の厚み、例えば１５０ミクロンの厚みの事前に準備されたＰＤＭＡ／ＰＭＭＡ／ポリスチレンのキャストを用いて構成されてもよく、このシートから打ち出される。この後者の構造は、コイル電極を収容した２枚の同一剛性基板構造の間に挟まれ、プラズマボンディングを用いて接合される。入口ポートおよび出口ポートは、例えば、この構造をパンチングまたはドリルで穴あけしたものとすることができる。

概念実証チップ
以下の説明は、図１７〜２２に示されている本発明の実施形態に関する。

これらの実施形態では、適度に生体適合性のある材料（例えばＰＤＭＳ）からなりかつ厚み約１５０マイクロメートルの中央薄面が、中央薄面を貫通して形成された、好ましくは長方形の中心孔を有する。この孔の長さと幅は、適切な最終チャンバ容積、すなわち２０マイクロリットルを与えるように計算される。この構成要素は、主要な溶解／混合チャンバの中心部を形成しており、厚み１０〜１００マイクロメートルの２つの類似材料層または適合性材料層の間に挟まれることによって閉鎖されている。これらのカバープレートは、チャンバへの入口ポート路および出口ポート路を可能にし、したがって形成できるようにする孔を担持する。

通電構造（すなわち１つまたは複数のコイル）が、例えば通電構造が空洞の周囲に対称的に配置されるように、これらの薄層のそれぞれの上または中に配置される。図１７〜２０を参照されたい。これらのコイルへの接続部は、この複合平面構造の縁部に引き出される。

このような通電構造は、適切にスイッチされた電流が供給されると、磁場を形成させるとともに、空洞の主平面に対して垂直方向に折れさせる。

磁場強度は、パーマロイ合金、ニッケル、ミューメタルなどの適度に透過性のある磁性材料の裏当てを導入することによってさらに増幅される。この層と平面電磁石コイルとの金属接触を阻止するために、厚みが１００マイクロメートル未満の絶縁層が導入される。

最後に、組立体全体は、ＰＭＭＡなどの材料でできた２枚の外板の間に挟まれており、それによって、
１）システムに構造的剛性を与える機能と、
２）入口／出口ポートの固定部として働く機能と、
３）マイクロ流体網および電気回路網が密閉されるための清潔な環境を確保にする機能と
を果たす。

概念実証の結果
以下の論議は、図２１に示されている概念実証チップ、および図２２に示されている、上記チップを使用して得られた結果に関する。

ＦＣＳ内４×１０^６細胞数／ｍｌと超常磁性ビーズを含有する溶解バッファ（Ｄｙｎａｂｅａｄｓ ＤＮＡ Ｄｉｒｅｃｔ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ、製品番号６３０．０６）とが、この装置を試験するために使用された。それぞれ１０マイクロリットルが、入口ポートを介して溶解チャンバ内に直接搬送された。注入試料は、以下の６つの混合条件のうちの１つを１分間受けた。
・混合なし（制御）
・５０ｍＡ ４Ｈｚ
・１００ｍＡ ４Ｈｚ
・１５０ｍＡ ４Ｈｚ
・２００ｍＡ ４Ｈｚ
・２００ｍＡ ０．２Ｈｚ

各混合条件の後、ＤＮＡ付着ビーズは、溶解チャンバから収集され洗浄され、ビーズ上に吸収されたＤＮＡは、加熱ブロック内において６５℃で５分間加熱することによって溶出された。上澄み（溶出されたＤＮＡを含有する）が磁場を使用して取り除かれた。ＰＣＲが試料に対して実行された。使用されたハイパーラダー（ｈｙｐｅｒｌａｄｄｅｒ）は、１Ｋｂ ＤＮＡエクステンションラダー（ｅｘｔｅｎｓｉｏｎ ｌａｄｄｅｒ）であった。得られた結果は、図２２に示されている。

これらの結果は、下表に要約される。

したがって、本発明による装置と上述の混合条件とを使用したときに、細胞の溶解が起こり、その後ＰＣＲを成功させることができた。対照的に、混合なしの制御条件下では、ＰＣＲは成功しなかった。したがって、本発明者らは、成功した微小規模の細胞の１分未満での混合および溶解を、本発明による装置を使用して実証する。

