JP5104316B2 - 受動型一方弁及びマイクロ流体デバイス - Google Patents

Description

本発明は、微細な流路、反応槽、電気泳動カラム、膜分離機構などの構造が形成されたマイクロ流体制御機構付マイクロ流体デバイスに関する。詳しくは、化学、生化学などに広く利用される微小反応デバイス（マイクロリアクター）、集積型ＤＮＡ分析デバイス、微小電気泳動デバイス、微小クロマトグラフィーデバイスなどの微小分析デバイス、質量スペクトル分析や液体クロマトグラフィーなどの分析試料調製用微小デバイス、抽出、膜分離、透析などの物理化学的処理デバイスなどとして有用なマイクロ流体デバイスに関する。更に詳しくは、弾性部と剛性部を組み合わせることで安価で信頼性の高い受動型一方弁機能を有するマイクロ流体デバイスに関する
本願は、２００６年１月１２日に、日本に出願された特願２００６−００４３１８号に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。

最近はマイクロリアクターやマイクロトータルアナリシスシステム（μＴＡＳ）と呼ばれる微細加工技術を利用した化学反応や分離システムの微小化の研究が盛んになっており、マイクロチャネル（微細流路）を持つマイクロチップ上で行う核酸、タンパク質、糖鎖などの分析や合成、微量化学物質の迅速分析、医薬品・薬物のハイスループットスクリーニングへの応用が期待されている。
このようなシステムのマイクロ化による利点としては、（１）化学反応や抗原抗体反応で使用するサンプルや試薬の使用量、廃棄量を低減できる、（２）プロセスに必要な動力源を低減できる、（３）体積に対する表面積の比率が向上することにより、熱移動・物質移動の高速化が実現でき、その結果、反応や分離の精密な制御、高速・高効率化、副反応の抑制が期待される、（４）同一基板上で多くのサンプルを同時に取り扱うことができる、（５）サンプリングから検出までを同一基板上で実施できる、等のことが挙げられ、その結果、省スペースで持ち運び可能な安価なシステムの実現が考えられている。
一方、このようなシステムのマイクロ化によるデメリットとしては（１）検出面積が小さくなるが故に検出感度が低下するケースが多い、（２）マイクロスケールの流体流れでは乱流を発生させることが難しく、試薬等を混合させる場合に拡散混合となり時間を要す、（３）表面張力の影響が大きいため、気泡等が発生した場合に除去が難しく測定系に大きな影響を及ぼすことが多い、ことが挙げられる。

このようなメリット、デメリットがある中でマイクロフルイディクス技術は検討され、自動車産業分野では加速センサーや圧力センサー、位置センサー（ジャイロスコープ）等、電気通信業界分野では光導波路、光スイッチ、ミラー、レンズ等、ライフサイエンス産業分野では血液分析、ＤＮＡ分析、化学的な犯罪捜査用等の用途に使用され、我々の日常生活で見られるようになっている。その他、食品分野、環境試験分野、軍需分野にもその用途を展開している。
現在開発されているマイクロフルイディクス技術としては、センサー用途が多く、酵素もしくは抗原抗体反応、イオン感応電界効果（ＩＳＦＥＴ）、マイクロ電極、マイクロカンチレバー、音響波、共鳴を利用したマイクロセンサーが報告されている。用途としてはマイクロ電気泳動チップ、マイクロＰＣＲ（Ｐｌｙｍｅｒａｓｅ Ｃｈａｉｎ Ｒｅａｃｔｉｏｎ）チップ、マイクロガスクロマトグラフィチップ、マイクロ液クロマトグラフィチップ、ＤＮＡ分離チップ等が多く報告されている。また、サンプリングから分析までを同一チップ上で実施するＬａｂ−ｏｎ−ａ−Ｃｈｉｐの開発も報告されており、炭疽菌や大腸菌に特異な核酸や抗体を用いた多機能バイオチップやグルコースやラクトース等をモニタリングする携帯可能な測定器、抗原抗体反応を用いた臨床検査チップ等が挙げられる。

