JP7397123B2 - 高体積分率粒子精密濾過のための外壁集束のための装置及びその製造方法 - Google Patents

Description

優先権の主張
本出願は、２０１６年７月２１日出願のシンガポール特許出願第１０２０１６０６０２８Ｔ号明細書からの優先権を主張する。

本発明は、概して、精密濾過システムに関する。本発明は、より詳細には、低剪断応力で高性能粒子精密濾過を可能にするために高粒子体積分率で外壁集束するための方法及び装置に関する。

慣性マイクロ流体学的現象は、概して、約１ｍｌ／分のスループットで約１００μｍ程度の特徴的な長さスケールを有するチャネル内で発生し、巨視的用途のために技術的に実現可能であるため、近年、マイクロ流体力学の業界において注目を集めている。したがって、高粒子体積分率のための慣性マイクロ流体学的現象に基づく精密濾過は、バイオテクノロジー及び血液用途にとって重要になっている。

慣性マイクロ流体学的現象には慣性集束が不可欠であるため、ほとんどの慣性マイクロ流体学的応用は、通常、粒子が相互作用していないと考えられる希釈濃度（＜０．５体積％）での粒子又は細胞のみを含む。粒子－粒子相互作用は、粒子の集束を妨げるため、高い粒子体積分率で慣性集束を実現することは困難である。

歪んだディーンのプロファイル（Dean’s profile）を有する台形螺旋チャネル精密濾過デバイスは、１０^８細胞／ｍＬの細胞密度において７５％の効率でチャイニーズハムスター卵巣（ＣＨＯ）細胞を螺旋チャネルの外壁に濾過することが示されている。しかし、そのような効率は、多くの用途にとって十分ではない。また、台形螺旋チャネルは、製造するのが困難であり、したがってスケーラブルでない。

したがって、必要とされているのは、高スループット精密濾過を実現するための高粒子体積分率のためのスケーラブルな慣性マイクロ流体デバイスである。さらに、他の望ましい特徴及び特性は、添付の図面及び本開示のこの背景と併せて、以下の詳細な説明及び添付の特許請求の範囲から明らかになるであろう。

本発明によれば、精密濾過のための装置が提供される。精密濾過のための装置は、１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスであって、それぞれが矩形マイクロ流体チャネルの複数の螺旋部を含む、１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスを含む。慣性マイクロ流体デバイスの少なくとも１つは、粒子の精密濾過のために外壁集束を利用するように構成されている。

本発明の別の態様によれば、慣性マイクロ流体デバイスを製造するための方法が提供される。この方法は、粒子の精密濾過のために外壁集束を利用するように構成された１つ又は複数の入力チャネル及び複数の出力チャネルを有する矩形螺旋マイクロチャネルを剛性材料基板に微細加工することを含む。

個別の図を通して同様の参照番号が同一の又は機能的に同様の要素を表す添付図面は、以下の詳細な説明と共に本明細書に組み込まれて本明細書の一部をなす。これらの添付図面は、様々な実施形態を例示し、本実施形態による様々な原理及び利点を説明するのに役立つ。

従来の慣性マイクロ流体フィルタを含む小規模灌流フィルタの図の平面図を示す。 従来のメンブレンレス慣性マイクロ流体フィルタの図の上面図を示す。 本実施形態による外壁集束慣性マイクロ流体フィルタの図の上面図を示す。 本実施形態による、図３に示される外壁集束慣性マイクロ流体フィルタの上面図を示す。 図５Ａおよび５Ｂは、高体積分率精密濾過を示し、５Ａは本実施形態による外壁集束を示し、５Ｂは従来の内壁集束を示す。 本実施形態による慣性マイクロ流体フィルタに関する、粒子体積分率及びチャネル内のＯＷ（０％）～ＩＷ（１００％）の粒子分布のグラフを示す。 従来技術の螺旋台形チャネルデバイスの図の上面図を示す。 様々な細胞体積分率での、図７に示される従来技術のデバイスの分離効率の棒グラフである。 本実施形態による、図３のデバイスの様々な細胞体積分率での分離効率の棒グラフである。 本実施形態による、図３のデバイスと比べた、図７に示される従来技術デバイスの濾過効率の棒グラフである。 ハーセプチンを産生する未濾過のＣＨＯ ＤＧ４４細胞株と、本実施形態に従って濾過されたハーセプチンを産生するＣＨＯ ＤＧ４４細胞株とに関する同等の増殖、生存率及び産生率曲線のグラフを示す。 本実施形態による外壁集束慣性マイクロ流体デバイスと内壁集束慣性マイクロ流体デバイスとの組み合わせの上面図を示す。 本実施形態による図１２の慣性マイクロ流体デバイスの６ウェルプレート実装形態の正面左上斜視図を示す。 本実施形態による１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスを利用する連続的なアフェレシスデバイスの図を示す。 本実施形態による１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスを利用する小容量血液遠心分離機の図を示す。 本実施形態による慣性マイクロ流体デバイスを利用する灌流マイクロバイオリアクタの図を示す。

