JP5051638B2 - マイクロリアクター及びマイクロリアクターシステム - Google Patents
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Description
このように構成された反応器において、導入路からポンプ等により化合物を含む被測定試料液を流し込むと、被測定試料液中の化合物が反応槽に予め設置されたセンサの異常蛋白質と反応し、反応後の廃液が廃液路から排出される。なお、センサに予め固定されている物質はリガンドと呼ばれ、溶液として供給される物質はアナライトと呼ばれている。
更に、パッキンの接触面積を小さくするため、検出電極にできるだけ接近させたとすると、発振時の位相角度の傾きが小さくなってしまい、急峻ではなくなだらかな傾きになってしまう。その結果、位相角度が0(deg)のときの位相の立ち上がりが悪くなってしまい、やはり発振特性が悪くなってしまうものであった。
本発明に係るマイクロリアクターは、液体に含有される特定物質の重量を測定するマイクロリアクターであって、前記液体が導入される液体導入口及び液体が排出される液体排出口を有する基板と、前記基板の表面にパッキンを挟んで接合され、圧電基板の両面に設けられた一対の電極により該圧電基板を所定の周波数で共振させるセンサと、を備え、前記パッキンは、前記圧電基板に接合されると共に、前記一対の電極のうち一方の電極の周囲を囲って前記液体を貯留させ、前記特定物質を該一方の電極に吸着或いは結合させる反応槽を前記液体導入口と前記液体排出口との間に形成するリング状の高分子樹脂を材料とするパッキンであり、内径D1が前記一方の電極から0.25mm以上離間するサイズとされ、内径D1と外径D2との間のパッキン幅Wが0.3mm〜0.7mmとされていることを特徴とするものである。
しかも、発振特性を向上しつつ、パッキン幅Wを0.3mm〜0.7mmの範囲内に抑えているので、センサとの接触面積をできるだけ抑えることができる。よって、センサの振動を抑制してしまうことを極力抑えることができ、インピーダンスを低くすることができる。この点においても、発振特性を向上させることができる。
ここで、上述したサイズでパッキンを形成するので、内径D1と外径D2とのバランスが非常に優れており、インピーダンスを最少限に抑えて発振特性をさらに向上することができる。よって、さらに高精度に測定を行うことができる。加えて、内径D1が3.9mmであるので、反応層内の容積を極力小さく(1μl以下)することができる。よって、液体を無駄に消費せずに、微量の液体で効率の良い測定を行うことができる。
なお、パッキンの厚さTが最小値である10μmに近づくほど、上述した効果が顕著になる。また、パッキンの厚さTを10μmよりも薄くした場合には、流路抵抗が大きくなりすぎて送液することが困難となってしまうので、厚さTは10μm以上が好ましい。
本実施形態のマイクロリアクターシステム1は、図1に示すように、マイクロリアクター2と、後述するセンサ12の周波数変化を測定する測定手段3と、サンプル液(液体)Fをマイクロリアクター2内に送液する送液手段4と、を備えている。なお、図1は、マイクロリアクターシステム1の簡略構成図である。
このマイクロリアクター2は、図2から図5に示すように、ホールド基板(基板)10と、樹脂プレート11と、センサ12と、が3層に積層されることで構成されている。なお、図2は、マイクロリアクター2を表面側から見た図である。図3は、マイクロリアクター2を裏面側から見た図である。図4は、マイクロリアクター2の分解斜視図である。図5は、図4における断面矢視A−A図である。但し、図4及び図5においては、図を見易くするためパッキン23の厚みを誇張して図示している。
この樹脂プレート11には、ホールド基板10に対向する面上において、導入溝14及び排出溝15がそれぞれ形成されている。これら導入溝14及び排出溝15は、一端側が直径1.5mm程度の凹部14a、15aとなっており、他端側が液体導入口10a及び液体排出口10bと同じサイズである直径0.5mm程度の凹部14b、15bとなっている。そして、樹脂プレート11は、図5に示すように、凹部14b、15bと、液体導入口10a及び液体排出口10bと、がそれぞれ連通するように、ホールド基板10の表面に接着されている。よって、本実施形態のマイクロリアクター2は、樹脂プレート11の導入溝14を介して液体導入口10aからサンプル液Fを導入すると共に、樹脂プレート11の排出溝15を介して液体排出口10bからサンプル液Fを排出するようになっている。
