WO2015019521A1 - マイクロ流体デバイス - Google Patents

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WO2015019521A1
WO2015019521A1 PCT/JP2014/001335 JP2014001335W WO2015019521A1 WO 2015019521 A1 WO2015019521 A1 WO 2015019521A1 JP 2014001335 W JP2014001335 W JP 2014001335W WO 2015019521 A1 WO2015019521 A1 WO 2015019521A1
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flow path
temperature
microfluidic device
reaction solution
area
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PCT/JP2014/001335
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宏明 橘
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パナソニックＩｐマネジメント株式会社
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    • B01L3/5027—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip
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    • B01L2400/084—Passive control of flow resistance
    • B01L2400/086—Passive control of flow resistance using baffles or other fixed flow obstructions

Definitions

  • the present invention relates to microfluidic devices.
  • the microfluidic device is a device capable of reacting a reaction solution containing a very small amount of sample or reagent, and includes a microreaction device (microreactor), an integrated DNA device, a microelectrophoresis device, and the like.
  • the microfluidic device is used in a reaction device that imparts a desired temperature change to a reaction solution. By using the microfluidic device, the temperature change given to the reaction solution can be made faster.
  • nucleic acid amplification device that amplifies a target nucleic acid by repeatedly applying a temperature change, but by using a microfluidic device as the nucleic acid amplification device, the target nucleic acid can be amplified at high speed.
  • Patent Document 1 and Non-Patent Document 1 disclose a configuration in which a device is divided into a plurality of different temperature regions, and a serpentine flow path is provided so that the reaction solution repeatedly passes through each temperature region. It is done.
  • the desired temperature change can be rapidly given to the reaction solution only by advancing the reaction solution into the serpentine flow path.
  • nucleic acid amplification can be performed at high speed when a solution containing nucleic acid is used as a reaction solution.
  • the present invention has been made to solve such problems, and it is an object of the present invention to provide a microfluidic device capable of suppressing a decrease in reaction efficiency of a reaction solution.
  • one aspect of the microfluidic device is a microfluidic device including a flow path through which a reaction solution flows, wherein the flow path is set to a predetermined different temperature.
  • a cross-sectional area of the flow passage in an intermediate area between the first temperature area and the second temperature area is configured to pass through the temperature area and the second temperature area, and the first temperature area and the second temperature area It is characterized by being smaller than the cross-sectional area of the flow passage in the second temperature range.
  • the flow path is a meandering flow path configured to alternately and repeatedly pass the first temperature area and the second temperature area. Good.
  • the reaction solution contains a target nucleic acid
  • the reaction solution passes through the meandering channel to cause the target nucleic acid to undergo polymerase chain reaction. It may be nucleic acid amplification.
  • the reaction solution contains bacteria or a virus as a substance to be measured
  • the microfluidic device relates to the substance to be measured contained in the reaction solution. It may be detected.
  • the width of the flow path in the intermediate region may be smaller than the width of the flow path in the first temperature region and the second temperature region.
  • the cross-sectional area of the flow channel may be adjusted by a pillar provided in the flow channel.
  • the flow path is configured to pass through a reaction unit in which the first temperature area and the second temperature area exist, and the flow path is The cross-sectional area of the reaction part as a whole may decrease monotonously or decrease stepwise.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a schematic configuration of a microfluidic device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of a microfluidic device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a plan view of a microfluidic device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view of a microfluidic device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a temperature cycle in the microfluidic device according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 6A is an enlarged plan view of an essential part of a flow path in a microfluidic device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 6B is a cross-sectional view of a flow path in a microfluidic device according to an embodiment of the present invention taken along line X-X 'of FIG. 6A.
  • FIG. 7 is a diagram showing characteristics of the flow path in the microfluidic device according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 8A is an enlarged plan view of an essential part of a flow passage in a microfluidic device according to a first modification of the present invention.
  • FIG. 8B is a cross-sectional view of the flow path in the microfluidic device according to Variation 1 of the present invention taken along line X-X ′ of FIG. 8A.
  • FIG. 9A is an enlarged plan view of an essential part of a flow path in a microfluidic device according to a second modification of the present invention.
  • FIG. 9B is a cross-sectional view of the flow path in the microfluidic device according to Variation 2 of the present invention taken along line X-X ′ of FIG. 9A.
  • FIG. 10 is an enlarged plan view showing the flow path of the microfluidic device according to the third modification of the present invention.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a schematic configuration of a microfluidic device according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of the same microfluidic device
  • FIG. 3 is a plan view of the same microfluidic device
  • FIG. 4 is a cross-sectional view of the same microfluidic device.
  • the microfluidic device 1 is a device (microchip) including a flow channel 100 through which a reaction solution flows, and the flow channel 100 is set to a predetermined different temperature. It is configured to pass through the set first temperature range and the set second temperature range. And although the details will be described later, the cross-sectional area of the flow passage 100 in the intermediate region between the first temperature region and the second temperature region is more than the cross-sectional area of the flow passage 100 in the first temperature region and the second temperature region. It is getting smaller.
  • the flow path 100 is a reaction flow path in which a reaction solution flows in one way, and is provided so as to pass at least the reaction unit 110.
  • the reaction unit 110 is an area for reacting a reaction solution.
  • the reaction solution is a solution containing a target nucleic acid to be a sample, and specifically, is an aqueous solution containing the target nucleic acid and a reaction reagent for amplifying the target nucleic acid. Therefore, the reaction unit 110 in the present embodiment is a nucleic acid amplification reaction unit, and in the reaction unit 110, the target nucleic acid contained in the reaction solution is amplified.
  • the reaction solution may contain some alcohol or surfactant.
  • the microfluidic device 1 in the present embodiment is used as a nucleic acid amplification device for amplifying a target nucleic acid to be a sample.
  • the PCR method is a technique for amplifying target DNA by temperature cycling.
  • the reaction solution contains a PCR primer, a polymerase enzyme, a buffer and the like in addition to the target DNA.
  • target DNA can be amplified.
  • the amount of amplification of the amplified DNA can be detected by a reaction detection mechanism.
  • the microfluidic device 1 as a nucleic acid amplification device includes an introduction portion (inlet) 120 into which a reaction solution containing a target nucleic acid is introduced, and a reaction portion for amplifying the target nucleic acid contained in the reaction solution introduced into the introduction portion 120.
  • a discharge unit (drain) 130 for discharging the reaction solution containing the target nucleic acid amplified by the reaction unit 110 and a heater unit 140 for heating the reaction solution containing the target nucleic acid are provided.
  • the microfluidic device 1 is configured of a first substrate 10, a second substrate 20, and a heater unit 140.
  • the heater unit 140 further includes a first heater block 141 and a second heater block 142 having different set temperatures.
  • the external shape of the microfluidic device 1 in the present embodiment is, for example, a substantially rectangular shape having a vertical length of 40 mm and a horizontal length of 20 mm.
  • the first substrate 10 includes a first recess 11 which forms a part of the introduction portion 120, a second recess 12 which forms a part of the discharge portion 130, and a groove which forms the flow passage 100. And 13.
  • a silicon substrate can be used as the first substrate 10.
  • the groove portion 13 (flow path 100) is formed to connect the first recess 11 and the second recess 12.
  • the reaction solution flows through the groove 13 (flow path 100). Specifically, when the reaction solution is introduced into the first concave portion 11 (introduction portion 120), the reaction solution travels in the groove portion 13 (flow path 100) toward the second concave portion 12 (discharge portion 130). Do.
  • the flow path 100 is a meandering flow path formed so as to meander, and includes a first heater block 141 (first temperature range) and a second heater block 142 (second temperature range). It is configured to pass alternately repeatedly.
  • the flow path 100 in the reaction unit 110 is formed to be continuously folded back (reciprocate) while bending the linear flow path at predetermined intervals.
  • the number of turns of the flow path 100 in the reaction unit 110 is, for example, about 20 to 70 cycles.
  • the length of the flow path 100 (main flow path 100a) per cycle can be 32 mm.
