JP2014525569A - 予めプログラムされた自己出力型マイクロ流体回路のための方法およびシステム - Google Patents

Abstract

「ラボオンチップ」（ＬＯＡＣ）システムおよび診療現場（ＰＯＣ）装置の一般的な使用のための主な挑戦は、一般的に複雑であり、精巧な周辺装置が必要である。それは、低コスト、堅牢および可搬型のＬＯＡＣ／ＰＯＣ解決策を実装するために予想されたより困難である。小型化および大量生産と互換性をもち、小型な恐らく携帯型の道具を使用し、再使用可能または使い捨ての検出器を使用して潜在的に可搬型である安価なＬＯＡＣ／ＰＯＣ解決策のための設計を提供することは、化学、医学、健康管理、および環境適用のために有益である。本発明の実施例は、プログラム可能保持弁、プログラム可能トリガ弁、増強毛細管ポンプ、および流れ共振器を含む自己出力型自動制御マイクロ流体回路のための改良回路要素に取り組む。加えて、本発明の実施例は、マイクロ流体回路内の流れ方向を逆にさせるためと同様に、容易化されたユーザ使用のためのマイクロ流体回路の販売または開発に先立って試薬を保持することを可能にする。
【選択図】図１０Ｅ

Description

関連出願の相互参照

この特許出願は、「毛細管現象を使用するマイクロ流体システム」と題されて、２０１１年８月３０日に出願された米国仮特許出願ＵＳ６１／５２８，８５３の利益を請求する。

本発明は、マイクロ流体システム、より詳しくは毛細管要素を採用する予めプログラムされた自己出力型マイクロ流体システムに関する。

生物学的検定法（一般的に生物検定と呼ばれる）は、一種の科学実験である。生物検定は、生体に対する物質の影響を測定し、かつ多くの実例中でビタミン、ホルモン、および植物生長因子のような物質の濃度、純度または生物活性を活用するために典型的に行われる。有機体、組織細胞、酵素または受容器に対する影響を測定している間、生物検定は、標準品、つまり基準を処理および／または比較することもできる。生物検定は、質的また量的であることができ、健康管理、環境分析、および緊急／脅威タイプの適用において典型的に採用される。

健康管理：生物検定が、装着型センサ、埋込装置または在宅診断装置によって生成されたリアルタイムまたは履歴情報への個人、親類、介護者および他の専門家のための個別化されたアクセスを提供できるところは、病院中心の治療のための診断および患者データ取得と同様に、在宅または地域密着型の健康管理を促進する。さらに、低コストの連絡および診断法へのアクセスは、さらにそれほど良く発達していない地域および遠隔地域における健康管理の提供を急速に改善する手段を提供する。

環境：生物検定が空気および水の品質をモニタリングする多種の化学センサを供給できるところは、例えば、遠隔地での産業プラント、埋立処分地、貯水場および配水施設で発生する汚染の出来事の早期警報を提供することができる。増加した分析およびより広い／より濃厚なセンサネットワークは、それらが起こったときの出来事の増強された検出／分類、および応答の組織化／優先化を提供することができる。

緊急／災害および脅威検出：ここにおいて、生物検定は、化学、生物学または放射線学の脅威に対する多種測定値分析およびより広い／より濃密な／より速い／即時の分析を提供することができる。従って、生物検定は、今日、圧倒的に出来事後であり、主に治療および法廷の情報の収集に関係する化学的および生物学的な測定を調整することができる。

微生物学的試験は、例えば、１つの観点からマイクロ流体素子がどのように利益を提供するかを実証する。ここにおいて、伝統的に、細菌の細胞数を決定するための播種および培養は、典型的に数日から数週を必要とし、それゆえに多くの適用に適さない複数の生化学的および血清学的な特性回析ステップを必要とする。従って、酵素結合免疫吸着分析（ＥＬＩＳＡ）、ポリメラーゼ連鎖反応（ＰＣＲ）、ＤＮＡおよびフロー細胞数測定のような未来技術を含む選択肢の開発は、検出の速度の向上および必要試料の容量の減少に向けられた。ＥＬＩＳＡを利用する病原体検出も、よく確立されるようになった。しかしながら、統合マイクロ流体システム（「ラボオンチップ」とも呼ばれる）は、センサへの細菌の大量輸送における改良および３０分未満への検出時間の減少を提示する。

現在まで、「ラボオンチップ」（ＬＯＡＣ）システムの臨床使用のための主な挑戦は、それらが一般的に複雑であり、精巧な周辺装置を必要とし、その結果、低コスト、堅牢、および可搬型である診療現場システムとして実装するために予想されたよりはるかに困難であることが分かったということだった。より少ない統合解決策も開発されている一方、それらはバイオセンサとして一般的に分類される。バイオセンサは、抗体、核酸、および標的分析物への特定の類似を提供する他のタイプの受容器のような生物学的認識要素（プローブ）と、結果として起こる認識の出来事および生化学活性を（自然界における一般的な光学的または電気的な）測定可能な信号に変換する変換器とを基本的に組み込む。バイオセンサの広範囲は、選択的な細菌検出のために開発されている。しかしながら、これらのセンサのほとんどは、表面上の細菌を捕獲するための抗体に依存するが、抗体は、細菌（細菌は、抗体が一般的に使用される小さな分子と比較して巨大である）を捕獲するのに効率的ではない。加えて、現在まで、ほんの少数のバイオセンサは、それらが安価なＬＯＡＣシステムを製造することを可能にするためにＬＯＡＣシステムに統合することができる。それは、小型化および大量製造に容易に従順で、コンパクトな恐らく携帯型の道具を使用し、再使用可能または使い捨ての検出器を使用して、潜在的に可搬型である。

過去数年にわたって恐ろしく進歩した別のクラスのセンサは、循環腫瘍細胞センサである。循環腫瘍細胞（ＣＴＣ）は、腫瘍によって血液中に流され、転移および癌進行のための重要な兆候の鍵である。しかしながら、ＣＴＣの隔離は、１ミリリッター当たり５個の細胞の極めて低い濃度でさえそれらが顕著であり、同様の寸法であるが、数百万倍高い濃度で存在する白血球、１ミリリッター当たり約１０^７個の細胞からそれらを分ける難しさは、非常に挑戦的である。さらに、ＣＴＣは、同様に１００万倍以上に濃縮された免疫細胞の背景に対して選択されなければならない。背景生物学的環境に対する検出されるべき生体物質におけるそのような不均衡は、人間においていくつかの治療困難な伝染病の原因となる細菌であるメチシリン耐性黄色ブドウ球菌（ＭＲＳＡ）のような細菌を備えたそれらに対抗または超過する。

マイクロ流体は、ＣＴＣ細胞分離における突破口を提供した。例えば、ナグラスらの「マイクロチップ技術による癌患者における稀な循環腫瘍細胞の分離」（ネイチャー、２００７年、第１２３５−１２３９頁）、アダムズらの「全血からの超効率的な循環腫瘍細胞の分離および統合伝導性センサを備えたポリマ系マイクロ流体を使用する無標識計数法」（米国化学学会誌、第１３０（２７）巻、第８６３３−８６４１頁）、およびＳ．ストットらの「マイクロ過流生成ヘリンボンチップを使用する循環腫瘍細胞の分離」（米国科学アカデミー紀要、第１０７（４３）巻、第１８３９２−１８３９７頁）を参照せよ。しかしながら、現在までに開発されたマイクロ流体技術のこれらのタイプの１つの欠点は、それらの低流速が数時間の分離時間を典型的に結果するということだった。反対に、Ｄ．ユンカーの「循環腫瘍細胞の多次元分離、隔離および特性評価のための方法および装置」と題された米国特許出願２０１２／０，６１７，７１４（それらの全内容は、参照によって含まれている）は、本発明の実施例に関して以下に記述されるようなマイクロ流体系ＬＯＡＣシステムに適合させることができる大導管系連続ろ過プラットフォームを用いて、この短所を克服する。

図１Ａを参照すると、マイクロ流体の動作原理が概説されている。表面上の液体のために、固液、液化ガスおよびガス固体である、液体の表面張力γ_ＳＬ，γ_ＬＧ，γ_ＧＳは、下記の方程式（１Ａ）によって与えられるような接触角θ_Ｃを定義する。方程式（１Ａ）を再構成すると、液体の表面張力γ_ＳＬ，γ_ＬＧ，およびγ_ＧＳのそれぞれの関数として接触角θ_Ｃを定義する方程式（１Ｂ）が得られる。９０°＜θ＜１８０°のときに液体は表面を濡らしておらず、０°＜θ＜９０°のときに液体は固体表面を濡らす。θ＝０°のときに、γ_ＳＧ＝γ_ＳＬを意味する湿潤として知られている特別の条件が達成される。従って、液体が濡れることは、（θ_Ｃ＜９０°ならば）表面を粗くすること、液体に界面活性剤を加えて表面張力を減少すること、固体上に吸着質材料を置くこと、および固体の表面を化学修飾すること（例えば、プラズマ処理）を含み、しかしこれらに限定されない様々な技術によって促進されることができる。コンタクトレンズと同様に様々な医療機器において採用されたシリコンの幾つかのタイプの１つであるポリ（ジメチルシロキサン）（ＰＤＭＳ）は、水が濡れないようなその未処理形態でθ_{ｗａｔｅｒ}≒１０５°を持つ。しかしながら、ＰＤＭＳのプラズマ処理直後は、θ_Ｃ＝０°である。

ヤング・ラプラスの方程式（方程式（２）参照）は、表面張力の現象による２つの静的な流体間の界面を横切る毛細管圧Ｐ_Ｃについて記述し、この圧力差が表面張力γに比例し、界面の有効半径ｒに反比例し、下記の方程式（２Ａ）によって与えられるように、毛細管の表面上の液体の濡れ角θにも依存すると述べる。図１Ｂに明らかなように、フィルムのための状況は、それぞれｘ、ｙおよびｚ方向での寸法がＬ、ｗおよびｄの液体フィルムとしてより複雑であり、ｙ方向の第１の半径ｒ_１およびｘ方向の半径ｒ_２を示す。様々な方程式を解くと、方程式（２Ｂ）が得られる。ここにおいて、圧力差ΔＰ_Ｃは、それ故、流体が抑制されるマイクロ流体流路の寸法における変化を通じて調整することができることは明らかである。ここで、θ_{ｂ，ｔ，ｌ，ｒ}は、マイクロ流体流路の底、天井、左および右側壁のそれぞれに対する液体の接触角である。

現在まで、複数のマイクロ流体システムは、いわゆる「診療現場」（ＰＯＣ）分析を目標として開発されてきたが、ごくわずかの例外を除いて、それらは、システムオペレーションのための、そしてしばしば同様に分析読み出しのための複雑な周辺装置に現在まで依存している。これは、現在まで診療所内でのそれらの採用を制限すると同様に、オンライン電子健康記録と統合する医学監督のない診療所の外での、より消費者駆動型ＰＯＣ分析におけるそれらの配備を妨げている。例えば、スタインブッルクの「個人的に制御されたオンライン健康データ−医療における次の一大事」（ニューイングランドジャーナルオブメディシン、２００８年、第１６５３−１６５６頁）を参照せよ。

図２Ａは、ジェルベーらの「診療現場免疫診断のためのマイクロ流体チップ」（先端材料、第２３（２４）巻、第Ｈ１５１−Ｈ１７６頁、以下、ジェルベー１）の後の概念的マイクロ流体ＰＯＣ装置の例を示す。ここにおいて、本体２１０Ａおよびカバー２１０Ｂから成るＰＯＣ試験装置は、試料プロセッサ２２０Ａにおける試料の提供およびその初期処理に基づいた測定または測定群を行うことをユーザに可能にする。試料プロセッサ２２０Ａは、光電子回路２２０Ｄに連結された光学ヘッド２２０Ｃに光学的に問い合わせるマイクロ流体チップ２２０Ｂに試料が入るのに先立って、例えば、細胞分離、細胞前治療、予備濃縮または増幅を実行できる。その後、光信号は、例えば、信号処理、信号暗号化、無線インターフェース、有線インターフェースおよび論理回路を含むことができる信号処理電子回路２２０Ｅによって処理される。結果は、ディスプレイ２２０Ｆ上でユーザに提示される。ＰＯＣ試験装置の本体２１０Ａは、例えば、電源、ＵＳＢコネクタおよびアンテナのような補助電子回路２２０Ｇも含むことができる。

ＰＯＣ分析のために開発された多くのマイクロ流体システムの動電学的に駆動されたマイクロ流体は、１９９０年代中頃から存在していた。例えば、「マイクロ流体における動電学、第２巻（界面科学および技術）」（エルゼビア、ＩＳＢＮ−１３：９７８−０１２０８８４４４５）を参照せよ。一方、強力な必要高電圧は、それらを動作させるために複雑なシステムを生み出した。同様に、空気作動システムが、実証されている。例えば、ブラシュラーらの「マイクロ流体を駆動するための簡単な空気圧設定」（ラボオンチップ、第７巻、第４２０−４２２頁）を参照せよ。しかし、大きな弁を必要とする。図２Ｂを参照すると、チンらの「全血からの多重タンパク質分析のための自己出力型マイクロ流体チップ」ラボオンチップ、第９（１４）巻、第２０１６−２０２０頁）中の先行技術による化学反応駆動マイクロ流体要素が示されている。従って、マイクロ流体組立体内の部屋に充填された試料は、マイクロ流体流路を通じて試料をその後に駆動する水および酸素中への過酸化水素のＰｔ／Ａｇ触媒分解の結果として、マイクロ流体組立体内の酸素の生成から発生する圧力によって駆動される。