当業者は、図中の要素が簡単且つ明瞭になるように図示されており、必ずしも一律の縮尺で描かれていないことを理解するであろう。

以下の詳細な説明は、本質的に例示にすぎず、本発明又は本発明の用途及び使用を限定することを意図するものではない。さらに、本発明の上述の背景又は以下の詳細な説明に提示されるいかなる理論によっても拘束されることは意図されない。本実施形態の目的は、細胞精密濾過性能を改善するために、マイクロ流体デバイスの矩形螺旋チャネルにおいて高粒子体積分率で生じる慣性マイクロ流体学的現象での外壁集束の応用を提供することである。高粒子体積分率は、１０^７粒子／ミリリットル（細胞／ｍＬ）を超える粒子体積分率を意味する。本発明による細胞精密濾過の適用により、濾過効率が大幅に改善されている。例えば、緑色蛍光タンパク質（ＧＦＰ）産生チャイニーズハムスター卵巣（ＣＨＯ）細胞を１０^８細胞／ｍＬの高体積分率で使用して、９８％を超える濾過効率が実現されている。一方、１０^８細胞／ｍＬでのＧＦＰ産生ＣＨＯ細胞を用いた従来の実験は、７５％の濾過効率を実現できていない。

蛍光マイクロスフェアは、高濃度で凝集する傾向があるため、１０^７細胞／ｍＬを超える細胞体積分率での慣性集束に関する研究は、実施が困難である。この制限を回避するために、且つまた柔らかい生物学的細胞に関するより正確な機械的モデルとして役立つように、緑色蛍光タンパク質（ＧＦＰ）を含むチャイニーズハムスター卵巣（ＣＨＯ）細胞が使用されてきた。

図１を参照すると、小規模灌流フィルタの図の平面図１００が示されている。小規模灌流フィルタは、バイオリアクタ１０２と、遠心分離機１０６としての役割を果たす従来の慣性マイクロ流体フィルタ１０４とを含む。バイオリアクタ１０２は、灌流による培地の入力を受け取るための入力部１０８に接続されている。また、バイオリアクタ１０２は、細胞の灌流出力をマイクロ流体フィルタ１０４に提供するための出力部１１０に接続されている。

バイオリアクタ１０２の出力部１１０は、挿入図１３０に示されるように、細胞の灌流出力をマイクロ流体フィルタ１０４の入口１１２に提供する。挿入図１３０に示すように、マイクロ流体フィルタ１０４は、螺旋状に形成されたマイクロ流体チャネルである。マイクロ流体フィルタ１０４の上澄み出口１１４は、採取された細胞を含まない培地の濾過出力部１１６を提供する。マイクロ流体フィルタ１０４の濾過細胞出口１１８は、細胞のフィードバックを細胞濃縮物返却路１２０に提供してバイオリアクタ１０２に戻す。

挿入図１３２は、入口１１２付近のマイクロ流体フィルタ１０４のマイクロ流体螺旋チャネルの断面１３６にわたって拡散された細胞１３４の上面図を示す。別の挿入図１３８は、マイクロ流体螺旋チャネルの内壁（ＩＷ）１４２及び外壁（ＯＷ）１４４を有する、出口１１４、１１８付近のマイクロ流体フィルタ１０４のマイクロ流体螺旋チャネルの断面１４０の上面図を示す。挿入図１３８で見ることができるように、出口１１４、１１８付近で細胞１３４がマイクロ流体螺旋チャネルの内壁１４２に沿って集束される。内壁１４２に沿って集束された細胞１３４の大部分は、内壁１４２をたどり、濾過細胞出口１１４を通ってマイクロ流体フィルタ１０４から出力する。一方、汚染物質及び細胞１３４のごく一部は、外壁１４４をたどり、上澄み細胞出口１１８を通ってマイクロ流体フィルタ１０４から出力して、細胞濃縮物返却路１２０を通ってバイオリアクタ１０２に戻る。