上記のようなマイクロ流体デバイスを作製するに当たっては、複数のマイクロ流体を流したり、止めたり、一方向に流す等、流体の流れを制御する必要がある。
非特許文献１には、シリコンゴムで形成された液体流路と、該流路とシリコンゴムの隔壁を隔てて形成された加圧用空隙部を有するマイクロ流体デバイスが記載されている。そして、加圧用空隙部に圧縮空気を導入し、シリコンゴム隔壁をたわめて流路側に押し出すことによって流路の断面積を変化させ、液体の流れを制御する能動型流体制御方法が記載されている。

しかしながら、このマイクロ流体デバイスは、剛性の低い柔軟な素材で構成されているため、耐圧性が低く、柔軟過ぎるために厚みの薄いデバイスを製造することが困難であると共に、外部からの信号を必要とする能動型のデバイスであるためデバイスが複雑となるなどの不都合があった。

特許文献１の図１に記載されているマイクロバルブは、太い第１の導管と、この第１の導管より細径に形成されると共に、一方の端部が第１の導管と連通するように連接された複数本の細管と、この細管より大径に形成されると共に、細管の他方の端部と連通するように連接された第２の導管を有し、細管の内壁面は疎水性に形成されていることからなる。このマイクロバルブによれば、第１の導管内に液体を導入した際に、この液体を境界とした第１の導管側の圧力と第２の導管側の圧力との圧力差に応じて第１の導管内の液体の位置を任意に制御することができる。しかし、特許文献１のマイクロバルブでは、複数本の細管を形成するのが非常に困難であるばかりか、圧力差が大きすぎると細管が破損される可能性がある。また、この細管部分だけを特異的に疎水性にする処理も非常に困難である。更に、特許文献１のマイクロバルブの細管は、逆止弁としての機能は発揮できず、しかもポンプを使用しなければ圧力差を発生させることができない。

特許文献２の図３に記載されているマイクロバルブは、２つのポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）製マイクロ流路チップと１枚のメンブレンからなり、バルブ領域において変位するメンブレンが弁座に離着して作動流体通路を開閉する弁機構を有する。更に、このマイクロバルブでは、バルブ領域において駆動流体の圧力が作用する圧力室を有する駆動流体通路が前記メンブレンに接着して形成されており、圧力室に駆動流体の圧力を供給および排出することによってメンブレンを変位させて弁座と離着させて一方弁として開閉するように構成されている。しかし、特許文献２に記載されているマイクロバルブは、便座に離着するメンブランが圧力室に向かって片方向に変位するだけなので、バルブを開けた際におけるメンブランと弁座との隙間が不十分であり、流体の流動性が低く脈流が発生する原因となっていた。また、駆動流体の圧力はガラスパイプを介して真空ポンプから供給されるので、装置全体が複雑かつ高価となる。

サイエンス（ＳＣＩＥＮＣＥ）」誌（第２８８巻、１１３頁、２０００年） 特開２０００−２７８１３号公報 特許第３４１８７２７号明細書

本発明の目的は、真空ポンプや圧縮空気等の特殊な装置を必要としない簡単でかつ安価な受動型一方弁およびそれを用いたマイクロ流体デバイスを提供することである。

本発明は、第一及び第二の流路の連結部に用いられる受動型一方弁であって、前記第一の流路からの流体が流入する入口部と、この入口部を塞ぐ弾性部と、前記入口部と前記弾性部を挟んで対抗する側から前記弾性部を支持する剛性部と、前記剛性部の周囲に形成された空隙部と、前記空隙部と連通し、前記第二の流路へ流体を流出させる出口部と、前記第一及び第二の流路に連結され、前記弾性部、前記剛性部及び前記空隙部が内設される弁室とを備え、前記剛性部の直径と前記弾性部の厚みとの合計が、前記弁室の厚みより大きくなるように設定され、前記剛性部が、前記第一及び第二の流路が設けられた母材の他端側への移動が阻止されるよう、他端側から前記母材に支持され、前記弾性部に当接する側面を前記弾性部の他端面にめり込ませ、前記弾性部をその厚み方向に沿って弾性変形させることによって、前記弾性部が前記剛性部によって前記入口部側に押し付けられることにより、前記入口部が密閉されている受動型一方弁を提供する。

この受動型一方弁において、前記弾性部は引っ張り弾性率が０．１ＭＰａ以上７００ＭＰａ未満の部材から構成され、前記剛性部は引っ張り弾性率が０．５ＧＰａ以上の部材から構成されていることが望ましい。

