JP3803386B2 - 毛細管のマイクロバルブ - Google Patents

Description

本出願は、１９９６年８月１２日に提出された暫定米国特許出願第６０／０２３，７５６号、１９９６年１２月５日に提出された米国特許出願第０８／７６１，０６３号および１９９６年１２月５日に提出された国際出願第ＰＣＴ／ＵＳ９６／１９５１４号に関し、またこれらに対する優先権を主張するものであり、これらのおのおのは参照してここに組み込まれる。
発明の背景
１．発明の分野
本発明はマイクロ流体系内における流体の流れを制御する方法および装置に関する。本発明は特に、バルブによる毛細管バルブによる制御メカニズムを用いて、マイクロリザーバからトランスファチャネル中への流体の流れを制御するマイクロバルブを提供する。本発明による、毛細管のバルブによる制御メカニズムは、オリフィス、リザーバおよびマイクロチャネルの断面積および形状の変化ならびにリザーバおよびチャネルの表面処理に基づいている。本発明によって提供されるマイクロバルブの特定の実施態様では、例えば国際出願第９７／２１０９０号に開示されているように、ポンピング手段を用いてマイクロチップ制御式の化学的マイクロシステム中での流体の流れを制御したり、遠心ロータおよびマイクロプラットフォーム中での流体の流れを制御するようになっている。本発明は、生物学的、化学的、環境的および他の複合環境の分析、統合、浄化に関連した遺伝的、生化学的および化学的プロセスの微細化などのための、マイクロ分析およびマイクロ合成分析ならびにその手順を実行するにあたって有用な装置内で使用されるマイクロバルブ制御手段を提供する。
２．関連技術の概要
医学、生物学および化学に関する分析評価の分野では、機械式で自動化された流体取り扱いシステムおよび計測器が先行技術では周知である。
１９８１年７月２１日にベルトジーレ（Bertaudiere）らに対して発行された米国特許第４，２７９，８６２号に、遠心測光分析装置が開示されている。
１９８３年４月２６日にイーキンス（Ekins）に対して発行された米国特許第４，３８１，２９１号に、自由リガンドの分析的測定が教示されている。
１９８５年５月７日にクローズ（Klose）らに対して発行された米国特許第４，５１５，８８９号に、試薬を自動的に混同して温置し、これによって分析的な測定を実行する方法が教示されている。
１９８７年６月３０日にエーデルマン（Edelman）らに対して発行された米国特許第４，６７６，９５２号に、測光分析装置が教示されている。
１９９８年５月１７日にイーキンス（Ekins）に対して発行された米国特許第４，７４５，０７２号に、生物学分野における免疫測定法が開示されている。
１９９１年１０月２９日にバード（Burd）に対して発行された米国特許第５，０６１，３８１号に、血液分析用の遠心ロータが開示されている。
１９９２年６月１６日にブレイニン（Braynin）らに対して発行された米国特許第５，１２２，２８４号に、複数の周辺キュベットを具備する遠心ロータが開示されている。
１９９３年１２月３日にコップジル（Kopf-Sill）とツック（Zuk）に対して発行された米国特許第５，１６０，７０２号に、毛細管現象およびサイフォンを、前記サイフォンに呼び水を差すために用いられる液体の「湿潤性」に応じて用いる回転数依存式「バルブ」が開示されている。
１９９２年１２月１５日にイーキンス（Ekins）に対して発行された米国特許第５，１７１，６９５号に、２つのラベル付けマーカを用いる分析物（analyte）の濃度を測定する方法が開示されている。
１９９２年１２月２２日にシェンブリ（Schembri）に対して発行された米国特許第５，１７３，１９３号に、ロータの受納チャンバに測定量の液体を送出するための遠心ロータが開示されている。
１９９３年９月７日にバーティス（Burtis）らに対して発行された米国特許第５，２４２，８０３号に、分析評価を実行するためのロータアセンブリが開示されている。
１９９５年４月２５日にバード（Burd）に対して発行された米国特許第５，４０９，６６５号に、遠心ロータを充填するキュベットが開示されている。
１９９５年７月１１日にイーキンス（Ekins）に対して米国特許第５，４１３，００９号に、液体中の分析物（analyte）を分析する方法が開示されている。
１９９５年１２月５日にシェンブリ（Schembri）に対して発行された米国特許第５，４７２，６０３号に、毛細管現象によって液体の流れを任意の回転速度にいては禁止してそれを上回る速度では許可するような出口ダクトを有する毛細管通路を具備する分析ロータが開示されている。
１９６８年にAnal. Biochem. 28の５４５〜５６２ページで、アンダーソン（Anderson）は細胞分画用の複数キュベット式ロータを教示している。
１９７４年にClin. Chem. 20の９５５〜９６０ページで、ルノー（Renoe）らは遠心分析装置用の「ミニディスク」モジュールを教示している。
１９７５年にClin. Chem 20の９３２〜９４１ページで、バーティス（Burtis）らは、遠心分析装置中に液体を動的に導入する方法を教示している。
１９７５年にClin. Biochem. 8の２４０〜２４６ページで、フリッチェ（Fritsche）らは遠心分析装置を用いる血糖値の酵素分析法を教示している。
１９７５年にClin. Chem. 21の１２２５〜１２３３ページで、バーティス（Burtis）らは遠心分析装置と共に使用される多目的光学系を教示している。
１９７６年にClin. Chem. 22の８０２〜８０５ページで、ハジイイオアノウ（Hadjiioannou）らは小型遠心分析装置を用いて生物的液体中の酵素エタノールを自動的に測定する方法を教示している。
１９７８年にClin. Chem. 24の１３６１〜１３６５ページで、リー（Lee）らは自動式血液分割システムを教示している。
１９８２年にClin. Chem. 28の１９５６〜１９６１ページで、コー（Cho）らは多チャネル式電気化学遠心分析装置を教示している。
１９８２年にClinica Chimica Acta 119の２７５〜２８４ページで、バートランド（Bertrand）らは、遠心分析装置を用いて血清５’−ヌクレオチターゼを自動的に測定する方法を教示している。
１９９２年にClin. Chem. 38の１６６５〜１６７０ページでシェンブリ（Schembri）らは携帯式全血液分析装置を教示している。
１９９５年にボストンにあるデルマー（Delmar）出版社のBasic Medical Laboratory Technologiesの第３版で、ウォルターズ（Walters）らは、さまざまな自動式医学研究所の分析技法を教示している。
最近、反応通路を選択するためのマイクロ分析装置が開発されてきた。
１９９１年４月９日にホワイト（White）に対して発行された米国特許第５，００６，７４９号に、超音波エネルギを用いて微少素子を移動させる方法と装置が開示されている。
１９９３年１０月１２日にクロイ（Kroy）らに対して発行された米国特許第５，２５２，２９４号に、ある種の化学的マイクロ分析を実行するためのマイクロ機械構造物が教示されている。
１９９４年４月１９日にワイルディング（Wilding）らに対して発行された米国特許第５，３０４，４８７号に、マイクロ規模の分析装置で流体を取り扱う方法が教示されている。
１９９４年１１月２９日にマドウ（Madou）らに対して発行された米国特許第５，３６８，７０４号に、マイクロ電気化学バルブが教示されている。
１９９３年１１月１１日にペンシルバニア大学に対して発行された国際出願刊行物第９３／２２０５３号に、マイクロ製造された検出構造物が開示されている。
１９９３年１１月１１日にペンシルバニア大学に対して発行された国際出願刊行物第９３／２２０５８号に、ポリヌクレオチドを増幅させるためのマイクロ製造された構造物が開示されている。
１９８７年に、Clin. Chem 33の１５３１〜１５３７ページでコロンブス（Columbus）らは、生物的流体の流体管理方法を教示している。
１９９４年にAnn. Bil. Clin. 50の３３７〜３５３ページでイーキンス（Ekins）らは、マルチ分析マイクロスポット免疫分析評価を教示している。
１９９４年にClin. Chem. 40の４３〜４７ページでワイルディング（Wilding）らは、シリコン中にマイクロ機械加工された直線状チャネル上での流体の操作を開示している。
先行技術によるマイクロ分析のための方法と装置の１つの欠点は、１０〜１００ミクロン直径のチャネルおよびリザーバを介してマイクロチップ上で流体を移動させるためのシステムを設計することが困難であるという点にあった。マイクロ流体システムでは、流体の流れを精密にかつ正確に調節して次にバルブ制御して、化学反応および分析物の検出を制御する必要がある。従来のポンピングとバルブ制御のためのメカニズムは、その固有の規模不適合のために、マイクロスケール構造物中に組み込むのが困難であった。これらの規模不適合は部分的には、大規模な（マクロスコープ的な）装置では無視される、このようなバルブの機械的構成部品から発する分子相互作用が微少規模スケール上に構成された装置にとっては非常に深刻なものとなるという事実に起因する。
微少規模装置に関連するこのような現象の１つは「スティクション（stiction）」と呼ばれる。スティクションは機能的には、静的状況下における２つの構成部品の固着であると定義される。スティクションの原因はさまざまで、その中には、部品が接触している間における固着性薬品の静電電荷転送、化学的または水素統合へ都合または析出などがある。スティクションを解消するために、極端に多量の機械的または電気的エネルギを加える必要がある。しかしながら、マイクロバルブに対してこのようなエネルギとそれに伴う力を加えると、装置の微妙な構造的および電気的特徴を完全に損なってしまうことになりかねない。その上、複雑なバルブと関連回路の製造は冒険的であり、その結果、その製造コストは実現不可能なほど高くなる。
マイクロ構造物中で流体を移動させるために求心力を用いるシステムは、流体を流すためのポンピングメカニズムを必要とするが、これらのバルブ制御の必要性を解決しない。本発明は、表面張力と毛細管現象を利用した構造物を用いて、マイクロチップに基礎をおいた技術とマイクロプラットフォームに基礎をおいた技術の双方を利用した、マイクロ構造プラットフォーム中での流体のバルブ制御、流れおよび流量制御を精密にかつ正確に制御する事を可能とする。
発明の概要
本発明は、後出のロータやマイクロシステムプラットフォーム中での流体の流れを制御する固体マイクロバルブを有する国際出願第９７／２１０９０号中に開示されている遠心ロータおよびマイクロシステムプラットフォームを提供する。本発明は、遠心ロータやマイクロシステムプラットフォーム上での流体の流れが回転するロータやプラットフォームの力によって起動され、このロータやプラットフォームの（毛細管マイクロチャネルおよび流体リザーバを含む）流体処理構成部品の様態、寸法および表面特性によって制御されるようなマイクロバルブを提供する。本発明は特に、生物学的サンプルを含むことが好ましい流量調節された流体を、前記生物学的サンプルを比較的不正確なまたは過度な分量だけロータに加えた場合に、ロータの流体リザーバに送出するような流体処理構成部品を備える装置を提供する。本発明はまた、後出のロータやプラットフォームの１つの流体リザーバ中に含まれるある流体量が第２の流体リザーバからの第２の流体量の急進的運動によってリザーバから排出されるような遠心ロータやマイクロシステムプラットフォームに対するこのような流体処理構成部品の様態を提供する。
第１の実施態様には、求心力で流体をマイクロ処理し、これによって、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい流体サンプルが正確に流量調節され分量だけ、より不正確に与えられたサンプル量から後出のロータやプラットフォーム上にアリコートされるような遠心ロータやマイクロシステムプラットフォームが提供されている。本発明のこの実施態様では、前記ロータやプラットフォームは回転可能なプラットフォームであり、これは第１の平坦で平面状の表面およびこれと対面する第２の平坦で平面状の表面を有する基板を具備するが、これら表面はおのおのが、プラットフォームが回転する中心を具備する。前記遠心ロータまたはマイクロプラットフォームには、次の構成部品を組み合わせて具備する第１の表面が与えられている：
１．第１の表面に約１〜１５０μＬの容積を有する窪みを具備し、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい流体サンプルを加える際に操作者の手が届く入り口ポート。この入り口ポートは次のものと流体に関して接続している。
２．第１の流量調節用毛細管。
３．第２のオーバフロー用毛細管。
これら毛細管はおのおのが、入り口ポートと接続している。これら毛細管はおのおのが、その断面が直径で約０．０２ｍｍから約１ｍｍであり、それぞれがプラットフォームの中心から半径方向に伸長して、プラットフォームの中心方向に近接して配列された第１の端部およびプラットフォームの中心から見て末端に配列された第２の端部の輪郭を定めているが、ここで、毛細管それぞれの近接端部が湾曲開口部の輪郭を定めている。第１の流量調節用毛細管はまた、自身の第１の端部から第２の端部に至る開口部から充填される際の流体の分量を定める。毛細管はおのおのが、流体、特に生物学的サンプルを含む流体によって「湿潤可能」であり、これによって、入り口ポートのところでおのおのの毛細管の第１の端部と接触している流体が、静止している（すなわち、ロータやプラットフォームが回転していない状態で）ロータまたはプラットフォームに対する毛細管の作用によっておのおのの毛細管を通って毛細管の第２の端部まで流れ、これによって毛細管接合部が形成され、この接合部によって、ロータまたはプラットフォームによって印加される求心力が印加されていないときに流体がさらに流れるのを防ぐような材料を含んでいる。
第１の流量調節用毛細管はさらに次のものと流体に関して接続している。
４．プラットフォームの表面に流量調節用毛細管の深さ以上の深さを有する第１の流体チャンバ。この第１の流体チャンバは、入り口ポートよりプラットフォームの中心から半径方向にさらに遠隔に置かれていて、第１の流量調節用毛細管と第１の流体チャンバの間の断面積の差によって第１の流量調節用毛細管の第２の端部にところに毛細管接合部が発生し、この接合部によって、ロータまたはプラットフォームによって印加される求心力が印加されていないときに流体がさらに流れるのを防止する。
第２のオーバフロー用毛細管はさらに次のものと流体に関して接続している。
５．プラットフォームの表面にオーバフロー用毛細管の深さ以上の深さを有するオーバフロー用チャンバ。このオーバフロー用チャンバは入り口ポートまたは第１の流体チャンバよりプラットフォームの中心から半径方向にさらに遠隔に置かれていて、第２のオーバフロー用毛細管とオーバフロー用チャンバの断面積の差によって第２のオーバフロー用毛細管の第２の端部のところに毛細管接合部が形成され、この接合部によって、ロータまたはプラットフォームの回転によって印加される求心力が印加されていないときに流体がさらに流れるのを防止する。