遠心力駆動されるマイクロ流体、いわゆる「ラボオンＣＤ」は、人気は出てきたが、便利なシステムに今作られた注文仕立ての回転システムを必要とし、広く使用されてはいない。そのようなラボオンＣＤは、ライらの「酵素免疫吸着法用コンパクトディスク状マイクロ流体プラットフォームの設計」（分析化学、第７６巻、第１８３２−１８３７頁）の後に、５ステップフロー連続ＣＮＣ機械加工ＣＤのために図２Ｃに示されている。従って、毛細管マイクロ流体は、分析のために現在までに最も成功した技術を構成し、実際に、例えば、妊娠試験用ラテラルフローストリップ、そして最近では、タンパク質パネル分析による心臓病用急患診療の提供において、営利的に非常に成功している。そのような免疫測定用毛細管マイクロ流体装置は、ジェルベーらの「毛細管駆動マイクロ流体およびＰＤＭＳ基板を使用するワンステップ診療現場免疫診断に向けて」（ラボオンチップ、第９巻、第３３３０−３３３７頁、以下、ジェルベー２）による図２Ｄ中に示されている。示されているように、一連の機能的マイクロ流体要素は、免疫測定を行うためのチップ上に実装されており、そこでは、分析物、検出抗体（ｄＡｂ）および捕獲抗体（ｃＡｂ）間の位置および相互作用が、マイクロ流体回路が制御ラインのためのｃＡｂおよび抗原のラインに沿ってパターン化されたチップの異なる部分に沿って図示されている。シリコン回路は、充填パッド、試料収集器、遅延ライン、ｄＡｂ群付きのｄＡｂ沈着帯域、反応室、毛細管ポンプおよび排出口を持つ。

他のマイクロ流体解決策と異なり、マイクロ流体毛細管システムに基づくこれらは、毛細管現象によって動力が供給され、流体流れの制御は、マイクロスケール導管、毛細管に構造的および化学的に組み込まれている。従って、そのような毛細管システムは、完全に自己出力型で、かつ自動制御されるために設計され、それらをＰＯＣ適用に非常に役立つようにする。先行技術においては、毛細管要素の初期ライブラリが、次のものを含む毛細管システムに使用されたことが報告されている：
●親水性またはプラズマ処理された導管表面を採用する閉流路であるマイクロ流路；
●所望範囲を越える流速を規制する蛇行流れ抵抗器；
●例えば、試料収集器からの流れを組み合わせる典型的二分階層マイクロ流路である遅延ライン；
●流体が閉流路の一部を満たすにつれて閉流路から空気が放出されることができる大気に接続されたマイクロ流体回路内の開口である排出口；
●著しい抵抗無しに所望範囲を超えた毛細管圧を生成するために、典型的には親水性ポストを伴うマイクロ構造化された貯液槽である毛細管ポンプ；
●局所流路の横断面減少が高毛細管圧を生成し、それによって毛細管が排出された後に流体を止水する毛細管保持弁（ＣＲＶ）；そして
●その放出が主要な流路における他の流体によってトリガされるまでの期間の間、交差流路における流体が保持されるところの主要な流路に流路が交わる（交差する）ように形成された毛細管トリガ弁（ＣＴＶ）。

従って、これらの要素を使用すると、一度に１つの試料を満たし排出するための毛細管システムを作ることができるが、より複雑な流体の動作は、これら単独では達成することができない。例えば、ユンカーらの「自律マイクロ流体毛細管システム」（分析化学、第７４巻、第６１３９−６１４４頁）およびジェルベー２を参照せよ。

流体トリガ弁としても知られている毛細管トリガ弁（ＣＴＶ）は、Ｊ．メリンらの「オンチップ流れ制御のための液体トリガ式液体マイクロ弁」（第１２回固体物理センサ、アクチュエータおよびマイクロシステム国際会議、２００３年、第１５６２−１５６５頁）、およびデラマルシェらの「基板の化学パターン化のためのマイクロ流体ネットワーク：設計および生物検定への適用」（米国化学学会誌、第１２０巻、第５００−５０８頁）により提案された。しかしながら、これらは、いくつかのケースにおいて、マイクロ流体流路の深さ／幅の１０までの高アスペクト比に基づいており、シリコン（Ｓｉ）中で深堀り反応性イオンエッチング（ＲＩＥ）を使用して製造された。しかしながら、そのような弁は、典型的には２−３のアスペクト比に制限された低コスト複製成形技術を使用した組立てを受け入れることができない。加えて、これらの弁は、マイクロ流体流路の底の縁に沿って流れることによる漏出の傾向があったか、または保持回数が制限されていた。従って、低コスト複製技術を使用して容易に作ることができ、堅牢で、漏れず、長いリード時間を持つ低アスペクト比の弁を備えたＣＴＶを実装することは有益であろう。

流体の排出を防ぐ毛細管力に基づいた毛細管保持弁（ＣＲＶ）は、高い毛細管圧（力）を生成する小さな横断面の毛細管の幾何学形状によって現在までに達成された。例えば、ユンカーを参照せよ。初期のＣＲＶは、液体が無期限に保持されたように、毛細管ポンプより強かった。ＣＲＶ上の開発が可変定義可能な保持性能を結果していた一方、保持性能はよく差別化されず、従って、より小さな横断面を備えたＣＲＶは、時々、より大きな横断面より前に排出した。従って、ＣＲＶに信頼できる保持および放出の順序を提供することは有益であろう。

マイクロ流体システムの毛細管システムを通じて流れる液体の容量は、マイクロ流体導管の幾何学形状によって規定される。しかしながら、非常に広い毛細管ポンプについては、液体が縁に沿ってしばしばより急速に進むので、気泡が毛細管ポンプ内に容易に捕獲され、それによって、泡をカプセル化する。ツィンマーマンらの「自律毛細管システムのための毛細管ポンプ」（ラボオンチップ、第７（１）巻、第１１９−１２５頁、以下、ツィンマーマン１）は、これを克服するために、毛細管ポンプの側面寸法を徐々に拡張し、毛細管ポンプの入口での接続流路における１つのマイクロ構造を中央に揃えるリング状拡大を確立した。しかしながら、約６０％から７５％だけの充填率が達成され、これによって、マイクロ流体回路内の流体を吸収するために、著しくより大きな毛細管ポンプが製作されることが必要であった。従って、吸収を増加させ、気泡の問題を回避する毛細管ポンプを実装することは有益であろう。

さらに、先行技術のマイクロ流体内では、例えば、図２Ｄ中に示されたように、マイクロ流体システム内の流れは一方向である。いくつかのマイクロ流体システムにおいては、様々な流速で複数の化学薬品の自律的および順次的な流れを考慮に入れるばかりでなく、流れの逆転を提供することも有益であろう。

本発明の他の態様および特徴は、添付する図面と協力する本発明の特定の実施例の次の説明を参照することにより、当業者に明らかになるであろう。

発明の要約

マイクロ流体システム、より詳しくは毛細管要素を採用する予めプログラムされた自己出力型マイクロ流体システムに関係する先行技術における制限に取り組むことが、本発明の目的である。

本発明の実施例に従って、以下を含む装置が提供される：
第１の所定幅、第１の所定深さおよび少なくとも側壁を持つ第１のマイクロ流体流路；
第２の所定幅および第２の所定深さを持つ第２のマイクロ流体流路、前記第２のマイクロ流体流路は、前記第１のマイクロ流体流路から第１の所定オフセットで第１の端部に配置され、前記第１のマイクロ流体流路の側壁に対して第１の所定角度で傾けられた軸を持ち；
前記第２の所定幅のそれ未満の第３の所定幅および前記第２の所定深さのそれ未満の第３の所定深さを持つ第３のマイクロ流体流路、前記第３のマイクロ流体装置は、前記第２のマイクロ流体流路の第１の端部と前記第１のマイクロ流体流路の側壁との間に配置され、前記第１のマイクロ流体流路の軸に対して第２の所定角度で傾けられた軸を持ち；ここにおいて、
前記第２のマイクロ流体流路に導入された第１の流体は、前記第２および第３のマイクロ流体流路を満たすが、第２の流体が前記第１のマイクロ流体流路内に存在するまでは、前記第１のマイクロ流体流路に流れ込まない。

本発明の実施例に従って、以下を含む装置が提供される：
第１の所定幅、第１の所定深さ、マイクロ流体回路の第１の所定部分に連結された第１の端部、および第３のマイクロ流体流路の第１の端部に連結された第２の遠位端部を持つ第１のマイクロ流体流路；
前記第２のマイクロ流体流路の所定断面を越えた第２の所定幅、第２の所定深さ、前記第３のマイクロ流体流路の第２の端部に連結された第１の端部、および前記マイクロ流体回路の第２の所定部分に連結された第２の遠位端部を持つ第２のマイクロ流体流路；
前記第１の所定幅のそれ未満の第３の所定幅、第３の所定深さを持ち、前記第１および第２のマイクロ流体流路間に配置された前記第３のマイクロ流体流路；ここにおいて、
前記第２のマイクロ流体流路の寸法は、前記第１のマイクロ流体流路に連結された流体が前記第２および第３のマイクロ流体流路に連結され、マイクロ流体回路の第１の所定部分から発生する前記第１のマイクロ流体流路内の圧力が前記所定保持圧力を超過し、前記流体が前記第３のマイクロ流体流路内に止水されること無しに前記第１、第２および第３のマイクロ流体流路から排出されるまで保持されるように、前記第１、第２および第３のマイクロ流体流路の組合せのための所定保持圧力を確立するために選択されている。

本発明の実施例に従って、以下を含む装置が提供される：
マイクロ流体要素の第１の所定領域の第１の隅に連結された入口；
前記マイクロ流体要素の前記第１の所定領域の第２の隅に連結された出口；
マイクロ流体要素内に形成された第１の所定領域は、第１の所定深さを持つ凹部を含み、隣接した列間の第１の所定間隔の複数の列に配置された複数のポスト、列内の隣接したポスト間の第２の所定間隔を含み、前記入口の軸に対して第１の所定角度を持ち、複数のポストの各ポストは、第１の所定幅の第１の流路が列内の隣接したポスト間に形成され、第２の所定幅の第２の流路が隣接した列間に形成されるような所定寸法を持つ。

本発明の別の実施例に従って、以下を含む装置が提供される：
トリガ弁、前記トリガ弁は、第１のマイクロ流体流路と第２のマイクロ流体流路との間を連結し、第２の流体が前記第２のマイクロ流体流路を満たすまで前記トリガ弁の後の前記第１のマイクロ流体流路内に第１の流体を保持し；
前記第２のマイクロ流体流路に連結された毛細管ポンプは、前記第２の流体に前記第１および第２のマイクロ流体流路を連結する前記トリガ弁をトリガさせ、前記トリガ弁の後の前記第１のマイクロ流体流路内の前記第１の流体が、今、前記トリガ弁および前記第２のマイクロ流体流路中に逆流するように、前記第１のマイクロ流体流路内の第１の流体を逆流させる。

本発明の他の態様および特徴は、添付する図面と協力する本発明の特定の実施例の次の説明を参照することにより、当業者に明らかになるであろう。

本発明の実施例は、添付図面を参照しながら、例のみを通して、今、説明されるであろう。ここにおいて、：

および マイクロ流体装置の背景の原理の態様を示す；

本発明の実施例によるマイクロ流体装置を使用して実装することができるような診療現場装置を示す。

、 および 化学、遠心力、および毛細管の技術に基づいた先行技術のマイクロ流体素子をそれぞれ示す；

本発明の実施例によって拡張されるようなマイクロ流体設計要素の典型的なライブラリおよびそのような要素を採用する自己出力型マイクロ流体分析回路を示す；

先行技術のマイクロ流体要素内に捕獲された泡を示す；

毛細管ポンプおよび貯液槽のための先行技術の設計アプローチを示す；

本発明の実施例による毛細管ポンプおよび貯液槽のための設計アプローチを示す；

本発明の実施例による毛細管ポンプおよび貯液槽のためのマイクロ流体回路内の流れのモデリングを示す；

本発明の実施例による毛細管ポンプおよび貯液槽のための設計アプローチおよび製造されたマイクロ流体回路を示す；

本発明の実施例による毛細管ポンプおよび貯液槽の離散的圧力帯域および連続可変圧力帯域を示す；

先行技術による毛細管トリガ弁を示す；

および 本発明の実施例によるプログラム可能毛細管トリガ弁を示す；

先行技術および本発明の実施例による毛細管トリガ弁のビデオフレーム画像を示す；

および 本発明の実施例による先進のプログラム可能毛細管保持弁を示す；

先行技術の毛細管保持弁および本発明の実施例による先進のプログラム可能毛細管保持弁を示す；

本発明の実施例による先進のプログラム可能毛細管保持弁およびマイクロ流体回路内の流体の６ステップ順次放出でのそれらの使用を示す；

本発明の実施例による先進のプログラム可能毛細管保持弁およびマイクロ流体回路内の流体の６ステップ順次放出でのそれらの使用を示す；

本発明の実施例による停止トリガ弁を示す；

本発明の実施例によるマイクロ流体要素を採用するマイクロ流体回路およびその組立て方法を示す；

本発明の実施例によるマイクロ流体要素を採用するマイクロ流体回路を示す；

示す；

マイクロ流体回路がマイクロ機械加工および成形によって形成される本発明の実施例によるマイクロ流体要素を採用する製作マイクロ流体回路を示す；

先進のプログラム可能毛細管保持弁の順次トリガを示す本発明の実施例によるマイクロ流体要素を採用するマイクロ流体回路のビデオフレーム画像を示す；

抗Ｃ反応性タンパク質（ＣＲＰ）の検出のための本発明の実施例によるマイクロ流体要素を採用するマイクロ流体回路の適用を示す；

多剤検出のための本発明の実施例によるマイクロ流体要素を採用するマイクロ流体回路を示す；

シリコンの化学マイクロ機械加工を伴う本発明の実施例によるマイクロ流体回路および／またはマイクロ流体要素の形成のための製造方法を示す；

ＰＤＭＳ成形プロセスを伴う本発明の実施例によるマイクロ流体回路および／またはマイクロ流体要素の形成のための製造方法を示す；

本発明の実施例による予め充填されたマイクロ流体回路および／またはマイクロ流体要素のための初期化プロセスを示す；そして

正および負の制御要素を備えた細菌捕獲のための本発明の実施例によるマイクロ流体要素を採用するマイクロ流体回路の適用を示す。

本発明は、マイクロ流体システム、より詳しくは毛細管要素を採用する予めプログラムされた自己出力型マイクロ流体システムを対象にする。

以下の説明は、典型的な実施例だけを提供し、開示の範囲、適用可能性または構成を制限するようには意図されていない。むしろ、典型的な実施例の以下の説明は、典型的な実施例を実装することを可能にする説明を当業者に提供するであろう。添付された請求項で述べられるような精神および範囲から外れること無しに、要素の機能および配置において様々な変更を行えることが理解される。