また、前記弾性部は前記剛性部によって前記入口部の開口部の０．５倍以上１．５倍未満の面積にわたり押し付けられていることが望ましい。

また、前記剛性部の形状が円柱状、球状であることが望ましい。

また、前記弾性部の厚みが５０μｍ以上２０００μｍ未満であることが望ましい。

また、前記弾性部が前記剛性部によって押し付けられていることによる、前記弾性部の弾性変形量が押し付け方向に対し１０μｍ以上５００μｍ未満であることが望ましい。

また、本発明は、複数の流路が連結部で導通して形成されているマイクロ流体デバイスであって、前記連結部に、上記の受動型一方弁を設けてなるマイクロ流体デバイスを提供する。

このマイクロ流体デバイスにおいて、前記マイクロ流体デバイスの母材がプラスチックから構成されることが望ましい。

また、このマイクロ流体デバイスの微細流路の一部に核酸、タンパク質、糖鎖、及び糖タンパクのうち少なくとも一つを含む生理活性物質を固定化してもよい。

この場合、前記生理活性物質は、例えば前記受動型一方弁の前記入口部に連通する前記流路に固定化される。

本発明を用いることにより、真空ポンプや圧縮空気等の特殊な装置を必要としない簡単でかつ安価な受動型一方弁およびそれを用いたマイクロ流体デバイスを提供することが可能である。

本発明の受動型一方弁付きマイクロ流体デバイスの第１の例を示す平面図である。 図１のＩ−Ｉ線に沿った断面図である。 本発明の受動型一方弁付きマイクロ流体デバイスの第２の例を示す平面図である。 図３のＩＩ−ＩＩ線に沿った断面図である。 本発明の受動型一方弁付きマイクロ流体デバイスの第３の例を示す平面図である。 図５のＩＩＩ−ＩＩＩ線に沿った断面図である。 本発明の受動型一方弁付きマイクロ流体デバイスの第４の例を示す平面図である。

符号の説明

１ 母材
２ インレット
３、１２ マイクロチャネル（第一の流路）
４，１４ マイクロチャネル（第二の流路）
６ 弾性部
５、５ａ、５ｂ 剛性部
７ アウトレット
８ 一方弁入口部
９ 弁室
１０ 一方弁出口部
１１ 弾性部の押し付け方向に沿った弾性変形量
Ｄ１、Ｄ２ 剛性部の直径
Ｐ 剛性部の突出量
Ｓ１、Ｓ２ 空隙部
Ｖ 受動型一方弁
Ｗ１ 弾性部の厚み
Ｗ２ 弁室の厚み

以下、本発明を実施するための最良の形態を図を用いて説明する。
図１に本発明の受動型一方弁を用いたマイクロ流体デバイスの一例の概要を示す平面図、図２に図１のＩ−Ｉ線に沿った断面図を示す。図１、２に示すマイクロ流体デバイスは、母材１の長手方向（図の左右方向）両端部にそれぞれ開口するインレット２およびアウトレット７と、インレット２とアウトレット７とを連結する第一及び第二の流路であるマイクロチャネル３、４とを備えるマイクロ流体デバイスとしての基本的な構成と、マイクロチャネル３、４の連結部に設けられた受動型一方弁Ｖとから構成されている。

マイクロチャネル３、４は、母材１の内部に、母材１の長手方向に沿って延設され、インレット２とつながるマイクロチャネル３が母材１の厚み方向（図２の上下方向）一端側（図２の下側。以下、「一端側」と略称する）に、アウトレット７とつながるマイクロチャネル４が母材１の厚み方向他端側（図２の上側。以下、「他端側」と略称する）にそれぞれ位置している。

受動型一方弁Ｖは、マイクロチャネル３、４間に介在され、弾性部６と、剛性部５と、一方弁入口部８と、弁室９と、一方弁出口部１０とを備えている。弁室９は、母材１の長手方向中央部に、母材１の厚み方向に延びる軸回りに形成された円柱状の空間で、その一端中央部に開口する一方弁入口部８を介してマイクロチャネル３に連結され、その他端側の側面に開口する一方弁出口部１０を介しマイクロチャネル４に連結されている。