インダクタンスセンサの設計
従来、ＤＮＡハイブリダイゼーション検出（ｈｙｂｒｉｄｉｚａｔｉｏｎ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）が、蛍光タグ付け技術および光学読取り技術を用いて行われている。これらの技術は、特定のプロトコルが熟練技術者によって高価な機器を用いて追従される従来の生物学研究所で有効である。さらに、従来のＤＮＡ検出は、全プロセスに追加費用を付加する、時間のかかる手順である。これらの問題を解決するため、全プロセスを最小化し単一の使い捨てチップに組み入れるために、１０年超にわたって相当な努力がなされてきた。光学的方法によるＤＮＡ検出は、信頼性があり盛んに実行されているが、電子チップ上に容易には実装することができない。小型化の可能性がある代替方法が、近年調査されている。これらの方法の中には、電気化学技法（Ｒ．Ｍ．Ｕｍｅｋら、「Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｎｕｃｌｅｉｃ ａｃｉｄｓ， ａ ｖｅｒｓａｔｉｌｅ ｐｌａｔｆｏｒｍ ｆｏｒ ｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ」、Ｊ．Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ、Ｖｏｌ．３、７４〜８４、２００１）、圧電センサ（Ｔ．Ｔａｔｓｕｍａら、「Ｍｕｌｔｉｃｈａｎｎｅｌ ｑｕａｒｔｚ ｃｒｙｓｔａｌ ｍｉｃｒｏｂａｌａｎｃｅ」、Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．，Ｖｏｌ．７１、Ｎｏ．１７、ｐｐ．３６３２〜３６３６、Ｓｅｐ．１９９９）、インピーダンスベースの技法（Ｆ．Ｐａｔｏｌｓｋｙら、「Ｈｉｇｈｌｙ ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ａｍｐｌｉｆｉｅｄ ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ＤＮＡ ｂｙ ｂｉｏｃａｔａｌｙｚｅｄ ｐｒｅｃｉｐｉｔａｔｉｏｎ ｏｆ ａｎ ｉｎｓｏｌｕｂｌｅ ｐｒｏｄｕｃｔ ｏｎｔｏ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ」、Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ − Ａ Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ、Ｖｏｌ．９、ｐｐ．１１３７〜１１４５、２００３）、およびキャパシタンス技法（Ｅ．Ｓｏｕｔｅｙｒａｎｄら、「Ｄｉｒｅｃｔ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｈｙｂｒｉｄｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ ｈｏｍｏ−ｏｌｉｇｏｍｅｒ ＤＮＡ ｓｅｑｕｅｎｃｅｓ ｂｙ ｆｉｅｌｄ ｅｆｆｅｃｔ」、Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃｈｅｍ．Ｂ、Ｖｏｌ．１０１、ｐｐ．２９８０〜２９８５、１９９７）がある。ミクロンサイズの磁気ビーズもまた、ＤＮＡ検出にラベルとして広く使用されている（Ｊ．Ｆｒｉｔｚら、「Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ＤＮＡ ｂｙ ｉｔｓ ｉｎｔｒｉｎｓｉｃ ｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｃｈａｒｇｅ」、Ｐｒｏｃ．Ｎａｔ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．，Ｖｏｌ．９９、Ｎｏ．２２、ｐｐ．１４ １４２〜６、２００２） （Ｌ，Ｍｏｒｅｎｏ−Ｈａｇｅｌｓｅｉｂら、「Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ＤＮＡ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｂａｓｅｄ ｏｎ ｉｎｔｅｒｄｉｇｉｔａｔｅｄ Ａ１／Ａ１２０３ ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ」、Ｓｅｎｓ．Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ｂ、Ｃｈｅｍ．，Ｖｏｌ．９８、ｐｐ．２６９〜２７４、２００４） （Ｐ．Ａ．Ｂｅｓｓｅら、「Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｓｉｎｇｌｅ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｍｉｃｒｏｂｅａｄ ｕｓｉｎｇ ａ ｍｉｎｉａｔｕｒｉｚｅｄ ｓｉｌｉｃｏｎ Ｈａｌｌ ｓｅｎｓｏｒ」、Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．Ｌｅｔｔ．，Ｖｏｌ．８０、ｐｐ．４１９９〜４２０１、２００２）。磁気ビーズを使用することにより、ＤＮＡの簡単な操縦が可能となり、したがって、混合および分離プロトコルを容易にすることもできる（Ｄ．Ｒ．Ｂａｓｅｌｔら、「Ａ ｂｉｏｓｅｎｓｏｒ ｂａｓｅｄ ｏｎ ｍａｇｎｅｔｏｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ」、Ｂｉｏｓｅｎｓ．Ｂｉｏｅｌｅｅｃｔｒｏｎ．，Ｖｏｌ．１３、Ｎｏ．７〜８、ｐｐ．７３１〜７３９、Ｏｃｔ．１９９８） （Ｊ．Ｃ． Ｒｉｆｅら、「Ｄｅｓｉｇｎ ａｎｄ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｏｆ ＧＭＲ ｓｅｎｓｏｒｓ ｆｏｒ ｔｈｅ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｍｉｃｒｏｂｅａｄｓ ｉｎ ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ」、Ｓｅｎｓ．Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ａ、ｐｈｙｓ．，Ｖｏｌ．１０７、Ｎｏ．３、ｐｐ．２０９〜２１８、２００３）。