  • the flow path 100 in the present embodiment has a plurality of linear main flow paths 100 a of a predetermined length, and a sub flow path 100 b connecting the end portions of the main flow paths 100 a of each row facing each other.
  • the main flow passage 100 a and the sub flow passage 100 b are provided in the reaction unit 110.
  • the main flow passage 100 a is provided substantially orthogonal to the longitudinal direction of the first heater block 141 and the second heater block 142 so as to straddle the first heater block 141 and the second heater block 142.
  • the sub flow passage 100 b is provided to be substantially parallel to the longitudinal direction of the first heater block 141 and the second heater block 142.
  • Flow path 100 further includes an introduction flow path 100c, which is a flow path for introducing a reaction solution from introduction portion 120 to reaction portion 110, and a discharge flow for introducing reaction solution from reaction portion 110 to discharge portion 130. And a path 100d.
  • the start end of the introduction channel 100c is an inlet for the entire channel 100, and the end of the introduction channel 100c is an inlet for the channel 100 in the reaction section. Further, the start end of the discharge flow channel 100d is an outlet of the flow channel 100 in the reaction unit, and the end of the discharge flow channel 100d is an outlet of the flow channel 100 as a whole.
  • a silicon oxide film is formed on the inner surface of the groove portion 13 constituting the flow path 100.
  • the wall surface of the flow path 100 (the groove 13) can be made hydrophilic.
  • a silicon oxide film is formed on all of the main flow path 100a, the sub flow path 100b, the introduction flow path 100c, and the discharge flow path 100d.
  • the flow channel 100 configured in this way is a microchannel, and for example, the cross-sectional shape is a rectangular shape.
  • the channel width (groove width) of the groove 13 constituting the flow channel 100 is, for example, 50 ⁇ m, and the depth of the groove 13 is 50 ⁇ m.
  • the cross-sectional shape of the groove part 13 can be made into not only a rectangle but a semicircle or an inverted triangle.
  • the first recess 11 and the second recess 12 can be, for example, recesses having a circular opening.
  • the material of the first substrate 10 is not limited to silicon, and may be resin or glass.
  • the second substrate 20 is a lid that covers the first substrate 10 and is disposed on the first substrate 10.
  • a glass substrate can be used as the second substrate 20.
  • the second substrate 20 is provided with a first through hole 21 penetrating the second substrate 20 as a part of the introduction portion 120.
  • a second through hole 22 penetrating the second substrate 20 is provided in the second substrate 20 as a part of the discharge unit 130.
  • the first through holes 21 and the second through holes 22 are, for example, through holes having a circular opening.
  • the channel 100 has a configuration in which the entire circumference of the wall surface in the cross section perpendicular to the liquid transfer direction (advancing direction) of the reaction solution is closed, and is connected to the external space only in the introducing unit 120 and the discharging unit 130 Become.
  • the entire direction of the flow path 100 it is possible to suppress the volatilization of the reaction solution in the liquid delivery.
  • the material of the second substrate 20 is not limited to glass, and may be resin or silicon.
  • the heater unit 140 is disposed at least in the reaction unit 110, and the reaction solution fed to the flow path 100 of the reaction unit 110 is given a predetermined temperature by the heater unit 140. Ru.
  • a first heater block 141 and a second heater block 142 set to predetermined different temperatures are arranged in the reaction unit 110. That is, in the reaction unit 110, there are two temperature regions set to predetermined different temperatures by the two heater blocks of the first heater block 141 and the second heater block 142.
  • the first heater block 141 and the second heater block 142 are heaters using a metal block made of, for example, a rectangular parallelepiped metal such as aluminum or stainless steel.
  • a metal thin film heater or the like in which a metal thin film is formed on a glass substrate by printing or the like can be used.
  • the region where the first heater block 141 set to the first temperature is disposed is a first temperature region.
  • positioned is a 2nd temperature area which is a temperature area different from a 1st temperature area.
  • the temperature of the first heater block 141 is set to be higher than the temperature of the second heater block 142. That is, the area where the first heater block 141 is disposed is a high temperature area, and the area where the second heater block 142 is disposed is a low temperature area.
  • the temperature of the first heater block 141 which is a high temperature region is 90 ° C. to 98 ° C. which is a temperature at which the reaction solution does not evaporate, and in this embodiment, it is about 95 ° C. which is a denaturation reaction temperature of the nucleic acid amplification reaction.
  • the temperature of the second heater block 142 which is a low temperature region, is, for example, 50.degree. C. to 75.degree. C., and in this embodiment, it is about 60.degree.
  • the heater unit 140 is connected to the temperature control unit 210.
  • each temperature of the first heater block 141 and the second heater block 142 can be controlled by the temperature control unit 210.
  • the first heater block 141 and the second heater block 142 are arranged with a predetermined gap.
  • the first substrate 10 is disposed on the first heater block 141 and the second heater block 142. Specifically, the first substrate 10 is mounted on the heater unit 140 such that the main flow passage 100 a in the flow passage 100 straddles the first heater block 141 and the second heater block 142.
  • the flow passage 100 is configured to reciprocate two temperature regions in a plurality of cycles.
  • the reaction solution 300 when the reaction solution 300 is introduced from the introduction unit 120, the reaction solution 300 has two temperature regions (the first heater block 141 and the second heater block 142) in the reaction unit 110. Are alternately sent repeatedly to the discharge unit 130. That is, a heat cycle can be applied to the reaction solution 300 flowing through the flow path 100.
  • the reaction solution 300 is injected into the introduction unit 120 using a pipette.
  • a solution in which a reaction solution containing a target nucleic acid and a reaction reagent are mixed in advance is introduced as a reaction solution into the introduction unit 120 of the microfluidic device 1.
  • the reaction solution 300 introduced into the introduction unit 120 is sent from the introduction unit 120 to the reaction unit 110 through the flow path 100 (introduction passage 100 c).
  • the reaction solution that has reached the reaction unit 110 passes through the main flow passage 100 a and the sub flow passage 100 b so as to repeatedly reciprocate the first heater block 141 and the second heater block 142. That is, since the reaction solution is transported while reciprocating between the high temperature region (first heater block 141) and the low temperature region (second heater block 142) of the heater unit 140, heating and cooling are alternately repeated. become. Thus, the target nucleic acid contained in the reaction solution is amplified by repeating the denaturation reaction in the high temperature region and the annealing and extension reaction in the low temperature region. As described above, since the temperature of the reaction solution can be raised and lowered while being fed, very high-speed flow PCR can be realized. Therefore, the target nucleic acid contained in the reaction solution can be rapidly amplified.
  • the reaction solution is sent from the reaction unit 110 to the discharge unit 130 through the discharge flow path 100 d.
  • the introduction of the solution containing the target nucleic acid (the reaction solution in this embodiment) into the introduction unit 120 is stopped.
  • the flow path 100 is filled with the reaction solution.
  • the reaction solution that has reached the discharge unit 130 is discharged from the discharge unit 130 as needed.
  • the reaction solution travels in the flow path 100.
  • the channel 100 has a wall surface of a hydrophilic surface whose contact angle ⁇ is an acute angle, as a capillary force carrying mechanism for feeding the reaction solution by capillary force (capillary force).
  • silicon oxide films are formed on the three wall surfaces at the bottom and both sides of the groove 13 in a cross section perpendicular to the flow direction of the reaction solution 300. By forming the silicon oxide film, the surface of the groove 13 can be hydrophilized, and the inner wall surface of the flow path 100 can be made hydrophilic.
  • reaction solution travels in the flow path 100 by the capillary force generated at the gas-liquid interface, and thus, the reaction solution automatically advances in the flow path 100. That is, while the reaction solution is sent into the flow path 100 by automatic conveyance, a periodic temperature change is given in the reaction unit 110.
  • the wall surface of the flow path 100 may be a hydrophilic surface
  • the surface of the groove 13 of the first substrate 10 but also the surface (inner surface) of the second substrate 20 may be hydrophilic. The larger the proportion of the hydrophilic surface of the wall in the cross section of the flow channel 100, the greater the capillary force on the reaction solution can be.