この様態においては、入り口ポートのところのディスク上に位置した流体は毛細管の作用によって流量調節用毛細管と第１の流体チャンバの接合部に流れ、余分の流体は毛細管の作用によってオーバフロー用毛細管とオーバフロー用チャンバの接合部に流れる。プラットフォームが第１の回転速度で回転すると、オーバフロー用毛細管中の流体がオーバフロー用チャンバ中に排出されるが、流量調節用毛細管中の流体は排出されない。このように、プラットフォームが第１の回転速度で回転すると、流体を入り口ポートからオーバフロー用チャンバ中に流出させ、これによって、正確に定められた量の流体が第１の流量調節用毛細管中に残ることになる。したがって、プラットフォームが第１の回転速度より大きい第２の回転速度で回転すると、流量調節用毛細管中の流体量が第１のチャンバ中に排出され、これによって、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい正確に決められた量の流体が第１の流体チャンバに送出される。
好ましい実施態様では、プラットフォームはまた、流体の運動によって排出された空気がプラットフォームの表面に排気するための空気は移出用チャネルを具備する。
ある好ましい実施態様では、回転可能プラットフォームの直径は約２０ｍｍから約４００ｍｍである。ある好ましい実施態様では、入り口ポートの深さは約０．２５ｍｍから約１ｍｍである。ある好ましい実施態様では、入り口ポートは約１ｃｍから約２０ｃｍのところに位置している。ある好ましい実施態様では、第１の流量調節用毛細管の断面の直径の寸法は約０．０２ｍｍから０．７５ｍｍである。ある好ましい実施態様では、第１の流量調節用毛細管の長さは約５ｍｍから約１００ｍｍである。ある好ましい実施態様では、第１の流量調節用毛細管の体積は約１μＬから約１５０μＬである。ある好ましい実施態様では、第１の流量調節用毛細管はプラットフォームの中心から約１０ｍｍから約２００ｍｍだけ半径方向に伸長している。ある好ましい実施態様では、第２のオーバフロー用毛細管の断面の直径寸法は約０．０２ｍｍから約０．７５ｍｍである。ある好ましい実施態様では、第２のオーバフロー用毛細管の長さは約５ｍｍから約１００ｍｍである。ある好ましい実施態様では、第２のオーバフロー用毛細管はプラットフォームの中心から約１０ｍｍから約２００ｍｍだけ半径方向に伸長している。ある好ましい実施態様では、第１の流体チャンバの深さは約０．２５ｍｍから約１ｍｍである。ある好ましい実施態様では、第１の流体チャンバの体積は約１μＬから約１５０μＬである。ある好ましい実施態様では、第１の流体チャンバはプラットフォームの中心から約１５ｍｍから約１１５ｍｍだけ半径方向に伸長している。ある好ましい実施態様では、第１の回転速度は約１０ｒｐｍから約５００ｒｐｍである。ある好ましい実施態様では、第２の回転速度は約１００ｒｐｍから約２０００ｒｐｍである。ある好ましい実施態様では、約１μＬから約１５０μＬの分量が第２の回転速度で第１の流体チャンバに送出される。
本発明を実施すればまた、本発明によるマイクロシステムプラットフォーム中の流体を移動させる方法が提供される。この実施態様では、本発明は次のステップを有する方法を提供する。
１．生物学的な流体サンプルであることがもっとも好ましいある量の流体サンプルを回転可能マイクロシステムプラットフォームの入り口ポートに加えるステップであり、このサンプルは約１から約１００μＬの分量を含み、好ましい実施態様では、この生物学的流体サンプルは１滴の血液であるステップと；
２．入り口ポートおよびオーバフロー用毛細管の中の流体をオーバフロー用チャンバ中に排出するに十分な時間にわたって第１の回転速度でプラットフォームを回転させるステップと；
３．第１の回転速度より大きな第２の回転速度でプラットフォームを回転させて、流量調節用毛細管中のある量の流体サンプルを第１の流体チャンバ中に排出するステップ。
ある好ましい実施態様では、第１の回転速度は約１０ｒｐｍから約５００ｒｐｍである。ある好ましい実施態様では、第２の回転速度は約１００ｒｐｍから約２０００ｒｐｍである。ある好ましい実施態様では、約１μＬから約１５０μＬの量が第２の回転速度で第１の流体チャンバ中に送出される。
本発明の第２の実施態様では、求心力で流体をマイクロ操作する遠心ロータまたはマイクロシステムプラットフォームが提供されるが、この場合、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい、ロータまたはプラットフォームの流体チャンバ中のある量の流体サンプルが、チャンバの容積をある排出流体量にすることによってチャンバ内にほぼ完全に排出される。本発明のこのような実施態様では、前記ロータまたはプラットフォームは回転可能プラットフォームであり、これは、第１の平坦で平面状の表面およびこれと反対側の第２の平坦で平面状の表面を有する基板を具備するが、これら表面はおのおのが、プラットフォームが回転する中心を含む。前記遠心ロータまたはマイクロプラットフォームには、次の構成部品を組み合わせて具備する第１の表面が与えられている。
１．約１から約１５０μＬの容積を有する第１の表面に窪みを含み、生物学的サンプルを含む流体であることがもっとも好ましい流体サンプルを加える際に操作者の手が届く入り口ポート。この入り口ポートは次のものと流体に関して接続している。
２．プラットフォームの中心から半径方向に伸長する直径約０．０２ｍｍから約１ｍｍの断面領域の輪郭を定め、また、プラットフォームの中心に向けて近接して配列された第１の端部の輪郭を定めて入り口ポートと流体に関して接続し、さらに、プラットフォームの中心からみて末端に配列されている第２の端部の輪郭を定める第１のマイクロチャネル。マイクロチャネルの近接端部と入り口ポートの間に毛細管接合部が形成されていて、これが、ロータやプラットフォームを回転させることによって印加される求心力が印加されていないときに流体がさらに流れるのを防止する。入り口ポートのところで毛細管の第１の端部と接触していても流体は、ロータやプラットフォームを回転させることによって流体に求心力が印加されない限り、マイクロチャネル中に流れ込むことはない。
第１のマイクロチャネルはさらに次のものと流体に関して接続している。
３．私はプラットフォームの表面に第１のマイクロチャネル以上の深さを有し、入り口ポートよりプラットフォームの中心から半径方向にさらに隔たって位置している第１の流体チャンバ。入り口ポート、マイクロチャネルおよび第１の流体チャンバは、プラットフォームが第１の回転速度で回転すると、入り口ポート中の流体が第１のマイクロチャネルを通って第１の流体チャンバ中に排出されるように、プラットフォームの表面上に配列されている。
ロータまたはプラットフォームはさらに次のものを具備する。
４．排出流体量を包含する、すなわち次のものと流体に関して接続している第２の流体チャンバ。
５．第２のマイクロチャネルであり、この第２のマイクロチャネルがプラットフォームの中心から半径方向に伸長し、プラットフォームの中心に向けて近接して配列されている第１の端部の輪郭およびプラットフォームの中心からみて末端に配列されている第２の端部の輪郭を定める第２のマイクロチャネル。第２のマイクロチャネルはマイクロチャネルの第１の端部のところで第２の流体チャンバと流体に関して接触しており、第２のマイクロチャネルはマイクロチャネルの第２の端部のところで第１の流体チャンバと流体に関して接触している。プラットフォームを第１の回転速度で回転させても、排出流体が第２のマイクロチャネルを通って流れることはない。第２のマイクロチャネルは、排出流体によって「湿潤可能」ではない材料を含んでおり、このため、第２の流体チャンバのところで毛細管の第１の端部と接触するような位置にあっても流体は、第１の回転速度を上回る回転速度でロータやプラットフォームを回転させることによって求心力が流体に印加されない限り、マイクロチャネル中に流れ込むことはない。別法として、マイクロチャネルと第２の流体チャンバの断面積の差がマイクロチャネルの第１の端部のところで毛細管接合部を形成するに十分な大木なであり、このため、第１の回転速度を上回る回転速度でロータやプラットフォームを回転させることによって求心力が流体に印加されない限り、流体がマイクロチャネル中に流れ込むことはない。
プラットフォームはさらに次のものを具備する：
６．次のものと流体に関して接続している排出流体を含む第３の流体チャンバ。
７．第３のマイクロチャネルであり、この第３のマイクロチャネルはプラットフォームの中心から半径方向に伸長し、プラットフォームの中心に向けて近接して配列された第１の端部の輪郭およびプラットフォームの中心からみて末端に配列されている第２の端部の輪郭を定め、さらに、第３のマイクロチャネルはマイクロチャネルの第１の端部のところで第３の流体チャンバと流体に関して接続しており、またさらに、第３のマイクロチャネルはマイクロチャネルの第２の端部のところで第１の流体チャンバと流体に関して接続している。第１の回転速度でプラットフォームを回転させても流体サンプルが第３のマイクロチャネルを通って流れることはない。
プラットフォームを第２の回転速度で回転させると、排出流体が第２の流体チャンバから第２のマイクロチャネルを通って第１の流体チャンバ中に流れ込むが、この場合、排出流体が第１の流体チャンバ中に流れ込むことによって、第１の流体チャンバ中の流体が第３のマイクロチャネルを通って第３の流体チャンバ中に流れる。好ましい実施態様では、排出流体の第１の流体チャンバ中への流れは乱流を伴わない層流である、すなわち、排出流体によって、生物学的サンプル流体であることがもっとも好ましい流体は第１の流体チャンバから排出されて第３のマイクロチャネル中に流れ込み、サンプル流体と排出流体が混合することはない。
ある好ましい実施態様では、回転可能プラットフォームの直径は約２０ｍｍから約４００ｍｍである。ある好ましい実施態様では、入り口ポートは約０．２５ｍｍから約１ｍｍの深さを持つ。ある好ましい実施態様では、入り口ポートは約１ｃｍから約２０ｃｍのところに位置している。ある好ましい実施態様では、流体チャンバはおのおのが約０．２５ｍｍから約１ｍｍの深さを持つ。ある好ましい実施態様では、流体チャンバはそのおのおのが約１μＬから約１５０μＬの体積を持つ。ある好ましい実施態様では、流体チャンバはおのおのがプラットフォームの中心から半径方向に約１５ｍｍから約１１５ｍｍだけ伸長している。ある好ましい実施態様では、第１の回転速度は約１０ｒｐｍから約５００ｒｐｍである。ある好ましい実施態様では、第２の回転速度は約１００ｒｐｍから約２０００ｒｐｍである。ある好ましい実施態様では、第２の流体チャンバから第１の流体チャンバへ排出流体が第２の回転速度で層流することによって、約１μＬから約１５０μＬの流体量が第１の流体チャンバから第３の流体チャンバ中に排出される。
本発明を実施することによってまた、本発明によるマイクロシステムプラットフォーム中の流体を移動させる方法が提供される。本実施態様では、本発明は以下のステップを有する方法を提供する。
１．生物学的流体サンプルであることがもっとも好ましい流体サンプルをある分量だけ回転可能プラットフォームの入り口ポートに加えるステップであり、このサンプルは約１から約１００μＬの分量を含む。好ましい実施態様では、生物学的流体サンプルは１滴の血液であるステップと；
２．入り口ポート中の流体を第１の流体チャンバ中に排出するに十分な時間にわたって第１の回転速度でプラットフォームを回転させるステップと；
３．第１の回転速度を上回る第２の回転速度でプラットフォームを回転させて、排出流体を第２のマイクロチャネルを通って第１のチャンバ中に排出するステップであり、この排出流体は層流によって第１のチャンバ中に導入されるが、ここで、この排出流体は生物学的サンプルを含む流体であることがもっとも好ましい流体と第１の流体チャンバ中で混合することはなく、排出流体が第１の流体チャンバ中に層流によって移動することによって、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましいこの第１の流体チャンバ中に流体が第３のマイクロチャネルを通って第３の流体チャンバ中に流れるステップ。
第３の実施態様では、求心力で流体をマイクロ操作し、これによって、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい流体サンプルを正確に流量調節された分量だけそれより不正確に加えられたサンプル量からロータまたはプラットフォームにアリコートされ、また、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましいロータまたはプラットフォームの流体チャンバ中の流体サンプルをある分量だけ、チャンバの容積をある排出流体量にすることによってチャンバ内にほぼ完全に排出するための求心モータまたはマイクロシステムプラットフォームが提供される。本発明のこのような実施態様においては、前記ロータまたはプラットフォームは回転可能プラットフォームであり、第１の平坦で平面状の表面およびこれと反対側にある第２の平坦で平面状の表面を有する基板を具備し、これら表面はおのおのがプラットフォームが回転する中心を含む。前記遠心ロータまたはマイクロプラットフォームは、次の構成部品を組み合わせて具備する第１の表面を備えている：
１．第１の表面に約１から約１５０μＬの容積を有する窪みを含み、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい流体サンプルを加える際に操作者の手が届く入り口ポート。この入り口ポートは次のものと流体に関して接続している：
２．第１の流量調節用毛細管；
３．第２のオーバフロー用毛細管。
これら毛細管はおのおのが入り口ポートと流体に関して接続している。これら毛細管はおのおのが直径約０．０２ｍｍから約１ｍｍの断面領域の輪郭を定め、さらに、プラットフォームの中心から半径方向に伸長して、プラットフォームの中心に向けて近接して配列された第１の端部の輪郭およびプラットフォームの中心からみて末端に配列された第２の端部の輪郭を定め、またさらに、おのおのの毛細管の近接端部が湾曲開口部の輪郭を定めている。第１の流量調節用毛細管はまた、毛細管の第１の端部から毛細管の第２の端部に至る開口部から充填される際の流体の分量を定める。毛細管はおのおのが、特に生物学的サンプルを含む流体によって「湿潤可能」である材料を含み、このため、入り口ポートのところでそれぞれの毛細管の第１の端部と接触するように位置されている流体でも、静止している（すなわち、ロータやプラットフォームが回転していない状態で）ロータまたはプラットフォームに対する毛細管作用によって、それぞれの毛細管を通って毛細管の第２の端部に流れ、これによって毛細管接合部が形成され、この接合部が、ロータやプラットフォームを回転させることによって印加される求心力が印加されていないときに流体がさらに流れるのを防止する。
第１の流量調節用毛細管はさらに次のものと接続している。
４．プラットフォームの表面に流量調節用毛細管以上の深さを有する第１の流体チャンバ。この第１の流体チャンバは入り口ポートよりプラットフォームの中心から見て半径方向にさらに隔たって位置しており、第１の流量調節用毛細管と第１の流体チャンバの断面積の差によって、第１の流量調節用毛細管の第２の端部のところに毛細管接合部が発生し、これによって、ロータまたはプラットフォームを回転させることによって印加される求心力が印加されていないときに流体がさらに流れるのを防止する。
第２のオーバフロー用毛細管はさらに次のものと流体に関して接続している：
５．プラットフォームの表面にオーバフロー用毛細管の深さ以上の深さを有するオーバフロー用チャンバ。このオーバフロー用チャンバは入り口ポートまたは第１の流体チャンバよりプラットフォームの中心から半径方向にさらに隔たって位置しており、第２のオーバフロー用毛細管とオーバフロー用チャンバの断面積の差によって、第２のオーバフロー用毛細管の第２の端部のところに毛細管接合部が発生し、これによってロータまたはプラットフォームを回転させることによって印加される求心力が印加されていないときに流体がさらに流れるのを防止する。