この実施例は、検出可能な粒子としてＤＮＡ鎖に付着された磁気ビーズを使用するＤＮＡハイブリダイゼーション検出センサに関する。ＤＮＡハイブリダイゼーションによる磁気ビーズ濃度の増大が、インダクタンス変動の形で検出される。様々なタイプの磁気ビーズに対する平面渦巻きコイルセンサの応答性が調査され、センサの性能に対するコイル幾何形状ならびに周波数の効果が数値的に評価される。１つのコイルについて与えられた結果および数学的分析から、複数のコイルの場合を推定することができる。

ＤＮＡハイブリダイゼーション検出用の本発明のセンサ１００が、図１１に示されている。センサ１００はコア１０２を備え、コア１０２は、上部の絶縁層１０４と下部のパーマロイ層１０６との間に挟まれた平面渦巻きインダクタである。絶縁層１０４は透過性層１０８で覆われ、透過性層１０８にはプローブＤＮＡ１１０が付着し固定され得る。この層は、金めっきまたはＳｉＯ_２−Ｓｉ_３Ｎ_４上に任意の標準的な表面処理したものとすることができる。標的ＤＮＡ１１２で機能化された磁気ビーズが、この表面に付着される。標的ＤＮＡとプローブＤＮＡの特定のハイブリダイゼーションにより、この表面１０８の上方に磁気ビーズ層１１２を形成することになる。この層は、高透磁率であり、インダクタの磁気コアの半分として働く。下にあるパーマロイ層１０６は、磁気コアの残り半分として働き、磁気回路を完成させる。この磁気回路の形成は、磁束が容易に通過できるようにし、コイルインダクタンスの増大につながる。この性質は、ハイブリダイゼーションプロセスの検出に用いられる。

インダクタンスに影響を及ぼすパラメータ
渦巻きコイルのインダクタンスは、種々の幾何学的ならびに物理的パラメータの関数である。図１２に示されている重要な幾何学的パラメータを以下のとおり定義する。
ｄ_ｏｕｔ：コイル外径
ｄ_ｉｎ：コイル内径
ｔ_ｃ：導体の厚み
ｔ_ｐ：パーマロイ層の厚み

巻線間距離Ｓおよび導体厚みｗの効果は、フィルファクタ（ＦＦ）という用語で表される。磁気ビーズの比透磁率μ_ｒＢと、ハイブリダイゼーション後に形成されたビーズ層の厚みｔ_Ｂは、コイルインダクタンスに影響を及ぼす物理的パラメータである。

センサの電気モデル
センサの電気モデルは、図１３に示されている。コイルは交流電流源によって駆動され、コイル電圧はセンサ出力として測定される。ビード層の形成後、コイルインダクタンスは増大し、センサ出力Ｖ_Ｓは変化する。この電圧のこの振幅は、ハイブリダイゼーションを検出するために使用される。Ｖ_Ｓの振幅は、次式で表すことができる。