｛明細書における標準用語のための補正｝ここにおいて、およびこの開示の全体にわたって使用されるような「マイクロ流体回路」（ＭＩＣＦＬＩＣ）は、マイクロ流体回路内に実装されたマイクロ流体要素の設計性能を通じて自己出力および自動制御するマイクロ流体毛細管構造を採用する毛細管現象に基づいた回路を指す。

ここにおいて、およびこの開示の全体にわたって使用されるような「診療現場」（ＰＯＣ）装置は、流体試料の１つ以上の特性を分析するためにＭＩＣＦＬＩＣを採用する試験装置を指す。ＰＯＣ装置は、ＰＯＣ装置のユーザまたは結果を求める遠隔資源への後続する結果連絡の有無にかかわらず、化学、生物学、環境、および医学を含み、しかしこれらに限定されない適用に使用することができる。そのようなＰＯＣ装置は、毛細管現象によってのみ動力が供給されてもよいが、それらが局所電源供給への接続を必要とすると同様に、例えば、太陽電池またはバッテリーのような局所独立電源を備えた装置を含むこともできる。

他の分析と同様に検出および／または血清型判別のためのＰＯＣ装置内の予めプログラムされた自己出力型自律マイクロ流体回路は、高感度、明確、低コスト、そしてもし、それらが熟練技術者がいる分析研究所の卓上からベッドサイド、戦場、化学プラント、診療所、および熟練要員のいない他の環境に成功裡に移転されるならば、単純な非臨床または専門外手術と互換性がある必要がある。本発明の実施例に関して以降に記述されるマイクロ流体回路（ＭＩＣＦＬＩＣ）は、追加の周辺機器の必要性を克服する毛細管流動技術の開発によってこれらの問題に取り組み、低コスト、急速大量加工方法と互換性がある技術および解決策を提供する。そのようなＭＩＣＦＬＩＣは、診断のための試料分析、ＤＮＡ系バイオセンサ、タンパク質系バイオセンサ、細胞系バイオセンサ、（例えば、レーザ走査血球計算のためのような）試料調製、試料保存、および（例えば、免疫親和性を開発するような）試料精製を含むが、これらに限定されない、ＰＯＣおよび一般化された臨床環境に個別的または多面的な機能を提供することができる。従って、この明細書内で概説された議論および例が、ある特定のＰＯＣ装置および／またはＭＩＣＦＬＩＣ解決策と同一視される一方、表されている技術、プロトコル、設計ルール、ＭＩＣＦＬＥＬなどが、本発明の範囲から外れること無しに、他のＭＩＣＦＬＩＣで使用されてもよいことは明らかであろう。さらに、いくつかの実例において、ＭＩＣＦＬＩＣが、例えば、免疫親和系精製における酸処理および遠心分離のようなチップ外での非マイクロ流体処理ステップと併せて使用されてもよい一方、例えば、抗原系捕獲および検出抗体ラベル付けがチップ上で実行されてもよいことは明らかであろう。本発明の他の実施例において、そのようなＭＩＣＦＬＩＣは、他の処理および分析装置への自動挿入のために設計されてもよく、これによってさらに専門家によって必要とされる取り扱いおよび処理を減少させる。

そのようなＭＩＣＦＬＩＣは、ＭＩＣＦＬＩＣ上の充填（注入）ポートへの分析されるべき流体標本の導入が、所望時間−流れ特性の所望順序で実行される、試料移動、試薬添加、培養、濾過、洗浄、検出などの後続のステップを結果するように、適切な設計によっても、自己出力化されるようにすることができる。後に議論されるＭＩＣＦＬＩＣ解決策は、初期プロトタイプＭＩＣＦＬＩＣおよびマイクロ流体回路要素（ＭＩＣＦＬＥＬ）が、ＭＩＣＦＬＥＬおよびＭＩＣＦＬＩＣのそれぞれのための設計ルールを確立するために、そのような技術が急速組立て、正確な制御、および制御された変形を可能にさせるように、シリコンマイクロ加工技術を使用する開発方法に由来する。続いて、そのような設計ルールは、他の材料およびコスト−容量製造特性の開発のために、成形、エンボスなどを含むが、これらに限定されない、他の製造技術において、ＭＩＣＦＬＩＣおよびＭＩＣＦＬＥＬを製作するために採用することができる。

従って、この明細書内で第１世代毛細管プログラム化チップ（ＣＰＣ）として引用される、そのようなＭＩＣＦＬＩＣおよびＭＩＣＦＬＥＬは、試料流体の自動獲得、および異なる試薬を用いたその処理を可能にする。続いて、これらの第１世代ＣＰＣは、以下を含む追加の特徴と共に、しかしそれらに限定されない、ＣＰＣの次世代の基礎を提供する：
● ＣＴＣ抽出方法から由来された急速細菌抽出システム；
● 高アスペクト比の必要性を緩和し、低コスト複製を促進するコロイド結晶捕獲帯域；
● 高信頼性解析のためのオンチップの負および正の制御；
● コールドおよびホットエンボス技術；そして
● 極高感度用バクテリオファージ系生物学的増幅。

従って、第１世代ＣＰＣは、図３に示されたように、マイクロ流体導管（または流路）３１０、流れルータ３２０、毛細管保持弁（ＣＲＶ）３３０を採用する順次プログラム可能毛細管保持弁（ｐＣＲＶ）、低圧ｐＲＢＶ３４０および高圧ＲＢＶ３５０のような保持破裂弁（ｐＲＢＶ）を採用する陽圧プログラム可能保持破裂弁（ｐＲＢＶ）、毛細管トリガ弁（ＣＴＶ）３６０を採用するプログラム可能毛細管トリガ弁（ｐＣＴＶ）、流れ抵抗器３７０、排出口３８０、および低圧Ｃポンプ３９０および高圧Ｃポンプ３９５のような対称および非対称毛細管ポンプ（Ｃポンプ）を採用するプログラム可能毛細管ポンプ（ｐＣポンプ）を含み、しかしこれらに限定されない、ＭＩＣＦＬＥＬを採用するＭＩＣＦＬＩＣを含むことができる。

従って、図３に示されたように、ＭＩＣＦＬＩＣ３００Ａは、注入ポート３０１０を含む。ここにおいて、流体は、培養ポンプ３０８０を満たす前に、検出帯域３０４０およびｐＣＴＶ３０７０を最初に通過して流れる。ここにおいて、その流れは、廃出ポンプ３０３０の制御下で流れ抵抗器３０９０を経由して流体の流れの前で培養を可能にするために設計された流速である。ここにおいて、それは、それをトリガするｐＣＴＶ３０２０を通過する。従って、ＭＩＣＦＬＩＣ３００Ａ内で引き起こされた圧力変化により、試薬貯液槽３０６５から試薬の順次放出が、ｐＲＢＶ３０６０を通じて制御され、空気が排出口３０５０を通じて試薬と置き換えられるにつれて空となる。

ＭＩＣＦＬＩＣ３００Ａは、例えば、緩衝液（１つまたはいくつかの緩衝液を最終プロトコルに応じて採用することができる）、ビオチン化検出ファージ、ストレプトアビジン共役金ナノ粒子、および銀増幅試薬で試薬貯液槽３０６５を予め満たすことができる。次に、流体試料は、ＭＩＣＦＬＩＣ３００Ａ内のＭＩＣＦＬＥＬの幾何学形状によって規定されるような所定流速および期間を備えた全ての試薬の順次流れをトリガする、例えば、刺された患者皮膚またはピペットへの接触によってのように、注入ポート３０１０に導入されるであろう。例えば、ＭＩＣＦＬＩＣ３００Ａは、ミリメートルの数十倍の寸法で１０μｌの容量を備えた毛細管ポンプを使用するように設計することができる。それは、チップの機能性を試験することによく適している一方、減少された試料液量でのそれらの動作を可能にすると同様に、ＭＩＣＦＬＩＣ３００Ａの設置面積を減少し、それ故に１つ当たりの単位原価をより低くする製造装置のために毛細管ポンプの減少が試みられる前に、単一のウエハ上で製作される複数の設計変更を可能にする。典型的なＭＩＣＦＬＩＣ３００Ａプロセスは、例えば、試料流れのためのl０分、ビオチン化検出ファージへの露出の４分、ストレプトアビジン共役金処理のための４分、および銀の増強のための４分である。ここにおいて、それらは、増加したマイクロ流体流速により一層速く、低抵抗および急速流れが実装されるところの各緩衝ステップのための３０秒である。減少された試料液量、従って試薬量を用いると、そのような処理時間は、製造装置において、プロトタイプＭＩＣＦＬＩＣ３００Ａの約２８分の処理サイクルに対して減少することができる。

図４を参照すると、第１ないし第８の遅延ライン結合器４１０ないし４８０のそれぞれが示されており、ここにおいて、毛細管の二分階層木は、図２Ｄに関して以前に示されたような流れと、血液フィルタをＭＩＣＦＬＩＣに連結するためのジェルベー２のＭＩＣＦＬＩＣとを結合する。明らかなように、第５の遅延ライン結合器４５０だけが流体で完全に暗く、これに対して、残りの遅延ライン結合器は、全て、フル稼動を阻害する泡を含んでいる。第１、第３、および第４の遅延ライン結合器４１０、４３０、および４４０において、それらの泡は、いずれかの流体が、各画像の最上部で結合マイクロ流体導管に達することを実際に防ぎ、従って、そのような泡は、ＭＩＣＦＬＩＣが完全に機能することを阻止するであろう。同様に、図４中の毛細管ポンプ４９０は、毛細管ポンプ４９０の左下隅における大きな気泡、および下縁右側のより小さな気泡を示す。従って、毛細管ポンプ４９０を組み込むＭＩＣＦＬＩＣの設計意図が、貯液槽の容量が検出サイトを通過して引き込まれるのに必要な全ての試料、試薬、洗浄液の量に匹敵したならば、泡が流体の量が必要とされるだけ引き込まれないことを表すであろうことは明らかであろう。この実例では、ポンプに引き込まれない量は、より大きな泡が観察されたが、約７％である。しかしながら、７％でさえ、ＭＩＣＦＬＩＣを役立たなくする最終試薬の量の全てと等しいかもしれない。他の実例では、より小さな泡だけでさえ、特にそれが入口で生じ、これによって毛細管ポンプ現象が阻止されたならば、重要な問題を表しているかもしれない。

図５Ａを参照すると、第１ないし第９の設計５０１０ないし５０９０のような先行技術による基本的な毛細管ポンプ設計が示されている。第１ないし第３の設計５０１０ないし５０３０のそれぞれは、ポスト、樹形、および六角形として知られている初期の設計である。ツィンマーマンは、これを第４ないし第９の設計５０４０ないし５０９０のそれぞれに拡張した。ツィンマーマン１を参照せよ。それらは、対称ライン、非対称ライン、丸められたライン、丸く連結された六角形、対称ライン、および樹ライン「ｂ」として知られているより先進の設計である。各実例においては、これらの毛細管ポンプは、多数の並列流れパスのために比較的低い流れ抵抗を持っており、従って、液量が一定流速で送り込まれなければならない時に使用されることができる。細長いマイクロ構造を備えるより先進の設計は、毛細管ポンプの異なる方向に沿った液体の進行のための様々な時定数を課することにより、液体の注入面を制御するために使用することができる。ツィンマーマンも、液体を回路から毛細管ポンプに効率的に引き込むために毛細管圧が接続領域のどこでも十分に高いことを保証するために、毛細管ポンプをＭＩＣＦＬＩＣの残りに正確に接続することが重要であると記している。これは、これおよび他の先行技術において、毛細管ポンプの横寸法を徐々に拡張し、１つのマイクロ構造を毛細管ポンプの入口での接続流路に中央揃えすることにより行われ、達成される。このアプローチは、ＩＢＭ（ＩＢＭプレスリリース「ＩＢＭの科学者は医学診断試験を再構築する」２００９年１１月）によって報告されるような毛細管ポンプ５０９５から明らかである。ここにおいて、１８０μｍまでのディープエッチングが採用された。

しかしながら、本発明者らは、図５Ｂにおいて明らかなような異なる設計方法を確立した。ここにおいて、概略図５００Ａが示され、本発明の実施例による毛細管ポンプ５００Ｂが製作された。概略図５００Ａにおいて、入口ポート５１０は、Ｓ字形逆転ループおよび第２の半円断面によって後続される一方向における第１の半円断面から形成される螺旋状流れ抵抗器５２０に終端するマイクロ流体導管に連結されて示される。螺旋状流れ抵抗器５２０は、先行技術の流れ抵抗器と比較して減少された長さを占める一方、マイクロ流体導管に関する半径、有効回転数および螺旋状流れ抵抗器５２０の幅減少が流れ抵抗を規定する。螺旋状流れ抵抗器５２０の出力は毛細管ポンプ５４０に連結され、毛細管ポンプ５４０の出力は排出口５３０に連結されている。