一方弁入口部８は、弁室９内に、弁室９と同軸をなすよう配置された円盤状の弾性部６の一端面により塞がれている。弾性部６の他端面には、弁室９をその径方向に沿って横断する丸棒状の剛性部５が、弾性部６をその径方向に沿って横断するよう当接されている。剛性部５は、他端側への移動が阻止されるよう他端側から母材１に支持され、弾性部６に当接する側面を弾性部６の他端面にめり込ませ、弾性部６をその厚み方向に沿って弾性変形させることにより、弾性部６を所定の圧力で一方弁入口部８に押し付けている。すなわち、この受動型一方弁Ｖでは、剛性部５の直径D１と弾性部６の厚みW１との合計が、弁室９の厚みW２より大きくなるよう設定される。

また、弾性部６の厚みＷ１は弁室９の厚みＷ２より若干薄く形成されるとともに、弾性部６の直径は弁室９の直径より若干小さく形成され、その結果、弁室９に設置された弾性部６の他端側には、一方弁出口部１０と連通する空隙部Ｓ１が形成されるとともに、弁室９に設置された弾性部６の周囲には、空隙部Ｓ１と連通する空隙部Ｓ２が形成されている。

インレット２からマイクロチャネル３内に流入した流体は、受動型一方弁Ｖおよびマイクロチャネル４を介してアウトレット７方向（順方向）には流れるが、アウトレット７からインレット２方向（逆方向）へは流れない。これは、受動型一方弁Ｖの機能による。すなわち、順方向に流体が流れる場合、剛性部５により押し付けられている弾性部４の縁部が流体の圧力により他端側に弾性変形し、空隙部Ｓ１内に押し上げられて、一方弁入口部８と空隙部Ｓ２との間に流体が流れる隙間が発生する。その結果、一方弁入口部８、空隙部Ｓ２、Ｓ１および一方弁出口部１０を介して、流体がアウトレット７方向へ流れる。これに対し、逆方向に流体を流そうとした場合には、剛性部５により弾性部６が押し付けられているため、一方弁入口部８と空隙部Ｓ２との間には液体が流れる隙間が生じない。その結果、逆方向には流体が流れない。この場合、アウトレット７側の圧力を増加させても、弾性部６を一方弁入口８に押し付ける方向への力が増加するため、流体が流れることは無い。

マイクロ流体デバイスの母材１の材質には、Ｓｉ、ガラス、プラスチック等を使用することが出来る。インレット２、アウトレット７、マイクロチャネル３、４等が母材１に加工されているが、加工方法としては任意であり、切削加工、射出成形、溶剤キャスト法、フォトリソグラフィー、レーザーアブレーション、ホットエンボス法などの方法を利用できる。

弾性部６は、引っ張り弾性率が０．１ＭＰａ以上７００ＭＰａ未満の部材から構成されていることが必要であり、引っ張り弾性率が０．５ＭＰａ以上５００ＭＰａ未満であることが好ましい。弾性部６の引っ張り弾性率が０．１ＭＰａ未満の場合、柔らかすぎるため剛性部５で押し付けても一方弁入口部８を閉鎖できる弾性力（圧力）が得られない恐れがある。剛性部５の押し付け量を増加させることで一方弁入口部８に対する密閉性を維持することも可能だが、デバイスの厚みが厚くなり経済的ではない。弾性部６の引っ張り弾性率が７００ＭＰａを超えると、弾性部６を剛性部５で一方弁入口部８へ押し付けた場合の密着性が低下し、一方弁入口部８を、その形状に沿って密閉することが困難となる可能性がある。実際には、マイクロチャネル加工品の表面には凹凸があるため、一方弁入口部８を流体が全く流れないレベルに密閉するためには、弾性部６を、一方弁入口部８に、その形状に合わせて十分に密着させる必要がある。剛性部５の押し付け量を増加させることで密閉度は上がるが、順方向へ流体を流す場合において相当の圧力が必要となるため実用的では無い。