  • FIG. 6A is an enlarged plan view of a main part of a flow path in a microfluidic device according to an embodiment of the present invention, and is an enlarged view of a portion P surrounded by a solid line in FIG. 6B is a cross-sectional view of the flow path in the microfluidic device according to the embodiment of the present invention taken along line XX ′ of FIG. 6A.
  • FIG. 7 is a diagram showing characteristics of the flow path in the microfluidic device according to the embodiment of the present invention.
  • the flow path 100 (main flow path 100a) is disconnected in an intermediate area A3 between the first temperature area A1 and the second temperature area A2.
  • the area is smaller than the cross-sectional area of the flow path 100 (main flow path 100a) in the first temperature area A1 and the second temperature area A2.
  • the width W 3 of the channel 100 in the intermediate area A3 is smaller than the width W 2 of the channel 100 in the width W 1 and the second temperature region A2 of the channel 100 in the first temperature region A1 (W 3 ⁇ W 1 , W 2 ). That is, the flow path 100 (main flow path 100a) has a constricted structure in the intermediate region A3.
  • the first temperature area A1 is an area where the first heater block 141 is disposed. Therefore, the temperature of the first temperature region A1 is the temperature set by the first heater block 141.
  • the second temperature area A2 is an area where the second heater block 142 is disposed. Therefore, the temperature of the second temperature region A2 is the temperature set by the second heater block 142.
  • the middle area A3 is an area between the first heater block 141 and the second heater block 142. That is, the intermediate area A3 is an area where neither the first heater block 141 nor the second heater block 142 is present.
  • the temperature of the intermediate region A3 is an intermediate temperature between the temperature set by the first heater block 141 and the temperature set by the second heater block 142. That is, the middle area A3 is a middle temperature area.
  • the first temperature region A1 and the second temperature region A2 are regions that contribute to the reaction of the reaction solution introduced into the microfluidic device 1.
  • the temperature cycle is applied to the nucleic acid by the first temperature region A1 and the second temperature region A2.
  • intermediate region A3 is a region which does not contribute to the reaction of the reaction solution.
  • the flow path 100 configured in this way has characteristics as shown in FIG. In FIG. 7, the flow rates of the reaction solution 300 in the first temperature range A1, the second temperature range A2, and the middle range A3 are v 1 , v 2 and v 3 respectively, and the first temperature range A 1, the second temperature range
  • the cross-sectional areas of the flow path 100 in A2 and the intermediate region A3 are respectively S 1 , S 2 and S 3 .
  • S 1 / S 3 (S 2 / S 3 ) and v 3 / v 1 (v 3 / v 2 ) have positive correlation with direct proportion.
  • S 1 / S 3 (S 2 / S 3 ) v 3 / v 1 (v 3 / v 2 ).
  • the cross-sectional area S 1 of the flow path 100 in the first temperature region A1 is twice the cross-sectional area S 3 of the channel 100 in the intermediate region A3, the speed v 1 of the reaction solution 300 in the first temperature region A1 is a half the velocity v 3 of the reaction solution 300 in the intermediate area A3.
  • the cross-sectional area of the flow passage 100 in the intermediate region A3 is smaller than the cross-sectional area of the flow passage 100 in the first temperature region A1 and the second temperature region A2. .
  • the reaction solution 300 flows from the upstream to the downstream in the flow path 100 (main flow path 100a), the time for which the reaction solution 300 is present in the intermediate region A3 can be shortened. As a result, even when the unnecessary intermediate region A3 is present, the possibility of the reaction solution 300 inducing a nonspecific reaction in the intermediate region A3 can be suppressed. Therefore, the decrease in reaction efficiency due to nonspecific reaction can be suppressed.
  • a solution containing a target nucleic acid is used as a reaction solution, and the flow path 100 is configured to alternately and repeatedly pass the first temperature range A1 and the second temperature range A2. . Therefore, since the fall of the amplification efficiency of the nucleic acid amplification by a nonspecific reaction can be suppressed, highly efficient flow PCR is realizable. That is, highly efficient nucleic acid amplification can be realized.
  • the depth of the flow path 100 in the first temperature area A1, the second temperature area A2, and the middle area A3 is made constant along the liquid feeding direction, and the width of the flow path 100 is adjusted.
  • the cross-sectional area of the flow path 100 in the intermediate region A3 is smaller than that of the other portions.
  • the flow channel 100 can be easily manufactured by etching or the like.
  • the depth of the flow path 100 constant, it is possible to keep the optical path length of the measurement light constant when scanning the laser light from above the flow path 100 and performing optical measurement. Thereby, measurement accuracy can be improved. For example, the amplification amount of nucleic acid can be accurately calculated.
  • FIG. 8A is an enlarged plan view of an essential part of a flow path in a microfluidic device according to Modification 1 of the present invention
  • FIG. 8B is a microfluidic according to Modification 1 of the present invention taken along line XX ′ of FIG. 8A. It is sectional drawing of the flow path in a device.
  • the cross-sectional area of the flow path 100 (main flow path 100a) in the intermediate area A3 is the first temperature area A1 and the second temperature area A2.
  • the microfluidic device according to the present modification is different from the microfluidic device 1 according to the above embodiment in that the cross sectional area of the channel 100 is adjusted by the width of the channel 100 in the above embodiment.
  • the cross-sectional area of the flow path 100 is adjusted by the depth of the flow path 100.
  • the depth D 3 of the channel 100 in the intermediate area A3 is a flow path 100 at the depth D 1 and the second temperature region A2 of the channel 100 in the first temperature region A1
  • the depth is shallower than the depth D 2 of (D 3 ⁇ D 1 , D 2 ).
  • the cross-sectional area of the flow path 100 in the intermediate area A3 flows in the first temperature area A1 and the second temperature area A2. It is smaller than the cross-sectional area of the channel 100.
  • FIG. 9A is an enlarged plan view of an essential part of a flow path in a microfluidic device according to a second modification of the present invention
  • FIG. 9B is a microfluidic according to the second modification of the present invention along line XX ′ in FIG. 9A. It is sectional drawing of the flow path in a device.
  • the cross-sectional area of the flow path 100 (main flow path 100a) in the intermediate area A3 is the first temperature area A1 and the second temperature area A2.
  • the microfluidic device according to the present modification is different from the microfluidic device 1 according to the above embodiment in that the cross sectional area of the channel 100 is adjusted by the width of the channel 100 in the above embodiment.
  • the cross-sectional area of the flow path 100 is adjusted by the pillars 160.
  • a plurality of cylindrical pillars 160 are set in the flow path 100 of the intermediate region A3.
  • the cross-sectional area of the flow path 100 of the intermediate area A3 can be made smaller than the first temperature area A1 and the second temperature area A2 by an amount corresponding to the presence of the pillars 160.
  • region A2, and intermediate area A3 is constant along the liquid feeding direction.
  • the cross-sectional area of the flow path 100 in the intermediate area A3 flows in the first temperature area A1 and the second temperature area A2. It is smaller than the cross-sectional area of the channel 100.
  • the diffusivity of the sample and the reagent in the reaction solution 300 can be improved.
  • FIG. 10 is an enlarged plan view showing the flow path of the microfluidic device according to the third modification of the present invention.
  • the flow path 100 in the reaction unit 110 includes a region in which the cross-sectional area decreases along the liquid feeding direction. Specifically, as shown in FIG. 10, the cross-sectional area of the flow path 100 in the reaction unit 110 is reduced stepwise. In FIG. 10, the widths of the plurality of linear main flow paths 100 a in the flow path 100 are narrowed for each line along the flow direction of the reaction solution 300. The width and depth of the main flow passage 100a in each line are constant.
  • the flow path 100 can be easily manufactured collectively by etching etc., and laser light is scanned from above the flow path 100 to perform optical measurement. Since the optical path length of the measurement light can be kept constant at the time, the measurement accuracy can be improved.