水晶基板20は、例えばATカット水晶板であり、8mm角ウエハから正方形状に形成された透明な基板である。検出電極21及び対向電極22は、それぞれ水晶基板20の略中心に位置するように、蒸着やスパッタリングによって形成されている。つまり、検出電極21及び対向電極22は、水晶基板20を間に挟んで対向した状態となっている。
なお、検出電極21は、インピーダンスが1KΩ以下で、液中で安定に発振する直径3mmに形成されている。また、対向電極22も同様のサイズとされている。
このパッキン23は、ホールド基板10とセンサ12との間に、図12に示すように、反応槽30と液体導入路31と液体排出路32とを一体的に形成するパッキンであり、PET(ポリエチレンテレフタレート)やPDMS(ポリジメチルシロキサン)等の高分子樹脂から形成されている。なお、図12は、パッキン23の平面図である。
反応槽30は、検出電極21の周囲を囲ってサンプル液Fを貯留させ、サンプル液Fに含有される特定物質を検出電極21に吸着或いは結合させる空間である。また、液体導入路31は、ホールド基板10の液体導入口10aと反応槽30とを連通させてサンプル液Fを反応槽30に導入させる流路である。また、液体排出路32は、ホールド基板10の液体排出口10bと反応槽30とを連通させてサンプル液Fを反応槽30から排出させる流路である。
まず反応槽30は、上述した液体導入口10aと液体排出口10bとの中心間距離Lの中心に位置し、半径Rが1.95mmで形成されている。即ち、内径D1が3.9mmに形成されている。つまり、パッキン23と検出電極21とは、0.45mm離間している。また、パッキン23の外径D2は、4.7mmに形成されており、内径D1と外径D2との間のパッキン幅Wは、0.4mmに形成されている。また、液体導入路31及び液体排出路32の幅は、液体導入口10a及び液体排出口10bの直径と同じ0.5mmで形成されている。なお、パッキン23の厚みTは、略80μmとされている。
この接合方法は、特に1つの方法に限定されるものではないが、例えば珪素と酸素とが交互に接合するシロキサン結合により接合されている。この接合を行う場合には、まずセンサ12の所定位置にパッキン23を重ね合わせた後、紫外線を照射する。すると、センサ12の水晶基板20とパッキン23とが、シロキサン結合により接合される。特に、このシロキサン接合は、共有結合であるので、センサ12とパッキン23とを高い強度で結合させることができ、好ましい方法である。また、紫外線を照射するだけであるので、いずれも加熱されることがなく、接合後に水晶基板20に残留応力が発生しない。この点においても、好ましい。
この吸着膜35は、例えばSAM(自己組織膜:Self-assembled Monolayer)と、該SAMに修飾された抗体(リガンド)とから構成されており、以下の方法により形成されている。
まず、純水で検出電極21の表面を洗浄した後、SAM試薬(カルボキシル基末端ジスルフィド型)により検出電極21上にSAMを形成する。続いて、リン酸バッファにより洗浄を行う。続いて、ヒドロキシこはく酸イミドによりSAMを活性化した後、再度リン酸バッファにより洗浄を行う。その後、SAMに抗体を固定化させる。このようにして、吸着膜35は形成されている。なお、この吸着膜35の形成は、センサ12を接合する前に行っても構わないし、センサ12を接合した後に行っても構わない。
始めに測定を開始する前に、予めセンサ12を作動させておく。つまり、交流電源40により検出電極21と対向電極22との間に交流電圧を印加して水晶基板20を共振させておく。そして、この状態での共振周波数を電流計41の電流値より測定しておく。
しかも、発振特性を向上しつつ、パッキン幅Wを0.3mm〜0.7mmの範囲内である0.4mmに抑えているので、センサ12との接触面積をできるだけ抑えることができる。よって、センサ12の振動を抑制してしまうことを極力抑えることができ、インピーダンスを低くすることができる。この点においても発振特性を向上させることができる。
これに加え本実施形態では、インピーダンスが1KΩ以下で、液中で安定に発振させることが可能な直径3mmの検出電極21を利用しているので、測定結果の精度を高めることができる。