弾性部６の材質は、引っ張り弾性率が０．１ＭＰａ以上７００ＭＰａ未満であれば特に限定しないが、好ましく使用できる材質は、シリコンゴム、イソプレンゴム、ブタジエンゴム、ニトリルゴム、ＰＤＭＳ、フッ素ゴム、ポリウレタンゴム等が挙げられる。また、弾性部６の形状はシート状が加工のしやすさから好ましいが、板状、塗膜状、棒状、チューブ状、突起状、その他複雑な形状の成形物等でも特に問題はなく、一方弁入口の形状にあった形を選択することができる。

剛性部５には引っ張り弾性率が０．５ＧＰａ以上の素材を用いることが好ましく、更に好ましい引っ張り弾性率は０．７ＭＰａ以上である。剛性部５の引っ張り弾性率が０．５ＧＰａ未満であると弾性部６を有効に押さえ付けることができない。剛性部５の引っ張り弾性率の上限値は流体の圧力や弾性部６からの反発力により破損したり変形したりしなければ特に限定しない。剛性部５の材質は、引っ張り弾性率が０．５ＧＰａ以上であれば特に限定しないが、好ましく使用できる材質は、鋼鉄、ステンレス、真鍮、銅、アルミ等の金属、ナイロン、ポリエチレン、フッ素、シクロオレフィン、ＰＥＥＫ、ＰＥＳ、ＰＰ、フロロカーボン、ＰＩ、ＰＥ等のプラスチック、ガラス等が挙げられる。

弁体９内に形成される空隙部Ｓ１は出来るだけ少ない方が好ましいが、空隙部Ｓ１が少なすぎると、順方向に流体が流れる際に弾性部６が変位するスペースが減少するため流体が流れにくくなる。また、弾性部６は剛性部５によって一方弁入口部８の周囲に所定の面積にわたり押し付けられているが、この面積は一方弁入口部８の開口部の０．５倍以上１．５倍未満であることが好ましく、さらに好ましくは開口部の０．７倍以上１．３倍未満である。この面積が開口部の０．５倍未満であると、弾性部６が一方弁入口部８を押し付ける力が弱くなり、一方弁入口部８に対する密閉性が低下する恐れがある。また、この面積が開口部の１．５倍を超えると弾性部６が弁機能を果たさなくなる。

剛性部５の形状は、円柱状、球状、又は半球状が最も実用的かつ効果的であるが、その他に多角柱、多角錐、円錐、楕円体、星型柱等、入口形状等を考慮して設計し選択できる。図３および図４は、弾性部６の他端面中央部と弁室の内面との間に球状の剛性部５ａを介在させた場合の例である。剛性部５ａは、他端側への移動が阻止されるよう他端側から母材１に支持されている。また、図５および図６は、弁室９の、弾性部６の他端面と対向する面に、一端側に突出する半球状の剛性部５ｂを設け、この剛性部５ｂを弾性部６の他端面中央部に当接させた場合の例である。これらの例においても、剛性部５ａ、５ｂの弾性部６に当接する側面を弾性部６の他端面にめり込ませて弾性部６をその厚み方向に沿って弾性変形させ、弾性部６を所定の圧力で一方弁入口部８に押し付けることにより、図１および図２に示す例と同様の、受動型一方弁Ｖとしての機能が得られる。また、これらの例においても、剛性部５ａの直径Ｄ２または剛性部５ｂの突出量Ｐと弾性部６の厚みW１との合計が、弁室９の厚みW２より大きくなるよう設定されている。

弾性部６の厚みは、５０μｍ以上２０００μｍ未満が好ましく、さらに好ましくは１００μｍ以上１０００μｍ未満である。弾性部６の厚みが５０μｍ未満となると、剛性部５の押し付けによる弾性力の効果が薄くなるため密閉性が低下し、一方弁入口部８への押し付け力の制御も難しくなる恐れがある。弾性部６の厚みが２０００μｍを超えると、剛性部５の押し付け力の制御が難しくなるばかりかマイクロ流体デバイスの厚みが厚くなるため経済的ではない。

弾性部６が剛性部５によって押し付けられていることによる、弾性部６の厚み方向（押し付け方向）に沿った弾性変形量１１は、１０μｍ以上５００μｍ未満であることが好ましく、さらに好ましくは３０μｍ以上２５０μｍ未満である。この量が１０μｍ未満の場合、一方弁入口部８を密閉しかつ順方向に液体を流す際の圧力や弾性部６の押し付け力を制御することが困難な上、加工精度により一方弁の機能にばらつきが生じやすい。この量が５００μｍを超えると、一方弁入口部８を密閉し、かつ順方向に液体を流す際の圧力や弾性部６の押し付け力を制御することが困難な上、マイクロ流体デバイスの厚みが厚くなるため経済的ではない。