  • the cross-sectional area of the flow path 100 in the reaction unit 110 may be monotonically decreased.
  • the flow channel 100 has a tapered structure in which the depth is constant along the liquid feeding direction and the width gradually decreases.
  • the pressure drop and the capillary force can be changed continuously, so that the feeding speed of the reaction solution can be kept more constant. Therefore, the reaction efficiency of the reaction solution can be further improved.
  • the flow channel 100 in the reaction unit 110 is a serpentine flow channel, and the flow PCR is repeatedly applied to the reaction solution containing the target nucleic acid. It is good also as PCR which gives a reaction solution temperature change repeatedly. However, PCR can be efficiently performed if the flow is used as in the above embodiment.
  • the flow path 100 is a meandering flow path in the above embodiment and modification, the present invention is not limited to this.
  • a plurality of high temperature regions (95.degree. C.) and a plurality of low temperature regions (60.degree. C.) are alternately arranged in a line, and a substrate on which a linear flow path is formed is arranged.
  • the passages may be arranged to pass alternately between the hot zone and the cold zone.
  • the heater part 140 was made into two temperature area
  • the flow path may be configured so that the reaction solution periodically passes through different temperature regions.
  • the setting of each temperature of the plurality of temperature regions is performed by the heater block, but the temperature may be set using another temperature control member such as a Peltier element.
  • reaction solution sent the flow path 100 by capillary force it does not restrict to this.
  • a reaction pump may be fed by connecting a syringe pump to the flow path 100.
  • the reaction solution can be sent at low cost and easily.
  • the microfluidic device in the said embodiment and modification is measured. It may be applied to a sensor device for detecting a substance.
  • a microfluidic device can be applied to a sensor device for performing an immunochromatography method.
  • the reaction solution introduced into the microfluidic device contains bacteria or a virus as a substance to be measured, and the microfluidic device detects the substance to be measured contained in the reaction solution.
  • Bacteria and viruses each have distinctive DNA. Therefore, by designing a primer targeting the characteristic DNA, the microfluidic device can be used as a sensor for detecting the type or amount of bacteria or virus.
  • the antigen in the introduced reaction solution travels in the flow channel 100 while forming an immune complex with the antibody, and the immune complex is trapped on the capture antibody prepared in the flow channel 100 in advance. Thereby, the antigen in the reaction solution can be detected.

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Abstract

　反応溶液が流れる流路（１００）を備えるマイクロ流体デバイス（１）であって、流路（１００）は、所定の異なる温度に設定された第１温度領域Ａ１と第２温度領域Ａ２とを通過するように構成されており、第１温度領域Ａ１と第２温度領域Ａ２との間の中間領域Ａ３における流路（１００）の断面積は、第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２における流路（１００）の断面積よりも小さい。

Description

マイクロ流体デバイス
　本発明は、マイクロ流体デバイスに関する。
　マイクロ流体デバイスは、極めて少量の試料や試薬を含む反応溶液を反応させることが可能なデバイスであり、微小反応デバイス（マイクロリアクタ）や集積型ＤＮＡデバイス、微小電気泳動デバイス等がある。
　マイクロ流体デバイスは、反応溶液に所望の温度変化を与える反応デバイスに用いられる。マイクロ流体デバイスを用いることによって、反応溶液に与える温度変化を高速にすることができる。
　従来より、温度変化を繰り返し与えることで標的核酸を増幅させる核酸増幅デバイスがあるが、核酸増幅デバイスとしてマイクロ流体デバイスを用いることにより、標的核酸を高速に増幅させることができる。
　例えば、特許文献１及び非特許文献１には、デバイスを複数の異なる温度領域に分割しておき、反応溶液が各温度領域を繰り返して通過するように蛇行した蛇行流路を設けた構成が開示されている。
　この構成により、反応溶液を蛇行流路中に進行させるだけで反応溶液に所望の温度変化を高速に与えることができる。これにより、反応溶液として核酸を含む溶液を用いた場合に、高速に核酸増幅を行うことができる。
特開２００２－１８２７１号公報
Ｓｃｉｅｎｃｅ，ｖｏｌ．２８２，ｐｐ．４８４（１９９８）
　しかしながら、上記従来のマイクロ流体デバイスでは、複数の温度領域の各領域は分離して存在するので、一方の温度領域と他方の温度領域との間には反応溶液の反応には寄与しない中間領域が存在する。中間領域が存在すると、反応溶液が非特異反応を誘発して、反応溶液の反応効率を低下するおそれがある。
　本発明は、このような課題を解決するためになされたものであり、反応溶液の反応効率の低下を抑制できるマイクロ流体デバイスを提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様は、反応溶液が流れる流路を備えるマイクロ流体デバイスであって、前記流路は、所定の異なる温度に設定された第１温度領域と第２温度領域とを通過するように構成されており、前記第１温度領域と前記第２温度領域との間の中間領域における前記流路の断面積は、前記第１温度領域及び前記第２温度領域における前記流路の断面積よりも小さいことを特徴とする。
　また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記流路は、前記第１温度領域と前記第２温度領域とを交互に繰り返して通過するように構成された蛇行流路であってもよい。
　また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記反応溶液には、標的核酸が含まれており、前記反応溶液が前記蛇行流路を通過することによって、前記標的核酸がポリメラーゼ連鎖反応により核酸増幅してもよい。
　また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記反応溶液には、被測定物質として細菌又はウイルスが含まれており、当該マイクロ流体デバイスは、前記反応溶液に含まれる前記被測定物質を検出してもよい。
　また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記中間領域における前記流路の幅は、前記第１温度領域及び前記第２温度領域における前記流路の幅よりも小さくてもよい。