ハイブリダイゼーションの発生によるビード層の存在を示すために、電圧Ｖ_Ｓは測定され、電圧Ｖ_Ｓの正規化変化が計算される。電流源の周波数は、Ｒ_Ｃが一定である範囲内で選択され得る。これは、特定のセンサおよび電流源周波数で、電圧Ｖ_Ｓは単にインダクタンスＬ_Ｃに依存し、したがって、Ｖ_Ｓの正規化変化は次式で計算され得ることを意味する。

δ_Ｖｓが上記に説明した様々な幾何学的パラメータおよび物理的パラメータに対して変化する道筋を理解するために、Ｌ_ｃの変化は数値で計算される。次いで、これは、コイル電圧が様々なパラメータ値によってどのようにして変化するのかを決定するために使用される。

上述のコンセプトに基づいて、センサの３次元モデルが、有限要素パッケージＣＯＭＳＯＬ ＦＥＭＬＡＢ Ｍｕｌｔｉｐｈｙｓｉｃｓ ｖ．３．２を使用してシミュレートされた。このシミュレーションに使用されたモデルの詳細が、図１２に示されている。このモデルは、有効厚さ２μｍと様々な比透磁率とを有する磁気ビーズ層に対してシミュレートされた。式３に記載されているコイルインダクタンスの正規化変化は、ハイブリダイゼーション前後に数値計算され、その結果が図１４に示されている。

図１４のグラフは、δ_Ｌが、様々なμ_ｒＢ値について外径ｄ_ｏｕｔに対してどのように変化するのかを示す。他のパラメータに採用された値は、次の表１に示されている。

表１：結合インダクタのシミュレーションに使用された、様々なパラメータおよびそれらの対応値。

図１４に示されているように、比透磁率のそれぞれの値に対して、センサ出力は、Ｄ_ｍａｘで示され得る特定のｄ_ｏｕｔ値で最大である。Ｄ_ｍａｘ値は、図１４に破曲線で示されているように、μ_ｒＢに対して増大していることに留意されたい。

信号に対するパーマロイの影響を最小限に抑えるために、パーマロイからなる非常に厚い層（μ_ｒｐ＝１００μｍ）が使用されている。また、大きい空間領域（７ｍｍ×１４ｍｍ）が、計算誤差を最小限に抑えるために採用されている。

最大応答性を有するセンサを設計するためには、様々なビード透磁率および導体厚みに関する最適コイル直径Ｄ_ｍａｘを有することが有用である。図１５ａのグラフは、μ_ｒＢおよびｔ_ｃに関するＤ_ｍａｘのシミュレーション結果を示す。コイルの最適直径と導体厚みとが知られると、これは、出力信号の大きさを求めるために有用である。これらの情報は、図１５ｂのグラフから得ることができ、図１５ｂは、ビード透磁率および導体厚みに関する、Ｄ_ｍａｘの最適値に対応する最大変化Δ_Ｌｍａｘ＝δ_Ｌ（Ｄ_ｍａｘ時）を示す。

センサ出力に対する周波数の効果
周波数に対するセンサ出力の挙動を見るために、量δ_Ｖｓが、様々なビード透磁率に対して計算される。パラメータ値は表１にあるとおりであり、シミュレーション結果は図１６に示されている。比透磁率および周波数のそれぞれの値について、センサ出力は、この場合もＤ_ｍａｘで示される特定のｄ_ｏｕｔ値で最大である。図１６ａのグラフは、これらの値が周波数にどう関係しているのかを示す。

によって正規化された対応するセンサ出力Δ_Ｖｓ＝δ_Ｖｓ（Ｄ_ｍａｘ時）は、図１６ｂにグラフで示されている。

センサ設計の変形例
センサに使用される好ましい実施形態は、変圧器配置を利用する。図２３は、変圧器の単純化モデルを示す。直列抵抗Ｒ_ｐおよびＲ_ｓは、それぞれ１次巻線および２次巻線の導体のオーム抵抗である。式（１）は、このモデルの様々なパラメータ間の関係を示す。