図２は、従来のメンブレンレス慣性マイクロ流体フィルタの図の上面図２００を示す。メンブレンレス慣性マイクロ流体フィルタは、１つ又は複数の入口２０４から１つ又は複数の出口２０６（出口２０６ａ～２０６ｆとして識別される）に向けて方向２０５に粒子を流すための螺旋マイクロ流体チャネル２０２からなる。第１の挿入図２１０は、入口２０４付近のマイクロ流体螺旋チャネル２０２の断面２１２における粒子の上面図を示す。断面２１２における粒子は、様々なサイズの粒子を含む。一方、粒子は、断面２１２にわたって均一に拡散されている。

第２の挿入図２１４は、入口２０４から出口２０６までの距離の約３分の２の位置でのマイクロ流体螺旋チャネル２０２の断面２１６における粒子の上面図を示す。断面２１６における粒子は、マイクロ流体螺旋チャネル２０２内でサイズ順に整列されている。より大きい粒子は、内壁（ＩＷ）に沿って整列され、図示されている最小の粒子は、チャネル中央付近に整列されている。第３の挿入図２１８は、出口２０６ａ～２０６ｆを含むマイクロ流体螺旋チャネル２０２の断面２２０における粒子の上面図を示す。出口２０６が広がるにつれて、より大きい粒子は、内壁（ＩＷ）を含む出口２０６ａを通って出る。次に大きい粒子は、出口２０６ｂを通って出る。図示されている最小の粒子は、出口２０６ｃを通って出る。

図３を参照すると、上面図３００は、本実施形態による外壁集束慣性マイクロ流体フィルタ３０２の図を示す。慣性マイクロ流体フィルタ３０２は、入口３０８から２つの出口３１２（出口３１２ａ～３１２ｆとして識別される）に向けて、粒子又は細胞を有する液体、流体又は培地を方向３１０に流すためのマイクロ流体チャネル３０６の複数の螺旋部３０４からなる。第１の挿入図３２０は、入口３０８付近の螺旋状矩形マイクロ流体チャネル３０６の断面３２２における培地中の粒子としての細胞の上面図を示す。断面３２２における細胞は、様々なサイズの細胞を含む。一方、挿入図３２０に示されるように、細胞は、断面３２２にわたって均一に拡散されている。また、マイクロ流体チャネル３０６は、矩形である。一方、本実施形態に従って台形状マイクロ流体チャネルの螺旋部を利用することもできる。ここで、チャネルの高さは、一定であり、一方又は両方の壁は、チャネルの上面からチャネルの底面へ内方向又は外方向に傾斜している。

第２の挿入図３３０及び第３の挿入図３３２は、出口３１２ａ及び３１２ｂ付近の螺旋状矩形マイクロ流体チャネル３０６の断面３３４における粒子としての細胞の上面図を示す。第２の挿入図３３０は、約１０^７細胞／ｍＬがマイクロ流体チャネルを通って流れているときの細胞の慣性集束を示す。これは、約１．７％の体積分率の螺旋状矩形マイクロ流体チャネル３０６内の細胞の体積分率に相当する。螺旋状矩形マイクロ流体チャネル３０６内の細胞の体積分率が約１．７％であるとき、細胞の慣性集束は、実質的に内壁（ＩＷ）集束であることがわかる。