螺旋状流れ抵抗器５２０に関して、先行技術の流れ抵抗器は、減少された横断面の長い直線のマイクロ流路である。それ以来、マイクロ流路の深さは、それらが単一ステップリソグラフィ／エッチングで典型的に製作されるように、ＭＩＣＦＬＩＣに沿って一般的に一定である。その結果、小さな設置面積を備えた大きな流れ抵抗器を達成することは、先行技術の設計が、典型的にはＡＲ＞５の高アスペクト比（ＡＲ）のマイクロ流路を持つことを必要とする。例えば、ツィンマーマンらの「ワンステップ免疫測定用自律毛細管システム」（生物医学マイクロ装置、第１１巻、第１−８頁、以下、ツィンマーマン２）およびツィンマーマン１を参照せよ。そのような高いＡＲは、シリコン中での深堀り反応性イオンエッチングを使用して製作することができるが、それらは、低コストおよび使い捨てのＭＩＣＦＬＩＣの目標に反する製造複雑さを増加させ、生産を減少する。ここにおいて、我々は低ＡＲ流れ抵抗器（つまり、ＡＲ＜３）を求め、それは、ホットエンボスおよびリール・ツー・リール技術を使用するプラスチックの出力と同様に、低複雑さ高生産シリコンプロセスの使用によりその後に作成することができた。例えば、ベッカーらの「ポリマ高アスペクト比構造の組立てのための方法としてのホットエンボス」（センサＡおよびアクチュエータ：物理学、第８３巻、第１３０−１３５頁）、およびルアーノ・ローペッツらの「スマートバイオフォン：２つのヨーロッパプロジェクトを通じた開発中のケアビジョンのポイント：ＯＰＴＯＬＡＢＣＡＲＤおよびＬＡＢＯＮＦＯＩＬ」（ラボオンチップ、第９巻、第１４９５−１４９９頁）を参照せよ。そのような低ＡＲプロセスは、より広くより長い抵抗を持つことの価格を伴い、システムのコストおよび可動性を増加させると同様に、回路のより大きな設置面積を持つことを結果するであろう。その結果として、我々は、それらの他の長い抵抗器（つまり、数ミリメートル）の設置面積を最小化するために、螺旋形（コイル型）マイクロ流路抵抗器を設計した。図１７に関して以降に記述される製造工程と互換性を持ち、抵抗器断面中で１００μｍの深さおよび３５μｍの幅を備えた流体ＰＤＭＳマイクロ流路抵抗器は、毛細管ポンプへの８，０００μｍのマイクロ流路接続を備え、６００μｍから２５，０００μｍまで変化する長さで製作された。それらの抵抗器のための流速は、１８ｎｌ／秒から１４８ｎｌ／秒の間で変化した。

反対に、概略図５００Ａおよび製作された毛細管ポンプ５００Ｂから明らかなように、毛細管ポンプ５４０のような、本発明の実施例による毛細管ポンプへの入口は、貯液槽の１つの隅にオフセットされ、排出口５３０は、反対の隅に同様に配置される。図６を参照すると、概略図６１０は、複数Ｍの親水性要素が貯液槽を交差して配置され、これによって毛細管ポンプの出口に向けてＭ個の開口部を形成する本発明の実施例による毛細管ポンプを示す。同様に、Ｍ個の親水性要素の第２列は、親水性要素のピッチの半分ずつ親水性要素の第１列に対してオフセットされた他の一連の開口Ｍ＋１から２Ｍまでを形成する。このパターンは、Ｍ×Ｎ要素およびＭ×Ｎ開口があるように、毛細管ポンプ内に配置されたＮ列のために繰り返す。従って、各開口は、抵抗回路網内のノードと考えることができる。ここにおいて、電気等価回路６２０に示されているように、１つの列中の隣接ノードは抵抗Ｒ_Ｈの抵抗要素によって接続され、隣接する列内のノードは抵抗Ｒ_Ｖの抵抗要素によって接続されている。第Ｊ列中の第Ｍ要素の流体を考えると、電位Ｐ_Ｃがこのノードと毛細管ポンプへの入力ノードとの間に存在する。この電位Ｐ_Ｃは、流体毛細管ポンプにおけるその時点で存在する圧力に等しい。従って、毛細管ポンプのシミュレーションは、第１および第２グラフ６３０および６４０のそれぞれに表されたように実行させることができる。

第１のグラフ６３０は、列番号に対する毛細管ポンプ内の算出平均流れ抵抗を、外部流れ抵抗器の流れ抵抗と共に示す。従って、列番号に対する結果として生じる平均流速は決定され、第２のグラフ６４０に示されているような実験結果と比較された。これにおいて、平均流速が予想されたような流れ抵抗との逆比例関係に従うことは、明らかである。従って、毛細管内の流れは、列内を流れ、隣接する列に入るパターンに従う。第１および第２の概略図７００Ａおよび７００Ｂを参照すると、親水性要素の寸法における調整について、毛細管ポンプの流れ抵抗が全面的および以内で変化されることができることは明らかである。第１の概略図７００Ａを参照すると、本発明の実施例による毛細管ポンプは、先行技術の毛細管ポンプおよび図６中の毛細管ポンプ６１０とは似ていない。ここにおいて、流れ抵抗器７１０からのポンプ入口７２５は、第１の概略図７００Ａにおける毛細管ポンプ７２０の各側壁に対して４５°傾けられている。さらに、親水性要素７３０は、側壁に対して角度αで傾けられている。親水性要素７３０間の大きな間隔の列−列および狭い開口を用いて、毛細管ポンプ７２０内の流れは、空気を捕える列間の流体の流れがより遅く、従って生じる可能性が少ないように列が優先的に満たされるので、基本的に蛇行７４０である。

第２の概略図７００Ｂは、毛細管ポンプ側壁の縁を下る真っ直ぐな毛細管流れが列に沿う流れおよび列間の流れと共に生じるように、親水性要素が毛細管ポンプの側壁まで伸びていない本発明の実施例による異なる毛細管ポンプを示す。従って、適切な設計によって、毛細管ポンプ内の流速は、所望のレベルに設定することばかりか、充満が制御された方法で生じることを保証するためにシミュレートおよび調整することもできる。さらに、図７において、第１ないし第４のＳＥＭ顕微鏡写真７５０、７６０、７８０および７９０がそれぞれに示されている。第１のＳＥＭ顕微鏡写真７５０は、流れ抵抗器および毛細管ポンプへの先細結合領域、ポンプ入口７２５を示す。第２のＳＥＭ顕微鏡写真７６０は、流れが急な流れというよりは徐々に生じるように親水性要素７３０の丸みを帯びた輪郭を示す親水性要素７３０を示している。第３のＳＥＭ顕微鏡写真７８０は、親水性要素に加えて、最初に所望の蛇行流れパターンが制御されるべき毛細管ポンプ内の流れのために、第１ないし第６の突部７８５Ａないし７８５Ｆが親水性要素の代わりに実装されることを示すポンプ入口７２５に近い本発明の別の実施例による毛細管ポンプの領域を示す。第４のＳＥＭ顕微鏡写真７９０は、流路７９５が毛細管ポンプの縁のまわりに配置され、これによってそれが列を満たす前に流体のために初期低抵抗パスを提供する、第２の概略図７００Ｂに関して以前に説明されたような毛細管ポンプを示す。

図７中の第１の概略図７００Ａに関して以前に説明されたような本発明の実施例による毛細管ポンプは、本発明者らによって「曲がりくねった」ポンプと呼ばれ、列間の広いギャップが全流れ方向に対して垂直な注入面を指向するような特徴によって特徴付けられる。各列の端部の分離壁は停止弁として働き、親水性要素間の狭いギャップは毛細管弁として働く。反対に、図７中の第２の概略図７００Ｂに関して以前に説明されたような本発明の実施例による毛細管ポンプは、本発明者らによって「先端」ポンプと呼ばれ、縁のまわりのギャップによって特徴付けられる。ここにおいて、これらのギャップ寸法は、下記の方程式（３）によって表されるように、連続する列間の圧力差ΔＰ_１が、列内の流体と、ポンプ入口、側壁およびポンプ排出口と隣接している側壁に沿った空間との間の圧力差ΔＰ_２より大きく、これらが両方とも列内の流体と他の２つの側壁との間の圧力差ΔＰ_３より大きいように、選択されている。

今、図８を参照すると、本発明の実施例による毛細管ポンプの第１および第２の顕微鏡写真８１０および８３０が示されている。第１の顕微鏡写真８１０は、それぞれ圧力差ΔＰ_１，ΔＰ_２，およびΔＰ_３を持つ帯域１，２，および３として表示される３つの圧力帯域から成る毛細管ポンプを示す。第２の顕微鏡写真８３０は、親水性要素の列間の圧力差ΔＰが毛細管ポンプを横切って減少する毛細管ポンプを示す。第１のグラフ８２０は、第１の顕微鏡写真８１０に示された毛細管ポンプの３つの異なる帯域内の平均流速を示す。従って、帯域１では平均流速は約５５ｎｌ／秒であり、帯域２では約６０ｎｌ／秒に上昇し、そして帯域３では約４５ｎｌ／秒に減少する。第２のグラフ８４０は、第２の顕微鏡写真８３０に示された毛細管ポンプのための平均流速を示す。従って、流速は、列１０での約６０ｎｌ／秒から列３４での約２０ｎｌ／秒に落ちる。従って、本発明の実施例による毛細管ポンプは、長方形の幾何学形状と共に、制御圧力、そして、それ故、流れ、毛細管ポンプ構造内で全面的に流体の流れを制御することによって泡形成を減少させる設計を用いた輪郭を提供する先細りの幾何学形状で実装されることができることは明らかであろう。

さらに、図５Ｂないし８中のそれぞれに本発明の実施例に関して説明された毛細管ポンプは、アスペクト比および深さは先行技術でのそれらの典型的ではないように、ＲＩＥ、ディープＲＩＥ（ＤＲＩＥ）、エンボス、成形などを使用して実装することができる。１６：１までのエッチングアスペクト比を表す１５μｍまで落ちた寸法の毛細管ポンプ特徴を備えたツィンマーマン１の１８０μｍ深さエッチングと比較せよ。

ＭＩＣＦＬＩＣの適用に関して以前に説明されたように、共通の必要事項は、毛細管トリガ弁（ＣＴＶ）の使用を通じて試薬を順番に放出する能力である。先行技術では、ＣＴＶは、ツィンマーマンらの「自律毛細管システムのための弁」（マイクロ流体 ナノ流体、第５巻、第３９５−４０２頁、以下、ツィンマーマン３）によるＳＥＭ顕微鏡写真９００を備えた図９Ａ中で示されたように、２本の流路間の交差を採用した。これら先行技術のＣＴＶは、停止弁で終了する第１の流路を採用する一方、第２の流路は流れ抵抗として作用する蛇行する短い毛細管を持つ。停止弁は、毛細管圧が理想的には０まで減るように、流体のメニスカスの湾曲を除去するように設計されている。これは、マイクロ流体流路の幅を減少し、それを急に拡大させることにより達成される。従って、各顕微鏡写真の右側の第１の流路の流体は、停止弁として働き、第２の流路は、トリガとして働く。示されたＣＴＶ内に設計されたマイクロ流体流れ抵抗は、一旦ＣＴＶが始動されると、各入口からの等しい流れへ導く一方、非対称の流速がプログラムされることができることも明らかであろう。ツィンマーマンの設計は、幅３０μｍおよび深さ６０μｍのマイクロ流体流路が、１５：１への製造アスペクト比を強要する所望の停止弁の性能を達成するために、４μｍ流路に移行されることを必要とする。

図９Ｂを参照すると、注入ポート、本発明の実施例による１２個のＣＴＶ、および毛細管ポンプから成るＭＩＣＦＬＩＣ９００Ａが示されている。ＭＩＣＦＬＩＣ９００Ａは、いくつかのＰＯＣ装置が複数の試薬、複数の洗浄ステップなどを必要とする複雑さのレベルを示す。第１ないし第３の挿入写真９００Ｂないし９００Ｄは、本発明の実施例によるＣＴＶのためのＣＴＶ設計パラメータと共に、同じＭＩＣＦＬＩＣ９００Ａ内の異なる閾値でトリガすることを可能にするプログラム可能ＣＴＶ（ｐＣＴＶ）を示す。第１ないし第３の挿入写真９００Ｂないし９００Ｄのそれぞれは、内部の透視から基板への本発明の実施例によるＣＴＶを示す。ここにおいて、長さｌ，幅ｗ，および高さｈの狭く浅い流路は、高さＨの流体流路９８０と幅Ｗおよび深さＤの試薬流路９７０との間に接続する。従って、流体流路９８０との交差点での試薬流路９７０内の流体は、表面を横切り、毛細管圧を下げるための設計基準が狭く浅い流路が停止弁として働くように満たされるように、流体流路９８０の側壁は各方向に離れて伸びる。

さらに、図９Ｂにおいて、注入ポート９０１、圧力│Ｐ_４│での毛細管ポンプ９１１、および４本の試薬流路から成る試験回路９００Ｅが示されている。これは、一方の端部に排出口にそれぞれ連結される第１ないし第４の保持破裂弁９０７ないし９１０を、他方の端部に第１ないし第４の保持弁９０３ないし９０６のそれぞれを持つ。従って、第１ないし第４の保持弁９０３ないし９０６のそれぞれは、第１ないし第４の保持弁９０３ないし９０６のそれぞれに連結された各流路が、それぞれ完全には排出されないか、気泡を導入しないように、各々の内で液体を止水するために働く。そのようなものとして、毛細管ポンプからの圧力│Ｐ_４│は、下記の方程式（４Ａ）によって説明されるように、第１ないし第４の保持弁９０３ないし９０６のそれぞれの保持圧力を超過してはならない。反対に、第１ないし第４の保持破裂弁９０７ないし９１０は、液体がそれらから排出することができるように、関連する流路を排出口に接続することを破裂させるように意図されている。従って、これらの第１ないし第４の保持破裂弁９０７ないし９１０のそれぞれが順番に作動するために、そのとき、これらは、毛細管ポンプ圧力│Ｐ_４│が動作中にそれらを超過し、それらが順番に破裂するように、方程式（４Ｂ）に定義された条件を満たさなければならない。