この様態においては、入り口ポートのところでディスク上に位置した流体は毛細管作用によって、流量調節用毛細管と第１の流体チャンバの接合部に流れ、余分の流体は毛細管作用によって、オーバフロー用毛細管とオーナフロー用チャンバの接合部に流れる。プラットフォームを第１の回転速度で回転させると、オーバフロー用毛細管中の流体がオーバフロー用チャンバ中に流れるが、流量調節用毛細管中の流体が排出されることはない。このようにして、プラットフォームを第１の回転速度で回転させることによって流体は入り口ポートからオーバフロー用チャンバ中に流入し、これによって、正確に定められた量の流体が第１の流量調節用毛細管中に残留することになる。次に、プラットフォームを第１の回転速度を上回る第２の回転速度で回転させると、流量調節用毛細管中の流体量が第１のチャンバ中に排出され、これによって、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい流体が正確に決められた量だけ第１の流体チャンバに送出される。
６．ある量の排出流体を包含する、すなわち次のものと流体に関して接続している第２の流体チャンバ：
７．第１のマイクロチャネルであり、この第１のマイクロチャネルはプラットフォームの中心から半径方向に伸長し、プラットフォームの中心に向けて近接して配列された第１の端部の輪郭およびプラットフォームの中心から見て末端に配列された第２の端部の輪郭を定めている。第２のマイクロチャネルはマイクロチャネルの第１の端部のところで第２の流体チャンバと流体に関して接続しており、このマイクロチャネルはマイクロチャネルの第２の端部のところで第１の流体チャンバと接続している。第１と第２の回転速度のどちらでプラットフォームを回転させても、排出流体が第１のマイクロチャネルを通って流れることはない。毛細管接合部が第１のマイクロチャネルの近接端部と第２の流体チャンバの間に形成され、これによって、第１と第２の回転速度のいずれも上回る回転速度でロータまたはプラットフォームを回転させることによって印加される求心力が印加されていないときに排出流体が流れるのを防止する。
プラットフォームはさらに次のものを具備する：
８．次のものと流体に関して接続している第３の流体チャンバ：
９．第２のマイクロチャネルであり、この第２のマイクロチャネルはプラットフォームの中心から半径方向に伸長し、プラットフォームの中心に向けて近接して配列されている第１の端部の輪郭およびプラットフォームの中心から見て末端に配列されている第２の端部の輪郭を定め、さらに、第２のマイクロチャネルはマイクロチャネルの第１の端部のところで第３の流体チャンバと流体に関して接続し、またさらに、マイクロチャネルははマイクロチャネルの第２の端部のところで第１の流体チャンバと流体に関して接続している。プラットフォームを第１と第２の回転速度のどちらで回転させても、第１の流体チャンバ中の流体サンプルは第２のマイクロチャネルを通って流れることはない。
プラットフォームを第３の回転速度で回転させると、排出流体が第２の流体チャンバから第２のマイクロチャネルを通って第１の流体チャンバ内に流れるが、ここで、排出流体が第１の流体チャンバ内に流れ込むと、第１の流体チャンバ中の流体が第３のマイクロチャネルを通って第３の流体チャンバ中に流入する。好ましい実施態様では、排出流体は第１の流体チャンバ内に層流する、すなわち排出流体によって、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい流体が第１の流体チャンバから排出されて第３のマイクロチャネル中に流れ、しかもサンプル流体と排出流体が混合することはない。
好ましい実施態様では、プラットフォームはまた、流体の運動によって排出される空気がプラットフォームの表面に排気されるときに通過する空気は移出チャネルを具備する。
本発明を実施するとまた、本発明によるマイクロシステムプラットフォーム中の流体を移動させる方法が提供される。本実施態様では、本発明は次のステップを有する方法を提供する：
１．生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましいある量の流体サンプルを回転可能マイクロシステムプラットフォームの入り口ポートのところに加えるステップ。このサンプルは約１から約１００μＬの分量を含み、好ましい実施態様では、この生物学的サンプルは１滴の血液である。
２．入り口ポートおよびオーバフロー用毛細管の中の流体をオーバフロー用チャンバ中に排出するに十分な時間にわたってプラットフォームを第１の回転速度で回転させるステップ。
３．第１の回転速度を上回る第２の回転速度でプラットフォームを回転させて、排出流体を第１のマイクロチャネルを通って第１のチャンバ内に排出するステップ。排出流体が層流によって第１のチャンバ中に導入され、ここで、排出流体は、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい流体と第１の流体チャンバ内で混合しない。排出流体が層流によって第１の流体チャンバ内に移動すると、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい第１の流体チャンバ中の流体が第２のマイクロチャネルを通って第３の流体チャンバ中に流入する。
上記の好ましい実施態様では、流量調節のための実施態様と排出のための実施態様を別に考慮してある。
本発明の第４の実施態様では、求心力で流体を操作するための遠心ロータまたはマイクロシステムプラットフォームが提供されるが、ここで、ロータまたはプラットフォームの第１の流体チャンバ内にある、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましいある量の流体は小滴のストリームとなってロータまたはプラットフォームの第２の流体チャンバ中に送出される。本発明のこのような実施態様では、前記ロータまたはプラットフォームは回転可能プラットフォームであり、第１の平坦で平面状の表面およびこれと反対側にある第２の平坦で平面状の表面とを具備し、これら表面はおのおのがプラットフォームが回転する中心を含む。前記遠心ロータまたはマイクロプラットフォームには、次の構成部品を組み合わせて具備する第１の表面が備えられている：
１．約１から約１５０μＬの容量を有する第１の表面に窪みを含み、生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましい流体サンプルを加える際に操作者の手が届く入り口ポート。この入り口ポートは次のものと流体に関して接続している：
２．プラットフォームの中心から半径方向に伸長する直径で約０．０２ｍｍから約１ｍｍの断面積を定め、さらに、プラットフォームの中心に向けて近接して配列された第１の端部の輪郭を定め、さらに入り口ポートと流体に関して接続しており、また、プラットフォームの中心から見て末端に配列されている第２の端部の輪郭を定める第１のマイクロチャネル。この第１のマイクロチャネルはさらに、次のものと流体に関して接続している：
３．プラットフォームの表面に第１のマイクロチャネル以上の深さを有し、入り口ポートよりプラットフォームの中心から半径方向にさらに隔たって位置されている第１の流体チャンバ。プラットフォームを第１の回転速度で回転させると、入り口ポート中の流体が第１のマイクロチャネルを通って第１の流体チャンバ中に排出される。
このプラットフォームはさらに次のものを具備する：
４．第２のマイクロチャネルであり、この第２のマイクロチャネルはプラットフォームの中心から半径方向に伸長し、プラットフォームの中心に向けて近接して配列されている第１の端部の輪郭およびプラットフォームの中心から見て末端に配列されている第２の端部の輪郭を定めている。第２のマイクロチャネルはマイクロチャネルの第１の端部のところで第１の流体チャンバと流体に関して接続しており、第２のマイクロチャネルはマイクロチャネルの第２の端部のところで流体に関して接続している。
５．プラットフォームの表面に第２のマイクロチャネル以上の深さを有し、第１の流体チャンバよりプラットフォームの中心から半径方向にさらに隔たって位置している第２の流体チャンバ。
第２のマイクロチャネルの第２の端部は、非湿潤性である表面を具備する、別法としては、第２のマイクロチャネルの第２の端部は第２の流体リザーバ中に開口部の輪郭を定める。プラットフォームを第１の回転速度で回転させても、排出流体は第２のマイクロチャネルを通って流れることはない。第１の回転速度を上回る第２の回転速度でプラットフォームを回転させると、第１の流体チャンバ中の流体が第２のマイクロチャネルを通って第２の流体チャンバ中に流れる。第２のマイクロチャネルの第２の端部が持つ特性のために、第２の流体チャンバ中への流体の流れは、約０．１から約１０μＬの分量を持つ小滴のストリームを含む。その上、これらマイクロチャネルおよび流体チャンバのおのおのはまた、流体の運動によって排出された空気がプラットフォームの表面に通気されるときに通る空気排出チャネルを具備する。
本発明の実施するとまた、本発明によるマイクロシステムプラットフォーム中の流体を移動させる方法が提供される。本実施態様で、本発明は次のステップを有する方法を提供する：
１．生物学的サンプルを含むのがもっとも好ましいある量の流体をマイクロシステムプラットフォームの入り口ポートのところから加えるステップであり、このサンプルは約１から約１００μＬの容積を含む。好ましい実施態様では、この生物学的サンプルは１滴の血液である。
２．入り口ポート中の流体を第１の流体チャンバ内に排出するに十分な時間にわたってプラットフォームを第１の回転速度で回転させるステップ。
３．第１の回転速度を上回る第２の回転速度でプラットフォームを回転させて、排出流体を第２のマイクロチャネルを通って第２の流体チャンバ中に排出するステップであり、ここで、第２のマイクロチャネルの第２の端部から第２の流体チャンバ中への流体の流れは、約０．１μＬから約１０μＬの容量を有する小滴のストリームを含む。
生物学的サンプルを含む不正確な分量の流体をロータまたはプラットフォームに加えても、正確な容積量の生物学的サンプルが、化学的分析、生物化学的分析、免疫学的分析または他の分析を実行するための反応容器またはロータもしくはプラットフォームの他の構成部品を具備する流体リザーバに送出できることは本発明による遠心ロータおよびマイクロシステムプラットフォームの１つの利点である。例えば１滴の血液などの生物学的流体サンプルを前記の正確な分量だけ、ロータまたはプラットフォームの流量調節用毛細管チャネルの固有の特性として流量調節し、これによって、サンプルを求心力で反応リザーバ中に流量調節することによって引き起こされる変動を避けることができるのは、本発明による遠心ロータおよびマイクロシステムプラットフォームの１つの利点である。操作者が、生物学的サンプルを含む流体の量を正確に測定してロータまたはマイクロシステムプラットフォームに加える必要がなく、このため、熟練していない、消費者を含むエンドユーザでも、医学診断用のまたは本発明によるロータまたはマイクロシステムプラットフォームの実施態様を使用できることは、本発明による遠心ロータおよびマイクロシステムプラットフォームのさらなる利点である。
ロータまたはプラットフォームの流体リザーバに対する流体の流入および流出を、生物学的サンプルなどの第１の流体を流体リザーバから排出して代わりにロータまたはプラットフォームの第２のリザーバ中に包含される第２の流体を導入することによって正確に決めることができるのは、本発明による遠心ロータおよびマイクロシステムプラットフォームの１つの利点である。本書に開示するように流体を入れ替え、第２の流体と入れ替えられたら第１の流体サンプルを最大限に回収し、または、第１の流体を最大限に送出したり第２の流体と入れ替えたりすることによって、第１のリザーバの容積をほぼ完全に入れ替えることができることもまた、本発明による遠心ロータおよびマイクロシステムプラットフォームの１つの利点である。本発明のこの態様は、試薬を混合する必要のない化学的または生物化学的な連続するステップを実行する場合には利点となる。
ロータまたはプラットフォームに対する流体の流入および流出が、１ストリームの小滴をマイクロチャネルまたは毛細管の端部に加えることによって遂行できるのは、本発明による遠心ロータおよびマイクロシステムプラットフォームのさらなる１つの利点であるが、この場合、流体はそばにある流体チャンバ中に送出される。このような実施態様は、微粒子が懸濁している溶液からの混合液中の微粒子を遠心力で分離したり凝縮したりする方法で、細胞を含むと利点が生かされる微粒子材料を含む混合液を濃縮したり凝縮したりする際には特に利点となる。このような実施態様はまた、チャンバ内で流体を完全に混合する必要がある場合には特に利点となる。
本発明の特定の好ましい実施態様は、ある好ましい実施態様およびクレームに関する以下の詳細な説明を読めば明らかであろう。
図面の説明
図１ａは、本発明による回転プラットフォーム上の圧力と位置の関係を示す図であり、図１ｂは湿潤性表面と非湿潤性表面上での流体の接触角と作用を示す図。
図２ａは、断面寸法が異なる毛細管とチャンバの間の寸法と圧力の関係を示す略図であり、図２ｂは湿潤性表面と非湿潤性表面に対する毛細管接合部の形状を示す図。
図３ａおよび図３ｂは、毛細管からの小滴が形成される形状を示す図。
図４は、本発明による回転プラットフォームのチャンバにおける圧力関係を示す略図。
図５Ａおよび図５Ｂは、式１３を参照して説明したような本発明によるディスク上でのチャネルの様態に関するそれぞれグラフおよび略図。
図６Ａおよび図６Ｂは、式２０と２１を参照して説明したような本発明によるディスク上でのチャネルの様態に関するそれぞれグラフおよび略図。
図７Ａおよび図７Ｂは、式２０を参照して説明したような本発明によるディスク上でのチャネルの様態に関するそれぞれグラフおよび略図。
図８Ａ、８および８Ｃならびに図８Ｄは、式２３を参照して説明したような本発明によるディスク上でのチャネルの様態に関するそれぞれグラフおよび略図。
図９は、非湿潤性材料から成るマイクロシステムプラットフォーム内での流体の時間に依存する運動を示す略図。
図１０は、懸濁液中の微粒子を濃縮するための小滴の形成形状の略図。
図１１Ａ〜１１Ｅは、ＤＮＡ塩基配列決定のために構成された本発明によるディスクの別々の構造層と官能層の略図。
図１２は、例２で説明したような流量調節用毛細管を含む本発明によるプラットフォームの略図。
図１３は、例３で説明したような層流による流体排出を実施する本発明によるプラットフォームの略図。
図１４は、例４で説明したような分光チャンバの略図。
発明の詳細な説明
本発明においては、「サンプル」という用語は、より複雑な混合物の成分として分離されたにせよ検出されたにせよ、さらにまたは前駆種から合成されたものにせよ、目的とするなんらかの化学的または微粒子の種を含む物と理解されたい。
本発明においては、「流体に関して接続される」という用語は、
本発明においては、「求心力で起動された流体をマイクロ操作する装置」という用語は、分析用の遠心分離器およびロータ、マイクロ規模の遠心分離装置、さらにもっとも特定的には国際特許第９７／２１０９０号のマイクロシステムプラットフォームおよびディスクを扱う装置を意図するものである。
本発明においては、「毛細管」、「マイクロ毛細管」および「マイクロチャネル」という用語は、互いに交換可能であり、また、適宜湿潤性または非湿潤性の材料から成るものと理解されたい。