第３の挿入図３３２は、約１０^８細胞／ｍＬがマイクロ流体チャネルを通って流れており、螺旋状矩形マイクロ流体チャネル３０６内の細胞の体積分率が約１７％の体積分率であるときの細胞整列を示す。したがって、本実施形態による慣性マイクロ流体フィルタ３０２の螺旋状矩形マイクロ流体チャネル３０６内の細胞の体積分率が約１７％の体積分率であるとき、細胞の慣性集束は、もはや内壁（ＩＷ）集束ではなく、有利には外壁（ＯＷ）集束にシフトしていることがわかる。細胞を含む培地の精密濾過について論じているが、精密濾過デバイス３０２は、粒子を含む流体（例えば、水中のダスト粒子の精密濾過）又は細胞を含む培地など、任意の種類の粒子を含むいかなる液体の精密濾過にも使用することができる。また、精密濾過デバイスの用途を限定することなく、マイクロチャネルの高さ（すなわち流体力学的直径）に対する粒子直径の好ましい比は、約０．０１～０．５である。また、１つの入口と２つの出口とを有する精密濾過デバイスを論じているが、任意の数の入口及び出口を設けることができる。出口の数は、入口の数に比べて多いか、等しいか、又は少ないことができる。また、図３は、１．７％の体積分率及び１７％の体積分率を示している。一方、本実施形態による外壁集束へのシフトは、５％程度の体積分率でも生じ得る。また、このシフトは、培地内の粒子の半径及び粒子の相互作用によっては１％の体積分率でも生じ得る。

慣性集束は、ディーンの力と剪断勾配力とのバランスにより、矩形螺旋溝の内壁に生じる。しかし、粒子体積分率が高濃度（例えば、１０^８細胞／ｍＬ）まで増加されると、粒子の平衡位置は、挿入図３３０に示されるような内壁集束から、挿入図３３２に示されるような外壁集束にシフトする。高体積分率での外壁集束は、懸濁液中の粒子の高体積分率による粒子－流体相互作用によって引き起こされるように見える。粒子の相互近接は、流れのプロファイルを意図せずに変え、内壁集束から外壁集束への切替えをもたらす。内壁集束から外壁集束へのこの切替えは、チャネルの高さが一定である矩形及び台形のマイクロ流体チャネルにおいて生じる。

図４は、本実施形態による、図３に示される外壁集束慣性マイクロ流体フィルタ３０２の上面図４００を示す。矩形マイクロチャネル３０６は、コンピュータ数値制御（ＣＮＣ）マイクロミリングを使用してポリカーボネート基板上に微細加工される。ポリカーボネートは、生体適合性があり、大量試作することができ、より柔らかいＰＤＭＳデバイスに比べて動作中に変形する可能性が低いため、ポリカーボネート基板が選択される。さらに、ポリカーボネート系基板上の複数の螺旋部に矩形マイクロチャネルを微細加工することは、非常にスケーラブルな製造方法を提供する。熱可塑性材料又は他のポリカーボネート材料などの他の剛性材料を使用して、ポリカーボネート基板と同様のスケーラブルな利点を提供することもできる。また、スケーラブルな製造には剛性材料が好ましい。一方、矩形マイクロチャネル３０６のために１つ又は複数の非剛性の壁を提供することもできる。しかし、そのような可撓性材料は、マイクロチャネル３０６のすべての壁に剛性材料を使用するよりも拡散した集束縁部及び／又は広い集束幅をもたらし得る。

図５Ａ及び５Ｂを含む図５には、モノクロカメラによって捕捉された倍率４倍での蛍光光学顕微鏡画像５００、５５０が示されている。画像５００は、高細胞体積分率が約１７％（すなわち１０^８細胞／ｍＬのＣＨＯ細胞の濃度）である本実施形態によるポリカーボネートマイクロフィルタの矩形螺旋マイクロチャネル内における、ＧＦＰを含むＣＨＯ細胞の流れを示す。画像５００は、細胞体積分率が約１．７％（すなわち１０^７細胞／ｍＬのＣＨＯ細胞の濃度）であるポリカーボネートマイクロフィルタの矩形螺旋マイクロチャネル内における、ＧＦＰを含むＣＨＯ細胞の流れを示す。細胞体積分率を決定するために、ＭＡＴＬＡＢ（登録商標）で記述された独自のグラフィカルユーザーインターフェース（ＧＵＩ）を使用して画像５００、５５０を分析した。細胞計数は、Ｂｅｃｋｍａｎ Ｃｏｕｌｔｅｒ，Ｉｎｃ．（米国インディアナ州）製のＶｉＣｅｌｌ（商標）自動細胞計数器を使用して行った。