　また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記流路の前記断面積は、前記流路内に設けられたピラーにより調整されていてもよい。
　また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記流路は、前記第１温度領域及び前記第２温度領域が存在する反応部を通過するように構成されており、前記流路は、前記反応部全体として断面積が単調に減少している又は段階的に減少していてもよい。
　本発明によれば、反応溶液の反応効率の低下を抑制できる。
図１は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの概略構成を示す斜視図である。 図２は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの分解斜視図である。 図３は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの平面図である。 図４は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの断面図である。 図５は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける温度サイクルを説明するための図である。 図６Ａは、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図である。 図６Ｂは、図６ＡのＸ－Ｘ’線における本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。 図７は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の特性を示す図である。 図８Ａは、本発明の変形例１に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図である。 図８Ｂは、図８ＡのＸ－Ｘ’線における本発明の変形例１に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。 図９Ａは、本発明の変形例２に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図である。 図９Ｂは、図９ＡのＸ－Ｘ’線における本発明の変形例２に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。 図１０は、本発明の変形例３に係るマイクロ流体デバイスの流路を示す拡大平面図である。
　以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。なお、以下に説明する実施の形態は、いずれも本発明の好ましい一具体例を示すものである。したがって、以下の実施の形態で示される、数値、形状、材料、構成要素、構成要素の配置位置及び接続形態、並びに、ステップ及びステップの順序などは、一例であって本発明を限定する主旨ではない。よって、以下の実施の形態における構成要素のうち、本発明の最上位概念を示す独立請求項に記載されていない構成要素については、任意の構成要素として説明される。
　なお、各図は、模式図であり、必ずしも厳密に図示されたものではない。また、各図において、実質的に同一の構成に対しては同一の符号を付しており、重複する説明は省略又は簡略化する。
　（実施の形態）
　本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイス１の構成について、図１～図４を用いて説明する。図１は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの概略構成を示す斜視図であり、図２は、同マイクロ流体デバイスの分解斜視図であり、図３は、同マイクロ流体デバイスの平面図であり、図４は、同マイクロ流体デバイスの断面図である。
　図１～図４に示すように、本実施の形態に係るマイクロ流体デバイス１は、反応溶液が流れる流路１００を備えるデバイス（マイクロチップ）であって、流路１００は、所定の異なる温度に設定された第１温度領域と第２温度領域とを通過するように構成されている。そして、詳細は後述するが、第１温度領域と第２温度領域との間の中間領域における流路１００の断面積は、第１温度領域及び第２温度領域における流路１００の断面積よりも小さくなっている。
　流路１００は、反応溶液が一方通行的に流れる反応流路であって、少なくとも反応部１１０を通るように設けられている。反応部１１０は、反応溶液を反応させるための領域である。本実施の形態において、反応溶液は、試料となる標的核酸を含む溶液であり、具体的には、標的核酸と標的核酸を増幅させるための反応試薬とを含む水溶液である。したがって、本実施の形態における反応部１１０は核酸増幅反応部であり、反応部１１０では、反応溶液に含まれる標的核酸が増幅する。なお、反応溶液には、ある種のアルコールや界面活性剤等が含まれていてもよい。
　このように、本実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１は、試料となる標的核酸を増幅させるための核酸増幅デバイスとして用いられている。以下、マイクロ流体デバイス１を用いてＰＣＲ（ポリメラーゼ連鎖反応：Ｐｏｌｙｍｅｒａｓｅ　Ｃｈａｉｎ　Ｒｅａｃｔｉｏｎ）法を実施する場合について説明する。ＰＣＲ法は、ターゲットＤＮＡを温度サイクルにより増幅させる技術である。反応溶液（反応流体）には、ターゲットＤＮＡの他に、ＰＣＲプライマやポリメラーゼ酵素、バッファー等が含まれている。このような反応溶液に温度サイクルを付与することで、ターゲットＤＮＡを増幅することができる。増幅したＤＮＡの増幅量は、反応検出機構によって検出することができる。
　核酸増幅デバイスとしてのマイクロ流体デバイス１は、標的核酸を含む反応溶液が導入される導入部（インレット）１２０と、導入部１２０に導入された反応溶液に含まれる標的核酸を増幅させるための反応部１１０と、反応部１１０で増幅された標的核酸を含む反応溶液を排出するための排出部（ドレイン）１３０と、標的核酸を含む反応溶液を加熱するためのヒータ部１４０とを備える。
　具体的には、マイクロ流体デバイス１は、第１基板１０と、第２基板２０と、ヒータ部１４０とによって構成されている。また、ヒータ部１４０は、設定温度が異なる第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とを備える。なお、本実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１の外形は、例えば縦の長さが４０ｍｍで横の長さが２０ｍｍの略矩形状である。
　以下、マイクロ流体デバイス１の各構成部材の詳細構成について、図１～図４を用いて詳述する。
　［第１基板］
　図２に示すように、第１基板１０は、導入部１２０の一部を構成する第１凹部１１と、排出部１３０の一部を構成する第２凹部１２と、流路１００を構成する溝部１３とを備える。第１基板１０としては、例えばシリコン基板を用いることができる。
　溝部１３（流路１００）は、第１凹部１１と第２凹部１２とをつなぐように形成されている。溝部１３（流路１００）には反応溶液が流れる。具体的には、第１凹部１１（導入部１２０）に反応溶液が導入されると、当該反応溶液は、第２凹部１２（排出部１３０）に向かって溝部１３（流路１００）内を進行する。
　図３に示すように、流路１００は、蛇行するように形成された蛇行流路であり、第１ヒータブロック１４１（第１温度領域）と第２ヒータブロック１４２（第２温度領域）とを交互に繰り返して通過するように構成されている。
　具体的に、反応部１１０における流路１００は、ライン状の流路を所定間隔毎に折り曲げながら連続的に折り返すように（往復するように）形成されている。反応部１１０における流路１００の折り返し回数は、例えば２０～７０サイクル程度である。なお、一例として、１サイクルあたりの流路１００（主流路１００ａ）の長さは３２ｍｍとすることができる。
　本実施の形態における流路１００は、所定長さのライン状の複数の主流路１００ａと、対向する各行の主流路１００ａの端部同士を接続する副流路１００ｂとを有する。主流路１００ａ及び副流路１００ｂは、反応部１１０に設けられる。
　主流路１００ａは、第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とを跨ぐように、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の長手方向に略直交させて設けられている。副流路１００ｂは、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の長手方向に略平行するように設けられている。
　なお、流路１００は、さらに、反応溶液を導入部１２０から反応部１１０に導くための流路である導入流路１００ｃと、反応溶液を反応部１１０から排出部１３０までに導くための排出流路１００ｄとを有する。
　導入流路１００ｃの始端は、流路１００全体としての入口であり、導入流路１００ｃの終端は、反応部における流路１００の入り口である。また、排出流路１００ｄの始端は、反応部における流路１００の出口であり、排出流路１００ｄの終端は、流路１００全体としての出口である。
　なお、本実施の形態において、流路１００を構成する溝部１３の内表面には、シリコン酸化膜が形成されている。シリコン酸化膜を形成することによって、流路１００（溝部１３）の壁面を親水化することができる。本実施の形態では、主流路１００ａ、副流路１００ｂ、導入流路１００ｃ及び排出流路１００ｄの全てにシリコン酸化膜が形成されている。
　このように構成される流路１００はマイクロ流路であり、例えば断面形状は矩形状である。この場合、流路１００を構成する溝部１３の流路幅（溝幅）は、例えば５０μｍであり、溝部１３の深さは５０μｍである。
　なお、溝部１３の断面形状は、矩形に限らず、半円形又は逆三角形とすることができる。また、第１凹部１１及び第２凹部１２は、例えば円形開口の凹部とすることができる。また、第１基板１０の材料はシリコンに限らず、樹脂又はガラスであってもよい。
　［第２基板］
　図１に示すように、第２基板２０は、第１基板１０を覆う蓋部であり、第１基板１０上に配置される。第２基板２０としては、例えばガラス基板を用いることができる。
　図２に示すように、第２基板２０には、導入部１２０の一部として、第２基板２０を貫通する第１貫通孔２１が設けられている。また、第２基板２０には、排出部１３０の一部として、第２基板２０を貫通する第２貫通孔２２が設けられている。第１貫通孔２１及び第２貫通孔２２は、例えば円形開口を有する貫通孔である。