本発明においては、「流体チャンバ」という用語は、流体を含む本発明によるロータまたはマイクロシステムプラットフォーム上の定義済みの分量を意味すると理解されたい。
本発明においては、「入り口ポート」という用語は、ロータまたはプラットフォームに対して流体を加えるための手段を具備する本発明によるロータまたはマイクロシステムプラットフォーム上の定義済み分量を意味すると理解されたい。
本発明においては、「毛細管接合部」という用語は、接合部の横方向寸法の一方または双方が毛細管の対応する寸法より大きい場合の、２つの構成部品から成る接合部を意味すると理解されたい。湿潤性または非湿潤性のシステムにおいては、このような接合部はバルブ制御が発生するところであるが、その理由は、このような接合部においては、毛細管を介しての流体の流れが停止されるからである。非湿潤性または湿潤不可能な接合部においては、チャンバまたはリザーバからの出口は毛細管接合が発生するところである。一般に、毛細管接合部は、湿潤システムにおいて、構成部品の寸法が小さな直径（例えば毛細管の場合）から大きな直径（例えばチャンバ）に変わる場合に形成されるが、これは、構成部品の寸法が大きな直径（例えばチャンバ）から小さな直径（例えば毛細管）に変わるときに毛細管接合部が形成される非湿潤性システムとは対照的である。
本発明においては、「生物学的サンプル」または「生物学的流体サンプル」という用語は、血漿、血清、リンパ液、唾液、涙、脳脊髄流体、尿、汗、植物や野菜の抽出物、精液、腹水を含むがこれに限られないなんらかの生物学的に派生した分析用のサンプルを意味するものと理解されたい。
本発明においては、「空気排出チャネル」という用語は、プラットフォーム上の構成部品（例えばチャンバとリザーバ）と隣接しており、流体を移動させることによってプラットフォームとロータの構成部品から空気を排出させる通気口とマイクロチャネルを具備する、プラットフォームの表面のポートを含むものと理解されたい。
本発明においては、「毛細管作用」という用語は、本発明によるロータまたはプラットフォーム上の流体に印加される回転運動や求心力が存在しない場合の流体の流れを意味するものと理解されたい。
本発明においては、「毛細管のマイクロバルブ」という用語は、流体の流れが妨げられているが、通常は本発明によるロータまたはプラットフォームの回転によって作られた求心力によって、流体に対して圧力を印加することによって起動され得る毛細管接合部を具備する毛細管を意味するものと理解されたい。
本発明によるマイクロプラットフォーム（好ましくは、そして以降「ディスク」と総称されるが、本発明においては、「マイクロプラットフォーム」、「マイクロシステムプラットフォーム」および「ディスク」という用語は交換可能と考慮される）は、１つまたは複数のマイクロ合成またはマイクロ分析システムを含むものとして与えられる。一方、このようなマイクロ合成またはマイクロ分析システムは、ディスクが回転すると構成部品同士間で流体が流れることができるように動作可能に相互接続された以下に詳述するような関連の構成部品を組み合わせて具備する。これらの構成部品は以下に説明するように、ディスクと一体に製造したり、ディスクに取り付けられたり、この上に置かれたり、これと接触したり、この中に埋め込まれたりして製造できる。本発明はまた、本発明によるディスクを操作するためのマイクロ操作用デバイスを具備するが、この場合、ディスクがデバイス内部で回転して求心力を生じ、これによってディスク上で流体が流れるようにする。したがって、このデバイスは、制御済みの回転速度でディスクを回転させ、ディスクの回転を停止または開始し、さらに本発明に利点として、ディスクの回転方向を変更したりするための手段となる。本書に詳述するように、電気化学手段と制御手段はどちらも、本発明によるデバイスの構成部品として提供される。ユーザインタフェース手段（例えばキーパッドやディスプレイ）もまた、国際特許第９７／２１０９０号にさらに説明されているように提供される。
流体（試薬、サンプルおよび他の流体成分）の運動は、プラットフォームの基亜点によって生じる求心加速度によって制御される。特定のマイクロシステムにとって適切な速度と圧力で流体が流れるために必要な求心加速度の大きさは、プラットフォームの有効半径および、プラットフォームの回転方向と回転速度を基準としたプラットフォーム上の構造物の位置角度を含むがこれに限られない因子によって決定される。
本発明による毛細管マイクロバルブは、毛細管力を上回る書いて入道流体圧力の使用に基づいている。自身を包含するマイクロチャネル（またはリザーバ、反応チャンバ、検出チャンバなど）の材料を完全にまたは部分的に湿潤させる流体は、狭い断面を持つマイクロチャネルから大きな断面積を持つマイクロチャネルに移動する際に流れに対する抵抗を受けるが、一方、これらの材料を湿潤させない流体は、大きな断面積を持つマイクロチャネル（またはリザーバ、反応チャンバ、検出チャンバなど）から小さな断面積を持つマイクロチャネルへの流れに抵抗する。この毛細管圧力は、２つのマイクロチャネル（またはリザーバ、反応チャンバ、検出チャンバなど、またはこれらの組み合わせ）の寸法、流体の表面張力、およびマクロチャネルの材料に対する流体の接触角に逆比例して変化する。一般的に、断面形状の詳細は重要ではないが、断面寸法に依存するために、５００ミクロン未満の寸法を持つマイクロチャネルはかなりの毛細管圧力を示す。本発明によるマイクロシステムプラットフォームの構成部品の共通部分形状、材料および断面積を変化させることによって、「バルブ」は、流体を流れるようにするために特定の圧力を流体に印加する必要があるような形状となっている。この圧力は、ディスクを回転させることによって本発明によるディスク内に印加される（この圧力はすでに述べたように、回転数の自乗、半径位置および半径方向の流体の範囲によって異なる）。毛細管バルブの断面寸法ならびに、本発明によるマイクロシステムプラットフォームの流体処理構成部品の半径方向に沿った位置および範囲を変化させることによって、毛細管バルブは、１００ｒｐｍから数千ｒｐｍという回転速度範囲で回転に依存して流体が流れるように形成される。この配慮によって、事前決定された単調に増加する回転速度で複雑で複数ステップの流体プロセスが実行可能となる。
本発明は、本発明によるマイクロシステムプラットフォーム上で、毛細管に対する３つのタイプのマイクロバルブ制御を適用するような様態を提供する。本発明は、マイクロシステムプラットフォームの入り口ポートにより不正確な量の流体サンプルを加えてから正確な分量の流体サンプルを毛細管で流量調節する方法を提供する。本発明によるこれら３つの実施態様は、プラットフォームに流体を加える際に操作者やエンドユーザによる高度な精密さや正確さを必要とすることなく、生物学的流体サンプルなどのサンプルを正確な分量だけ送出することを可能とするものであり、したがって、消費者や他の比較的熟練していないユーザが使用する本発明によるマイクロシステムプラットフォームの実施態様において利点となるものである。本発明はまた、第１のチャンバ内の流体を層流に依存して排出し、このかわりにプラットフォームの第２のチャンバ内の第２の排出流体を導入する方法を提供する。本発明のこれらの実施態様によって、プラットフォームの１つのチャンバ内の流体を別のチャンバからの流体でほぼ完全に置き換え、これによって、２つの流体を混合することが不利点となるような条件下でプラットフォーム上で連続的な化学反応や他の連続的なプロセスを実行するための手段が提供される。本発明はまた、流体がマイクロチャネルを通って流体チャンバ中に滴下式に転送され、これによってマイクロチャネル内の流体が小滴のストリームとなって流体チャンバ内に転送されるような、流体チャンバおよびリザーバとのマイクロチャネル接合部を具備するプラットフォームを提供する。本発明のこれらの実施態様は、求心加速力を受けると、元の懸濁液または混合液におけるよりも高い密度の微粒子を包含する濃縮された小滴を与えることによって、溶液中の微粒子材料の懸濁液または混合液を濃縮する手段を提供する。本発明の利点が生かされる微粒子材料には例えば細胞がある。
流体の流れを層流とする本発明の実施態様においては、１つの流体を別の流体に置き換えるのにこの２つの流体をあまり混合することなく実行される。レイノルズ数Ｒが２２００未満であれば流れは層流となるが、ここでレイノルズ数は次式で計算される。
Ｒ＝ρｕａ／μ
ここで、ρは流体の密度、μは流体の粘度、ｕは流体の平均速度、ａは特徴的な寸法（例えば円形チャネルの断面直径）である。水溶液の場合、断面寸法が１ｍｍのチャンバに対してρは１ｇ／ｃｍ³、μは０．０１ダイン−秒／ｃｍ、平均流体速度は２２０ｃｍ／秒を上回るはずである。一般的には、平均流体速度は１０ｃｍ／秒未満であり、このため、本発明によるロータまたはプラットフォームのチャンバ内の流体の流れは層流となる。
Ａ．理論
いかなる流体も固体基板および気体との相互作用にじょって特徴付けすることができる。これらの相互作用はさらに、界面張力、すなわち、流体と別の物質との界面での単位面積当たりのエネルギによって特徴付けされる。界面張力の１つの結果は毛細管作用である（１９７６年のNew YorkのWiley & SonsのアダムソンによるPhysical Chemistry of Surfacesの第３版を参照）。「湿潤性」の条件下では、液体と固体は相互引力を受ける。このような場合、液体は大きなリザーバから小さなより狭いチューブに流れて、固体／液体界面の面積を最大化する。チューブの開口直径が、固体／液体接触の面積が追加の流れによって減少するに十分なほど大きい場合には、チューブを通っての流れは抑制される。逆に、非湿潤性条件下では、液体は小さな直径のチューブを通っての流れに抵抗する（１９８５年のマサチュセッツ州リーディングのゲルハルト（Gehard）とロス（Ross）によるFundamentals of Fluid Mechanicsを参照）。流体は、これに圧力を印加することによって非湿潤性チューブ中で流れ始めることができる。流体がチューブ内で狭窄に遭遇すると、毛細管にはさらに大きな圧力を印加する必要がある。流体の流れを操作するために毛細管を使用することに関するこれらの考慮は以下の検討で詳述する。
固体を包含する流体の物理的な表面形状は流体の作用に影響を及ぼすことが周知である（コロンブス（Columbus）とパーマー（Palmer）による１９８７年のClinical Chemistry 33の１５３１ページを参照）。表面形状を適切に設計し材料を適切に選択することによって、液体に十分な圧力が印加された場合にだけ流体が流れ得るような構造とすることができる。この力をポンピング手段、引力または好ましくはマイクロ製造された構造物の回転によって生じる求心力によって、本書や国際特許出願第ＷＯ９７／２１０９０号に述べるように提供される遠心ロータおよびマイクロシステムプラットフォームに対して供給することができる。
本書に開示する本発明は、次のことを可能とするマイクロバルブ構造物を含む。
・流体の流れの開始および停止、
・流体の流れの正確な流量調節、
・液体の区分化、これによって微粒子は排出される前に凝縮される。
これらのマイクロバルブ構造物の性能に影響する変数には次のものがある。
・流体のリザーバ、チャネルおよびオリフィスの寸法および形状
・流体に及ぼされる水圧（求心力を用いる実施態様では、圧力はプラットフォームの半径と回転速度によって決定される。）
・流体の表面張力と、流体流システムの流体と材料間の界面の界面エネルギ
Ｂ．図示例
ａ．毛細管力
一般に、毛細管力は、材料、特に流体材料と特に液体座利用が他の材料（通常は固体）との界面において相互作用が発生した場合の界面張力の効果、すなわちエネルギによって発生すると考えられる。例えば、液体材料とその気体間の界面における単位面積当たりの界面エネルギは液体の表面張力（γ）と呼ばれる。表面張力の１つの現れは、湾曲した液体−気体界面で観察される。このような界面上では次式で表される圧力低下ΔＰが存在する：
ΔＰ＝力／面積＝γ（１／Ｒ₁＋１／Ｒ₂） （１）
ここでＲ１とＲ２は界面の曲率の主半径である。これらの半径は、どの点でも表面に正接する球体によって定められる。このような点において表面に正接するうちで最小の半径を有する球体は最初の曲率半径Ｒ１を有していた。このような点において表面に正接するうちで最大の半径を有する球体は第２の曲率半径Ｒ２を有していた。
一例として、局所的に球形である液体−気体界面があるが、この場合、曲率半径は互いに等しくさらに半径ｒの球体に等しく、式１に従って、圧力低下：
ΔＰ＝２γ／ｒ （２）
が、界面の液体側から気体側に移ると発生する。これを図１ａの断面図に示す。これは物理的にみると、このような界面は気体中に膨張し、曲率半径を増加させ、圧力低下を減少させることを示す。サドル形状の表面（ここで、曲率半径は絶対値は互いに等しいが符号は逆である）は、式１を適用すればわかるように、なんら圧力低下がない。
目的とする別の界面は液体と固体間の界面である。液体−固体界面と液体−気体界面の間のエネルギ差は、液体の表面張力γおよび、液体−固体界面、液体−気体界面および固体−気体界面が交わる接線の接触角Θｃを含む式で表すことができる。この関係を図１ｂに示すが、ここで、これら界面同士間の関係は、固体と液体間の非湿潤性（図の左側）と湿潤性（図の右側）の相互作用を表すように図示されている。どちらの場合も液体の挙動は次式で決定される。
γ_sv−γ_ls＝γｃｏｓΘｃ （３）
ここで、γ_svは固体−気体界面の単位面積当たりのエネルギ、γ_lsは液体−固体界面の単位面積当たりのエネルギおよびγは液体−気体界面のエネルギ（液体の表面張力に等しい）である。接触角Θｃが９０度を越える場合、液体は固体を湿潤させず、固体表面上で「玉になる」。接触角Θｃが９０度未満の場合、液体は固体を湿潤させて、固体表面上に広がる。この挙動は図に示されているが、ここで、液体、固体および気体の間に成す接触角は、それぞれのだいたいの接触角に対して誇張して詳細に示されている。
本発明においては、液体−気体界面上での圧力低下を表す式（１）および界面エネルギの差を示す式（３）を用いて、マイクロバルブ構造物および等高線を含む表面の様態および、流体の流れを促進または抑制するように固体構造物の表面積を変化させることを決定する。これらのパラメータはまた、本書に述べるような流体流量調節用デバイスを提供するためにも用いられる。
ａ．別々の断面積を持つ容器の接合部での毛細管
本発明では、接触角は、マイクロバルブ構造物を具備する表面の様態を選択し、同時に、固体構造体の表面積を変化させて流体の流れを促進したり抑制したりすることによって操作される。流体流は能動的（すなわち、圧力または求心力を加えることによって促進される）であったり受動的（すなわち、上述の原理に従って毛細管力を加えることによってのみ促進されたり抑制されたりする）であったりし得る。これらの原理を明瞭で簡潔に示すために、本書に説明する毛細管のオリフィスおよびチャネルまたはチューブは円形の断面領域を含む。毛細管のオリフィスの精密な形状が、本発明によるマイクロバルブによって流体が流されるときの印加圧力に影響することおよび、圧力がこのように影響される原因は、チャネル、チューブまたはオリフィスとリザーバの間の接合部における流体／表面と流体／気体の界面の最小界面エネルギであることが理解されよう。