これらの受動型一方弁Ｖを備えるマイクロ流体デバイスの流路設計は、検出対象物、利便性を考慮して適宜設計される。マイクロ流体デバイスとして、膜、ポンプ、バルブ、センサー、モーター、ミキサー、ギア、クラッチ、マイクロレンズ、電気回路等を装備したり、複数本のマイクロチャネルを同一基板上に加工することにより複合化することが可能である。

本発明のマイクロ流体デバイスの母材１はプラスチック製であることが好ましい。プラスチックの材質としては、加工性、経済性に優れる点に加え、現在最も用いられている検出法が蛍光検出である点を考慮すると、自己蛍光が少なく、ＦＤＡから生体適応材料（血液に接触しても問題が無い）材料として認知されている環状ポリオレフィン（ＣＯＣ）が最も好ましいが、種々のプラスチック材料を選択することが可能であり、作製されるマクロチップの用途、処理、使用する溶媒、生理活性物質、検出方法の特性に合わせて、成形性、耐熱性、耐薬品性、吸着性等を考慮し適宜に選択される。例えば、ポリスチレン、ポリエチレン、ポリ塩化ビニル、ポリプロピレン、ポリカーボネート、ポリエステル、ポリメチルメタクリレート、ポリビニルアセテート、ビニル−アセテート共重合体、スチレン−メチルメタアクリレート共重合体、アクリルニトリル−スチレン共重合体、アクリルニトリル−ブタジエン−スチレン共重合体、ナイロン、ポリメチルペンテン、シリコン樹脂、アミノ樹脂、ポリスルフォン、ポリエーテルスルフォン、ポリエーテルイミド、フッ素樹脂、ポリイミド等が挙げられる。また、これらのプラスチック材料に、顔料、染料、酸化防止剤、難燃剤等の添加物を適宜混合してもよい。

マイクロ流体デバイスのマイクロチャネルの一部に生理活性物質を固定化することができる。生理活性物質としては、核酸、タンパク質、糖鎖、糖タンパク等が挙げられるが、検出対象物の特性により適宜、最適な生理活性物質を選択することができる。また、同一チャネル上に複数の生理活性物質を固定化してもよく、同じマイクロ流体デバイスに複数のマイクロチャネルを作製し、別々に生理活性物質を固定しても良い。生理活性物質をマイクロ流体デバイスのマイクロチャネル表面に固定化するために、プラスチックの表面に表面改質、例えば官能基の導入、機能材料の固定化、親水性の付与、および疎水性の付与等を実施することも可能である。

そのようなマイクロ流体デバイスの例を図７に示す。このマイクロ流体デバイスは、エライザ（ELISA）法を用いた抗原の定量に用いられるもので、母材１の長手方向（図の左右方向）一端部に3個のインレット２を、他端部に１個のアウトレット７を有し、それぞれのインレット２から延びる３本のマイクロチャネル１２（第一の流路）は、アウトレット７から延びる１本のマイクロチャネル１４（第二の流路）にまとめられている。また、個々のマイクロチャネル１２には、それぞれ受動型一方弁Ｖが設けられている。さらに、個々のマイクロチャネル１２において、インレット２と受動型一方弁Ｖとの間に位置する部位、すなわち受動型一方弁Ｖの入口部に連通する部位には、抗体が固定化された反応部が設けられるとともに、マイクロチャネル１４には、マイクロチャネル１４内の流体の吸光度を測定する検出部が設けられている。

抗原の定量に際しては、まず、3本のインレット２のうち１本に、既知濃度の抗原を含む試料を流入し、マイクロチャネル１２の反応部にて抗原抗体反応を起こさせた後、受動型一方弁Ｖを介してマイクロチャネル１４に到達させ、検出部にて試料の吸光度を測定する。次いで、残る２本のインレット２のうち１本に、先に流入させた試料とは異なる既知濃度の抗原を含む試料を流入し、反応部にて抗原抗体反応を起こさせた後、検出部にて試料の吸光度を測定する。そして、これらの試料の抗原濃度と吸光度とを用い、検量線を作成する。さらに、残る１本のインレット２に被測定検体を流入し、反応部にて抗原抗体反応を起こさせた後、検出部にて被測定検体の吸光度を測定し、その結果を先の検量線にあてはめることにより、被測定検体中の抗原濃度が算出される。