　第１基板１０上に第２基板２０を載置することによって、溝部１３の開口部分が塞がれて全方位が密閉された流路１００が構成される。これにより、流路１００は、反応溶液の送液方向（進行方向）に垂直な断面における壁面全周が閉じられた構成となり、かつ、導入部１２０及び排出部１３０においてのみ外部空間と繋がる構成となる。このように、流路１００の全方位を閉じることによって、送液中に反応溶液が揮発することを抑制できる。
　なお、第２基板２０の材料はガラスに限らず、樹脂又はシリコンであってもよい。
　［ヒータ部］
　図１～図３に示すように、ヒータ部１４０は少なくとも反応部１１０に配置されており、反応部１１０の流路１００に送液される反応溶液は、ヒータ部１４０によって所定の温度が付与される。
　本実施の形態において、反応部１１０には、ヒータ部１４０として、所定の異なる温度に設定された第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２が配置される。つまり、反応部１１０には、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の２つのヒータブロックによって所定の異なる温度に設定された２つの温度領域が存在する。
　なお、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２は、例えば直方体のアルミニウムやステンレス等の金属からなる金属ブロックを用いたヒータである。ヒータ部１４０としては、ヒータブロック以外に、ガラス基板上に金属薄膜を印刷等により形成した金属薄膜ヒータ等を用いることもできる。
　第１温度に設定された第１ヒータブロック１４１が配置された領域は、第１温度領域である。また、第２温度に設定された第２ヒータブロック１４２が配置された領域は、第１温度領域とは異なる温度領域である第２温度領域である。
　本実施の形態では、第１ヒータブロック１４１の温度が第２ヒータブロック１４２の温度よりも高くなるように設定されている。つまり、第１ヒータブロック１４１が配置された領域は高温領域であり、第２ヒータブロック１４２が配置された領域は低温領域である。
　高温領域である第１ヒータブロック１４１の温度は、反応溶液が蒸発しない温度である９０℃～９８℃であり、本実施の形態では、核酸増幅反応の変性反応温度である約９５℃としている。一方、低温領域である第２ヒータブロック１４２の温度は、例えば５０℃～７５℃であり、本実施の形態では、アニール・伸長反応温度である約６０℃としている。
　図３に示すように、ヒータ部１４０は温度制御部２１０に接続されている。これにより、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の各温度は、温度制御部２１０によって制御することができる。
　第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とは所定の隙間をあけて並べられている。第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の上には第１基板１０が配置される。具体的には、流路１００における主流路１００ａが第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とを跨ぐようにして第１基板１０がヒータ部１４０に載置される。これにより、流路１００は、２つの温度領域を複数サイクルで往復するように構成される。
　この構成により、図５に示すように、導入部１２０から反応溶液３００を導入したときに、反応溶液３００は、反応部１１０における２つの温度領域（第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２）を交互に繰り返して通過するように排出部１３０に送液される。つまり、流路１００を流れる反応溶液３００に対してヒートサイクルを付与することができる。
　ここで、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイス１を用いた核酸増幅方法について、図１～図４を参照しながら説明する。
　まず、図４に示すように、ピペットを用いて反応溶液３００を導入部１２０に注入する。本実施の形態では、標的核酸を含む反応溶液と反応試薬とを予め混合しておいた溶液を反応溶液としてマイクロ流体デバイス１の導入部１２０に導入している。
　導入部１２０に導入された反応溶液３００は、流路１００（導入流路１００ｃ）を通って導入部１２０から反応部１１０に送液される。
　反応部１１０に到達した反応溶液は、第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とを繰り返して往復するように主流路１００ａ及び副流路１００ｂを通ることになる。つまり、反応溶液は、ヒータ部１４０の高温領域（第１ヒータブロック１４１）と低温領域（第２ヒータブロック１４２）とを往復しながら送液されるので、加熱と冷却とが交互に繰り返されることになる。これにより、反応溶液に含まれる標的核酸は、高温領域での変性反応と低温領域でのアニール・伸長反応との繰り返しにより増幅する。このように、送液しながら反応溶液を昇降温させることができるので、非常に高速なフローＰＣＲを実現することができる。したがって、反応溶液に含まれる標的核酸を高速に増幅させることができる。
　その後、反応溶液は、排出流路１００ｄを通って反応部１１０から排出部１３０へと送液される。本実施の形態では、導入部１２０に導入された反応溶液の先端が排出部１３０に到達したときに、標的核酸を含む溶液（本実施形態では反応溶液）の導入部１２０への導入を停止させており、このときに流路１００内に反応溶液が充填されることになる。なお、排出部１３０に到達した反応溶液は排出部１３０から随時排出される。
　このようにして反応溶液は流路１００内を進行する。なお、本実施の形態では、流路１００は、反応溶液を毛管力（キャピラリ力）により送液する毛管力運搬機構として、接触角θが鋭角である親水性表面の壁面を有する。具体的には、反応溶液３００の送液方向に垂直な断面における溝部１３の底部及び両側部の３つの壁面にシリコン酸化膜が形成されている。シリコン酸化膜を形成することによって溝部１３の表面を親水化することができ、流路１００の内壁面を親水性表面とすることができる。
　これにより、反応溶液は、気液界面に生じる毛管力によって流路１００内を自送液（Ｓｅｌｆ－ｐｒｏｐｅｌｌｅｄ　ｆｌｏｗ）されるので、流路１００内の自動的に進行する。つまり、反応溶液は、自動搬送によって流路１００内に送液されながら反応部１１０において周期的な温度変化が与えられる。
　なお、流路１００の壁面の一部が親水性表面であればよいが、送液方向に垂直な断面における流路１００の壁面全周が親水性表面である方がよい。この場合、第１基板１０の溝部１３の表面だけでなく、第２基板２０の表面（内面）も親水性表面にすればよい。流路１００の断面における壁面の親水性表面の割合が大きいほど、反応溶液に対する毛管力を大きくすることができる。
　［特徴構成及び作用効果］
　次に、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイス１の特徴構成及び作用効果について、図６Ａ、図６Ｂ及び図７を用いて説明する。図６Ａは、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図であり、図３における実線で囲まれる部分Ｐの拡大図である。図６Ｂは、図６ＡのＸ－Ｘ’線における本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。図７は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の特性を示す図である。
　図６Ａ及び図６Ｂに示すように、本実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１では、第１温度領域Ａ１と第２温度領域Ａ２との間の中間領域Ａ３における流路１００（主流路１００ａ）の断面積が、第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２における流路１００（主流路１００ａ）の断面積よりも小さくなっている。
　具体的には、中間領域Ａ３における流路１００の幅Ｗ３が、第１温度領域Ａ１における流路１００の幅Ｗ１及び第２温度領域Ａ２における流路１００の幅Ｗ２よりも小さくなっている（Ｗ３＜Ｗ１，Ｗ２）。つまり、流路１００（主流路１００ａ）が中間領域Ａ３においてくびれた構造となっている。
　なお、本実施の形態において、第１温度領域Ａ１における流路の幅Ｗ１と第２温度領域Ａ２における流路１００の幅Ｗ２とは同じである（Ｗ１＝Ｗ２）。
　また、第１温度領域Ａ１における流路１００の深さＤ１と、第２温度領域Ａ２における流路１００の深さＤ２と、中間領域Ａ３における流路１００の深さＤ３とは、いずれも同じである（Ｄ１＝Ｄ２＝Ｄ３）。つまり、第１温度領域Ａ１、第２温度領域Ａ２及び中間領域Ａ３において、流路１００の深さは送液方向に沿って一定である。
　第１温度領域Ａ１は、第１ヒータブロック１４１が配置された領域である。したがって、第１温度領域Ａ１の温度は、第１ヒータブロック１４１によって設定された温度である。
　第２温度領域Ａ２は、第２ヒータブロック１４２が配置された領域である。したがって、第２温度領域Ａ２の温度は、第２ヒータブロック１４２によって設定された温度である。
　中間領域Ａ３は、第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２との間の領域である。つまり、中間領域Ａ３は、第１ヒータブロック１４１も第２ヒータブロック１４２も存在しない領域である。中間領域Ａ３の温度は、第１ヒータブロック１４１によって設定された温度と第２ヒータブロック１４２によって設定された温度との中間の温度となる。すなわち、中間領域Ａ３は、中間温度領域である。
　第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２は、マイクロ流体デバイス１に導入される反応溶液の反応には寄与する領域である。例えば、マイクロ流体デバイス１によってフローＰＣＲを実現する場合、第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２によって核酸に対して温度サイクルを付与する。一方、中間領域Ａ３は、当該反応溶液の反応に寄与しない領域である。