本発明によるマイクロバルブ構造体によって起動される流体流の１例を図２に示す。図２ａに、より小さな断面積Ａ_Tおよび周辺長Ｐ_Tを持つチューブ（Ｔ）によって接続される任意の断面積Ａ_Rおよび断面周辺長Ｐ_Rを有する２つのリザーバ（Ｒ）を示すが、この関係のため、Ｐ_R／Ａ_R＜Ｐ_T／Ａ_Tとなる。（このチューブは図示目的のものであり；本書における分析と説明は同じ断面積を持つオリフィスに等しく適用可能である。さらに、これらのリザーバは、このオリフィスの寸法がこれらのリザーバどちらのリザーバの寸法より小さいかぎり別のもののでもよい。）ある分量の流体が一方のリザーバ中に導入され、毛細管力の結果リザーバと接続用チューブ間で自由に区分でき；空気穴は適切に配置して、流体流によって排出された空気を除去するようにしてもよい。液体がチューブ内に導入されるときに受ける毛細管力は圧力で表されるが、その値は次式で表される：
Ｐｃ＝力／面積＝γ｛（−Ｐ_R／Ａ_R）ｃｏｓΘ_R＋（Ｐ_T／Ａ_T）ｃｏｓΘ_T｝ （４）
ここで、Θ_RとΘ_Tはそれぞれ、液体とリザーバ表面および液体とチューブ表面が成す接触角である。円形のリザーバとチャネルの場合、接触角によって、リザーバ内でよりチューブ内での方が小さい曲率の絶対値を持つ曲率半径が与えられ、この結果、これら２つの界面間で圧力差が生じ、これによって流体が流れる。
重要な断面積と周辺長は、固体、液体および気体間の接触角のそれである。これらのパラメータはリザーバとチューブの界面の位置の関数であり、この接触角が構造の表面形状に依存する例としては、ファンネル形状のチューブと球形リザーバがある。たいていの断面形状の場合、Ｐｉ／Ａｉの比率はリザーバまたはチューブの平均の断面直径に逆比例する。これは、より小さな直径のリザーバまたはチューブの容積の方が、式（４）で定義される圧力により大きく寄与することを意味する（例えば、より小さな平均直径の構成部品は図２ではチューブの方である）。
式（４）はチューブの方向（図２ａでは右側）の流体の流れに抵抗するので、より大きな値と反対方向を持つ圧力Ｐ＊をチューブの入り口のところで界面に加える必要があるが、この圧力は図の左側にあるリザーバ内の流体に加えることができる。このような圧力Ｐ＊の大きさは次式で当たられる：
Ｐ＊＝γ｛（Ｐ_R／Ａ_R）ｃｏｓΘ_R（Ｐ_T／Ａ_T）ｃｏｓΘ_T｝ （５）
この印加された圧力は毛細管力に起因する対抗圧力より大きい場合、流体は左側のリザーバからチューブ中に流入する。非湿潤性流体がオリフィスから出てくる場合、液体−気体界面がチューブまたはオリフィスのエッジに沿った方向を向いていればに抵抗力は最大となり、したがって、この抵抗力は次の圧力を上回る必要がある。
Ｐ＊＝γ｛（Ｐ_R／Ａ_T）ｃｏｓΘ_R＋（Ｐ_T／Ａ_T）｝ （６）
（ここで、Ｐ_RとＡ_Rは図中左側のリザーバのことである。）この様態においては、式（５）はマイクロ針部中への流体の流れを指導させるに必要な圧力を示す。式（６）は、右側のリザーバに流すために加える必要がある圧力を示す。
双方の接触角とも９０度以上であれば、界面での圧力は負である（すなわち、図２ａ中で左側を指す）。流体をリザーバからチューブ内に流入させるためには、少なくとも同じ大きさの圧力を流体に対して反対方向（図中右側）に加える必要がある。この圧力が式（６）中で与えられるＰ＊より大きい場合、流体はさらにチューブから第２の（右側の）リザーバ中に流れる。接触角が９０度未満の場合、界面での圧力は正である（すなわち、図２ａ中右側を指す）。この場合、流体は毛細管作用によってチューブ中に引き込まれ、チューブの端部のところで（すなわち、図２ａ中右側）第２のより大きいリザーバとのチューブの接合部で界面が形成されるまでチューブを充填する。この界面においては、液体は、左側界面と右側界面とで圧力差（式（１）で与えられる）がない（すなわち、双方の圧力は等しい）ような構造を取る。流体を右側のリザーバ中に流入させるためには、式（５）で与えられる圧力を印加する必要がある。
湿潤性溶液の場合に第２のリザーバ中に流すために必要とされる圧力は、第２のリザーバに対する円錐形状の（すなわち、顕微鏡ピペットの先端部に類似の）導入口を用いることによって増加させることができる。こうする代わりに、アイダホ州コロンブス（Columbus）で説明されているようにミクロン寸法のテクスチャを用いたりまたは組み合わせて用いてもよい。円錐形状の導入口の場合、式（６）によって、非湿潤性溶液の場合に上述したように、流れるために必要な圧力が与えられるが、曲率半径は円錐表面の外部半径によって決定される。
実際に、毛細管からでてくる湿潤性流体は、出口領域を時期尚早に湿潤させる原因となりかねない圧力変動、振動および他の現象の影響をより受けやすい。この理由は、湿潤性流体がチューブの接合部のところに保持され、変動して流体をリザーバ中に駆動するために、流体が接合部に存在する場合よりも小さな毛細管力が印加されるからである。非湿潤性流体はチューブまたはチャネルに至る入り口のところに保持され、変動して流体をチューブ中に駆動するために、接合部での毛細管力は同じ値となり、このため、流体界面は、変動の原因がひとたび減退すると、毛細管力によって押し戻される。
流体が流れるために必要な圧力を制御する１つの手段は、出口ポートの周りの同心リングなどの表面材料中のテクスチャという形で提供されるが、このようなテクスチャによって平滑な表面を基準として表面に沿った流れに対する抵抗が増しており、このため、流体の小滴は、非湿潤性溶液の場合にすでに述べたように９０度の角度を成して形成される。この場合、式（６）、（５）および（６）によって流体が流れるに必要な最小圧力が与えられる。
式（４）、（５）および（６）によって、マイクロシステムおよびマイクロプラットフォームの中で流体の流れを制御するためのマイクロバルブを作成するマイクロバルブ原理と構成方法が与えられる。簡潔に言うと、断面積が変化するチャネルを印加圧力と組み合わせて用いることによって、マイクロプラットフォームまたは他のマイクロシステム中のある制御点を通過する流体を「バルブ制御」する。このようなマイクロバルブ制御様態の１つの単純な例は、１連のチャンバをチューブまたはチャネルで接続し、これによって、印加圧力を段階的に増加させてそれぞれのチューブ内で流体の流れを始動させるようにする様態である。本発明によるマイクロバルブ中で役に立つ「バルブ制御」オリフィスの形状の比制限的な例を図２ｂに示す。
ｂ．チューブオリフィスでの毛細管力と小滴の生成
本開示された発明の部値の態様は、リザーバまたはチャンバ同士間のチャネル、チューブまたは単純なオリフィスから流体を１滴ずつ排出する態様である。流体の小滴は、この小滴に（チューブまたはオリフィスから離れる方向に）印加される力が、小滴をチューブに保持する表面張力（同節のアダムソン（Adamson）でより詳細に説明された）より大きい場合に、流体を包含するチューブの端部から離れる。この関係は次式で説明される：
Ｆ＝ρＶａ_c＝ｋ（２πｒγ） （７ａ）
または、小滴の容積Ｖの値を求めるには次式のようにする。
Ｖ＝ｋ（２πｒγ）／ρａ_c （７ｂ）
ここで、ａ_cは、自由小滴が印加された力（例えば圧力または引力）のために受ける加速度；Ｖは、離れた小滴の容量；ρは液体の密度；ｒは水滴が「落ちる」元のチューブの近似半径（非湿潤性表面の場合は内部半径、湿潤性表面の場合は外部半径と定義される）；ｋは、絶対値で０．５〜１の範囲内のγ／Ｖ^1/3に関連する形状依存係数である。ここで考慮されている条件に対して適切なｋの値は、γ／Ｖ^1/3の別々の値の関数として表に記載されているｋの値の範囲内で自己矛盾なく決定される。これには反副的な方式が必要とされる。ｋ値の最初の「推測」がなされ、次に、式（７ｂ）を用いてＶを計算する。次にこのＶ値を用いて、前述の表のｋの適切な値を調べる。この表に基づいて決定されたｋ値が最初の推測値と異なる場合、正しい値はそれらの間に存在するはずであり、中間近似法を用い、さらに分析プロセスを、繰り返す。このプロセスは、ｋ値が上述のように計算値と一致すると判断されるまで継続される。例えば、あるｋの選択値が、上述のように計算値と一致すると判断される。例えば、ｋ＝０．７５という値が選択されるとγ／Ｖ^1/3＝０．１という値が導かれるが、このｋの表中の値はｋ＝０．９５が適切であることを示している。次に、このｋの値は制御され、任意の例に対するｋの値が実際的であると判断されるまで、計算が反復的に繰り返される。他の記号は前述の式で述べたような意味と値を有する。小滴をチューブの端部から離れる様子を図３に示す。図３ａに、小滴が力（例えば圧力や引力）に影響されて離れる様子を示し；この小滴は、印加された力に応じて分量が十分なものとなったときに離れる様子が示されており；小滴を保持する表面張力が小滴をチューブの端部から引き離す力に対抗するには不十分である場合に小が離れる様子が示されている。オリフィスの形状によって、任意のチューブ断面積および印加された加速度（圧力）に対して離れた小滴の容積をかなりの程度まで決定されること、および、小滴の形成および必要な圧力の大きさもまた、表面が湿潤性であるか非湿潤性であるかによって異なることが認識される。図３ｂに、湿潤性と非湿潤性の双方の場合に小滴形成を容易なものとするオリフィス形状が示されている。
ｃ．圧力を液体に引火するための求心加速度の使用方法
力を印加して流体を流すための１つの手段は求心力を印加することであるが、この手段は、国際特許第９７／２１０９０号に開示するような遠心ロータ上およびマイクロプラットフォームシステム中では特に重要である。マイクロプラットフォームの様態においては、リザーバおよび接続用チャネルは、回転中心から半径Ｒの距離だけ隔たったところにで、マイクロプラットフォーム、できれば円形形状のディスクの上に配列されている。このような様態を図４に示すが、ここでは、リザーバはディスクの中心から半径距離だけ隔たっていることならびにその半径（Ｌ）に沿ったその範囲および１秒当たりの回転速度ｆに特徴がある。求心加速度に起因する流体の外部半径での圧力は次式で与えられる。
Ｐ＝４π²ｆ²ρＬＲ （８）
ここで、ρは流体の密度である。リザーバの外部範囲での圧力はリザーバの内部範囲での圧力とは４π²ｆ²ρＬＲだけ異なっていることがわかる。
流体を運動させるための駆動力または流体生成圧力とは、求心加速度に起因する、物体に印加される力である。デバイスは、回転数／秒で与えられる角速度と次式で示す角振動数で回転する：
ω＝２πｆ （９）
求心加速度（すなわち、不均一回転するディスクの中心から半径距離Ｒだけ隔たったところにある半径に沿って方位付けされる加速度）は：
ａ_c＝ω²Ｒ （１０）
このような不均一円形運動している質量は次式で表す求心力を受ける。
Ｆ_c＝ｍａ_c＝ｍω²Ｒ （１１）
この求心力の方向は内側から半径に沿って回転中心に向かう。質量がこの半径のところに固定して保持されると、回転させるデバイスはこの力を供給するが、これが、以下に説明する液体のカラム内の静的圧力の発生源である。質量が半径方位付けされたチューブの上方にあるトラップドアの頂部に置かれていて、トラップドアが開かれると、質量の慣性によって、チューブに沿って加速されるが、これが、回転しているディスク上で流体を半径方向外側に駆動するための基礎である。
回転によって流れていない流体中に静的圧力が発生し得る。ここで、内部半径Ｒ₀から伸長する液体のカラムを仮定する。チューブは半径に沿ってまたは半径に対してある角度で傾斜している。位置Ｒ₀での圧力をＰ₀と定義するが、これは例えば大気圧である。Ｒ₀＜Ｒであるような位置Ｒでの液体の回転による余分の圧力は、密度ｐの液体に対する単位面積当たりの求心力を位置Ｒ₀からＲまで次式のように積分することによって求められる。
Ｐ−Ｐ₀＝∫ρａ_c＝ρω²／２×（Ｒ²−Ｒ₀ ²） （１２）
チューブが充填されて、中心から伸長したら、この圧力は次式のようになる。
Ｐ−Ｐ₀＝（２．８３４×１０^-4）ρｆ²Ｒ² （１３）
この単位は平方インチ当たりのポンド値であるが、ここで、Ｒ＝半径位置（単位：ｃｍ）、ρ＝密度（単位：ｇｍ／ｃｍ³）、ｆ＝回転数（回転数／秒）である。したがって、圧力（すなわち流体に印加される求心力の大きさ）は、流体の密度に比例して直接に、回転中心からの半径方向位置の平方および回転数の平方として変化する。
回転ディスク上でチャネル中で運動中の流体の速度を測定するために、流体の運動方程式を解く必要がある。半径ａおよび円形チャネルを充填する長さｄＲを持つ流体という因子は次式のように、加速を受ける質量ｄｍを有する。
ｄｍ＝πρａ²ｄＲ （１４）
この流体因子の運動方程式は、力＝（質量）ｘ（加速度）である。この力は、求心力、流体と気体間および流体と固体間の界面エネルギの差に起因する毛細管力、ならびに液体の粘性および流れの不均一性に起因する散逸力である。毛細管力は無視されるが、こｋれは、求心力および／または外部圧力を印加して、湿潤していないチャネル中に流体を駆動する必要があり得ることを理解されたい。これら散逸力の過大評価としては、ニュートン流体の完全展開層流の力（Ｆ_L）と不均一流による力（Ｆ_D）が次式のように含まれる。
Ｆ＝ｍａ
Ｆ_c＋Ｆ_F＋Ｆ_D＝ｄｍａ_R （１５）
Ｆ_c＋Ｆ_F＋Ｆ_D＝（ρπａ²ｄＲ）ａ_R
ここで、ａ_Rは半径方向に沿った流体質量という因子の加速度であり、次のようになる。
Ｆ_c＝（ρπａ²ｄＲ）ω²Ｒ
Ｆ_L＝−（８μπａ²ｄＲ）ｕ （１６）
Ｆ_D＝−（２ρπａ²ｄＲ）ｕ²
ここで、μは流体の粘度、ｕは半径方向の速度である。これら２つの式は、チャネルの入り口／出口または流れている小滴の端部などでの完全展開または完全不展開の層流に対する標準力学式である。また、半径を基準として角度θで傾斜しているチューブまたはチャネルの場合、Ｆ_Cの代わりに（Ｆ_C）Ｘｃｏｓθが用いられることに注意されたい。最終的な式は次のようになる。
（ρπａ²ｄＲ）ω²Ｒ−（８μπｄＲ）ｕ−（２ρπａ²ｕ²ｄＲ）＝（ρπａ²ｄＲ）
（ｄｕ／ｄｔ） （１７）
ここで、流体の半径方向加速度は、ａＲ−（ｄｕ／ｄｔ）で定義される。これは流体の流れ速度の微分方程式である。
この式を特定の例に対して解く。自身より長い半径方向チャネル中を移動している長さＬを持つ流体の小滴を考える。
この小滴中の流体はすべて同じ速度ｄＲで移動するので、ｄＲは小滴の平均位置によるＬとＲによって置き換えられ、＜Ｒ＞＝（Ｒ＋Ｌ／２）となる。
共通因子を除算すると次式となる。
（ω²（Ｒ＋Ｌ／２）／２）−（８μ／ρａ²）ｕ−２（ｕ²／Ｌ）
＝（ｄｕ／ｄｔ） （１８）
この式は数値的に解く必要がある。比較することによって数値的な解で揃えて近似する。これは次のようになる。左側の負の項は完全に正の項を消す。次に、右側を０に設定し、これによって、位置Ｒ、ｕ₀での結果として与えられる「最終速度」の式が次式のように解かれる。
（ω²（Ｒ＋Ｌ／２）／２）−（８μ／ρａ²）ｕ₀−２（ｕ₀ ²／Ｌ）＝０ （１９）
これは、次式を解とする二次方程式である。
ｕ₀＝−（Ｂ＋√Ｂ²＋４ＡＣ）／２Ａ （２０）
ここで、
Ａ＝Ｌ／２
Ｂ＝８μ／ρａ² （２１）
Ｃ＝（ω²（Ｒ＋Ｌ／２）／２）
従来の装置においては、これらは、Ａ＝２／Ｌ、Ｂ＝３２０μ／ρＤ²，Ｃ＝（１９．７４）ｆ²（２Ｒ＋Ｌ）で、ｕ₀は流体速度（ｃｍ／秒）、Ｌは小滴の長さ（ｃｍ）、μは粘度（ポアズ）、ρは流体密度（ｇｍ／ｃｍ３）、Ｄは２ａで、チューブの直径（ｃｍ）、Ｒは流体の小滴の半径方向位置（ｃｍ）である。すでに述べたように、この式は、管状チャネル内の流体小滴の近似速度、小滴の長さがチャネル長さより短くなるような小滴の容積を与える。この推定値は粘性損失と非粘性損失双方の値をとる。流体小滴の速度は、密度と小滴容積が増すに連れて増大し、粘度が増すに連れて減少する。この速度は、チャネル直径、回転速度および半径方向位置が増すに連れて増加する。
位置Ｒ₀にある完全チャネルと位置Ｒ₁にある受納リザーバを接続する充填済みチャネル内での流体流れ速度は、式（１９）中のＬをチャネル長と定義することによってＬ＝Ｒ₁−Ｒ₀と計算される。次に、式（２１）を次の定義式（２１）と共に用いて、充填済みチャンバ内の流れ速度を半径の関数として計算する。