１次巻線が交流電流源に接続され、２次電圧が高インピーダンス装置によって測定された場合、２次電流Ｉ_ｓ＝０であり、式（１）は次式となる。

Ｖ_ｏｕｔ＝−Ｘ_ＭＩ_ｐ （２）
ここで、Ｘ_Ｍ＝ωＭは、相互インダクタンスＭによるリアクタンスである。式（２）は、Ｘ_ＭおよびＩ_ｐに依存する２次電圧を与える。Ｉ_ｐは一定であるので、測定される２次電圧は、相互インダクタンスＭの直接的な尺度である。相互インダクタンスは、１次巻線および２次巻線の自己インダクタンスと結合係数ｋ_ｍとによって次式で表すことができる。

図２４の変圧器構成のいずれかが採用された場合、１次自己インダクタンスと２次自己インダクタンスは等しく（Ｌ_ｐ＝Ｌ_ｓ）、式（３）は次式となる。
Ｍ＝ｋ_ｍＬ_ｐ （４）

式（４）からのＭを式（２）に代入すると、次式が得られる。
Ｖ_ｏｕｔ＝−ｋ_ｍＸ_ＬｐＩ_ｐ （５）

式（５）で表されているように、出力電圧は、１次（または２次）リアクタンスならびに結合係数ｋ_ｍに正比例する。この結果に基づいてコンピュータシミュレーションすることにより、様々な直径および導体厚みのコイルに対する出力電圧が計算され、様々な透磁率の磁気ビーズに対するセンサの最適性能が得られている。

シミュレーションは、磁気ビーズを有するセンサ表面の理想的な完全適用範囲を得るために実施されている。磁気ビードの適用範囲が部分的である場合、出力信号（Δ_{Ｌ．ｍａｘ}）およびＤ_ｍａｘは、比例して減少する。

円形コイル設計に加えて、他の様々な構成のコイル設計もセンサに利用され得る。これらは、図２５〜２７に示されている。

参考文献
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Claims (63)

