WO2017069139A1 - 免疫学的測定デバイス - Google Patents

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channel
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antigen
labeling substance
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岩崎　力
隆司 大貫
正弘 國則
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東洋製罐グループホールディングス株式会社
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    • G01N2333/08—RNA viruses
    • G01N2333/11—Orthomyxoviridae, e.g. influenza virus

Definitions

  • the present invention relates to an immunological measurement device used for immunological measurement by an antigen-antibody reaction, and in particular, immunology configured by a microfluidic device having a flow path through which a specimen to be subjected to immunological measurement moves. Relates to a static measuring device.
  • immunological measurement devices used for immunological measurement by antigen-antibody reaction are known.
  • a device called an immunochromatography device is known.
  • An immunochromatographic device is a device that can perform immunological measurement using an antigen-antibody reaction, and is mainly used for detecting pathogens such as bacteria and viruses.
  • a non-woven fabric or fiber such as glass fiber impregnated with an antibody that reacts with an analyte (antigen or antibody) contained in a specimen in advance or a labeling reagent in a state where an antigen is immobilized on a labeling substance.
  • an analyte such as blood or body fluid
  • a conjugate pad comprising, for example, an antigen (or antibody) contained in the specimen
  • the antigen is impregnated in the conjugate pad in advance.
  • a complex is formed by the antigen-antibody reaction with the labeled reagent and labeled, and the complex moves through the membrane made of nitrocellulose foam in contact with the conjugate pad.
  • the labeling substance is captured in a linear form (line shape) so that it can be visually recognized by being captured by a capture reagent composed of a captured capture antibody.
  • a capture reagent composed of a captured capture antibody.
  • the presence / absence, concentration, type, etc. of the specimen can be detected and measured by the concentration of the labeling substance and the position (type) of the line.
  • This type of device is widely used as a diagnostic kit for infectious diseases such as influenza and allergies, a commercially available pregnancy test kit, and the like.
  • the immunochromatographic device used for such an influenza test kit or the like preferably has a simple configuration that can be easily handled and can be disposable, while mixing a specimen and a labeling reagent in order to generate an antigen-antibody reaction.
  • a membrane made of a porous material such as a nitrocellulose foam is used as a medium to be a flow path to be moved. Capillary force based on the capillary phenomenon of the porous material does not require an external pumping force.
  • the specimen and the labeling reagent can be moved and advanced.
  • the labeling substance is made porous in order to eliminate the possibility of clogging of the labeling substance in the porous portion of the foam serving as the sample flow path. It was necessary to make the particle size sufficiently smaller than the pores (intervals) of the material.
  • the average pore size of the nitrocellulose foam is about 10 ⁇ m, and considering the characteristics of the foam with variations in pore size, the size of the labeling substance is at most 400 nm, preferably about 40 nm. There was a need. For this reason, in an immunochromatography device, gold colloid having a particle size of 40 nm or less is used as a labeling substance.
  • the labeling substance has a small particle diameter even if the labeling reagent is captured by a capture reagent consisting of an antigen or an antibody as a result of the antigen-antibody reaction.
  • the specimen capturing portion of the device does not sufficiently develop color and visibility (signal intensity) decreases (deteriorates).
  • the concentration of an analyte such as a virus is low, the specimen capture portion does not develop color to the extent that it can be seen, and even if the specimen contains an antigen, it is judged negative because the color development is insufficient. For example, the initial infection of influenza was sometimes overlooked.
  • Patent Document 1 proposes to use gold colloidal particles having an average particle diameter of 50 to 150 nm as a labeling substance for an immunochromatographic device and to support platinum on the surface of the gold colloidal particles. This is because colloidal gold has a red color development property, and by supporting platinum on the particle surface, the black contrast of the platinum film increases visibility and signal intensity compared to ordinary gold colloids. The visibility of the line can be improved.
  • Patent Document 2 in a test kit used for a point-of-care (POC) test, a flow path for moving a specimen is formed by photolithography without using a porous material such as a nitrocellulose foam. It has been proposed that the chambers (sample injection chambers, reaction chambers, detection chambers) are configured as specimen flow paths. This is to avoid the problems of variation in pore diameter and difficulty in accurate production that occur when a porous body is used.
  • the colloidal gold is coated with a platinum film that develops black color in order to increase the visibility and signal intensity of the labeling substance in the immunochromatography device.
  • the (particle size) was almost the same as a normal gold colloid.
  • the improvement in visibility and signal intensity is merely due to the difference in color development, and there is a limit in itself, and no fundamental solution has been reached. That is, in the proposal of Cited Document 1, if the visibility and signal intensity of the labeling substance in the immunochromatography device are to be reliably increased, the particle diameter of the colloidal gold, which is the labeling substance, must be further increased. When the particle size of the substance is increased, clogging occurs in the membrane made of a porous material, and the same problem as in the conventional case of stopping the movement / development of the specimen occurs.