図６は、慣性マイクロ流体フィルタ３０２内のマイクロチャネル３０６に沿った相対位置に対する蛍光信号のグラフ６００を示す。矩形マイクロチャネル３０６の床部に沿った位置は、外壁（ＯＷ）を示す「０」から内壁（ＩＷ）を示す１００までｘ軸６０２に沿ってプロットされている。蛍光信号は、蛍光の相対強度としてｙ軸６０４に沿ってプロットされている。見てわかるように、細胞体積分率が１×１０^７細胞／ｍＬのＣＨＯ細胞濃度から１×１０^８細胞／ｍＬのＣＨＯ細胞濃度に２×１０^７細胞／ｍＬずつ増加されるにつれて、細胞の位置は、内壁に沿った内側集束から、外壁に沿った外側集束にシフトする。

外壁集束は、台形螺旋チャネルでは、同様の流量であるが、低い細胞体積分率で観察されている。図７を参照すると、平面図７００は、そのような１つの従来技術の螺旋台形チャネルデバイス７０２の図の上面図７００を示す。台形チャネル７０４の断面は、挿入図７０６（入口７１０付近の断面７０８の図）及び挿入図７１２（出口７１６ａ、７１６ｂ付近の断面７１４の図）に示されている。螺旋台形チャネルデバイス７０２における外壁集束は、台形チャネル内の歪んだディーンの二次流れプロファイルによって引き起こされるように見える。螺旋台形チャネルデバイス７０２の分離効率の図８における棒グラフ８００からわかるように、分離効率は、１０^６細胞／ｍＬまでの低いＣＨＯ細胞濃度では一貫して高いが、細胞濃度が増加するにつれて減少する。例えば、１０^８細胞／ｍＬの細胞濃度では、分離効率は、７４．８％に低下している。

螺旋台形チャネルデバイス７０２は、１０^８細胞／ｍＬでＣＨＯ細胞を効率的に濾過することができない（わずか約７５％の分離効率）。外壁集束及び最適化されたチャネル寸法を利用することにより、慣性マイクロ流体フィルタ３０２は、１０^８細胞／ｍＬのＣＨＯ細胞濃度で９８．２％の濾過効率を実現することができる。また、慣性マイクロ流体フィルタ３０２は、すべての細胞濃度に関して、図９に示されるように内壁集束から外壁集束への移行部内部での細胞濃度に関してさえ濾過効率＞９５％を実現することができる。図９を参照すると、本実施形態による外壁集束慣性マイクロ流体フィルタ３０２の、１０^７細胞／ｍＬ～１０^８細胞／ｍＬの様々なＣＨＯ細胞濃度における分離効率の棒グラフ９００が示されている。台形チャネル内の歪んだディーンの二次流れプロファイルによって外壁集束が引き起こされる螺旋台形チャネルデバイス７０２と異なり、ディーンの二次流れプロファイルの歪みを引き起こす粒子－流体相互作用に起因し、且つ非希釈レジームでの粒子－粒子相互作用の増加に起因するように見える慣性マイクロ流体フィルタ３０２の外壁集束は、棒グラフ９００に示されるように内側集束から外側集束に細胞が移行する１０^７細胞／ｍＬ～１０^８細胞／ｍＬの細胞濃度でさえ、９５％を超えるかなり一貫した高い濾過効率を提供する。

図１０を参照すると、棒グラフ１０００は、螺旋台形チャネルデバイス７０２（バー１００２、１００４）と、本実施形態による外壁集束慣性マイクロ流体フィルタ３０２（バー１００６、１００８）との濾過効率の比較を要約している。バー１００２、１００６は、１０^７細胞／ｍＬでの２つのデバイスの濾過効率を示す。バー１００４、１００８は、１０^８細胞／ｍＬでの２つのデバイスの濾過効率を示す。