1. i）入口と、
   ii）少なくとも第１および第２の通電構造を含む第１の層であって、前記少なくとも第１および第２の通電構造のそれぞれが複数の歯を備え、前記第１および第２の通電構造の前記歯が、前記第１の通電構造の前記歯が前記第２の通電構造の前記歯の間に配置されるように、場合によりオフセットされる、第１の層と、
   iii）前記入口と流体連通しかつ前記第１の層の前記少なくとも第１および第２の通電構造の上方に配置された第１のマイクロ流体チャンバを含む第２の層と、
   iｖ）少なくとも第３および第４の通電構造を含む第３の層であって、前記少なくとも第３および第４の通電構造のそれぞれが複数の歯を備え、前記第３および第４の通電構造の前記歯が、前記第３の通電構造の前記歯が前記第４の通電構造の前記歯の間に配置されるように、場合によりオフセットされる、第３の層と
   を備えるマイクロ流体装置であって、
   前記少なくとも第３および第４の通電構造が、前記第１のマイクロ流体チャンバの上方になるように前記第３の層内に配置され、したがって、前記第３の通電構造の前記歯が、前記第１の通電構造の前記歯の上方に実質的に垂直に配置されるか、または前記第１の通電構造の前記歯からオフセットされ、前記第４の通電構造の前記歯が、前記第２の通電構造の前記歯の上方に実質的に垂直に配置されるかまたは前記第２の通電構造の前記歯からオフセットされ、
   前記歯が、実質的に楕円形の先端部を有するステムを有する、マイクロ流体装置。
2. 前記通電構造が、前記第１および第３の層に埋め込まれる、請求項１に記載のマイクロ流体装置。
3. 前記通電構造が、前記第１および第３の層の表面の０．１μｍ〜１０μｍ下方にある、請求項２に記載のマイクロ流体装置。
4. 前記第１のマイクロ流体チャンバが、実質的にまっすぐなチャネルである、請求項１〜３のいずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
5. 前記実質的にまっすぐなチャネルが、前記入口に近接した大き目の寸法をもつ領域を有する、請求項４に記載のマイクロ流体装置。
6. 前記入口が、より大きな寸法をもつ領域内に直接通じている、請求項５に記載のマイクロ流体装置。
7. 前記第１および／または第３の層が、第５の通電構造をさらに含む、請求項１〜５のいずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
8. 前記第５の通電構造が、前記入口より遠位にあるように位置する、請求項７に記載のマイクロ流体装置。
9. 前記第１のマイクロ流体チャンバが、溶解および抽出ユニットを形成する、請求項１〜８のいずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
10. 前記第１のマイクロ流体チャンバと流体連通する第２のマイクロ流体チャンバをさらに備え、前記第２のマイクロ流体チャンバが、増幅チャンバである、請求項１〜９のいずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
11. 前記増幅チャンバが、多重化ＰＣＲチャンバである、請求項１０に記載のマイクロ流体装置。
12. 前記第２のマイクロ流体チャンバと流体連通する第３のマイクロ流体チャンバをさらに備え、前記第３の流体チャンバが、検体の存在を検出するためのセンサを備える、請求項１〜１１のいずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
13. 流体の一方のチャンバから第２のチャンバへの移動に影響を与えるための少なくとも１つの一体型マイクロポンプをさらに備える、請求項１〜１２いずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
14. 前記一体化ポンプが、磁気ポンプである、請求項１３に記載のマイクロ流体装置。
15. 前記通電構造のそれぞれに電圧を所定の順序で所定の期間にわたって別々に印加するための手段をさらに備える、請求項１〜１４のいずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
16. 少なくとも第１の流体貯蔵器をさらに備える、請求項１〜１５のいずれか一項に記載のマクロ流体装置。
17. 前記少なくとも第１の貯蔵器が、前記第１のマイクロ流体チャンバと流体連通する、請求項１６に記載のマイクロ流体装置。
18. 前記少なくとも第１の貯蔵器が、前記装置に組み込まれる、請求項１６または１７に記載のマイクロ流体装置。
19. 前記第１のマイクロ流体チャンバが、前記第１の流体貯蔵器を形成する、請求項１６に記載のマイクロ流体装置。
20. 前記流体が、超常磁性ビーズを含む、請求項１６〜１９のいずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