この種のマイクロ流体デバイスでは、反応部と検出部との間に受動型一方弁Ｖが設けられているため、反応部から検出部への流体の移動は可能であるが、検出部から反応部への流体の移動は不可能となっている。従って、流体を順次マイクロチャネル１２に流すことにより、先に流した流体が検出部から反応部に逆流することがなく、マイクロチャネル１２の数に応じた複数種（図７の例では3種）の流体を、同一の検出部を用いて検査することが可能となる。その結果、同一の検出部を用いるため、複数種の流体を低い検出誤差で検査することができるという効果が得られる。また、検出器を検査する流体の数に応じ複数個用意する必要がないという効果や、検査に際し、マイクロ流体デバイスや検出部をその都度位置決めする必要がないという効果もある。

以下に実施例により本発明を具体的に説明するが、本発明はこれらの例によって何ら限定されるものではない。
なお、以下の実施例において、引っ張り弾性の測定は、引っ張り試験機として島津製作所製の「ＡＵＴＯＧＲＡＰＨ ＡＧ−２０００Ｄ」を用い、室温２４±１℃、湿度５５±５％雰囲気中で、はさみ具間距離８０ｍｍ、引っ張り速度２０ｍｍ／分にて測定した。

（実施例１）
母材としてサイクリックオレフィン（日本ゼオン製ＺＥＯＮＯＲ １０６０Ｒ）製のプラスチック基板を用い、直径１ｍｍのインレットおよびアウトレット、幅３００μｍ、深さ１００μｍのマイクロチャネル、直径３００μｍの開口部を持つ一方弁入口、および直径２ｍｍで深さ６５０μｍの弁室を切削加工にて作製した。また、弾性部として引っ張り弾性率が約１ＭＰａ、直径２ｍｍで厚さ５００μｍのシリコンゴムを使用し、剛性部として、引っ張り弾性率が約２００ＧＰａ、直径３００μｍのＳＵＳ３０４製ワイヤを使用し、図１、２に示すような受動型一方弁付のマイクロ流体デバイスを作製した。
シリンジを用いて純水をインレットから注入するとアウトレットから純水が流出したが、アウトレットから注入するとインレットからは純水は流出しなかった。従って、この受動型一方弁付のマイクロ流体デバイスは、一方弁としての機能を果たした。

（実施例２）
母材としてアクリル基板を用い、直径１ｍｍのインレットおよびアウトレット、幅２００μｍ、深さ１００μｍのマイクロチャネル、直径２００μｍの開口部を持つ一方弁入口、および直径２ｍｍで深さ６００μｍの弁室を切削加工にて作製した。また、弾性部として、引っ張り弾性率が約１ＭＰａ、直径２ｍｍで厚さ５００μｍのシリコンゴムを使用し、剛性部として、引っ張り弾性率が約２ＧＰａ、直径２００μｍのポリスチレンビーズを使用し、図３、４に示すような受動型一方弁付のマイクロ流体デバイスを作製した。
シリンジを用いて純水をインレットから注入するとアウトレットから純水が流出したが、アウトレットから注入するとインレットからは純水は流出しなかった。従って、この受動型一方弁付のマイクロ流体デバイスは、一方弁としての機能を果たした。

（実施例３）
母材として引っ張り弾性率が約２．５ＧＰａのポリカーボネート樹脂を用い、直径１ｍｍのインレットおよびアウトレット、幅２００μｍ、深さ１００μｍのマイクロチャネル、直径２００μｍの開口部を持つ一方弁入口、および直径２ｍｍで深さ２５０μｍの弁室、及び剛性部として直径２００μｍ、突出量が１００μｍの半球状突起を射出成形にて作製した。また、弾性部として、引っ張り弾性率が約５ＭＰａ、直径１ｍｍで厚さ２００μｍのシリコンゴムを使用し、図５、６に示すような受動型一方弁付のマイクロ流体デバイスを作製した。
シリンジを用いて純水をインレットから注入するとアウトレットから純水が流出したが、アウトレットから注入するとインレットからは純水は流出しなかった。従って、この受動型一方弁付のマイクロ流体デバイスは、一方弁としての機能を果たした。