外壁集束慣性マイクロ流体フィルタ３０２では、より低い流量（４分の１ミリリットル／分（すなわち０．２５ｍＬ／分）という低い流量）で外壁集束が主であるため、濾過された細胞は、非常に低い剪断応力（＜０．５Ｐａ）を受ける。さらに、外壁集束慣性マイクロ流体フィルタ３０２によって濾過された細胞は、有利には、未濾過の（対照）細胞と同じ増殖速度及び生産性を維持することができる。図１１を参照すると、図１１００は、ハーセプチンを産生する未濾過のＣＨＯ ＤＧ４４細胞株と、本実施形態に従って濾過されたハーセプチンを産生するＣＨＯ ＤＧ４４細胞株とに関する同等の増殖、生存率及び産生率曲線のグラフを示す。グラフ１１０１は、ハーセプチンを産生する濾過及び未濾過（対照）ＣＨＯ ＤＧ４４細胞株に関して、それぞれ増殖曲線１１０２、１１０４及び生存率曲線１１０６、１００８をプロットする。グラフ１１０１内のグラフ１１０挿入図は、それぞれ濾過及び未濾過細胞株に関する生産性曲線１１１２、１１１４をプロットしている。これは、両方の細胞株に関して、外壁集束慣性マイクロ流体フィルタ３０２を通した濾過によって生産性／生成物力価に影響が及ぼされていないことを示す。

外壁集束慣性マイクロ流体フィルタ３０２は、ポリカーボネート基板上のＣＮＣ加工マイクロチャネルを使用して製造した。この外壁集束慣性マイクロ流体フィルタ３０２は、大量生産に適合している（すなわち非常にスケーラブルである）という利点を有し、より柔らかいＰＤＭＳデバイスに比べて動作中に変形しにくい。

図１２は、本実施形態による外壁集束慣性マイクロ流体デバイス１２０２と、内壁集束慣性マイクロ流体デバイス１２０４との組み合わせの上面図１２００を示す。外壁集束慣性マイクロ流体デバイス１２０２は、１つの入口１２０８を２つの出口１２１０ａ、１２１０ｂに接続する矩形マイクロチャネル１２０６の５～７つの螺旋部を有することにより、培地からの細胞の精密濾過のために外壁集束を利用するように構成されている。出口１２１０ａは、矩形マイクロチャネル１２０６の幅の実質的に３分の２である幅を有する外壁集束出口である。出口１２１０ｂは、矩形マイクロチャネル１２０６の幅の実質的に３分の１である幅を有する内壁集束出口である。この特定の実施形態は、矩形マイクロチャネル１２０６の幅の実質的に３分の２である幅を有する外壁集束出口１２１０ａと、矩形マイクロチャネル１２０６の幅の実質的に３分の１である幅を有する内壁集束出口１２１０ｂとを有する。一方、これらの幅は、例示であり、矩形マイクロチャネル１２０６の幅の１０分の１（１／１０）～矩形マイクロチャネル１２０６の幅の２分の１（１／２）の任意の幅を本実施形態に従って使用することができる。

慣性マイクロ流体デバイス１２０４は、２ステップ慣性マイクロ流体デバイスである。各ステップは、１つの入口を２つの出口に接続する５～７つの矩形螺旋チャネルを有する内壁集束慣性マイクロ流体デバイスである。入口１２１２は、第１のステップの入口であり、慣性マイクロ流体デバイス１２０２の内壁集束出口１２１０ｂに接続されて、培地から細胞を除去するために追加の濾過を提供する。第１のステップの内壁出口は、慣性マイクロ流体デバイス１２０４の第１の出口１２１４である。第１のステップの外壁出口は、第２のステップの入口に接続される。第２のステップの内壁及び外壁出口は、それぞれ慣性マイクロ流体デバイス１２０４の第２の出口１２１６及び第３の出口１２１８である。

外壁集束と内壁集束との組み合わせは、改良された濾過デバイスを提供する。さらに、そのような複合のデバイスは、図１３の正面左上斜視図１３００に示されるように従来の６ウェルプレート１３０２に嵌合して追加の容量を提供することができる。例えば、図１２に示される濾過デバイスは、ＴＡＰ Ｂｉｏｓｙｓｔｅｍｓ（Ｓａｒｔｏｒｉｕｓ Ｓｔｅｄｉｍ Ｂｉｏｔｅｃｈ ｏｆ Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ傘下、英国）によって製造されたＡｍｂｒ（ＴＡＰ）１５ｍＬ又は２５０ｍＬバイオリアクタなどのマイクロバイオリアクタに取り付けることができる。６ウェルプレート１３０２上に６ウェル構成で積み重ねられる場合、積み重ねられた濾過デバイスを使用して５００ｍＬ～５Ｌのバイオリアクタを濾過することができる。したがって、本実施形態による濾過デバイスは、２ｍＬバイオリアクタ～５Ｌバイオリアクタの、バイオリアクタの濾過に使用することができる。