21. 前記流体が、溶解バッファを含む、請求項１６〜１９のいずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
22. 少なくとも第２の流体貯蔵器をさらに備える、請求項１６〜２１のいずれか一項に記載のマクロ流体装置。
23. 前記流体が、場合により抗凝血剤を含む、請求項１６〜２２のいずれか一項に記載のマイクロ流体装置。
24. i）入口と、
    ii）複数の歯を備える少なくとも第１の通電構造を含む第１の層と、
    iii）前記入口と流体連通しかつ前記第１の層の前記少なくとも第１および第２の通電構造の上方に配置された第１のマイクロ流体チャンバを含む第２の層と、
    iｖ）複数の歯を備える第２の通電構造を少なくとも含む第３の層と
    を備えるマイクロ流体装置であって、
    前記第２の通電構造が、前記第１のマイクロ流体チャンバの上方になるように前記第３の層内に配置され、したがって、前記第２の通電構造の前記歯が、前記第１の通電構造の前記歯の上方に実質的に垂直に配置されるか、または前記第１の通電構造の前記歯からオフセットされ、
    前記歯が、実質的に楕円形の先端部を有するステムを有する、マイクロ流体装置。
25. 生体分子を含む試料を調製するためのラボオンチップシステムであって、
    ａ）請求項２０〜３０のいずれか一項の前記装置と、
    ｂ）前記試料および前記流体を前記第１のマイクロ流体チャンバに導入するための手段と
    を備える、ラボオンチップシステム。
26. 前記装置の前記第１、第２、第３および第４の通電構造が、電圧を所定の順序で印加される、請求項２５に記載のラボオンチップシステム。
27. 第５の通電構造が、前記第１のマイクロ流体チャンバ内に前記超常磁性粒子を保持するように働く、請求項２５または２６に記載のラボオンチップシステム。
28. 前記超常磁性粒子が、５０ｎｍ〜１０μｍの平均直径を有する、請求項２５〜２７のいずれか一項に記載のラボオンチップシステム。
29. 前記超常磁性粒子が、対象の検体に結合するように機能化される、請求項２５〜２８のいずれか一項に記載のラボオンチップシステム。
30. 前記検体が、核酸である、請求項２９に記載のラボオンチップシステム。
31. 前記第１のマイクロ流体チャンバと流体連通する洗浄バッファを備える第２の貯蔵器をさらに備える、請求項２５〜３０のいずれか一項に記載のラボオンチップシステム。
32. 前記第１のマイクロ流体チャンバと流体連通する溶出バッファを含む第３の貯蔵器をさらに備える、請求項２５〜３１のいずれか一項に記載のラボオンチップシステム。
33. 前記試料が、少なくとも１つの細胞を含む、請求項２５〜３２のいずれか一項に記載のラボオンチップシステム。
34. 前記流体が、溶解バッファをさらに含む、請求項２５〜３３のいずれか一項に記載のラボオンチップシステム。
35. 前記流体が、抗凝血剤をさらに含む、請求項２５〜３４のいずれか一項に記載のラボオンチップシステム。
36. 生体分子を含む試料を調製するためのラボオンチップシステムであって、
    ａ）請求項２４の前記装置と、
    ｂ）前記試料および前記流体を前記第１のマイクロ流体チャンバに導入するための手段と
    を備えるラボオンチップシステム。
37. 試料から生体分子を含む検体を分離させるための方法であって、
    i）前記試料を請求項１〜２３のいずれか一項の前記装置の前記入口に導入するステップと、
    ii）超常磁性粒子を含む流体を前記装置の前記第１のマイクロ流体チャンバに導入するステップと、
    iii）前記装置の前記第１、第２、第３および第４の通電構造に電圧を所定の順番に印加し、それによって前記装置の前記第１、第２、第３および第４の通電構造に電流を流すステップと
    を備え、
    ステップi）が、ステップii）の前に、またはステップii）と同時に、またはステップii）の後で実施することができ、前記超常磁性粒子が、対象の前記検体に結合するように機能化され、
    ステップiii）が、ステップi）と同時に、またはステップi）の直後に実施され、
    前記電流により前記通電構造が非永久的に磁化されるようになり、それによって前記マイクロ流体チャンバ内で前記超常磁性粒子を３次元で磁気作動させることになり、前記超常磁性粒子の前記磁気作動が前記試料と前記流体のカオス的混合を引き起こして、前記機能化された超常磁性粒子が検体と接触する機会を増大させることになる、方法。
38. 前記装置が、第５の通電構造をさらに備え、前記第５の通電構造が、ステップiii）の後で電圧を印加され、前記超常磁性粒子が、磁気相互作用によって前記第５の通電構造に付着され保持される、請求項３７に記載の方法。
39. 前記マイクロ流体チャンバが、実質的にまっすぐなチャネルの形をとる、請求項３７または３８に記載の方法。
40. 各通電構造を流れる前記電流が、１００ｍＡ〜１０Ａの範囲内である、請求項３７〜３９のいずれか一項に記載の方法。