また、内径D1が3.9mmであるので、反応槽30内の容積を極力小さく(1μl以下)にすることができる。よって、サンプル液Fを無駄に消費せずに、微量のサンプル液Fで効率の良い測定を行うことができる。
即ち、検出電極21との距離が0.25mm以上離間する内径D1とし、且つ、パッキン幅Wが0.3mm〜0.7mmの範囲内であれば、パッキン23のサイズを自由に設計して構わない。
なお、パッキン23の厚みTを10μmに近づけるほど、上述した効果を顕著に奏することができるのでより好ましい。加えて、反応槽30内の容積を最少限に抑えることができる効果を奏することもできる。また、パッキン23の厚さTを10μmよりも薄くした場合には、流路抵抗が大きくなりすぎてサンプル液Fを送液することが困難となってしまうので、厚さTは10μm以上が好ましい。
次に、上記実施形態に基づいて、パッキン23の内径D1、外径D2及びパッキン幅Wを適宜変更したときに、インピーダンスがどのように変化したかを実際に測定したデータに基づいて以下に説明する。なお、以下の条件で測定を行った。
まず、パッキン23の厚みTは、80μmに設定した。また、検出電極21は、直径3mmのものを使用した。また、パッキン23の内径D1は、検出電極21から0.25mm離間するサイズ、即ち、3.5mmを最低値とした。
これら図13及び図14に示すように、パッキン23の内径D1が大きくなるほど、インピーダンスが小さくなって発振特性が徐々に良くなっていくことが確認できた。
これら図15及び図16に示すように、パッキン23の外径D2が大きくなるほど、インピーダンスが高くなってしまい、発振特性が徐々に悪くなっていくことが確認できた。
これら図17及び図18に示すように、パッキン幅Wが広くなるほどインピーダンスが高くなってしまい、発振特性が徐々に悪くなっていくことが確認できた。これは、パッキン幅Wを広くするほど、センサ12に接触する面積が大きくなるので、センサ12の振動が抑制されるためである。
これらの結果から、本発明に係るマイクロリアクター1の効果を確認することができ、インピーダンスが低く、発振特性が向上したセンサ12を利用して、確実且つ高精度な測定を行えるという、従来にはない効果を確認することができた。
1 マイクロリアクターシステム
2 マイクロリアクター
3 測定手段
4 送液手段
10 ホールド基板(基板)
10a 液体導入口
10b 液体排出口
12 センサ
20 水晶基板(圧電基板)
21 検出電極(一方の電極)
22 対向電極(他方の電極)
23 パッキン
30 反応槽
31 液体導入路
32 液体排出路
Claims (5)
- 液体に含有される特定物質の重量を測定するマイクロリアクターであって、
前記液体が導入される液体導入口及び液体が排出される液体排出口を有する基板と、
前記基板の表面にパッキンを挟んで接合され、圧電基板の両面に設けられた一対の電極により該圧電基板を所定の周波数で共振させるセンサと、を備え、
前記パッキンは、
前記圧電基板に接合されると共に、前記一対の電極のうち一方の電極の周囲を囲って前記液体を貯留させ、前記特定物質を該一方の電極に吸着或いは結合させる反応槽を前記液体導入口と前記液体排出口との間に形成するリング状の高分子樹脂を材料とするパッキンであり、内径D1が前記一方の電極から0.25mm以上離間するサイズとされ、内径D1と外径D2との間のパッキン幅Wが0.3mm〜0.7mmとされていることを特徴とするマイクロリアクター。 - 請求項1に記載のマイクロリアクターにおいて、
前記一方の電極は、直径が3mmに形成されていることを特徴とするマイクロリアクター。 - 請求項2に記載のマイクロリアクターにおいて、
前記パッキンは、前記内径D1が3.9mmとされ、前記パッキン幅Wが0.4mmとされていることを特徴とするマイクロリアクター。 - 請求項1から3のいずれか1項に記載のマイクロリアクターにおいて、
前記パッキンの厚さTが、10μm〜80μmであることを特徴とするマイクロリアクター。 - 請求項1から4のいずれか1項に記載のマイクロリアクターと、
前記センサの周波数変化を測定する測定手段と、
前記液体導入口及び前記液体排出口に接続されて、前記液体を送液する送液手段と、を備えていることを特徴とするマイクロリアクターシステム。
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