図１４を参照すると、図１４００は、本実施形態による１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスを利用する連続的なアフェレシスデバイス１４０２を示す。動物から受け取った細菌、血小板及び白血球辺縁の血液入力１４０２を、１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスを通して濾過して、血液から老廃物粒子１４０４を除去し、濾過された血液１４０６を動物に戻すことができる。本実施形態による１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスの使用は、１００μＬ／分～１μＬ／分の従来の精密濾過スループットを増加させることができる。

図１５は、本実施形態による１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスを利用する小容量血液遠心分離機の図１５００を示す。図１５００に示されるように、本実施形態による慣性マイクロ流体デバイスは、予備希釈なしの高ヘマトクリットでの血液成分を分離するために利用することができる。本実施形態による１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスの使用は、遠心小体積血液分離のための従来の時間を、試料への損傷を伴う１５分から、試料への損傷をほとんど又は全く伴わない３分へと短縮することができる。

本実施形態による慣性マイクロ流体デバイスを有利に利用することができる高体積分率細胞培養が広まっているバイオテクノロジーにおけるバイオテクノロジー用途として、図１６は、本実施形態による慣性マイクロ流体デバイスを含む灌流マイクロバイオリアクタの図１６００を示す。本実施形態による１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスの使用は、連続灌流マイクロバイオリアクタを提供することができる。一方、従来の灌流マイクロバイオリアクタは、半灌流のみを提供することができる。

したがって、本実施形態は、高スループット精密濾過を実現するために、高粒子体積分率流体のための非常にスケーラブルな慣性マイクロ流体デバイスを提供することがわかる。本実施形態による慣性マイクロ流体学的現象での外壁集束は、高い粒子体積分率においてマイクロ流体デバイスの矩形螺旋チャネル内で生じ、細胞精密濾過性能を向上させる。高粒子体積分率は、１０^７粒子／ミリリットル（細胞／ｍＬ）を超える粒子体積分率を意味する。本実施形態による精密濾過デバイスを利用する細胞精密濾過用途により、濾過効率が大幅に改善されている。

本発明の前述の詳細な説明において例示的実施形態を提示してきたが、多数の変形形態が存在することを理解されたい。例示的実施形態は、例にすぎず、本発明の範囲、適用性、動作又は構成を限定することを決して意図するものではないことをさらに理解されたい。むしろ、前述の詳細な説明は、本発明の例示的実施形態を実施するための便利なロードマップを当業者に提供する。添付の特許請求の範囲に記載の本発明の範囲から逸脱することなく、例示的実施形態で述べるステップの機能及び構成並びに操作方法に対する様々な変更形態がなされ得ることを理解されたい。

Claims (19)