41. 各通電構造を流れる前記電流が、５００ｍＡ未満である、請求項４０に記載の方法。
42. 前記装置の前記第１のマイクロ流体チャンバに洗浄溶液を導入するステップをさらに備える、請求項３７〜４１のいずれか一項に記載の方法。
43. 前記装置の前記第１のマイクロ流体チャンバに再懸濁溶液を導入するステップをさらに備える、請求項３７〜４１のいずれか一項に記載の方法。
44. 前記装置の前記第１のマイクロ流体チャンバに溶出溶液を導入するステップをさらに備える、請求項３７〜４３のいずれか一項に記載の方法。
45. 前記電圧が、前記ビーズが前記第１のマイクロ流体チャンバ内の所定の位置に移動できるように、前記第１、第２、第３および第４の通電装置のそれぞれに十分長い間印加される、請求項３７〜４４のいずれか一項に記載の方法。
46. 前記通電構造が、１、４、３、２の順に電圧を印加される、請求項３７〜４５のいずれか一項に記載の方法。
47. 前記試料が、少なくとも１つの細胞を含む、請求項３７〜４６のいずれか一項に記載の方法。
48. 前記流体が、溶解バッファを含む、請求項３７〜４７のいずれか一項に記載の方法。
49. 前記溶解バッファと前記少なくとも１つの細胞とを混合することによって前記細胞を溶解させる、請求項４８に記載の方法。
50. 前記検体が、核酸である、請求項３７〜４９のいずれか一項に記載の方法。
51. 前記核酸の存在を検出するさらなるステップを備える、請求項３７〜５０のいずれか一項に記載の方法。
52. 前記試料が前記第１のマイクロ流体チャンバを流れる速度が、２０〜１００μｍ／ｓである、請求項３７〜５１のいずれか一項に記載の装置。
53. 試料から生体分子を含む検体を分離させるための方法であって、
    i）前記試料を請求項２４の前記装置の前記入口に導入するステップと、
    ii）超常磁性粒子を含む流体を前記装置の前記第１のマイクロ流体チャンバに導入するステップと、
    iii）前記装置の前記通電構造に電流が流れるように、前記装置の前記通電構造に電圧を所定の順番に印加するステップと
    を備え、
    ステップi）が、ステップii）の前に、またはステップii）と同時に、またはステップii）の後で実施することができ、前記超常磁性粒子が、対象の前記検体に結合するように機能化され、
    ステップiii）が、ステップi）と同時に、またはステップi）の直後に実施され、
    前記電流により前記通電構造が非永久的に磁化されるようになり、それによって前記マイクロ流体チャンバ内で前記超常磁性粒子を３次元で磁気作動させることになり、前記超常磁性粒子の前記磁気作動が前記試料と前記流体のカオス的混合を引き起こして、前記機能化された超常磁性粒子が前記検体と接触する機会を増大させることになる、方法。
54. 試料内の検体の存在を検出するための装置であって、
    i）相互インダクタと、
    ii）前記相互インダクタに隣接する第１の表面と反対側の第２の表面とを有する絶縁層と、
    iii）少なくとも１つのプローブが固定されている第１の表面と、前記第１の表面の反対側にありかつ前記絶縁層の前記第２の表面に隣接するように配置された第２の表面とを有する固定化層と
    を備え、
    前記相互インダクタが、第１のコイルおよび第２のコイルを備える、装置。
55. 前記相互インダクタが、円形渦巻きコイル、正方形渦巻きコイル、蛇行積層渦巻きコイル、または城郭状積層型導体を備える、請求項５４に記載の装置。
56. 前記プローブが、核酸である、請求項５４または５５に記載の装置。
57. 前記プローブが、ＤＮＡである、請求項５６に記載の装置。
58. 前記絶縁層より遠位にある前記渦巻き相互インダクタに隣接して位置する高透磁率材料層をさらに備える、請求項５４〜５７のいずれか一項に記載の装置。
59. 前記絶縁層が、二酸化ケイ素を含む、請求項５４〜５８のいずれか一項に記載の装置。
60. 前記試料接触層が、金を含む、請求項５４〜５９のいずれか一項に記載の装置。
61. 液体試料中の検体を検出する方法であって、
    ａ）前記検体を含有する前記試料を、前記検体に結合するように機能化された磁気ビーズと接触させるステップと、
    ｂ）前記磁気ビーズを前記試料から分離させるステップと、
    ｃ）前記ビーズを請求項５４〜６０のいずれか一項の前記装置と接触させるステップであって、前記固定化層上に固定された前記少なくとも１つのプローブが前記検体に結合し、それによって前記磁気ビーズを前記表面に保持する、ステップと、
    ｄ）前記渦巻き相互インダクタの前記相互インダクタンスの変化を測定するステップと
    を備え、
    前記相互インダクタンスの増大が、前記試料中の前記検体の存在を示す、方法。
62. 前記検体が、核酸である、請求項６１に記載の方法。
63. 前記プローブが、核酸である、請求項６１または６２に記載の方法。

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