流体流れの速度は速度とチャネル面積の次式に示すような積である。
Ｑ＝ｕ₀πａ²＝ｕ₀πＤ²／４ （２２）
ここで、Ｑは流れ（ｍＬ／秒）、ｕ₀は速度（ｃｍ／秒）（式２０と２１から計算される）、Ｄはチューブ直径（ｃｍ）である。
容積Ｖをリザーバから容器に長さＬのチューブまたはチャネルを通って転送させるに必要な時間は、チューブが充填されている（チューブ中の容積Ｖの「小滴」の長さがチューブ自身より長い）ような容積Ｖであるかまたは容積Ｖによって充填されていないような容積Ｖであるかによって異なる。次式に示すように、前者の場合、この時間は、流体の容積を流れ速度Ｑで除算したものにほぼ等しいが、後者の場合、この計算値にチューブ長対結果としての小滴長に比を乗算したものにほぼ等しい。
Ｄｔ＝Ｖ／Ｑ
Ｌ≦（４Ｖ／πＤ²）の場合
Ｄｔ＝（Ｖ／Ｑ）×（４πＤ²Ｌ／４Ｖ）
Ｌ＞（４Ｖ／πＤ²）の場合 （式２３）
ここで、Ｄｔは、容積Ｖ（ｍＬ）の流体が流れ速度Ｑ（ｍＬ／秒）で、長さＬと直径Ｄ（共に単位はｃｍ）を持つチューブを通って充填されたリザーバから容器にまで流れるに必要な時間（秒）と同じである。流れ速度Ｑは式（２２）に基づいて拡大式（２０）と（２１）および式（２１）に従うパラメータの定義によって計算される。時間Ｄｔは転送される容積が増すと増加し、流れ速度が増すに連れて減少する。
圧力や速度などの流体の特性は、すでに述べたように、ディスク半径や回転速度などのディスクの物理的パラメータに関係している。これらの関係を図５から図８に示すが、これらは、室温での水に対する上記の式から誘導されたものであり、ｐ＝１ｇｍ／ｃｍ³，μ＝０．００１ポアズである。これらの数値は、回転ディスク上での流体運動のもっとも関連的なパラメータを表している。
図５Ａに、半径方向位置（Ｒ）および回転速度（ｆ）の関数としての３０ｃｍ長の流体で充填されたチューブ内の静的圧力の、式１３から計算された関係を示す。回転ディスク上のチューブの配置を図５Ｂに示す。０から１０，０００ｐｓｉの圧力が０から１０，０００ｒｐｍの回転速度でチューブ内で発生できることがわかる。こｋの大きさを持つ圧力は従来は、例えば高圧の液体クロマトグラフィ（ＨＰＬＣ）を駆動するのに用いられる。
図６Ａに、１ｍｍ直径の空の３０ｃｍ長のチューブ内を移動する容積が１，１０および１００μＬの小滴の、式２０と２１から計算した半径方向速度を示す。このチューブは中心からディスクの半径に沿って伸長するように揃えられていて、ディスクは１００，１０００または１０，０００ｒｐｍで回転する。回転ディスク上のチューブの配置を図６Ｂに示す。これらの速度を用いて、流体小滴の転送時間を計算してもよい。例えば、１０００ｒｐｍで回転しているディスクの中心から２ｃｍのところでは、１μＬの小滴が約２０ｃｍ／秒で流れる。したがって、１ｃｍ長のチューブを流れる時間は約０．０５秒であると計算できる。（非半径方向に、回転方向に対して４５°に方位付けされているチューブの場合、速度は３０％だけ落ちる）
図７Ａに、別の直径を持つ５ｃｍ長の流体で充填されたチューブ内での流量を示す。このチューブは、図７Ｂに示すように、おのおのが回転ディスク上に置かれ、２つの半径方向方位付けされたリザーバを接続している。式２２に従えば、流量はチューブの波形方向位置（この例では２〜３０ｃｍまで変化する）、チューブ直径（１０ミクロン、１００ミクロンまたは１０００ミクロン）および回転数（１００，１０、０または１０，０００）の関数である。（上述のように、非半径方向方位４５度を持つチューブの場合、速度は３０％だけ落ちる。）図７Ａに示す小滴速度は式１１から計算され、流量は式１２を用いて決められている。
図８Ａ、８ぼよび８Ｃにおいては、１，１０および１００μＬの小滴を５ｃｍ長のチューブを介して転送するに必要な時間をそれぞれ示す。このチューブは、図８Ｄに示すように、２つの半径方向方位付けされたリザーバを接続する。転送時間は、チューブの半径方向位置（０〜３０ｃｍ）、チューブ直径（１０ミクロン、１００ミクロンまたは１０００ミクロン）および回転数（１００，１０００，１０，０００ｒｐｍ）の関数である。図８Ａ、８ぼよび８Ｃに示す曲線は式２３から計算された。
これらの式とグラフを一緒にすると、ディスク上での流体速度や流量を測定する際に、ディスク半径および回転速度、チャネル長および直径、ならびに粘度や密度などの流体特性の相互関係がわかるこれらの誘導を支える仮定には、ポアズイユの（非乱流性の）流れに起因する粘性損失が含まれるが、さらなる損失は小滴自体の、またチューブの入り口ポートと出口ポートにおける不均一な流れに起因するものである。これらの式とグラフによって、速度と流量の下限が与えられる。回転速度の１から３０，０００ｒｐｍという範囲に対して、流体速度の範囲は１ｃｍ／秒未満から１０００ｃｍ／秒を越える値であり、流体の流量は１ｐＬ／秒未満から数１０ｍＬ／秒である。チャネルの直径とディスク上での位置を組み合わせることによって、さまざまなプロセスに対してミリ秒から数時間さらに数１０時間という広範囲にわたる時間スケールにわたって流体を転送できる。
Ｃ．本発明の特定の実施例
１．求心加速と毛細管力を用いて流体を流すデバイス
求心力を用いて、毛細管力によって影響されるシステム内で流体を流すことに関連して、式（５）と（８）は、次式が成り立つ場合に流体が流れることを示している。
４π²ｆ²ρＬＲ＞γ｛（Ｐ_R／Ａ_R）ｃｏｓΘ_R−（Ｐ_T／Ａ_T）ｃｏｓΘ_T｝ （２４）
すでに述べたように、Θ_T＝１の場合、式（２４）は式（６）（これはリザーバ中に非湿潤性流体が流入することを述べている）と等価である。
本発明によれば、（いかなる特定のＲ、Ｌ、接触角、断面積および周辺長に対しても）臨界回転数ｆ＊に到達するまで流れが開始されることはない。この回転数は半径方向位置（回転中心から測定して）が減少するに連れて、またＬ（すなわち半径方向にあるより小さいリザーバ）が減少するに連れて、さらにまたＡ_Tが減少するに連れて増加する。これらの変数および材料（これが液体との接触角を決定する）を適切に選ぶことによって、流体が流れ始める臨界回転数の範囲が広くなる。
式（２４）中のパラメータが、分析物（analyte）流体に固有のまたは、遠心ロータまたはマイクロシステムプラットフォームの製造に用いられる製造プロセスに起因する変動を受けることが認識されよう。これは、同じデバイスの別々のコピー内を流体が流れる領域にわたって存在するある範囲の回転数ｆ＊が存在することを暗に示す。本発明に従って製造され、適切に設計された遠心ロータまたはマイクロシステムプラットフォームはこのような変動を内蔵して、再現可能な流体運動を提供する。例えば、遠心ロータまたはマイクロシステムプラットフォームの２つのプロセスが回転数ｆ１＊とｆ２＊で連続的に発生する場合、遠心ロータまたはマイクシステムプラットフォームは、ｆ１＊とｆ２＊の変動によってこの２つに回転数の間になんら重なりがないように、本発明に従って設計される。ｆ１＊が５００ｒｐｍ±５０ｒｐｍ、であればｆ２＊は５２５ｒｐｍ±５０ｒｐｍではあり得ないが、この理由は、流体が双方とも流れるか、または一方の流体が、同じ回転速度でロータとプラットフォーム双方の構造物中を流れるからである。したがって、ロータまたはプラットフォームを適切に設計すると、５００ｒｐｍ±５０ｒｐｍというｆ１＊の値を有するロータまたはプラットフォーム内ではｆ２＊の値は７００ｒｐｍ±５０ｒｐｍという値となる。このようにして、本発明による遠心ロータまたはマイクシステムプラットフォームは、６００ｒｐｍで回転させて第１の流体を流したり、ロータもしくはマイクロシステムプラットフォーム内の第１の構成部品構造物を介して流体を流すことが可能であり、さらに、回転数を８００ｒｐｍまで増加させて、第２の流体を流したり、ロータもしくはマイクロシステムプラットフォーム内の第２の構成部品構造物を介して流体を流すことが可能である。
流体の流れを起動する変動はまた、表面張力や密度；流体とロータまたはプラットフォームの材料とが成す接触角；ロータもしくはプラットフォームの構成部品構造物（例えば、マイクロチャネル、毛細管、リザーバなど）の寸法；などの流体に特性によっても発生し得る。上記のｆ＊の定義に鑑み、最大の相対変動を有するｆ＊を含むパラメータであればなんであれそれが、ｆ＊の変動を支配する（すなわち最大の影響を有する）。（相対的変動は、本発明においては、パラメータの平均または指定された値すなわちΔａ／ａに対して正規化された、Δａと呼ばれる。）例えば、マイクロチャネルの断面積の変動は、リザーバの断面積の変動よりも遥かに大きな影響をｆ＊の変動に対して持つが、これは、一般的にはるかに小さな断面積の小さな変動がより大きな相対的貢献をするからである。
流体の密度による貢献、特に生物学的流体サンプルが、特定の流体流を始動するに必要な回転数の変動に対する貢献は通常は、標準密度を有する希釈剤（例えば、水または、技術上周知であり約１ｇ／ｃｍ³という密度を有する燐緩衝サリンなどの単に緩衝された溶液）を加えることによって最小化される。流体の密度の、ｆ＊の変動に対する貢献度はたった数％である。
生物学的流体の表面張力変動は小さいが、その理由は、これらの流体は主として、かなりの貢献度を持つ他の成分を包含する水から成るが、例えば、血液は、細胞、血小板さらに血清プロテイン、糖および他の代謝物などの微粒子を含む。これらの成分は、ロータまたはマイクロシステムプラットフォーム上の流体表面に対して優先的に吸収されることによって表面張力に影響する。液体中のバルク濃度は表面を飽和させるに必要な濃度より遥かに大きいので、これらのバルク濃度の変動は、表面に吸収される分量、すなわち表面張力には影響しない。表面張力の典型的な変動はほぼ１〜２％台の値である。
これと同じ理由によって、接触角の変動は、ｆ＊値の変動には小さな貢献度しか持たないことが認識されよう。その上、流体、特に複雑な生物学的サンプル中の成分の、ロータまたはマイクロシステムプラットフォーム上を流体が流れる際の新たに提示された表面に対する吸収は、追加的な設計考慮を提示するものと理解されよう。例えば、血液がプラスチック製の毛細管中に導入されると、血液プロテインは１〜２０分にわたってプラスチック製表面に対して吸収される（バーゼル、S.Kargerでの１９７９年のAdvances in Cardiovascular Physicsの第３巻（ギスタらによる版）を参照）。この吸収は表面の湿潤性および接触角に影響する。
製造された遠心ロータまたはマイクロシステムプラットフォームの寸法の変動は、前記ロータおよびプラットフォームの毛細管およびマイクロチャネルに対して主として貢献することが理解されよう。従来の射出成型物の製造公差は慣例的に約±１３ミクロンに保持されてきたが、非常に精密な射出成型物ではこの変動が約±７ミクロンに減少している。直径で約１００ミクロン未満の毛細管を必要とする応用分野に対しては、さらに大きな製造公差を持つ製造方法が好ましいが、そのため、相対的公差は小さいものである。例えば、射出成型用のモールドを製造するための精密なダイヤモンド圧摩では、公差は約±１ミクロンであり、この公差は、射出／圧縮機械または圧印機械中のモールドなどを用いて容易に維持可能である。同様に、ＬＩＧＡなどの深いリソグラフィを用いて、構成部品寸法が数百ミクロン台（100s of μms)で公差が約±１ミクロンのモールドマスターを作成してもよい。次に、モールドを当業者に周知の方法で転送させることによって作成する。従来のフォトリソグラフィを用いて、１０ミクロン台（μms）で公差が±０．１ミクロンのさらに小さい構造物を製造してもよい。マイクロ圧摩と呼ばれる新しい技術では、寸法が数１０ミクロン台の顕微鏡的ツールを用いて、パターンを±０．１ミクロンという公差でプラスチック製基板中に圧摩するが、このパターンは次にモールド挿入物に転送される。当業者に周知のこれらの方法および他の方法を用いて、本発明によるロータおよびマイクロシステムプラットフォームを製造できるが、これによってロータやプラットフォームの構成部品の変動が最小化されて、ロータやプラットフォームの性能がより均一なものとなる。
接触角の変動は、生物学的流体、表面またはその双方を処理することによって制御可能である（１９８９年のドルトレヒトでのKluwer Academic Publisherのポリマーについてのベンベヌッチ（Benvenutti）とデルマソ（DelMaso）による、Their Properties and Blood Compatibilityを参照）。例えば、表面を血清アルブミンの溶液で事前温置して、均質プロテイン溶液で表面を「事前ブロック」し、これによって血液サンプルからの血清の吸収を防止する（アイダホ州のベンベヌッチとデルマソを参照）。したがって、これらのプロテインが表面上に存在することによって、表面が、血液などの複雑でプロテインを包含する溶液を接触しているときの接触角が安定化する。こうする代わりに、流体処理を、生物学的流体構成要素の吸収よりも優先して表面に結合する構成要素を加えることによって実行してもよい。さらなる変性には、表面のヘパリン化（heparinization）、すなわちヘパリンを、例えば血液中の生物学的流体にヘパリンを加えるプロセスが含まれるが、これによって、凝結を防止する。ヘパリンの追加はもちろん、例えば血液成分の分離を指向する本発明によるロータおよびマイクロシステムプラットフォームを用いる方法の実施態様に必要とされるものである。
接触角の変動に影響する別の考慮は、顕微鏡レベルの表面「粗さ」の変動に起因する表面の不均一正である。これらの変動によって、接触角が変化する範囲にわたる接触角のヒステリシスが発生する。ヒステリシスの貢献度はかなりのものであるが、その理由は、この範囲内での最大接触角によって、毛細管構造物を介して流体が流れる際の圧力（したがって回転速度）が決まるからである。この範囲は製造プロセスを特徴付けるものであるが、ｃｏｓΘの変動に約１〜２％以上貢献することはない。
ｆ＊の変動の主たる発生源は最大の変動を持つ発生源である。接触角のおよび表面張力の変動は１〜２％台である。毛細管の断面寸法の変動が１〜２％を越える場合、回転数は寸法が変動することによって変動し、それは次式によって関係付けられる。
Δｆ＊／ｆ＊＝（Δａ／ａ）^1/2
本発明によるマイクロシステムプラットフォームおよびロータの構築において、流体に対して非浸透性のリッドまたはカバーを第１のプラットフォーム表面を覆う必要があるが、この理由は、流体は毛細管接合部に閉じこめて、流体流を制御するに際して求心力および毛細管力が役に立つようにする必要があるからである。このようなリッドや表面被覆を本発明によるプラットフォームやロータの表面に位置付け可能とする方法には、画面印刷可能紫外線効果利用方法、圧力感知式シーリング方法、または熱硬化接着剤もしくはエポキシなどがある。また、従来のフォトリソグラフィを用いてリッド材料に対して溶液からとったこのような接着剤をスピンコーティングしたり、事故接着性薄膜や熱シーリング可能薄膜、さらに超音波溶接も役に立つ。このようなリッド溶接方法にとって必要とされる寸法公差は最小で約±２．５ミクロンであると予測されるが、一方、これらの方法のあるものは本発明の利点を生かしてさらに良好な公差を提示する。
非制限的な例においては、容積１００μＬの水を連続的に回転ディスクの中心近傍のリザーバからディスクのエッジに向けて移動させる。部品はすべて１００度（９０度を上回るので、水に対して非湿潤性である）という接触角を有する単一の材料から製造される。水の表面張力は、γ＝７２ダイン／ｃｍ²であり、密度はρ＝１ｇ／ｃｍ³である。幅がＷで厚さがＴの矩形のリザーバおよびチューブはディスクの半径方向に沿って配置されている。以下の表にリストアップされている寸法を有するリザーバは半径方向位置Ｒのところに置かれており、次の臨界回転数を有する：