1. 精密濾過のための装置であって、
   それぞれが、複数の螺旋部を含み、かつ矩形である、螺旋状矩形マイクロ流体チャネルを含む、複数の慣性マイクロ流体デバイスを含み、
   前記複数の慣性マイクロ流体デバイスは、少なくとも２つの慣性マイクロ流体デバイスの１つ又は複数のグループを含み、
   各グループは、
   第１の慣性マイクロ流体デバイスであって、粒子の高体積分率を有する流体が前記第１の慣性マイクロ流体デバイスに入ると、粒子の精密濾過のために外壁集束を利用するように構成され、前記第１の慣性マイクロ流体デバイスが、１つの入口を２つの出口に接続する第１の螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの第１の所定数の螺旋部を有する、第１の慣性マイクロ流体デバイスと、
   第２の慣性マイクロ流体デバイスであって、粒子の精密濾過のために内壁集束を利用するように構成され、１つの入口を２つの出口に接続する第２の螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの第２の所定数の螺旋部を有し、前記第２の螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの前記２つの出口は、内壁集束出口及び外壁集束出口を備える、第２の慣性マイクロ流体デバイスとを備え、
   前記第１の慣性マイクロ流体デバイスの前記入口は、粒子を有する未濾過の培地の入力を受け取るように構成されており、
   前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記入口は、前記第１の慣性マイクロ流体デバイスの前記内壁集束出口から濾過された培地の入力を受け取るように構成されており、
   前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記外壁集束出口からの前記濾過された培地の出力は、前記慣性マイクロ流体デバイスのグループからの出力として提供される、装置。
2. 前記第１の慣性マイクロ流体デバイスの前記２つの出口のうちの第１の出口は、外壁集束出口であり、
   前記２つの出口のうちの、内壁集束出口である、第２の出口の幅より大きい幅を有する、請求項１に記載の装置。
3. 前記第１の慣性マイクロ流体デバイスの前記第２の出口は、前記第１の螺旋状矩形マイクロチャネルの幅の１０分の１から前記第１の螺旋状矩形マイクロチャネルの幅の２分の１の幅を有する、請求項２に記載の装置。
4. 前記第１の慣性マイクロ流体デバイスの前記第１の出口の幅は、前記第１の慣性マイクロ流体デバイスの螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの幅の３分の２であり、
   前記第１の慣性マイクロ流体デバイスの前記第２の出口の幅は、前記第１の螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの幅の３分の１である、請求項２に記載の装置。
5. 前記第１の慣性マイクロ流体デバイスの前記第２の出口の幅は、前記第１の螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの幅の３分の１である、請求項３に記載の装置。
6. 前記第１の慣性マイクロ流体デバイスの前記第２の出口の幅は、前記第１の螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの幅の１０分の１である、請求項３に記載の装置。
7. 前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記内壁集束出口の幅は、前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの幅の３分の２であり、
   前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記外壁集束出口の幅は、前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの幅の３分の１である、請求項１～６のいずれか一項に記載の装置。
8. 前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記外壁集束出口の幅は、前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの幅の２分の１である、請求項１～６のいずれか一項に記載の装置。
9. 前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記外壁集束出口の幅は、前記第２の慣性マイクロ流体デバイスの前記螺旋状矩形マイクロ流体チャネルの幅の１０分の１である、請求項１～６のいずれか一項に記載の装置。
10. 前記流体の高体積分率精密濾過は、所定の流量での前記高体積分率精密濾過を含む、
    請求項１～６のいずれか一項に記載の装置。
11. 前記所定の流量は、４分の１ミリリットル／分を超える、
    請求項１０に記載の装置。
12. 前記培地の高体積分率精密濾過は、１パーセント（１％）を超える体積分率での前記培地の高体積分率精密濾過を含む、
    請求項１～６のいずれか一項に記載の装置。
13. 前記培地の前記高体積分率精密濾過は、１．７％を超える体積分率での前記培地の高体積分率精密濾過を含む、
    請求項１２に記載の装置。
14. 前記培地の前記高体積分率精密濾過は、５パーセント（５％）を超える体積分率での前記培地の高体積分率精密濾過を含む、
    請求項１３に記載の装置。
15. 予備希釈なしの高ヘマトクリットでの血液成分を分離するためのマイクロ流体力学的現象を使用する連続的なアフェレシスデバイスを含む、請求項１～６のいずれか一項に記載の装置。
16. 小容量血液遠心分離機を含む、請求項１～６のいずれか一項に記載の装置。
17. 連続灌流濾過を提供するための灌流マイクロバイオリアクタを含む、請求項１～６のいずれか一項に記載の装置。
18. 灌流のための粒子を含む培地の入力を受け取るように構成されたバイオリアクタと、
    請求項１～１７のいずれか一項に記載の装置とを含む、小規模灌流フィルタであって、
    前記バイオリアクタは、１つまたは複数の慣性マイクロ流体デバイスに粒子を含む未濾過の培地の入力を提供するために、前記１つまたは複数の慣性マイクロ流体デバイスに結合され、前記粒子を含む未濾過の培地の入力は、前記バイオリアクタの灌流出力であり、
    前記バイオリアクタは、粒子の１パーセント（１％）を超える体積分率を有する培地を前記第１の慣性マイクロ流体デバイスに供給し、それにより、前記第１の慣性マイクロ流体デバイスが前記バイオリアクタの前記灌流出力を、外壁集束によって、濾過して、前記培地の収穫出力を提供する、小規模灌流フィルタ。
19. 前記１つ又は複数の慣性マイクロ流体デバイスは、前記培地の収穫出力を、前記バイオリアクタにフィードバックするために前記バイオリアクタにさらに結合されている、請求項１８に記載の小規模灌流フィルタ。