　このように構成される流路１００は、図７に示すような特性となっている。なお、図７において、第１温度領域Ａ１、第２温度領域Ａ２及び中間領域Ａ３における反応溶液３００の流速をそれぞれ、ｖ１、ｖ２及びｖ３とし、第１温度領域Ａ１、第２温度領域Ａ２及び中間領域Ａ３における流路１００の断面積をそれぞれ、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３としている。
　図７に示すように、Ｓ１／Ｓ３（Ｓ２／Ｓ３）とｖ３／ｖ１（ｖ３／ｖ２）とは、正比例の正の相関関係を有する。本実施の形態では、Ｓ１／Ｓ３（Ｓ２／Ｓ３）＝ｖ３／ｖ１（ｖ３／ｖ２）である。
　したがって、例えば、第１温度領域Ａ１における流路１００の断面積Ｓ１が中間領域Ａ３における流路１００の断面積Ｓ３の２倍になると、第１温度領域Ａ１における反応溶液３００の速度ｖ１は、中間領域Ａ３における反応溶液３００の速度ｖ３の１／２倍となる。
　以上、本実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１によれば、中間領域Ａ３における流路１００の断面積が第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２における流路１００の断面積よりも小さくなっている。
　これにより、反応溶液３００が流路１００（主流路１００ａ）を上流から下流に流れる際に、反応溶液３００が中間領域Ａ３に存在する時間を短くすることができる。この結果、不要な中間領域Ａ３の存在する場合であっても、中間領域Ａ３において反応溶液３００が非特異反応を誘発するおそれを抑制できる。したがって、非特異反応による反応効率の低下を抑制できる。
　また、本実施の形態では、反応溶液として標的核酸を含む溶液を用いており、流路１００が第１温度領域Ａ１と第２温度領域Ａ２とを交互に繰り返して通過するように構成されている。したがって、非特異反応による核酸増幅の増幅効率の低下を抑制できるので、高効率のフローＰＣＲを実現することができる。つまり、高効率の核酸増幅を実現できる。
　また、本実施の形態では、第１温度領域Ａ１、第２温度領域Ａ２及び中間領域Ａ３における流路１００の深さを送液方向に沿って一定とし、流路１００の幅を調整することで中間領域Ａ３における流路１００の断面積を他の部分よりも小さくしている。これにより、エッチング等によって流路１００を容易に作製することができる。
　さらに、流路１００の深さを一定にすることによって、流路１００の上方からレーザ光をスキャンして光学測定を行う際に測定光の光路長を一定に保つことができる。これにより、測定精度を向上させることができる。例えば、核酸の増幅量を精度よく算出することができる。
　（変形例）
　以下、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイスの変形例について説明する。
　（変形例１）
　図８Ａは、本発明の変形例１に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図であり、図８Ｂは、図８ＡのＸ－Ｘ’線における本発明の変形例１に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。
　本変形例におけるマイクロ流体デバイスでは、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様に、中間領域Ａ３における流路１００（主流路１００ａ）の断面積が、第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２における流路１００（主流路１００ａ）の断面積よりも小さくなっている。
　本変形例におけるマイクロ流体デバイスが上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と異なる点は、上記実施の形態では、流路１００の断面積が流路１００の幅によって調整されていたのに対して、本変形例では、流路１００の断面積が流路１００の深さによって調整されている。
　具体的には、図８Ｂに示すように、中間領域Ａ３における流路１００の深さＤ３が、第１温度領域Ａ１における流路１００の深さＤ１及び第２温度領域Ａ２における流路１００の深さＤ２よりも浅くなっている（Ｄ３＜Ｄ１，Ｄ２）。なお、本実施の形態において、第１温度領域Ａ１における流路の深さＤと第２温度領域Ａ２における流路１００の深さＤ２とは同じである（Ｄ１＝Ｄ２）。
　また、図８Ａに示すように、第１温度領域Ａ１、第２温度領域Ａ２及び中間領域Ａ３において流路１００の幅は一定であり、第１温度領域Ａ１における流路１００の幅Ｗ１と、第２温度領域Ａ２における流路１００の幅Ｗ２と、中間領域Ａ３における流路１００の幅Ｗ３とはいずれも同じである（Ｗ１＝Ｗ２＝Ｗ３）。
　以上、本変形例におけるマイクロ流体デバイスによれば、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様に、中間領域Ａ３における流路１００の断面積が第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２における流路１００の断面積よりも小さくなっている。
　これにより、上記実施の形態と同様に、反応溶液３００が中間領域Ａ３に存在する時間を低減することができるので、反応溶液３００の非特異反応による反応効率の低下を抑制できる。
　（変形例２）
　図９Ａは、本発明の変形例２に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図であり、図９Ｂは、図９ＡのＸ－Ｘ’線における本発明の変形例２に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。
　本変形例におけるマイクロ流体デバイスでは、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様に、中間領域Ａ３における流路１００（主流路１００ａ）の断面積が、第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２における流路１００（主流路１００ａ）の断面積よりも小さくなっている。
　本変形例におけるマイクロ流体デバイスが上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と異なる点は、上記実施の形態では、流路１００の断面積が流路１００の幅によって調整されていたのに対して、本変形例では、流路１００の断面積がピラー１６０によって調整されている。
　具体的には、図９Ａ及び図９Ｂに示すように、中間領域Ａ３の流路１００内に円柱状のピラー１６０を複数本立てている。これにより、ピラー１６０が存在する分だけ、第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２よりも中間領域Ａ３の流路１００の断面積を小さくすることができる。
　なお、第１温度領域Ａ１、第２温度領域Ａ２及び中間領域Ａ３における流路１００の深さは送液方向に沿って一定である。
　以上、本変形例におけるマイクロ流体デバイスによれば、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様に、中間領域Ａ３における流路１００の断面積が第１温度領域Ａ１及び第２温度領域Ａ２における流路１００の断面積よりも小さくなっている。
　これにより、上記実施の形態と同様に、反応溶液３００が中間領域Ａ３に存在する時間を低減することができるので、反応溶液３００の非特異反応による反応効率の低下を抑制できる。
　また、本変形例のようにピラー１６０を設けることによって、反応溶液３００中の試料及び試薬の拡散性を向上させることもできる。
　（変形例３）
　図１０は、本発明の変形例３に係るマイクロ流体デバイスの流路を示す拡大平面図である。
　本変形例におけるマイクロ流体デバイスでは、反応部１１０における流路１００に、送液方向に沿って断面積が減少する領域が含まれている。具体的には、図１０に示すように、反応部１１０における流路１００の断面積を段階的に減少させている。図１０では、流路１００における複数のライン状の主流路１００ａの幅を反応溶液３００の送液方向に沿ってラインごとに細くしている。なお、各ラインにおける主流路１００ａの幅及び深さは一定である。
　この構成により、流路１００内に流れる反応溶液３００の送液速度を一定に保つことができる。したがって、第１温度領域及び第２温度領域の各温度領域における反応溶液の存在時間を一定に保つことができるので、反応溶液の反応効率をさらに向上させることができる。また、流路１００を直線状としているので、流路１００の設計及び作製が容易である。
　さらに、流路１００の深さを一定にすることによって、エッチング等によって流路１００を一括して容易に作製することができるとともに、流路１００の上方からレーザ光をスキャンして光学測定を行う際に測定光の光路長を一定に保つことができるので、測定精度を向上させることができる。
　なお、図示しないが、反応部１１０における流路１００の断面積を単調減少させてもよい。この場合、流路１００を、深さが送液方向に沿って一定で、かつ幅が漸次減少するような先細りテーパ構造とすることが考えられる。
　この構成により、圧力損失及びキャピラリ力を連続的に変化させることができるので、反応溶液の送液速度をより一定に保つことができる。したがって、反応溶液の反応効率を一層向上させることができる。
　（その他）
　以上、本発明に係るマイクロ流体デバイスについて、実施の形態及び変形例に基づいて説明したが、本発明は、上記実施の形態及び変形例に限定されるものではない。
　例えば、上記実施の形態及び変形例では、反応部１１０における流路１００を蛇行流路として標的核酸を含む反応溶液に温度変化を繰り返し与えるフローＰＣＲとしたが、フローＰＣＲとせずに標的核酸を含む反応溶液に温度変化を繰り返し与えるようなＰＣＲとしてもよい。但し、上記実施の形態のようにフローとした方が効率良くＰＣＲを実施することができる。
　また、上記実施の形態及び変形例では、流路１００を蛇行流路としたが、これに限らない。例えば、複数の高温領域（９５℃）と複数の低温領域（６０℃）とを交互にライン状に配列して、その上に直線状の流路が形成された基板を配置することによって、流路が高温領域と低温領域とを交互に通過するように構成してもよい。
　また、上記実施の形態及び変形例では、ヒータ部１４０は２つの温度領域としたが、互いに温度領域が異なる３つ以上の温度領域としてもよい。この場合、流路は、反応溶液が異なる複数の温度領域を周期的に通過するように構成されていればよい。