保持弁と保持破裂弁との間の各流路／貯液槽内の液体の容量は、たとえ、毛細管ポンプから発生する流速が全ての流路／貯液槽において等しいとしても、保持破裂弁がまだ順番に破裂するように調整することもできる。この容量関係は、上記方程式（５）で与えられる。しかしながら、いくつかの実例では、複数の試薬は、長期間の間、１つの貯液槽でこれら複数の試薬を混合する損失または欠点があるＭＩＣＦＬＩＣ内で同時に流れることを必要とされるかもしれない。そのような実例では、保持破裂弁は、これを容易にするために互いの所定範囲内でトリガするように設計することができる。

今、図９Ｃを参照すると、浅く狭い試薬流路９３０が流体流路９４０の側壁と交差する本発明の実施例によるＣＴＶのためのＳＥＭ顕微鏡写真９１５が示されている。ＰＭＤＳ ＭＩＣＦＬＩＣ回路と互換性がある典型的なトリガ弁は、幅１００μｍの保持流体をマイクロ流路に接続する、幅３５μｍおよび深さ５０μｍを持つことができる。さらに、流体流路９４０が試薬流路９３０および試薬貯液槽９２０と交差している本発明の実施例によるＣＴＶのための第１ないし第３のステップが示されている。試薬流路９３０は、流体流路９４０および試薬貯液槽９２０の両方の深さより浅く、試薬貯液槽９２０の幅よりも狭い。次に、第２のステップでは、試薬９５０は、明瞭さのために示されないが、保持弁を構成する他端部から試薬貯液槽９２０に加えられる。従って、試薬貯液槽９２０は、試薬９５０が試薬流路９３０の端部に達したときに、その圧力が減少し、流れが止まる試薬流路９３０によって続いて、最初に満たされる。従って、試薬９５０は、ＣＴＶが漏出無しでトリガされるまで、試薬貯液槽９２０および試薬流路９３０内に残るであろう。従って、第３のステップでは、流体９６０は、それが今、流体流路９４０に流れ込み、流体９６０と混合するように、流体９６０が試薬流路９３０の端部を通過するにつれて、試薬流路９３０内で試薬９５０の境界条件が変化する流体流路９４０に連結される。

このプロセスは、図９Ｄ中の第１ないし第４の静止画像９１１０Ａないし９１１０Ｂのそれぞれで見ることができる。ここにおいて、第１の静止画像９１１０Ａは試薬の添加前の時刻ｔ＝０秒であり、第２の静止画像９１１０Ｂは試薬の添加時の時刻ｔ＝１秒であり、そして第３の静止画像９１１０Ｃは、第４の静止画像９１１０Ｄで示される流体流路への流体の添加を伴うＣＴＶをトリガする前の時刻ｔ＝２０分であり、流体が導入された後の時刻ｔ＝２０分である。先行技術では、その意図されたトリガがＣＴＶのトリガを結果する前に、製造方法の変動およびＣＴＶからの漏出に寄与している増加する保持時間を伴って生産が減少するように報告された。本発明者らは、先行技術の解決策がマイクロ流体流路の設計およびそれらの製造工程の考察に注目したことをはっきりさせた。反対に、ツィンマーマン（ツィンマーマン３を参照）によって報告され、経過時間２秒を表す第５ないし第８の画像９１２０Ａないし９１２０Ｄで示された先行技術のトリガ弁は、これらの弁が疎水性のＰＤＭＳ密閉層で成り、ＭＩＣＦＬＩＣが親水性であってさえ故障した。ツィンマーマンは、ＰＤＭＳが天井壁でのトリガ弁の故障を限定するけれど、トリガ弁は親水性である底壁を通じて漏れることにより数秒の後に故障することを見出した。従って、これに対処するために、底壁は、高ＡＲトリガ弁を製作することにより、つまり、ＳＥＭ顕微鏡写真９００によって図９Ａ中で示されたように深さ／幅＞１０に減少された。

より低い深さの単一流路を備えるＳＥＭ顕微鏡写真９１５などに関して先に説明されたトリガ弁の設計に加えて、本発明者らは、図９Ｄに示されたこれらを含む他の設計を試作した。以下を含む：
● トリガ弁性能を含むこと無しに、抵抗を減少させ、所望の流速を増加させた２流路トリガ弁９１３０；
● 増加された幅および低アスペクト比を備えた２流路トリガ弁９１４０；
● ３流路トリガ弁９１５０；そして
● 低表面張力流体を用いて改良されたトリガ弁性能のためのＶ字形マイクロ流路内のＶトリガ弁９１６０。

本発明者らは、低コストおよび低ＡＲの製造工程と互換性があるトリガ弁を開発する間に、重要な要因が、カバーによって規定されたマイクロ流路の上面、およびトリガ弁内の流体のための設計基準のその破壊であることも示した。従って、これに対処するために、試薬流路内の流体が空間に通じる基準を満たすように、カバー９８０内の凹部９７０が試薬貯液槽９２０、試薬流路９３０および流体流路９４０を覆っているＣＴＶ上のカバーの横断面が、図９Ｄ中で示されている。その他にも、本発明者らは、ＭＩＣＦＬＩＣに対して平面カバー９８０を採用するが、それは、その全表面に関して、またはＣＴＶに対する局所領域において、疎水性である。

今、図１０Ａを参照すると、複数の試料流路が注入ポートと毛細管ポンプとの間に示されているＭＩＣＦＬＩＣ１０００Ａが示されている。以前に議論されたように、流れルータ要素１０００Ｃは、ＣＲＶがトリガされるまで流体が次に保持され、保持された流体が保持流路の後方に排出することができる保持流路に流体を連結する。従って、保持流路の他端部では、挿入画像１０００Ｂによって示されたように、毛細管保持弁（ＣＲＶ）が保持流路と排出口との間で採用されている。示されているように、幅Ｗおよび深さｈの保持流路は、例えば、元の流路の幅および深さである増加した寸法、またはさらなる第３のセットの寸法およびその後のＭＩＣＦＬＩＣの排出口に戻るテーパリングの前に、幅ｗ、深さｄ、および長さｌの幅の狭い流路断面に移行する。

図１０Ｂ中の第１および第２の画像１０１０および１０２０によって示されているような先行技術においては、従来のＣＲＶは、一旦ＣＲＶが稼働中になると、第２の画像１０２０に示されるように、それが界面１０２５で止水されるまでＣＲＶ内の流体が排出する（第１の画像１０１０）、稼動中の完全な配置で示されている。反対に、第３および第４の画像１０３０および１０４０によって示されるように、一旦ＣＲＶが稼動中になると、流体はＣＲＶ内に排出するが（第３の画像１０３０）、本発明の実施例による先進のＣＲＶは止水されず、それ故、流体は排出され続ける（第４の画像１０４０）。第５の画像１０５０は、本発明の実施例によるＣＲＶを示す一方、第６の画像１０６０は、２つの流れルータ要素１０６０Ａおよび１０６０Ｂを示している。プログラム可能保持破裂弁（ｐＲＢＶ）としても知られているプログラム可能ＣＲＶ（ｐＣＲＶ）は、排出口への移行を通じて調整するために、マイクロ流体流路横断面の寸法および付加電位を伴う狭い断面の長さを調整することにより実装される。ｐＣＲＶ（ｐＲＢＶ）を「破裂させる」のに必要な負の圧力は、流路横断面が狭くなるにつれて増加し、長さによっても増加する。最小横断面、従って最大ＣＲＶ保持圧力は、液体を排出するのに十分である必要がある毛細管ポンプの圧力によって抑制される。選択肢として、一般化された設計体制においては、狭い流路断面は、保持流路のそれよりも浅くすることができるのに対して、図１０Ａ、１０Ｂおよび１０Ｄ内では、製造複雑さを減少させるために同じ深さで示されている。選択肢として、狭い領域からの移行は、一方の端部で急激であることができる。

さらに、図１０Ｂにおいては、第１ないし第６のｐＣＲＶ（ｐＲＢＶ）１０７０Ａないし１０７０Ｆのそれぞれと共に、注入ポートと第１のマイクロ流体回路要素との間の主要な試料流体流路上の第７のｐＣＲＶ（ｐＲＢＶ）１０７０Ｇを含む、本発明の実施例によるＭＩＣＦＬＥＬを採用するＭＩＣＦＬＩＣ１０８０が示されている。先行技術では、ｐＲＢＶは、減少された幅の断面内の毛細管圧を増加させるということを基本として設計され、ｐＲＢＶの破裂圧力を確立する。図１０Ｃにおいて、第１の回路概略図１０００Ｆは、ｐＲＢＶの幾何学形状が導管の幅においてのみ変化する試験ＭＩＣＦＬＩＣを示す。従って、第１の注入ポート１０１１と第１の毛細管ポンプ１０３２との間に、第１の流れ抵抗器１０３１を備えた第１の導管１０１３、および一方の端部で第１ないし第６のｐＲＢＶ１０２１ないし１０２６のそれぞれを備え、第１の導管１０１３と連結する端部で毛細管保持弁（ＣＲＶ）１０２７を備えた６つの貯液槽が配置されている。主要な導管寸法は、Ｗ、１００μｍであり、ここにおいて、ＣＲＶ１０２７は、長さ１００μｍおよび導管幅４５μｍに寸法設定された。第１ないし第６のｐＲＢＶ１０２１ないし１０２６のそれぞれのために、それらの長さがｌ＝１００μｍで一定だった一方、導管の幅は他端部でＷ＝１００μｍであり、最小幅ｗ＝５０，５５，６０，６５，７０，７５μｍであった。そのようなｐＲＢＶを用いて繰り返された実験は、導管の一定しない順次排出を強力に結果した。

従って、第２の回路概略図１０００Ｇ中で指示されるように、試験ＭＩＣＦＬＩＣは、ｐＲＢＶの幾何学形状が導管の長さだけについて変化されたところで試験された。第２の注入ポート１０１２と第２の毛細管ポンプ１０３４との間に、第２の流れ抵抗器１０３３を備えた第２の導管１０１４と、一端部に第１ないし第１１のｐＲＢＶ１０４１ないし１０４９、１０５１および１０５２のそれぞれを、第２の導管１０１４に連結する端部に毛細管保持弁（ＣＲＶ）１０２７を備える１１個の貯液槽とが配置されている。主要な導管寸法は、Ｗ、１００μｍであり、ここにおいて、ＣＲＶ１０２７は、長さ１００μｍおよび導管幅４５μｍに寸法設定された。第１ないし第１１のｐＲＢＶ１０４１ないし１０４９、１０５１および１０５２のそれぞれのために、それらの幅寸法は、幅Ｗ＝１００μｍで一定で、最小幅でｗ＝９０μｍだった。しかしながら、それらの長さは、ｌ＝１００μｍからｌ＝６００μｍまで５０μｍごとに順次増加された。そのようなｐＲＢＶを用いて再び繰り返された実験は、強力に導管の一定しない順次排出を結果した。第１および第２の回路概略図１０００Ｆおよび１０００Ｇの各々で、導管深さは、ｈ＝１００μｍだった。

モデリングおよび実験結果に基づいて、本発明者らは、複製可能で信頼できるｐＲＢＶが、ｐＲＢＶの幅および長さの両方の調整ばかりでなく、導管でのＣＲＶと排出口へのｐＲＢＶとの間の貯液槽（導管）内に保持された流体の容量を通じての組合せによっても得ることができたことを確認した。従って、複数のｐＲＢＶの信頼できる順次トリガを提供する試験回路は、図１０Ｃ中の第３の概略図１０００Ｈ内に示されている。第３の注入ポート１０１６と第３の毛細管ポンプ１０３６との間に、第３の流れ抵抗器１０３５を備えた第３の導管１０１５と、一端部に第１ないし第６のｐＲＢＶ１０６１ないし１０６６のそれぞれを、第２の導管１０１４を連結する端部に毛細管保持弁（ＣＲＶ）１０２７を備えた６個の貯液槽とが配置されている。第１および第２の回路概略図１０００Ｆおよび１０００Ｇのそれぞれと同様に、主要な導管寸法はＷ＝１００μｍおよびｈ＝１００μｍである一方、ＣＲＶ１０２７は長さ１００μｍおよび導管幅４５μｍに寸法設定されたが、この実例では、貯液槽は、幅２００μｍに寸法設定された。下記の表１を参照すると、ｐＲＢＶの最小幅Ｗは、長さｌと共に列挙されている。

先行技術で教えられた如く幅Ｗの減少に伴って増加する増加保持圧力について明らかなように、ｐＲＢＶの長さも、ｐＲＢＶのための設計保持圧力の増加に伴って増加されるに違いないことが分かった。第６のｐＲＢＶ１０６６の寸法から、それは、その排出口への直接マイクロ導管リンクであるという事実にあることは、明らかであろう。いくつかの実例では、ｐＲＢＶの長さおよび幅は、ｐＲＢＶ圧力順序が特定ＭＩＣＦＬＩＣの態様に調整されるように、時間に伴う毛細管ポンプ圧、貯液槽容量などを含み、しかしこれらに限定されない様々な要因により、単純線形順序を追わないことができる。