ここで、水はおのおののリザーバからそれを次のリザーバに接続しているチューブ中に任意の回転数で流入する。条件としては、Ｐ_R＝２．２ｃｍ、Ａ_R：０．１ｃｍ²，Ｔ_T＝０．０６ｃｍおよびＡ_T＝２．２５ｘ１０^-4ｃｍ²；Ｐ_R＝３．２ｃｍ、Ａ_R＝０．１５ｃｍ²，Ｔ_T＝０．０４４ｃｍおよびＡ_T＝１．２１ｘ１０^-4ｃｍ²；さらに、Ｐ_R＝０．５ｃｍ、Ａ_R＝０．５ｃｍ²，Ｔ_T＝０．０３２ｃｍおよびＡ_T＝０．６４ｘ１０⁴ｃｍ²の場合である。
図９に、この流体運動のシーケンスを示す。この例では、流体は回転中心にもっとも近い台１のリザーバ中に置かれる。式（６）を用いて、流体が台１のリザーバから台１のチューブを通って９２９ｒｐｍ以上で１００６ｒｐｍ未満の回転数において流れる。ディスクを９２９ｒｐｍから１００５ｒｐｍで回転させることによって、流体は第１のリザーバから第１のチューブまたはチャネルに流入し、次に、第２のリザーバ中に注がれるが、この理由は、第１のチューブと第２のリザーバ間の界面を通過するに必要な圧力は、ディスクが９２９ｒｐｍ以上で１００６ｒｐｍ未満の値まで加速される場合にディスク上でその点で発生する圧力を下回るからである。この説明はまた、上記の式に関連して理解されるが、式（５）で表されるディスク上のこの位置でしかもこの回転速度での圧力が式（５）で表される毛細管力に起因する圧力を下回るときに流体は流れる。しかしながら、第２のリザーバ中に流入すると、毛細管力は流体を流すのを手逸するが、この理由は、第２のリザーバと第２のチューブ間の界面を通過するに必要とされる圧力が、ディスクが９２９ｒｐｍ以上で１００６ｒｐｍ未満の値まで加速されているときのディスク上のその点で発生する圧力を上回るからである。回転速度を１００６ｒｐｍに上昇させることによって、流体は第１のリザーバから第２のチューブまたはチャネル中に流れ始め、次に、第３のリザーバに注がれるが、この理由は、第２のチューブと第３のリザーバ間の界面を通過するに必要とされる圧力が、１００６ｒｐｍまで加速されたばあいのその点で発生した圧力を下回るからである。しかしながら、第３のリザーバに流入すると、毛細管力は再度流体流を停止しするが、この理由は、第３のリザーバと第３のチューブ間の界面を通過するに必要とされる圧力が、ディスクが１００６ｒｐｍまで加速された場合のディスク上のその点で発生した圧力を上回るからである。回転速度を１１４２ｒｐｍまで上昇させることによって、流体は第３のリザーバから第３のチューブまたはチャネルに流入し、次に第４の最後のリザーバに注がれる。
チューブ／チャネルのアーキテクチャおよび回転速度の範囲は、より疎水性である表面の場合は大幅に増加する。この原理はマイクロプラットフォームディスクのために図９のように図示され、接触角１１０°を有する材料を含む。

ここで、水はおのおののリザーバからそれを次のリザーバに接続しているチューブに任意の回転数で流入する。
他の非制限的な例には次のものがある。
１．９０度未満の接触角を有する単一の材料から製造されるマイクロプラットフォームおよび他のマイクロシステム。式（５）と（７）中の圧力が三角関数に依存するために、圧力の符号は変化するが、これは、デバイスの表面が流体に対して優先的に湿潤性であるという事実を示している。その結果、流体は毛細管作用によって大きいリザーバからより小さい断面積のチューブ中に引き込まれる。流体が第２のリザーバに流入した結果、湿潤した表面の面積が減少すると、毛細管力はさらなる流れに対抗するように作用し、これによって、上記のバルブに類似した毛細管作用バルブが形成される。次に、圧力を印加してさらなる流れを始動する必要がある。リザーバおよびチューブの形状（例えばチャネルの鋭角的な出口先端部）を用いて、流体が第２のリザーバに流入するための正の圧力に対する必要性を確保する。したがって、構成部品の形状を配置し、さらに材料および接触角を選択することによって、接続チャネルを介してリザーバと反応チャンバ間で選択的で差動的に流体の流れることが可能となる。
２．接触角が９０度未満の材料および接触角が９０度を越える他の材料を含む遠心ロータ、マイクロプラットフォームおよびマイクロシステムも製造される。例えば、水溶液を用いると、流体リザーバは親水性（接触角＜９０度）となるが、一方、接触角が９０度を越える（したがって、正の圧力を印加して、流体をリザーバからチャネル中に移動させる必要がある）材料から製造される。
３．可変の断面積および／または流体流の方向（例えば、マイクロプラットフォームディスクシステム内で半径方向）の周辺長を有するリザーバおよびチャネルもまた本発明によるある実施態様中で提供される。流体が流れるに連れて、固体−液体接触の位置もまた移動し、断面積が変化するに連れて、式（１）で定義される圧力もまた変化し、これによって毛細管力の全体の値が変化する。このような設計の１つの利点は、チャネル中を流れる流体の流量をより精密に制御することができることである。例えば、チャネルをプラットフォーム上に配置し、これによって、流体の流れに対抗する力がプラットフォームの中心からの距離に応じて増加し、このため、流体がシステム中を流れるに連れてこのような力を上回るために回転速度を増加させる必要がある。
４．比較的大規模（すなわちミクロン台の寸法）の欠陥がチューブまたはリザーバの内部に発生して流体の流れに対して方向性を付与しこのため、流速を制限したり、別様に流れを妨げる（１９８７年のClinican Chemistry33の1531ページのコロンブスとパーマー（Columbus and Palmer）を参照）。
ｂ．流体を流量調節するために求心加速と毛細管力を用いるデバイス
本発明は、流体のアリコートをリザーバまたは他の流体チャンバもしくはチャネルから発生させる方法を提供する。このようなアリコートは求心加速ともう差一環作用を組み合わせて与えられるが、リザーバおよびチャネルの端部の形状に依存する。アリコートが提供される方法を次の例で示す。圧力が流体に印加されて、リザーバに至る開口部のところまたはチャネルの端部のところで、上記の式（６）で示すように、小滴が形成され始める。次に、任意の圧力で形成された小滴の容積は次式（７）と（８）を用いて計算される。
ρＶａ_c＝ρＶω²Ｒ＝ｋ（２πｒγ）
Ｖ＝（ｋｒγ）／（２πρｆ²Ｒ） （２５）
直径２００ミクロン（半径１００ミクロンに応じている）のチューブまたはチャネルの場合、１μＬの容積を持つ小滴が、５ｇ（定数ｋ＝１という値であるからである）という加速度を受けると離れる。この加速度の値は、回転中心から２ｃｍのところに位置するリザーバまたチャネルの場合は４７０ｒｐｍで回転させることによって達成される。ある有限の速度（流体システムの形状によって決まる速度）、接触角（マイクロシステムの製造材料によって決まる）および流体の密度で小滴は形成されるので、回転速度は、１つの小滴を送出するに十分な時間にわたって臨界回転数になるように制御することができ、この後で回転速度が減少する。
流体システムの形状によって決まる有限の速度、接触角、表面張力、流体密度およびディスクの回転による圧力で小滴は形成される。小滴形成とこれらのパラメータ間の関係を決定することができる（アイダホ州、アダムソン（Adamson）を参照）。
ｃ．求心加速および毛細管力を用いて濃縮小滴を生成して送出するデバイス
本発明はまた、リザーバまたは他の流体チャンバもしくはチャネルから流体のアリコートを生成する手段を提供するが、この場合、小滴は流体に包含される微粒子の濃度を有する。本発明のこの態様を、非湿潤性材料から作られた単純な分画アリコート分配システムの場合に付いて図１０に示す。流体および微粒子（例えば細胞など）を包含する溶液が円推形リザーバ中に導入され、この円錐形リザーバは鋭角的な「先端部」または流体流方向にある一方の端部のところにある狭窄部を通ってより大きなチャンバ中に流入して空になるが、この先端部はこの円錐形リザーバと比較して小さな直径を有している。流体を小滴としてオリフィスを通って移動するに必要な臨界回転数未満の回転数で回転すると、濃度は円錐形リザーバの端部、すなわち鋭角的な先端部での微粒子の濃度となる。（これは、顕微鏡規模で実行される従来の遠心運動に類似している。）次に、ある濃度の微粒子を包含する小滴が、小滴を生成するに重文な時間にわたって臨界回転数まで回転数を増加させることによって生成される。この生成された小滴は式（１０）で与えられる容積を有し、元の流体中でと小滴の生成後の双方の場合におけるにおけるこの小滴の容積と微粒子の濃度から、小滴中の微粒子の濃度が決定される。こうする代わりに、参照して個々に組み込まれる国際特許出願ＷＯ９７／２１０９０号に述べるような、分光手段アドの手段を用いて濃度を測定してもよい。
リザーバ内の非湿潤性流体レベルに対して円錐形リザーバを用いる（液体−気体界面と液体−固体界面の面積比率が減少するからである）１つの利点。その結果、小滴を生成するに必要な圧力の大きさ（および臨界回転数）は小滴が生成されるに連れて増加する。これによって、回転速度を増加させることなく、たった１つの小滴が生成されることを保証する。
流体の表面張力は微粒子の濃度によって変化するが、その極端な例は洗剤や溶液中の界面活性剤の存在であることが認識されよう。洗剤や界面活性剤は、非常に希釈された分量だけ存在すると、表面張力を再現可能な値にまで減少させ、デバイスの動作にとって深刻な障害とはならない。微粒子は束一性効果によって表面張力に影響を与え（これによって、微粒子の濃度が増加するに連れて表面張力を減少させる）。この特徴はを用いて、微粒子（例えば細胞など）が通路の出口オリフィスにところで凝縮されたり濃縮されたりするような環境下で小滴の形成を増加させるが、バルク流体流のしきい値未満の速度で回転すると、小滴を生成ｓずるに十分な微粒子を含む凝縮された溶液に対する圧力が発生する。
上記の理論的考察および数式は理想値からの予測される変位によって変位するが、このような変位は、過度の実験をすることなく、通常レベルの熟練を持つ作業者の熟練の範囲内に収まる。理想値からの予測される変位の１例は、上記の理論的な説明における流体流に対する引力の影響を無視する結果生じるものである。一方、引力の効果はマイクロ構造物の形状によって異なり、回転軸上では通常は縦方向であり、引力は流体流に対して直角であり、通常の流体密度と粘性に対するその影響は無視できると予測される（例えば水溶液を用いる）。接触角は溶液の成分（例えばプロテインなど）の吸収によって影響されるが、リザーバおよびチューブ（またはチャネル）内に顕微鏡的な凹凸が生成されると、接触角のこのような変動を実質的に重要でないものとすることが周知である（同節のコロンブスとパーマー（Columbus and Palmer)を参照）。オリフィス形状、流体密度および他の変数もまた、流体流の特定の力学に影響を与える。また、シレーション（silation）とプラズマ処理などの方法を用いて表面を処理して、溶液成分の吸収を防止することができる。
本発明による流れ狭窄デバイスでは、バルブを物理的に「閉じる」必要がないので、蒸発、結露、および本発明によってバルブ制御された液体中でのエアゾロルの生成という問題を考慮する必要がある。蒸発は、本発明によるバルブを用いて制御される流体流の液体を含むデバイスを長期間にわたって保存する際には関心事である。結露問題も同様に、温度が変化したりすると結露する水や他の流体が吸収されたことが原因で過早に湿潤することが許されない乾燥試薬を含む保存されたデバイスの場合にも発生する。これら２つの潜在的な問題のいずれも、水蒸気やエアロゾルに対する効果的なバリヤとなる本発明によるマイクロバルブを具備するデバイスの毛細管内に（酸化）ポリ（エチレン）またはグリセリンの薄膜を置くことによって提示され得る。このようなバリヤはまた利点となるが、その理由は、バルク流体流によってバリヤが溶解し、このようなバリヤの使用量は十分少ないので、それが分析用流体中に存在しても（例えば０．１から１．０マイクロリットル）取るに足りない。
エアロゾルの生成は、鋭角的な曲線（例えば唐t伯チューブなど）や他の湾曲した蛇紋岩意匠を有するチャネルを用いて現象させることができる。
また、ある種のプラスチックなどの表面材料と接触している液体があるため、流体が材料中に拡散することによって材料が膨張することがある。これは、水などの特定の流体によって湿潤するプラスチックでは特に深刻である。このような膨張によって、本発明による断面積が変化しかねない。膨張は、例えば酸化シリコンやポリマーの波状プラスチックなどで表面をコーティングすることによって現象させることができる。膨張はまた、このようなシステムの設計では予測されることであり、製品の貯蔵寿命が周知であると仮定すると、製品の寿命に対する膨張の影響の程度を適切に予測でき、したがって、膨張の影響を最小化するようにマイクロシステムの形状と構成を設計することが可能である。
例１
化学的分析、合成および応用のためのマイクロプラットフォームディスクの製造
本発明によるマイクロプラットフォームディスクは、とりわけテフロン、ポリエチレン、ポリプロピレン、メチルメタクリレートおよびポリカーボネートなどのサーモプラスチックから製造されるが、これはこれらが鋳造、打ち抜き加工および圧摩しやすいからである。このかわりに、ディスクをシリカ、ガラス、石英または不活性金属で製造してもよい。流体処理システムは、サーモプラスチック製の基板上に階段状にこれらの材路湯の内の１つ以上を連続的に置くことによって製造される。図１１Ａから１１Ｅは、ＤＮＡ塩基配列決定を実行するディスクの略図である。本発明によるディスクは、従来のコンパクトディスク（ＣＤ）のように光学的ピットを有する射出成型された光学的に透明なベース層を持つように製造される。ディスクは円形のポリカーボネートディスクであり、直径が１２０ｍｍで厚さが１００ｐｍである。光学的ピットは、応用分野およびドライバ構成に特有の機器制御プログラミング、ユーザインタフェース情報、グラフィックスおよび音声をエンコーディングするための手段となる。ドライバ構成は、マイクロ操作デバイスがハンドヘルド、ベンチトップまたは床置きモデルであるか否かによって、また、外部通信および他のハードウエア構成の特性の詳細によっても異なる。次に、この層は反射性表面を持つように置かれ、外部検出装置、具体的には光学検出装置の適切な窓がディスク上に透明なまま残るようにする。厚さが変動するポリカーボネート製の他の層は、バルブおよび他の制御素子のためのディスク上の予備を含め、チャネル、リザーバ、反応チャンバおよび他の構造物という形態でディスク上に置かれる。これらの層は事前製造可能であり、所与の応用分野に適すような適切な形状でカッティングされディスク上に組み立てられる。ポリカーボネート以外の材料を含む層もまた、ディスク中に組み込むことができる。ディスク上のこれら層の組成は、特定の応用分野とディスクと共に用いられ得る試薬との化学的融和性の要件によって大幅に異なる。電気層は、電気泳動応用物および電気制御バルブなどの電気回路を必要とするディスク中に組み込むことができる。選択加熱領域やフレキシブル論理構造物を形成し得る集積回路、レーザーダイオード、光ダイオードおよび抵抗性ネットワークなどの制御デバイスは、ディスク上にモジュールとして直接に製造して、適切に配線された窪み中に組み込むことが可能である。乾燥貯蔵可能な試薬は、インクジェット式印刷ヘッドに類似の手段を用いてリザーバ中にスプレーすることによって適当な開口チャンバ中に導入して、次に、ディスク上で乾燥させることが可能である。次に、アクセスポートおよび排気口、ポートまたはシャフトを具備する頂部層が施される。次に、液体試薬を適切なリザーバ中に注入し、この後でプラスチック薄膜を含む保護被覆層を施す。