　また、上記実施の形態及び変形例では、複数の温度領域の各温度の設定は、ヒータブロックで行ったが、ペルチェ素子等の他の温度制御部材を用いて温度設定してもよい。
　また、上記実施の形態及び変形例では、反応溶液は毛管力によって流路１００を送液したが、これに限らない。例えば、流路１００にシリンジポンプをつないで、反応溶液を送液してもよい。但し、毛管力によって反応溶液を送液する方が、低コストかつ簡便に反応溶液を送液することができる。
　また、上記実施の形態及び変形例では、マイクロ流体デバイスを、ＰＣＲ法を実施するための核酸増幅デバイスに適用する例について説明したが、上記実施の形態及び変形例におけるマイクロ流体デバイスを、被測定物質を検出するためのセンサデバイスに適用しても構わない。例えば、マイクロ流体デバイスを、イムノクロマト法を実施するためのセンサデバイスに適用することができる。
　この場合、マイクロ流体デバイスに導入する反応溶液には、被測定物質として細菌又はウイルスが含まれており、当該マイクロ流体デバイスは、反応溶液に含まれる被測定物質を検出する。細菌やウイルスは、それぞれ特徴あるＤＮＡを持っている。したがって、その特徴あるＤＮＡをターゲットとしたプライマを設計することにより、マイクロ流体デバイスを、細菌やウイルスの種類や量を検出するセンサとして用いることができる。例えば、導入された反応溶液中の抗原は抗体と免疫複合体を形成しながら流路１００を移動し、流路１００に予め用意されたキャプチャー抗体上に免疫複合体がトラップされる。これにより、反応溶液中の抗原を検出することができる。
　その他、各実施の形態及び変形例に対して当業者が思いつく各種変形を施して得られる形態や、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で実施の形態における構成要素及び機能を任意に組み合わせることで実現される形態も本発明に含まれる。
　１　マイクロ流体デバイス
　１０　第１基板
　１１　第１凹部
　１２　第２凹部
　１３　溝部
　２０　第２基板
　２１　第１貫通孔
　２２　第２貫通孔
　１００　流路
　１００ａ　主流路
　１００ｂ　副流路
　１００ｃ　導入流路
　１００ｄ　排出流路
　１１０　反応部
　１２０　導入部
　１３０　排出部
　１４０　ヒータ部
　１４１　第１ヒータブロック
　１４２　第２ヒータブロック
　１６０　ピラー
　２１０　温度制御部
　３００　反応溶液

Claims (7)

  1. 　反応溶液が流れる流路を備えるマイクロ流体デバイスであって、
    　前記流路は、所定の異なる温度に設定された第１温度領域と第２温度領域とを通過するように構成されており、
    　前記第１温度領域と前記第２温度領域との間の中間領域における前記流路の断面積は、前記第１温度領域及び前記第２温度領域における前記流路の断面積よりも小さい
    　マイクロ流体デバイス。
  2. 　前記流路は、前記第１温度領域と前記第２温度領域とを交互に繰り返して通過するように構成された蛇行流路である
    　請求項１に記載のマイクロ流体デバイス。
  3. 　前記反応溶液には、標的核酸が含まれており、
    　前記反応溶液が前記蛇行流路を通過することによって、前記標的核酸がポリメラーゼ連鎖反応により核酸増幅する
    　請求項２に記載のマイクロ流体デバイス。
  4. 　前記反応溶液には、被測定物質として細菌又はウイルスが含まれており、
    　当該マイクロ流体デバイスは、前記反応溶液に含まれる前記被測定物質を検出する
    　請求項１に記載のマイクロ流体デバイス。
  5. 　前記中間領域における前記流路の幅は、前記第１温度領域及び前記第２温度領域における前記流路の幅よりも小さい
    　請求項１～４のいずれか１項に記載のマイクロ流体デバイス。
  6. 　前記流路の断面積は、前記流路内に設けられたピラーにより調整されている
    　請求項１～４のいずれか１項に記載のマイクロ流体デバイス。
  7. 　前記流路は、前記第１温度領域及び前記第２温度領域が存在する反応部を通過するように構成されており、
    　前記流路は、前記反応部全体として断面積が単調に減少している又は段階的に減少している
    　請求項１～６のいずれか１項に記載のマイクロ流体デバイス。
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110621791A (zh) * 2017-02-27 2019-12-27 医学诊断公司 用于纯化和扩增核酸的系统和方法
EP3766956A4 (en) * 2019-06-07 2021-07-21 Nippon Sheet Glass Company, Limited REACTION TREATMENT VESSELS AND REACTION TREATMENT PROCEDURES
CN114917967A (zh) * 2022-02-22 2022-08-19 深圳拓扑精膜科技有限公司 一种快速检测微流体芯片
US11465143B2 (en) 2019-06-07 2022-10-11 Nippon Sheet Glass Company, Limited Reaction processing vessel

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002018271A (ja) * 2000-07-05 2002-01-22 Kawamura Inst Of Chem Res 微小ケミカルデバイス
WO2005093420A1 (ja) * 2004-03-29 2005-10-06 Riken 実験動物の感染病の原因となる微生物をモニタリングする方法
JP2005323519A (ja) * 2004-05-13 2005-11-24 Konica Minolta Sensing Inc マイクロ流体デバイス並びに試液の試験方法および試験システム
JP2006208188A (ja) * 2005-01-27 2006-08-10 Kyocera Corp マイクロ化学チップ
JP2009148232A (ja) * 2007-12-21 2009-07-09 Canon Inc 核酸増幅装置
WO2012103533A2 (en) * 2011-01-28 2012-08-02 Siloam Biosciences, Inc. Microfluidic assay devices and methods
JP2013068546A (ja) * 2011-09-22 2013-04-18 Sharp Corp 送液装置及び送液方法

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0636413B1 (en) * 1993-07-28 2001-11-14 PE Corporation (NY) Nucleic acid amplification reaction apparatus and method
CA2284612A1 (en) * 1997-04-04 1998-10-15 Michael Knapp Closed-loop biochemical analyzers
JP5297651B2 (ja) * 2004-02-24 2013-09-25 サーマル グラディエント 熱サイクル装置
JP2005295877A (ja) * 2004-04-09 2005-10-27 Taiyo Yuden Co Ltd 核酸分析方法、分析装置及び分析用ディスク
JP6004486B2 (ja) * 2013-04-23 2016-10-12 国立研究開発法人産業技術総合研究所 マイクロ流体装置を活用した核酸増幅方法
US9849436B2 (en) * 2013-08-08 2017-12-26 Panasonic Corporation Microfluidic device

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002018271A (ja) * 2000-07-05 2002-01-22 Kawamura Inst Of Chem Res 微小ケミカルデバイス
WO2005093420A1 (ja) * 2004-03-29 2005-10-06 Riken 実験動物の感染病の原因となる微生物をモニタリングする方法
JP2005323519A (ja) * 2004-05-13 2005-11-24 Konica Minolta Sensing Inc マイクロ流体デバイス並びに試液の試験方法および試験システム
JP2006208188A (ja) * 2005-01-27 2006-08-10 Kyocera Corp マイクロ化学チップ
JP2009148232A (ja) * 2007-12-21 2009-07-09 Canon Inc 核酸増幅装置
WO2012103533A2 (en) * 2011-01-28 2012-08-02 Siloam Biosciences, Inc. Microfluidic assay devices and methods
JP2013068546A (ja) * 2011-09-22 2013-04-18 Sharp Corp 送液装置及び送液方法

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110621791A (zh) * 2017-02-27 2019-12-27 医学诊断公司 用于纯化和扩增核酸的系统和方法
JP2020510420A (ja) * 2017-02-27 2020-04-09 ミダイアグノスティクス・エヌブイｍｉＤｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ ＮＶ 核酸を精製し増幅するためのシステムおよび方法
EP3766956A4 (en) * 2019-06-07 2021-07-21 Nippon Sheet Glass Company, Limited REACTION TREATMENT VESSELS AND REACTION TREATMENT PROCEDURES
US11465143B2 (en) 2019-06-07 2022-10-11 Nippon Sheet Glass Company, Limited Reaction processing vessel
CN114917967A (zh) * 2022-02-22 2022-08-19 深圳拓扑精膜科技有限公司 一种快速检测微流体芯片

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