（比較例１）
実施例１の弾性部の材料を引っ張り弾性率が約２５ＧＰａのポリカーボネートに変更した以外は全て同じ構成で受動型一方弁付マイクロ流体デバイスを作製した。
シリンジを用いて純水をインレットから注入するとアウトレットから純水が流出し、アウトレットから注入してもインレットから純水が流出した。従って、この受動型一方弁付のマイクロ流体デバイスは、一方弁としての機能を果たさなかった。

（比較例２）
実施例１の剛性部の材料を引っ張り弾性率が約１ＭＰａのシリコンゴムに変更した以外は全て同じ構成で受動型一方弁機能付マイクロ流体デバイスを作製した。
シリンジを用いて純水をインレットから注入するとアウトレットから純水が流出し、アウトレットから注入してもインレットから純水が流出した。従って、この受動型一方弁付のマイクロ流体デバイスは、一方弁としての機能を果たさなかった。

本発明を利用することにより、真空ポンプや圧縮空気等の特殊な装置を必要としない簡単でかつ安価な受動型一方弁およびそれを用いたマイクロ流体デバイスを提供することが可能となる。

Claims (10)

1. 第一及び第二の流路の連結部に用いられる受動型一方弁であって、
   前記第一の流路からの流体が流入する入口部と、この入口部を塞ぐ弾性部と、前記入口部と前記弾性部を挟んで対抗する側から前記弾性部を支持する剛性部と、前記剛性部の周囲に形成された空隙部と、前記空隙部と連通し、前記第二の流路へ流体を流出させる出口部と、前記第一及び第二の流路に連結され、前記弾性部、前記剛性部及び前記空隙部が内設される弁室とを備え、
   前記剛性部の直径と前記弾性部の厚みとの合計が、前記弁室の厚みより大きくなるように設定され、
   前記剛性部が、前記第一及び第二の流路が設けられた母材の他端側への移動が阻止されるよう、他端側から前記母材に支持され、前記弾性部に当接する側面を前記弾性部の他端面にめり込ませ、前記弾性部をその厚み方向に沿って弾性変形させることによって、前記弾性部が前記剛性部によって前記入口部側に押し付けられることにより、前記入口部が密閉されている受動型一方弁。
2. 前記弾性部は引っ張り弾性率が０．１ＭＰａ以上７００ＭＰａ未満の部材から構成され、前記剛性部は引っ張り弾性率が０．５ＧＰａ以上の部材から構成されている請求項1記載の受動型一方弁。
3. 前記弾性部は前記剛性部によって前記入口部の開口部の０．５倍以上１．５倍未満の面積にわたり押し付けられている請求項１または２記載の受動型一方弁。
4. 前記剛性部の形状が円柱状、球状である請求項１〜３のいずれかに記載の受動型一方弁。
5. 前記弾性部の厚みが５０μｍ以上２０００μｍ未満である請求項１〜４のいずれかに記載の受動型一方弁。
6. 前記弾性部が前記剛性部によって押し付けられていることによる、前記弾性部の弾性変形量が押し付け方向に対し１０μｍ以上５００μｍ未満である請求項１〜５のいずれかに記載の受動型一方弁。
7. 複数の流路が連結部で導通して形成されているマイクロ流体デバイスであって、前記連結部に、請求項１〜６のいずれか記載の受動型一方弁を設けてなるマイクロ流体デバイス。
8. 前記マイクロ流体デバイスの母材がプラスチックから構成される請求項７に記載のマイクロ流体デバイス。
9. 請求項７又は８記載のマイクロ流体デバイスの前記流路の一部に核酸、タンパク質、糖鎖、及び糖タンパクのうち少なくとも一つを含む生理活性物質を固定化したマイクロ流体デバイス。
10. 前記生理活性物質が、前記受動型一方弁の前記入口部に連通する前記流路に固定化されている請求項９に記載のマイクロ流体デバイス。

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