図１０Ｄを参照すると、顕微鏡写真１０００Ｄにおいて、上記の図１０Ｃに関して議論されるような、低および高圧「破裂」圧力値を持つ、製作ｐＣＲＶ（ｐＲＢＶ）が示されている。さらに、図１０Ｄ内には、複数のｐＲＢＶおよび順次トリガに関して以前に議論されたＭＩＣＦＬＩＣの変形が示されている。単一排出口回路１０００Ｉとしてスケッチされた回路に示されたように、ここにおいて、反応室１０７６および保持弁１０７７が、注入ポート１０７１と毛細管ポンプ１０７３との間に配置された導管１０７２内に配置される。第１ないし第６の貯液槽１０８１ないし１０８６にそれぞれ連結されるトリガ弁１０７４が導管１０７２に連結され、ここにおいて、全ての貯液槽は、各貯液槽が個別の排出口に連結された本明細書内に説明されたＭＩＣＦＬＩＣの先の実施例と異なり、単一排出口１０７５に連結されている。貯液槽は、プログラム可能保持弁１０８８を経由して単一排出口１０７５に連結される。動作において、単一排出口回路１０００Ｉは、例えば、以下のように動作されるであろう：
● 側導管上に緩衝液を導入する；
● 緩衝液は、第１ないし第６の貯液槽１０８１ないし１０８６のそれぞれ内に収納された脱水試薬を再水和する；
● 流れは、トリガ弁１０７４を通じて第１ないし第６の貯液槽１０８１ないし１０８６のそれぞれの各端部で停止する；
● 分析物は、注入ポート１０７１に充填される；
● 分析物は、反応室１０７６を通過する；そして
● 注入ポート１０７１が一旦空になると、第１ないし第６の貯液槽１０８１ないし１０８６は、第１の貯液槽１０８１から第６の貯液槽１０８６まで順番に排出される。

動作において、導管１０７２からの貯液槽の他端部での側導管がプログラム可能保持弁（ｐＲＢＶ）１０８８に連結されるので、その結果、これは、貯液槽の排出順序を制御する。図１０Ｃおよび第３の概略図１０００Ｈに関して以前に議論されたように、ｐＲＢＶは、信頼できる保持および破裂動作のための減少する幅および増加する長さを持つ。従って、第１ないし第６の貯液槽１０８１ないし１０８６のそれぞれから横切られたｐＲＢＶ１０８８の寸法およびｐＲＢＶ１０８８の長さを制御することは、保持圧力が各々のために増加することを可能にすることは明らかであろう。従って、このプログラム可能保持破裂弁が、特性および／または特定ＭＩＣＦＬＩＣの態様により、図１０Ｃに関して上で議論されたように、ｐＲＢＶ破裂圧力順序を調整する必要無しに、多数の導管（貯液槽）が順番に排出されることを可能にすることは、当業者にとって明らかであろう。

さらに、図１０Ｅには、ＭＩＣＦＬＩＣ１０８０のようなＭＩＣＦＬＩＣの動作から撮影された第１ないし第９の画像であるビデオ画像順序１０００Ｅが示されている。ここにおいて、回路は、最初に流路と排出口（明瞭さのために示されない）との間のｐＣＲＶ（ｐＲＢＶ）を各々備え、次に左側の毛細管ポンプにそれらを排出する６本の流路を満たす。従って、示された順序は、以下から成る：
● ｔ＝０秒 流体は、撮像された領域内でＭＩＣＦＬＩＣに排出され始める；
● ｔ＝２．９秒 保持流路＃６が満たされ、他が満たされ始める；
● ｔ＝１６秒 ６本の保持流路の全てが満たされた；
● ｔ＝２０秒 流路＃１が排出された；
● ｔ＝２４秒 流路＃２が排出された；
● ｔ＝３４秒 流路＃３が排出された；
● ｔ＝４２秒 流路＃４が排出された；
● ｔ＝５１秒 流路＃５が排出された；
● ｔ＝６９秒 流路＃６が排出された。

従って、本発明の実施例によるｐＣＲＶ（ｐＲＢＶ）は、止水プロセスを通じて保持および保管された流体の容量を最小限にするために、それらが主要な流体流路の近くに形成されることを必要とするであろう先行技術のＣＲＶを用いて止水されるよりもむしろ、それらが完全に排出するように排出口に近いそれぞれの流路の端部に位置させることができる。

先行技術のマイクロ流体解決策では、マイクロ流体流路（導管）内の流体の流れは、一方向である。しかしながら、ＰＯＣ装置のための多くのＭＩＣＦＬＩＣ回路では、単一流路、複数の流路、またはＭＩＣＦＬＩＣの所定部分内の流れを逆にすることができることは有益であろう。今、図１１を参照すると、処理フローが回路部分１１００Ｍ内に逆にされる本発明の実施例によるＭＩＣＦＬＩＣ１１００Ａが示されている。示されているように、ＭＩＣＦＬＩＣ１１００Ａは、明瞭さのために識別されない２重毛細管ポンプおよび螺旋状抵抗器と共に、放射状流れ抵抗器１１００Ｄ、逆トリガ弁１１００Ｂ、および流れルータ１１００Ｃを含んでいる。逆トリガ弁１１００Ｂは、回路部分１１００Ｍ内のマイクロ流体流れの逆転をトリガする。

今、図１１Ｂを参照すると、注入ポート１１１１が検出帯域１１１２に連結されるＭＩＣＦＬＩＣ１１００Ａと同様の設計のＭＩＣＦＬＩＣ１１００Ｅが示されている。検出帯域１１１２において、主要な流体流路は、明示的には識別されないが、４本の保持流路に連結されている。保持流路において、第１および第２のｐＣＲＶ１１１３および１１１４のようなｐＣＲＶが、それらが部分を作る保持流路内に流体を保持するために実装されている。そうすることで、流体は、毛細管トリガ弁（ＣＴＶ）１１１６内のトリガ流路を満たす。試料流体は、その後、一旦満たされ、それがＣＴＶ１１１６を通過するときにそれがそれをトリガする反転流路１１１９に連結する毛細管ポンプ１１１５Ａに流れ込む。ＣＴＶ１１１６の反対側の圧力により、検出帯域１１１２と毛細管ポンプ１１１５Ａとの間の保持流路内に収納された流体および／または試薬は、今、検出帯域を経由しＣＴＶ１１１６を通じて空になり、廃出ポンプ１１１５Ｂの作用の下で排出される。

第１および第２の概略図１１００Ｆおよび１１００Ｇを参照すると、排出口を備えるカバー１１２０が、検出帯域、保持流路、毛細管ポンプ、反転流路、廃出ポンプ、およびＣＴＶのようなエッチングＭＩＣＦＬＥＬ構造を含む基板１１３０上に配置されるＭＩＣＦＬＩＣ１１００Ｅの組立体が示されている。第１および第２の製作ＭＩＣＦＬＩＣ１２１０および１２２０のそれぞれは、図１２に、ＭＩＣＦＬＩＣ１１００Ａの実施例を示す。第１の製作ＭＩＣＦＬＩＣ１２１０は、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）と一体化したシリコン基板を開発する。ＭＩＣＦＬＥＬを提供するシリコン基板のための典型的な処理フローは、図１６に関して、後に議論される。第２の製作ＭＩＣＦＬＩＣ１２２０は、ＰＤＭＳカバーと一体化したＰＤＭＳ基板を開発する。ＰＤＭＳ基板のための典型的な処理フローは、図１７に関して、後に議論される。

同様に、図１１Ｃを参照すると、ＭＩＣＦＬＩＣ１１００Ｈは、螺旋状抵抗器１１００I、ｐＣＴＶ１１００Ｊ、流れルータ１１００Ｋ、ならびに複数の毛細管ポンプ、廃出ポンプ１１００Ｍ、遅延流路１１００Ｎ、および保持流路と一体化したＣＴＶ１１００Ｌを含んで示されている。従って、ｐＣＴＶ１１００ＪおよびＣＴＶ１１００Ｌの設計によれば、ＭＩＣＦＬＩＣ１１００Ｈ内の回路パスは、一旦ＣＴＶ１１００Ｌがトリガされると、逆にすることができる。図１２中の第３の製作ＭＩＣＦＬＩＣ１２３０は、ＰＤＭＳカバーと一体化したＰＤＭＳ基板を開発するＭＩＣＦＬＩＣ１１１０Ｈの回路を実装する。図１１Ｄは、ＭＩＣＦＬＩＣの充填部分中に実装されたＣＲＶを示す。ここにおいて、示された丸い要素の部分は、注入ポートおよび包囲されたＭＩＣＦＬＥＬ、充填流路内のＣＲＶを表す。そのような配置は、例えば、レーザ走査血球計算のための図１５中のＣＲＶ１５４０および注入ポート１５３０によって示されている。図１２内には、ＭＩＣＦＬＩＣ１２３０、つまりＭＩＣＦＬＩＣ１１１０Ｈの回路の動作を示す第１ないし第６の静止画像１２４０Ａないし１２４０Ｆもそれぞれ示されている。第１ないし第６の静止画像１２４０Ａないし１２４０Ｆのそれぞれは、ＭＩＣＦＬＩＣ１２３０の動作中の０秒、８８秒、１１４秒、１５８秒、１７１秒および１８４秒のそれぞれで撮影されている。従って、ｔ＝０秒で、回路は空であるが、注入ポートへの流体の添加で複数の並列パスが満たされ始める。ｔ＝８８秒での第２の静止画像１２４０Ｂに示されるように、ＣＴＶ１１００Ｌは、大きな廃出ポンプ１１００Ｍへの流体の流れを止める。続いて、ｔ＝１１４秒での第３の静止画像１２４０Ｃでは、全６本の流路は、それらのそれぞれの毛細管ポンプおよび貯液槽と一緒に今、満たされる。ここにおいて、最左端の毛細管ポンプからの流体は、各々の端部でＣＴＶをトリガするチップの上面を横切って遅延流路１１００Ｎに、今、流れ込む。ここにおいて、遅延流路１１００ＮがＣＴＶ１１００Ｌを満たすにつれて、ｔ＝１５８秒での第４の静止画像１２４０Ｄにおいて、廃出ポンプ１１００Ｍが満たされ始め、複数の回路を順番に排出し始めるように、同様にトリガする。これは、第５および第６の画像１２４０Ｅおよび１２４０Ｆのそれぞれにおいて、廃出ポンプ１１１０Ｌが満たされるにつれて回路のより低い部分内で、より明るい流路（流体がない）の増加する存在からそれらのまだ収容されている流体（暗い流路）のそれらへと明らかである。

図１３を参照すると、第１ないし第８の静止画像１３１０ないし１３８０のそれぞれは、図１１ＢにおけるＭＩＣＦＬＩＣ１１００Ｅ、図１２における第１および第２の製作ＭＩＣＦＬＩＣ１２１０および１２２０のそれぞれに関して示されたように、ＭＩＣＦＬＩＣの時間経過画像を表す。これら静止画像は、以下である：
● １３１０ 試薬添加のための準備が整えられたＭＩＣＦＬＩＣ；
● １３２０ 流路Ｄに加えられた第１の試薬；
● １３３０ 保持流路ＡないしＤに加えられた全４つの試薬；
● １３４０ 注入ポートに加えられた流体試料；
● １３５０ 流体試料は、保持流路を通過し、毛細管ポンプを満たし始める；
● １３６０ 流体試料は、毛細管ポンプおよびＣＴＶを通過し、これによって逆の流れをトリガする；
● １３７０ 流体流路ＡおよびＢは排出され、流体流路Ｃは逆の流れを経由しＣＴＶを通じて部分的に排出された；そして
● １３８０ 全４本の流路ＡないしＤは、排出された。

図１４を参照すると、ＣＲＰが男性の前立腺癌に関係しているＣ反応性（ＣＲＰ）抗原の検出のための分析順序１４００Ａが示されている。示された分析は、５ステップから成る。第１に、ＣＲＰ抗原は、捕獲され固定化される。続いて、ビオチン化検出ＣＲＰは、緩衝液で洗い流される。次に、蛍光性ストレプトアビジンおよび第２の洗浄緩衝液は、側流路から順番に洗い流される。最後に、領域は、００ｎｇ／ｍｌ，１０ｎｇ／ｍｌ，１００ｎｇ／ｍｌ，１μｇ／ｍｌ，１０μｇ／ｍｌ，および１００μｇ／ｍｌのそれぞれでのＣＲＰ抗原の様々な濃度に対応する第１ないし第６の蛍光顕微鏡写真１４２１ないし１４２６のそれぞれに導く蛍光顕微鏡で撮像される。第６の蛍光顕微鏡写真１４２６中の棒印は、５０μｍである。グラフ１４００Ｂを参照すると、各々が６つのＭＩＣＦＬＩＣから成る３つの独立した実験セットからの測定データは、２つのパターン化反応帯域がデータに近似曲線と一緒に各ＭＩＣＦＬＩＣ中で提供されたことを表している。

図１５を参照すると、方法が細胞の抗原内容の測定を可能にするレーザ走査血球計算回路のためのＭＩＣＦＬＩＣの概略図が示されている。従って、各並列流路１５１０Ａないし１５１０Ｆ内の毛細管ポンプは、続くレーザ走査のための細胞を保持するように意図される一方、駆動ポンプ１５２０はタイミングポンプとして働き、細胞が並列流路毛細管ポンプの各々上に細胞を播種されることを可能にする。細胞が並列流路１５１０Ａないし１５１０Ｆ内の毛細管ポンプ内に捕獲された後、細胞および最終洗浄ステップを越えて、Ａｂ１，Ａｂ２からＡｂｎまでによって示される複数の抗体を流すことによって後続する洗浄ステップがある。これらの複数の並列順序は、駆動ポンプ１５２０によって制御される。従って、注入ポート１５３０に提供される単一試料は、それらの個別の毛細管ポンプおよび駆動ポンプ１５２０の組合せを通じて駆動される全ての流路に分配される。ＭＩＣＦＬＩＣおよびその材料の適切な設計を経由して、レーザ走査血球計算用ＭＩＣＦＬＩＣが血球計中への直付けのために設計できることは、明らかであろう。