例２
流体流量調節用マイクロシステムプラットフォーム
マイクロシステムプラットフォームが、例１で説明したように、プラットフォームに施されるあらゆる流体にたいして９０度未満の接触角を有する成分から製造されるが、これらの成分は、決まった分量だけ流体チャンバに流量調節された流体を送出するようにプラットフォーム上に配列される。このプラットフォームの線図を図１２に示す。
プラットフォーム表面に、約０．２５ｍｍから約１ｍｍの深さおよび約０．２ｃｍから約２ｃｍの横方向寸法を有する入り口ポートＡが、約０．０２ｍｍから約０．７５ｍｍの断面直径と入り口ポートＡから見て丸められている近接端部を有する流量調節用毛細管Ｂと流体に関して接続されているプラットフォーム上に構築される。この入り口ポートはまた、約０．０２ｍｍから約０．７５ｍｍの断面直径と入り口ポートＡから見て丸められている近接端部を有するオーバフロー用毛細管Ｃと流体に関して接続するように構築される。オーバフロー用毛細管は、プラットフォーム表面にオーバフロー用毛細管Ｃの深さより大きく、約０．０２ｍｍから約１ｍｍの範囲の深さを有するオーバフロー用チャンバＤと流体に関して接続している。流量調節用毛細管Ｂは、プラットフォーム表面に、流量調節用毛細管Ｂの深さより大きく約０．０２ｍｍから約１ｍｍの範囲の深さを有する流体チャンバＥと流体に関して接続されている。オーバフロー用チャンバと流体チャンバはそのおのおのもまた、約０．０２ｍｍから約１ｍｍの寸法を有し、プラットフォーム上での流体運動によって排出された空気を排気させる、Ｆなどの空気ポートまたは空気チャネルと接続されている。毛細管接合部っが空気チャネル内に存在して、流体が空気チャネル内に流入しないようにしている。
入り口ポートＡは回転中心から１ｃｍから２０ｃｍ離れたプラットフォーム上の位置に置かれている。流量調節用毛細管Ｂは約０．５ｃｍから約１０ｃｍだけ入り口ポートＡから伸長している。オーバフロー用毛細管Ｃの長さの範囲は、流量調節用毛細管Ｂの長さの範囲より少なくとも約２０％大きい。流体チャンバＥの位置は、回転中心から約０．５ｃｍから約１０ｃｍだけ離れており、オーバフロー用チャンバでゃしたがって、回転軸から約１．５ｃｍから約１１．５ｃｍだけ離れている。
このプラットフォームを使用して、精密な量（１〜１５０μＬ）の流体を入り口ポートＡに加える。空気排出チャネルを具備するプラットフォームの実施態様では、流体は空気チャネルＦ中にウイック（wick）する。毛細管接合部Ｇが空気チャネルＦ内に存在することによって、流体が空気チャネル中に流入しないようになっている。流体はまた、流量調節用毛細管ぼよびオーバフロー用毛細管Ｃ中にウイック（wick）する。流体は、流体自身が流量調節用毛細管Ｂと流体チャンバＥおよびオーバフロー用毛細管Ｃとオーナフロー用チャンバＤとの間の接合部にある毛細管接合部に到達するまで、回転速度ゼロで流量調節用毛細管Ｂとオーバフロー用毛細管Ｃを通って流れる。流量調節用毛細管Ｂは、流体チャンバＥのところの毛細管接合部と入り口ポートＡの間で約１〜１５０μＬの精密な流体の量を定めるように構築されているが、これは、少なくとも入り口ポートＡに使用者が位置させた流体の量となるように設計されている。
使用者がサンプルを搭載し流量調節用毛細管Ｂおよびオーバフロー用毛細管Ｃを回転速度ゼロで充填すると、プラットフォームは、１０から５００ｒｐｍという第１の回転速度で回転するが、この回転速度の正確な値はプラットフォーム上での構成部品の位置によって異なる。例えば、０．６ｍｍの深さを有する入り口ポートＡ、断面寸法が０．５ｍｍｘ０．５ｍｍで回転中心からの長さが２．２から３．８ｃｍの流量調節用毛細管Ｂ、断面寸法が０．５ｍｍｘ０．５ｍｍで回転中心空の長さが５．４ｃｍのオーバフロー用毛細管Ｃの場合、この第１の回転速度は、水またはミルクでは１２８ｒｐｍと等しい。
回転中心からの距離が流量調節用毛細管よりオーバフロー用毛細管Ｃの端部の方が大きいので、流体はオーバフロー用毛細管Ｃを通ってオーバフロー用チャンバに流入する。プラットフォームは、余分の流体が、流量調節用毛細管Ｂに包含されている流体を別としてすべて入り口ポートＡからなくなってオーバフローチャンバＤ中に流入するまで回転する。
第１の回転速度より大きい通常は１００から２０００ｒｐｍの範囲の第２の回転速度では、流量調節用毛細管Ｂに包含されている精密な量の流体が流体チャンバＥ中に送出される。例えば、深さ０．６ｍｍの入り口ポートＡ、断面寸法が０．５ｍｍｘ０．５ｍｍで長さが回転中心から２．２から３．８ｃｍの流量調節用毛細管Ｂ、および断面寸法が０．５ｍｍｘ０．５ｍｍで回転中心からの長さが５．４ｃｍのオーバフロー用毛細管Ｃの場合、この第２の回転速度は水やミルクに対しては４００ｒｐｍに等しい。
例３
流体排出用マイクロシステムプラットフォーム
接触角が９０度を超える或いは未満である、また、第２の流体チャンバに宝飯岩されている排出流体を用いて第１の流体チャンバから第３の流体チャンバに流体が排出されるように構成部品がプラットフォーム上に配列されるようなマイクロシステムプラットフォームが例１に説明したように構築される。
３つの流体チャンバＡ、ＢおよびＣは図１３に示すようにプラットフォーム上に配列されている。これらのチャンバはおのおのが、プラットフォーム表面に約０．２５ｍｍから約１ｍｍの深さと約０．２ｃｍから約２ｃｍの横方向寸法を持っている。液体チャンバＢから出ている毛細管Ｄは、約０．０２ｍｍから約０．７５ｍｍの断面直径を有する。毛細管接合部Ｅは毛細管Ｄと流体に関して接続され、毛細管Ｄと少なくとも等しい深さとこれより大きい幅を有する。断面寸法が約０．０２ｍｍから約０．７５ｍｍの流体チャンバＦは、毛細管接合部Ｅおよび流体チャンバＡと流体に関して接続されている。毛細管Ｇは流体チャンバＡとＣの双方と流体に関して接続されていて、約０．０２ｍｍから約０．７５ｍｍの断面寸法を有する。プラットフォーム上にはまた、空気ポートおよびチャネルＨとＫがあるが、これはオプションとして毛細管接合部Ｉを具備して、流体が空気チャネルを通って流れないようにしている。
この構成部品の集合体は回転中心から約１ｃｍから約２０ｃｍのところでプラットフォーム上に置かれている。これらの構成部品の配置では、流体チャンバＡは、流体チャンバＢを基準として回転中心からさらに隔たって置かれている。毛細管Ｇは、流体が、流体チャンバＡの内側はにより回転中心にさらに近接した点で毛細管を通って流れるように、１つの通路を具備している。流体チャンバＣは、回転中心からチャンバＡの半径と同じ長さ以上だけ離れたところに置いてもよい。流体チャンバＢは、通常は使用されるプラットフォームの製造時または準備中に、排出流体で満たされる。流体チャンバＡは通常は、例２に示すようにまたは別様に流量調節用毛細管を用いてまたは直接に導入された流体サンプルを包含するが、本発明によるプラットフォームの構成部品のこのような組み合わせは、組み合わせ技術に関する当業者の熟練の範囲に含まれる。流体チャンバＢ中の排出流体の量は通常は、流体チャンバＡ中のサンプル流体より多い。約５０から３０００ｒｐｍの範囲の回転速度Ｆ１でプラットフォームを回転させると、排出流体は毛細管Ｄ、毛細管接合部Ｅ、流れチャネルＦを通って流体チャンバＡに流入する。プラットフォームの構成部品の寸法のゆえに、流体の流れは層流となる。排出流体が流体チャンバＡに流入すると、それに反応して、チャンバＡ中の同じサンプル流体が毛細管Ｇを通って流体チャンバＣに流入する。
毛細管Ｇの形状によって、流体チャンバＡは、サンプル流体が流体チャンバＣ中に排出されている間全般にわたって充填されたまま保持されるようになっている。流体の流れは、チャンバＡ内の流体がすべて排出流体と入れ替えられるまでプラットフォームの回転に連れて進継続され、サンプル流体は流体チャンバＣ中に分配される。層流であるため、サンプル流体と排出流体の混合はほとんど発生しない。
例４
分光測定を実行するために回転マイクロプラットフォーム中で一体形ミラーを用いて光路長を増加させる方法
遠心ロータまたはマイクロシステムプラットフォームで分光測定をする際に、このようなマイクロシステムプラットフォーム全体にわたってまたはマイクロ分析ロータ中で比較的短い光路に関する制限を受ける。どんな波長においても溶液によって吸収される光線の両は、吸収層の深さ（すなわち、分光光路長）および吸収分子の濃度に正比例する（ランバート−ビヤの法則）が、吸収分子のある範囲にわたる溶液濃度での分光測定は、吸収溶液を通過する光路長を増加させることによって改良され得る。
本発明に従い国際特許出願第９７／２１０９０号に開示されるようなマイクロシステムプラットフォームでは、頂部から底部に至る光路長は、通常は約０．１ｍｍから約１ｍｍと極端に短い。しかしながら、このようなプラットフォームはまた、比較的広い横方向アスペクトを示すことがある（図１２参照）。その結果、分光測定は光路の横方向寸法を増加させることによって向上させることができる。
本発明によるこの実施態様を図１２に示す。通常は一定の波長を持つ分光光源からの光線は、プラットフォームまたはロータの表面上に照射される。プラットフォームまたはロータは、プラットフォーム表面にこれと直角を成して埋め込まれた光学的に透明な側壁を有する測定セルを具備する。測定チャンバの透明側壁の光学的な近傍に、透明側壁の平面に対して４５度の角度を持つ第１のミラーがあるが、この場合、ミラーはプラットフォームまたはロータの表面に埋め込まれていて、プラットフォーム表面の光学的に透明な部分に対して暴露されているかまたはこれに覆われている。分光光源はプラットフォーム表面に対して直角に置かれ、第１のミラーを照明するように位置付けられている。光線は第１にミラーで反射され、光学測定チャンバの第１の側にある透明側壁を通り、測定チャンバの全範囲を通過し、光学測定チャンバの他方の側の透明側壁を通過する。測定チャンバの透明側壁に光学的に近接して、透明側壁の平面に対して４５度の角度を成して第２のミラーが置かれているが、ここで、このミラーは、プラットフォームの表面の光学的に透明な部分に対して暴露されているかまたはこれによって覆われているかどちらかである。光学測定チャンバの透明側壁を通って放出された光線は、ロータまたはマイクロシステムプラットフォームの表面に直角な第２のミラーで反射されて、例えば光電バッテリ、光ダイオード、光電増倍管などの反射光線の吸収率や透過率（％）を測定するような感光性の光線収集装置上に注がれる。
本発明のこの実施態様のミラーは、ロータやプラットフォームの表面に埋め込んで製造してもよいし、ミラーを具備するプラットフォームやロータの表面をプラスチック中で一体に鋳造してメッキ（metallicize)してもよい。
前述の説明は本発明の特定の実施態様を強調したものであり、また、これと同等なあらゆる修正例や代替例が以下に記載する本発明の精神と範囲内にあることが理解されよう。

Claims (2)

1. 求心力起動式の流体マイクロ操作装置において、マイクロシステムプラットフォームが、
   ａ）第１の平坦で平面状の表面および前記第１の表面に対面する第２の平坦で平面状の表面を有する基板を具備する回転可能プラットフォームであって、前記表面のおのおのがプラットフォームが回転する回転中心を含む、回転可能プラットフォームと、
   ｂ）前記第１の表面の、容量が１から１５０μＬの窪みを有する入り口ポートと、
   ｃ）第１の流量調節用毛細管および第２のオーバフロー用毛細管であって、前記第１と前記第２の毛細管のおのおのが前記入り口ポートと流体に関して連通しており、前記毛細管のおのおのが直径０．０２ｍｍから１ｍｍの断面領域の面積をさだめ、前記毛細管のおのおのが前記プラットフォームの中心から半径方向に伸長して、前記プラットフォームの中心に向けて近接に配列された第１の端部および前記プラットフォームの中心から見て末端に配列されている第２の端部の輪郭を定め、前記毛細管おのおのの前記近接に配列された端部が湾曲した開口部の輪郭を定め、前記第１の流量調節用毛細管が流体の容量を定める、第１および第２の毛細管と、
   ｄ）前記第１の流量調節用毛細管と流体に関して連通している第１の流体チャンバであって、前記プラットフォームの表面に前記流量調節用毛細管以上の深さを有し、前記入り口ポートよりも前記プラットフォームの中心から半径方向にさらに隔たったところに位置する第１の流体チャンバと、
   ｅ）前記第２のオーバフロー用毛細管と流体に関して連通しているオーバフロー用チャンバであって、前記プラットフォーム表面に前記第２のオーバフロー用毛細管以上の深さを有し、前記入り口ポートよりも前記プラットフォームの中心から半径方向にさらに隔たったところに位置するオーバフロー用チャンバと、
   を具備し、
   前記毛細管と前記チャンバとの間の断面領域の面積の相違により、毛細管マイクロバルブが前記流量調節用毛細管と前記第１の流体チャンバとの接合部、および前記オーバフロー用毛細管と前記オーバフロー用チャンバとの接合部に形成され、前記流量調節用毛細管とオーバフロー用毛細管との断面領域の面積は、回転なしで、前記入り口ポート上のディスク上に位置する流体が毛細管作用によって前記流量調節用毛細管と前記第１の流体チャンバの接合部に流れ、余分の流体は毛細管作用によって前記オーバフロー用毛細管と前記オーバフロー用チャンバとの接合部に流れるようにさだめられ、
   前記オーバフロー用毛細管と前記オーバフロー用チャンバとの間の毛細管マイクロバルブは、前記プラットフォームの第１の回転速度による回転で、前記流量調節用毛細管中の流体が排出されずに、前記オーバフロー用毛細管中の排出流体を前記オーバフロー用チャンバ中に流入するように、前記入り口ポートに対して、前記流量調節用毛細管と前記第１の流体チャンバとの間の毛細管マイクロバルブよりも、より隔てて配置し、これにより前記プラットフォームの前記第１の回転速度による回転によって前記流体を前記入り口ポートから前記オーバフロー用チャンバに排出し、
   前記第１の流体チャンバに対する前記流量調節用毛細管とその毛細管マイクロバルブとは、前記第１の回転速度を上回る前記プラットフォームの第２の回転速度による回転で、前記流量調節用毛細管中のある容量の流体を前記第１の流体チャンバ中に排出するように、前記オーバフロー用チャンバに対する前記オーバフロー用毛細管とその毛細管マイクロバルブよりも、より大きな毛細管力を有するようにさだめられ、
   さらに、前記第１の流体チャンバおよび前記オーバフロー用チャンバのおのおのが流体運動によって排出された空気を前記プラットフォームの表面で排気する空気排出チャネルを具備する、前記流体マイクロ操作装置。
2. 請求項１に記載のマイクロシステムプラットフォーム中で流量調節された容量の流体を移動させる方法であって、
   ａ）１から１００μＬの容積を含むある分量の流体サンプルを前記回転可能マイクロシステムプラットフォームの前記入り口ポートに加え、流体の流量調節される容量をさだめるために、前記第１の流量調節用毛細管を流体が満たすとともに前記オーバフロー用毛細管が流体で満たされるのに十分な時間にわたって、回転することなく展開するステップと、
   ｂ）前記入り口ポートおよび前記オーバフロー用毛細管中の流体を前記オーバフロー用チャンバ中に排出するのに十分な時間にわたって、前記プラットフォームを第１の回転速度で回転させるステップと、
   ｃ）前記流量調節用毛細管中の流量調節された量の流体を前記第１の流体チャンバ中に排出するのに十分な時間にわたって、前記第１の回転速度を上回る第２の回転速度で前記プラットフォームを回転させるステップと、
   を含む方法。

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