  • the immunological measurement device was formed on a substrate by photolithography, not an immunochromatographic device using a porous material such as a nitrocellulose foam as a medium for moving a specimen.
  • a microfluidic device having a chamber as a channel, it seems that the problem of clogging in the porous body as in the cited document 1 can be avoided.
  • the flow path by the chamber disclosed in the cited document 2 needs to be as small as possible if the capillary flow is obtained, and as a result, as in the cited document 1, If the particle size of the labeling substance is increased in order to increase the visibility and signal intensity, there is a problem that clogging or stopping of the specimen development occurs in a minute / fine chamber.
  • the path shape (path) also needs to be complicated, such as a zigzag shape or a comb shape, and there is a problem that the flow path becomes extremely long and complicated.
  • the present invention has been proposed in order to solve the problems of the conventional techniques as described above.
  • the flow path for moving the specimen is not constituted by a porous body, and the flow path length is long and complicated. Therefore, it is possible to provide a strong capillary force and mixing performance to the flow path itself so that the specimen and the labeled substance can be moved and mixed reliably. Even if the particle size of the labeled substance is increased, the flow path is clogged. It is an object of the present invention to provide an immunological measurement device that can reliably and effectively improve the visibility and signal intensity of a labeling substance.
  • the immunological measurement device of the present invention comprises a microfluidic device having a flow path through which a specimen to be immunologically measured by an antigen-antibody reaction moves, and is arranged in the upstream portion of the flow path.
  • a labeling reagent supply unit for labeling the specimen and a detection channel disposed downstream from the labeling reagent supply part for measuring the antigen-antibody reaction of the specimen.
  • a labeling reagent having a labeling substance on which an antigen or antibody is immobilized is labeled to label the specimen by reaction.
  • the immunological measurement device of the present invention a strong capillary force and mixing can be applied to the flow path itself without forming the flow path for moving the specimen with a porous body and without making the flow path length long and complicated. It is possible to reliably move and mix the specimen and the labeling substance by providing performance. Therefore, even if the particle size of the labeling substance is increased, there is no possibility of clogging or the like in the flow path, and the visibility and signal intensity of the labeling substance can be improved reliably and effectively.
  • an immunological measurement device suitable for a particularly simple influenza diagnostic kit can be provided.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view showing the ICRO fluid device shown in FIG. 1.
  • FIG. 2 is a schematic plan view of a substrate of the microfluidic device shown in FIG. 1. It is explanatory drawing of the detection flow path of the microfluidic device which concerns on one Embodiment of this invention, (a) is a top view of a detection flow path, (b) is the AA line of the detection flow path shown to (a) It is sectional drawing.
  • FIG. 2 is a schematic plan view showing an enlarged main part of an example of a capillary pump flow path of the microfluidic device shown in FIG. 1.
  • FIG. 5C is an external perspective view of the microfluidic device, and a portion corresponding to the mixer flow path shown in FIGS. Is indicated by a broken line. It is a principal part enlarged plan view which shows another example of the mixer flow path of the microfluidic device shown in FIG.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of the mixer channel shown in FIG. 10 taken along the line BB. It is a schematic perspective view of the downstream end of the groove part arrange
  • FIG. 1 is an external perspective view showing a microfluidic device 1 constituting an immunological measurement device according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is an exploded perspective view thereof.
  • the immunological measurement device according to the present embodiment is constituted by a microfluidic device 1.
  • the microfluidic device 1 As shown in FIGS. 1 and 2, the microfluidic device 1 according to the present embodiment includes a capillary pump flow path 6 that generates a capillary force, and a mixer that is connected to and communicated with the capillary pump flow path while mixing fluids. Pressurization provided with a flow channel 7 and a detection flow channel 8 connected to and communicating with the mixer flow channel 7 for measuring the antigen-antibody reaction of the specimen, and applying external pumping force to the flow channel
  • a passive microfluidic device having a self-feeding flow channel that can move a fluid by capillary force in the flow channel without requiring a means is configured. This type of passive microfluidic device does not require pressurizing means such as a pump, and the device itself can be downsized and simplified. For example, a microfluidic device configured as a simple rapid diagnostic kit for influenza It is a fluid device.
  • the microfluidic device 1 of this embodiment is configured as an influenza diagnostic device using an antigen-antibody reaction, and includes a substrate 2 and a cover body (lid member) 3 that covers the surface of the substrate 2. It is constituted by a microfluidic device.
  • a flow path including the above-described capillary pump flow path 6, the mixer flow path 7, and the detection flow path 8 is formed on such a fluid device.