図１６を参照すると、例えば、ＭＩＣＦＬＥＬがシリコン基板内に主として実装されるＭＩＣＦＬＩＣを提供するために、ＰＤＭＳカバーと組み合わせて使用するためのシリコン基板を製造するための典型的な処理フローが示されている。従って、プロセスは、ステップ１６００Ａで始まり、ここにおいて、シリコン（Ｓｉ）基板１６１０が、例えば、熱的に成長または蒸着されることができる二酸化シリコン（ＳｉＯ_２）１６２０の層で被覆されている。次に、ステップ１６００Ｂでは、フォトレジスト層は、ステップ１６００ＣでＳｉＯ_２１６２０がエッチングされるように、リソグラフィ処理を通じて配置およびパターン化される。次に、ステップ１６００Ｄにおいて、フォトレジスト１６３０を採用する更なるフォトリソグラフィ処理がなされる。フォトレジスト１６３０内の開口はステップ１６００Ｅにおいてエッチングされ、第１の所定深さに達するＳｉ基板１６１０内のエッチングされた流路を結果する。次に、フォトレジスト１６３０は除去され、ステップ１６００Ｆにおいて第２のエッチング工程がなされ、初期開口ばかりでなく、今、ステップ１６００Ｃで規定されたＳｉＯ_２１６２０以内の開口の継続的なエッチングも結果する。その後、マスクＳｉＯ_２１６２０は、ステップ１６００Ｆで除去され、ステップ１６００Ｇで完成したＳｉ基板１６１０を結果する。完成したＳｉ基板１６１０は、例えば、親水性領域を提供するためのプラズマ処理のような付加処理に続いて露出されることができる一方、他の領域は、例えば、疎水性領域、金属化、電極などを形成するために他の材料で処理することができる。従って、２重溝のマイクロ流体要素は、例えば、ＰＤＭＳ中に実装されたもののようなカバーまたは別のシリコン基板を用いて続いてカプセル化されるＳｉ基板１６１０内に形成される。

図１７を参照すると、ＰＤＭＳ系ＭＩＣＦＬＩＣのために典型的な処理フローが示される。第１のステップ１７００Ａでは、非架橋結合ＳＵ−８層１７１０が基板上に置かれる。次に、ステップ１７００Ｂにおいて、この非架橋結合ＳＵ−８層１７１０が、架橋結合ＳＵ−８領域１７２０を規定する光リソグラフィを通じて露光される。このプロセスは、架橋結合ＳＵ−８の２つの層を提供するために、ステップ１７００Ｃおよび１７００Ｄで繰り返される。ＳＵ−８は、エポキシ樹脂系ネガ型フォトレジストであり、それは高粘性ポリマで、１μｍ以上から３００μｍ未満までの範囲の厚さを越えて広げられることができ、さらに標準接触リソグラフィで処理されることができる。非架橋結合ＳＵ−８素材はステップ１７００Ｅで除去され、ここにおいて、結果として生じる架橋結合ＳＵ−８１７２０は、成形要素を形成するために広げられまたは注入されることができる疎水性ＰＤＭＳ１７３０の造形法の基礎を形成する。次に、ステップ１７００Ｆにおいて、疎水性ＰＤＭＳ１７３０は、親水性ＰＤＭＳ１７４０を提供するために処理され、排出口が形成される。次に、ステップ１７００Ｇでは、封止基板１７５０が、ＭＩＣＦＬＩＣを形成するために付けられる。選択肢として、排出口は、封止基板１７５０内に実装することができる。

図１８を参照すると、本発明の実施例によるＭＩＣＦＬＩＣを稼動させるための典型的な処理フローが説明されている。ここにおいて、ＭＩＣＦＬＩＣは、例えば、図２Ａに関して先に説明されたような、インターフェース、電子回路、論理回路、ディスプレイなどを提供するＰＯＣ装置に挿入された単回使用分析である。ＭＩＣＦＬＩＣがＰＯＣ装置の使用時にこれらを提供する複数回洗浄、緩衝液、試薬、抗体などを必要とするところが、消費者主導型測定のようないくつかの適用での自己出力型自動制御ＭＩＣＦＬＩＣの利点を損ねることは、当業者にとって明らかであろう。従って、ＭＩＣＦＬＩＣおよびその付属ＰＯＣの出荷に先立って、そのような貯液槽および流路を予め満たすことは有益であろう。しかしながら、複数の排出口は、流体要素が汚染されるようになるか、蒸発に従うか、またはさらに漏れるように、ＭＩＣＦＬＩＣ組立体内に実装される。

図１８の典型的な処理フローにおいて、カバー１８１０および基板１８２０から成るＭＩＣＦＬＩＣは、第１および第２の試薬１８３０および１８３５のそれぞれによって示されているように、必要とされる試薬などで満たされる。その後、満たされたＭＩＣＦＬＩＣは、それが配備のために収納され、出荷され、準備状態を保つことができる被覆層１８４０で封止される。ＰＯＣ装置に挿入された時、中空突部１８６０を備えたカバー板１８５０は、排出口が今大気に開かれるように、被覆層１８４０を貫通するＭＩＣＦＬＩＣに接触して落ち込まされる。選択肢として、低温ろうまたは他の材料は、熱処理ステップが排出口を開くところの排出口を封止するために採用することができる。他のアプローチが機械的および電気的に稼働された弁などの使用を含むことが当業者にとって自明であるであろうことは明らかであろう。

図３および図５Ｂないし１８のそれぞれに関して上に示された説明においては、主要な考察が、新奇な毛細管ポンプ、ＣＲＶ、ｐＣＲＶ、ＣＴＶ、ｐＣＴＶ、および流れ抵抗器の実装と同様に、ＭＩＣＦＬＩＣ内の可逆的な流体の流れの提供にあった。しかしながら、他の拡張および増強は、これらの根本的な物理的マイクロ流体要素上で実装することができる。

細菌の捕獲配列。細菌の捕獲は、ＣＴＣに関して先に説明および参照されたようなポスト配列および他のマイクロ加工構造を使用して行うことができる。ここにおいて、マイクロ加工装置のポスト間隔、または他の態様は、興味のある特定の細菌のために調整される。そのようなＭＩＣＦＬＩＣ１９００は、図１９に関して示されており、ここにおいて、試料入口１９０５は、処理されるべき試料を受け取り、抵抗器／ＣＲＶ組立体１９１５を経由して、流れルータ１９４５に毛細管１９７０を経由して連結される一定分量の貯液槽１９１０を通じて最初に試料を連結する。流れルータ１９４５から、試料は、正および負の制御帯域１９５０および１９５５のそれぞれから成る制御帯域に連結される。全面的な流体プロセスは、第１および第２の毛細管ポンプ１９６０および１９６５のそれぞれを経由して制御される。毛細管１９７０の端部で正のトリガ弁／保持弁要素１９３５およびそれらの他の端部でプログラム可能保持弁１９２５を備えた７つの貯液槽１９２５が、毛細管１９７０に連結されている。１、３、５および７が付された貯液槽１９２５の場合には、緩衝液入口１９２０を通じて導入されるこれら制御緩衝液流体は、放出される。２、４、６が付された他の貯液槽１９２５のために、これらは試薬入口１９４５に連結される。２、４、６が付されたこれらの貯液槽１９２５の各々も、オーバーフロー毛細管ポンプ１９４０に連結される。別の毛細管オーバーフローポンプ１９７５は、トリガ弁１９８０を経由して試料入口１９０５および定量貯液槽１９１０に連結されている。

従って、ＭＩＣＦＬＩＣ１９００の動作において、例えば、ＭＩＣＦＬＩＣ１９００のために、例えば、複数の黄色ブドウ球菌株のために、そのとき、ファージは、制御帯域内のコロイド配列に予め標的を定め、ＭＩＣＦＬＩＣ１９００は被覆されるであろう。続いて、緩衝液流体は、緩衝液入口１９２０を通じて導入され、これによって、１、３、５および７が付された貯液槽１９２５を満たすであろう。次に、ビオチン化検出ファージ、金共役酵素、および銀増幅溶液は、試薬入口１９４５を通じてＭＩＣＦＬＩＣ１９００に入り、２、４および６がそれぞれ付された貯液槽１９２５に満たされる。毛細管ポンプ１９４０および毛細管オーバーフローポンプ１９７５は、プロセス間の正確な計量を可能にさせる。従って、一旦、ＭＩＣＦＬＩＣ１９００が準備されると、試料は試料入口１９０５を通じて導入される。ここにおいて、それは、毛細管１９７０を通じて緩やかな流れを生成する第１の毛細管ポンプ１９６０に流れる前に、蛇行貯液槽１９１０を満たす。続いて、貯液槽１９２５は、順番に排出され、ここにおいて、流速は、非対称である第２の毛細管ポンプ１９６５を通じて調整することができる。従って、黄色ブドウ球菌の各菌株のために、正の制御帯域１９５０および負の制御帯域１９５５が提供される。選択肢として、複数帯域および検出されるべき単一の黄色ブドウ球菌だけが提供される実例では、全てまたはいくらかの帯域は標的を定めることができる。

重要なことには、細菌は、遠心分離に従う緩衝液の上澄みで見つかり、それらを他の細胞の大過剰から分離する必要はない。それは、ＭＩＣＦＬＩＣ上の制約を著しく緩める。さらに、抗体の代替として、ファージは、細菌を結合するために使用することができる。細菌捕獲を用いたいくつかの実施例において、透明ＭＩＣＦＬＩＣ（または捕獲帯域上に透明窓を備えた１つ）は、細菌の大領域および検出ファージの複数結合の可能性が与えられるように採用されてもよく、多数の銀のスポットが生み出され、十分な拡大で可視可能な「暗ドット」に合体する。

コロイド結晶配列。〜２００ｕｍの深さのマイクロ流路内に形成された自己組織化３次元コロイド配列（３Ｄ−ＣＡ）は、形成することができる。しかしながら、ポリスチレンビーズは、結晶を組み立てるための原動力として堆積作用を使用する珪酸ビーズがすることができるように、同様のアプローチで使用することができる。そのような結晶は、ポリマのために焼結されるか、または液相シラン化およびカバーで密閉された回路によって、固定することができる。ぎっしり詰まったビーズのギャップ内に規定された円は、２０ｕｍビーズのための３．３ｕｍギャップに対応するビーズ直径の１／６である（概略図を参照）。最適寸法は、様々なビーズ寸法を使用して識別されることができるが、コロイド結晶は、血液照明およびＣＣＤカメラを使用する検出を見込んで組み立てることができる。

負および正の制御。信号の評価および数量化のために、負および正の制御帯域は、ＭＩＣＦＬＩＣセンサシステムに統合されるべきである。正の制御は、例えば、バクテリオファージ捕獲帯域に隣接するビオチン化タンパク質を見分けることにより達成することができる。さらに、視覚的な認識を促進するために、それらは、いくつかの妊娠試験に使用されたアプローチと同種で、細菌が検出される場合、「−」サインから「＋」サインに変わるようにして見分けられるようにしてもよい。

数量化は、正の制御ビオチンの濃度を制御することにより改良され、細菌の濃度を決定するための案内として役立つであろう。加えて、負の制御の２つの計画を、例えば、開発することができる。第１は、興味のあるどのような細菌も目標としないファージを見分けることを含み、従って、これらのスポット上で検出された信号は、ファージへの非特異性結合の結果になるであろう。第２の負の制御は、全てのファージのための増殖されたスポットを備えた検出領域の縁に沿った試料流れによってトリガされた緩衝液流れの注入により確立することができる。緩衝液流れは、試料と同時に止まるようにプログラムすることができ、従って、それは、試料ではなく、全ての他の試薬で培養された捕獲ファージを備えた領域を規定するであろう。

第３世代ＭＩＣＦＬＩＣ。これらの装置は、綿棒アプリケータを使用して集められた量であり、その全てが細菌捕獲領域を通じて流されるであろう１００ｐｌの全容量で作られていてもよい。そのような装置の設置面積を減少させるために、例えば、レーザカットされたニトロセルロース薄膜がレーザカットポリマカバー板に埋め込まれ、毛細管ポンプとして使用されてもよい。異なる毛細管圧を備えた多くの薄膜は、免疫クロマトグラフィーラテラルフローストリップに利用可能であり、化学修飾によってさらに調整することができる。そのような薄膜およびカバー板は、マイクロ流体流路および細菌捕獲帯域から成る底板上に接合することができる。

バクテリオファージによる生物学的増幅。信号の生物学的増幅に基づいたバクテリオファージは、極高感度のために採用することができる。捕獲された細菌は、ファージによって感染されてもよく、ファージに応じて、約３０−４０分の時間的経過を越えて、ファージを１００倍に増幅する役目をするであろう。この期間に層流を維持することによって、ファージは、下流に洗い流され、そこで、それらは、ファージに対して以前に固定化された抗体により捕獲されるであろう。従って、生きているバクテリオファージだけを目標とする１００倍の高度な特定の増幅が可能であり、１時間の潜在的な試験時間にもかかわらず、そのようなマイクロ流体回路は、非常に低い伝染力の場合の評価および検出限界に近い結果として役立つことができる。

ＥＣＬ電極を備えたマイクロ流体回路。標準マイクロ加工技術を使用して、Ａｕ電極は、本発明の実施例によるマイクロ流体回路上にパターン化され、例えば、電気めっきを施すことによりＰｔで被覆させることができる。そのような電極は、平面カバー上に優先的にパターン化され、ＥＣＬは底から倒立顕微鏡を使用して検出することができる。

ＭＩＣＦＬＩＣ内に予め収納されたタンパク質。本発明の実施例に関する先の説明では、複数の試薬は、自己出力型プログラム可能マイクロ流体回路で実行された処理の一部としてＭＩＣＦＬＩＣ内に採用することができる。しかしながら、ＭＩＣＦＬＩＣが低コストの使い捨て分析解決策を可能にする一方、それらは、まだ試薬の充填を必要とし、従ってＭＩＣＦＬＩＣ内の試薬貯蔵は、分析自動化を単純化し、ユーザ訓練必要条件を減少し、そして分析再現性を改良するであろう。タンパク質の脱水、つまり抗体の検出、およびそれらの再水和作用は、試薬を保存する一般的な方法であり、従って、先行技術では、異なるプロトコルが、それらを脱水させることを可能にする一方、それらの変性を防ぐか、または非特異性結合を生成するように存在する。代わりに、凍結乾燥は、ツィンマーマンによるチップ上の検出抗体を収納するプロトコルとして報告されている。ツィンマーマン１を参照せよ。そして、それは、４°Ｃで数か月間試薬を収納するために採用されている。モラレスらの「直接Ｔｃ−９９ｍ−ラベルリング ｉｏｒ−ｅｇｆ／ｒ３ＭＡｂのための冷凍乾燥処方：添加物、生物分散、および安定性」（核医学および生物学、第２６巻、第７１７−７２３頁）を参照せよ。

従って、試薬は、図１８に関して説明されるような方法を通じたカプセル化に先立って凍結乾燥または脱水するために処理され、ＭＩＣＦＬＩＣに事前に充填されることができる。再水和作用のための流体も、それゆえ、臨床医または専門家の関与無しに、自律処理を可能にするＭＩＣＦＬＩＣ内に収納されることができることは明らかであろう。それは、ＰＯＣおよび消費者の適用内で特に有益である。代わりに、カバー板１８５０は、カバー１８４０のような、施されたカバーを同様に持つ第２の要素に結合する組立体の一部を形成することができる。従って、いくつかの中空突部は、液体貯液槽がＭＩＣＦＬＩＣに連結されるようにＭＩＣＦＬＩＣ上の被覆層１８４０および第２の要素上の被覆層を破裂させる一方、他のものは、それらが被覆されるならば、第２の要素内で排出口に連結される。従って、カバー板を備えた２つの要素は、それらが接触され、緩衝液流体および他の試薬が、個別か、または凍結乾燥、脱水またはタンパク質などのための他の貯蔵手段との組合せかのいずれかでＭＩＣＦＬＩＣに加えられてもよいように、必要な排出口と液体貯液槽とが連結されるようなクランピング構成に組み立てられてもよい。

捕獲および検出抗体のパターン化：いくつかの分析においては、正の制御帯域を形成するように意図されるＭＩＣＦＬＩＣ内の表面上で捕獲抗体（ｃＡｂ）をパターン化および固定化することが必要である。１つのアプローチでは、例えば、２０−５０ｎｌの少しのナノリットルのｃＡｂは、非接触印刷アプローチを使用する反応室内で直接標的を定められてもよい。以前に議論されたように、これらのｃＡｂ充填ＭＩＣＦＬＩＣは、その後、凍結乾燥されて収納されることができる。別のアプローチでは、ｃＡｂは、マイクロ流体ネットワーク自体を開発することができる組立体に先立って、マイクロ流体流路を収容する基板よりもむしろＭＩＣＦＬＩＣのカバーにパターン化することができる。

２つのマイクロ流体装置を開発するそのようなプロセスは、各流路における少しのｃＡｂをパターン化するために採用することができる。そのようなマイクロ流体装置は、例えば、Ｓｉの外、ＰＤＭＳまたは成形されたＰＭＭＡのいずれかで作ることができる。その後、それらは、例えば、カバーとして働くであろうＰＤＭＳ基板に可逆的に結合されることができる。第１のマイクロ流体装置は、ＰＤＭＳ基板にマウントされ、各流路は、所望の抗体で満たされる。それは、リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）中で薄められ、所定時間の間、表面上で培養されることができる。続いて、ＰＤＭＳ基板は、その後、ＰＢＳですすがれ、窒素で乾かされ、そして第１のマイクロ流体装置から分離されることができる。現時点では、ＰＤＭＳ基板の他の部分は、所定プロトコルによる１０％ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）中にＰＤＭＳ基板を浸すことにより保護される。次に、ＰＤＭＳ基板は、ｃＡｂストリップが第２のマイクロ流体装置内のマイクロ流路に垂直である方法で第２のマイクロ流体装置に付けられている。従って、２次元配列は、低コストおよび使い捨ての適用において必要とされるであろうように、高並列構成を可能にする標定システムを必要とすること無しに、低複雑性で形成されることができる。

特定の詳細は、実施例についての完全な理解を提供するために、先の説明で与えられる。しかしながら、実施例がこれらの特定の詳細無しで実践することができることが理解される。例えば、回路は、実施例を不必要に詳細に不明瞭にしないようにブロック図で示すことができる。他の例では、周知の回路、プロセス、アルゴリズム、構造および技術は、実施例を不明瞭にしないようにするために不必要な詳細無しで示すことができる。先に説明された技術、ブロック、ステップおよび手段の実装は、様々な方法で行うことができる。

さらに、実施例がフローチャート、フロー図、データフロー図、構造図、またはブロック図として示されるプロセスとして説明することができることは、知られている。フローチャートは動作を順次プロセスとして説明することができるけれど、動作の多くは、並列または同時に行うことができる。加えて、動作の順序は、並べ替えることができる。プロセスは、その動作が完了するときに終了するが、図に含まれていない追加のステップを持つことができる。プロセスは、方法、機能、手続き、サブルーチン、サブプログラムなどに相当することができる。プロセスが機能に相当する場合、その終了は、呼び出し関数または主要な関数への関数リターンに相当する。

本発明の典型的な実施例の先の開示は、図面および説明の目的のために示されている。それは、開示された正確な形に本発明を徹底または制限するようには意図されない。ここに説明された実施例の多くの変形および修正は、先の開示に照らして当業者にとって自明である。発明の範囲は、ここに添付された請求項によってのみ、およびそれらの等価物によって定義されるべきである。

さらに、本発明の代表的な実施例を説明する際に、明細書は、本発明の方法および／またはプロセスをステップの特定順序として表すことができる。しかしながら、方法またはプロセスがここに述べられたステップの特定順序に依存しない程度まで、方法またはプロセスは、説明されたステップの特定順序に制限されるべきではない。当業者が評価するのであれば、ステップの他の順序は可能かもしれない。それ故、明細書中で述べられたステップの特定順序は、請求項に対する制限として解釈されるべきではない。加えて、本発明の方法および／またはプロセスに向けられた請求項は、書かれた順序におけるそれらのステップの実行に制限されるべきでなく、当業者は、本発明の精神および範囲内で順序が変えられても、まだ残っていることを容易に評価することができる。

Claims (11)

1. 装置は、以下を含む：
   第１の所定幅、第１の所定深さおよび少なくとも側壁を持つ第１のマイクロ流体流路；
   第２の所定幅および第２の所定深さを持つ第２のマイクロ流体流路、前記第２のマイクロ流体流路は、前記第１のマイクロ流体流路から第１の所定オフセットで第１の端部に配置され、前記第１のマイクロ流体流路の側壁に対して第１の所定角度で傾けられた軸を持ち；
   前記第２の所定幅のそれ未満の第３の所定幅および前記第２の所定深さのそれ未満の第３の所定深さを持つ第３のマイクロ流体流路、前記第３のマイクロ流体装置は、前記第２のマイクロ流体流路の第１の端部と前記第１のマイクロ流体流路の側壁との間に配置され、前記第１のマイクロ流体流路の軸に対して第２の所定角度で傾けられた軸を持ち；ここにおいて、
   前記第２のマイクロ流体流路に導入された第１の流体は、前記第２および第３のマイクロ流体流路を満たすが、第２の流体が前記第１のマイクロ流体流路内に存在するまでは、前記第１のマイクロ流体流路に流れ込まない。
2. 請求項１による方法は、さらに次のものを含む：
   前記第１、第２、および第３のマイクロ流体流路上のカバー、前記カバーは、次の少なくとも１つを含み：
   前記第１、第２、および第３のマイクロ流体流路の上位に位置している凹部を含み、前記第３のマイクロ流体回路が平表面に基本的に通じているように、前記凹部の側壁が前記第１のマイクロ流体流路の側壁を拡張するように働き；そして
   前記第１、第２および第３のマイクロ流体流路に隣接した前記カバーの所定領域上に疎水性被覆層を提供し、前記所定領域は、少なくとも前記第３のマイクロ流体流路が前記第１のマイクロ流体流路と交差するところを含む。
3. 請求項１による方法は、ここにおいて、前記第１、第２、および第３のマイクロ流体流路の各々のアスペクト比が、２：１；３：１、および５：１の少なくとも１つ未満である。
4. 装置は、以下を含む：
   第１の所定幅、第１の所定深さ、マイクロ流体回路の第１の所定部分に連結された第１の端部、および第３のマイクロ流体流路の第１の端部に連結された第２の遠位端部を持つ第１のマイクロ流体流路；
   前記第２のマイクロ流体流路の所定断面を越えた第２の所定幅、第２の所定深さ、前記第３のマイクロ流体流路の第２の端部に連結された第１の端部、および前記マイクロ流体回路の第２の所定部分に連結された第２の遠位端部を持つ第２のマイクロ流体流路；
   前記第１の所定幅のそれ未満の第３の所定幅、第３の所定深さを持ち、前記第１および第２のマイクロ流体流路間に配置された前記第３のマイクロ流体流路；ここにおいて、
   前記第２のマイクロ流体流路の寸法は、前記第１のマイクロ流体流路に連結された流体が前記第２および第３のマイクロ流体流路に連結され、マイクロ流体回路の第１の所定部分から発生する前記第１のマイクロ流体流路内の圧力が前記所定保持圧力を超過し、前記流体が前記第３のマイクロ流体流路内に止水されること無しに前記第１、第２および第３のマイクロ流体流路から排出されるまで保持されるように、前記第１、第２および第３のマイクロ流体流路の組合せのための所定保持圧力を確立するために選択されている。
5. 装置は、以下を含む：
   マイクロ流体要素の第１の所定領域の第１の隅に連結された入口；
   前記マイクロ流体要素の前記第１の所定領域の第２の隅に連結された出口；
   マイクロ流体要素内に形成された第１の所定領域は、第１の所定深さを持つ凹部を含み、隣接した列間の第１の所定間隔の複数の列に配置された複数のポスト、列内の隣接したポスト間の第２の所定間隔を含み、前記入口の軸に対して第１の所定角度を持ち、複数のポストの各ポストは、第１の所定幅の第１の流路が列内の隣接したポスト間に形成され、第２の所定幅の第２の流路が隣接した列間に形成されるような所定寸法を持つ。
6. 請求項５による装置は、ここにおいて、
   第１および第２の所定間隔および所定寸法は、前記入口から前記出口への流体の流れが、各列内の隣接したポストのギャップ間よりもむしろポストの隣接した列間のギャップに主に沿っているようである。
7. 請求項５による装置は、ここにおいて、
   前記複数のポストは、前記複数のポスト間のように配置され、前記凹部の側壁は、前記凹部の周囲のまわりに有効な流路を開き、各流路は、各流路内の流体と複数のポストを含む領域内の流体との間の所定圧力差の確立に依存して決定された所定幅を持つ。
8. 請求項６による装置は、ここにおいて、
   隣接した列内の流体間の第１の圧力差は、前記入口から前記出口に導かれる第１の流路組合せ内の流体間の第２の圧力差より高く、前記第２の圧力差は、前記入口から前記出口に導かれる第２の流路組合せ内の流体間の第３の圧力差より高く、前記第２の流路組合せは、前記第１の流路組合せ内の流路を含まない。
9. 装置は、以下を含む：
   トリガ弁、前記トリガ弁は、第１のマイクロ流体流路と第２のマイクロ流体流路との間を連結し、第２の流体が前記第２のマイクロ流体流路を満たすまで前記トリガ弁の後の前記第１のマイクロ流体流路内に第１の流体を保持し；
   前記第２のマイクロ流体流路に連結された毛細管ポンプは、前記第２の流体に前記第１および第２のマイクロ流体流路を連結する前記トリガ弁をトリガさせ、前記トリガ弁の後の前記第１のマイクロ流体流路内の前記第１の流体が、今、前記トリガ弁および前記第２のマイクロ流体流路中に逆流するように、前記第１のマイクロ流体流路内の第１の流体を逆流させる。
10. 請求項９による装置、ここにおいて、
    前記トリガ弁は、以下のものから成る：
    第１のトリガ流路は、第１の所定幅および第１の所定深さを持ち、前記第１のマイクロ流体流路に連結され、前記第１のマイクロ流体流路の側壁に対して第１の所定角度で傾けられた軸、および前記第１のマイクロ流体流路に連結された第１の端部を持ち；
    第２のトリガ流路は、前記第１の所定幅のそれ未満の第２の所定幅、および前記第１の所定深さのそれ未満の第２の所定深さを持ち、前記第２のトリガ流路は、前記第１のトリガ流路の第２の遠位端部と前記第２のマイクロ流体流路の側壁との間に配置され、前記第２のマイクロ流体流路の軸に対して第２の所定角度で傾けられた軸を持つ。
11. 請求項９による装置は、さらに次のものを含む；
    複数の保持流路の少なくとも１本の保持流路、各保持流路は、第１の端部で前記第１のマイクロ流体流路に、第２の遠位端部で所定破裂圧力を持つ保持弁を経由して排出口に連結され、ここにおいて、
    流れは前記マイクロ流体流路内で逆流し、前記所定破裂圧力を超過する毛細管ポンプ現象を通じて前記第１のマイクロ流体流路内に圧力を結果し、これにより、前記保持弁を開かせ、前記保持流路を前記第１のマイクロ流体流路に排出させる。