  • the antigen or antibody that labels the analyte contained in the dropped sample by the antigen-antibody reaction on the conjugate pad 4 serving as the labeling reagent supply unit disposed in the upstream part of the flow path is a solid phase.
  • the labeling reagent having the converted labeling substance is impregnated so that the labeling substance has a diameter larger than a predetermined value (for example, a diameter of 400 nm or more).
  • a predetermined value for example, a diameter of 400 nm or more.
  • an influenza antigen is targeted as an analyte contained in a specimen measured with an influenza diagnostic kit
  • the conjugate pad 4 includes a labeling substance on which a labeled antibody that binds to the influenza antigen is immobilized. Is impregnated with a labeling reagent.
  • the labeling substance contained in the labeling reagent is provided with large-diameter beads having a predetermined diameter or more.
  • each flow path 6, 7, and 8 through which the specimen and the labeling reagent are moved / liquid transported maintains the function of each flow path, while maintaining the function of each flow path.
  • the structure has sufficient channel width and channel depth so that clogging of the channel does not occur even if the diameter is increased. The strength can be greatly improved, and the antigen-antibody reaction of the specimen can be measured easily and reliably.
  • the configuration of each part of the microfluidic device 1 of the present embodiment that enables the large-diameter labeling substance to be moved and transported will be described.
  • the substrate 2 has a conjugate pad contact portion 4a, a first capillary pump flow path 6a, a mixer flow path 7, a detection flow path 8, a second capillary pump 6b, and an absorption pad on its surface.
  • Each part of the contact part 5a is formed.
  • a flow path capillary pump flow path 6, mixer flow path 7, detection flow path 8 that is a minute flow path space having a width of about 100 ⁇ m and a depth of about 50 ⁇ m is formed on a glass or plastic substrate 2.
  • the size (width / depth), the channel length, the channel shape, etc. of the channels 6, 7, and 8 formed on the substrate depend on the use application of the microfluidic device 1 and the type of fluid. It can be set arbitrarily depending on the situation.
  • the size (flow channel width and flow channel depth) of each of the flow paths 6, 7, and 8 is such that the large-diameter labeling substance described later can be moved and transported. It is formed so as to be larger than the diameter.
  • FIG. 3 is a schematic plan view of the substrate 2. Note that a portion indicated by a halftone dot in the figure is a fine liquid feeding structure (see FIGS. 5 to 8) constituting a capillary pump flow path 6 described later.
  • the substrate 2 can be formed by transfer forming or the like, which forms the flow path.
  • the substrate 2 is formed by cast molding using an ultraviolet curable, thermosetting or two-component curable resin such as polydimethylsiloxane. Can do. Moreover, you may shape
  • thermoplastic resins such as a polymethylmethacrylate, a polystyrene, a polycarbonate, a cycloolefin copolymer, a cycloolefin polymer. Further, it may be formed by etching, ultraprecision machining or the like using glass or silicon.
  • the cover body 3 can be made of resin or glass, and is preferably transparent to such an extent that the detection flow path 8 formed on the surface of the substrate 2 can be seen through. As shown in FIG. 2, the cover body 3 holds the conjugate pad 4 and the absorption pad 5 in the notch portions 4 b and 5 b formed on one end side, and the first capillary pump flow path 6 a and The mixer flow path 7, the detection flow path 8 (the test flow path 8 a and the control flow path 8 b), and the second capillary pump flow path 6 b are bonded to the substrate 2.
  • the conjugate pad contact portion 4a opens to the first capillary pump flow path 6a so that the first capillary pump flow path 6a sealed with the cover body 3 opens toward the conjugate pad contact section 4a. It is formed so as to be the same depth as the bottom surface or slightly deeper than that. Thereby, the conjugate pad 4 and the first capillary pump flow path 6a are connected through the opening.
  • the bottom surface of the second capillary pump flow path 6b is formed so that the second capillary pump flow path 6b sealed by the cover body 3 opens toward the absorption pad abutting section 5a. It is formed to be the same depth as or slightly deeper than that. Thereby, the absorption pad 5 and the 2nd capillary pump flow path 6b are connected through the said opening.
  • the capillary pump flow path 6 is provided with an upstream first capillary pump flow path 6 a continuous with the conjugate pad 4 and a downstream second capillary pump flow path 6 b continuous with the absorption pad 5.
  • the first capillary pump flow path 6a and the second capillary pump flow path 6b are configured by a fine liquid feeding structure that uses a capillary phenomenon as a driving force for feeding a preparation liquid containing a sample to be analyzed and a labeling reagent.
  • the fluid containing the sample and the labeling reagent is moved and liquid-fed through the flow path only by the propulsive force of the capillary pump flow path 6 without requiring a pressurizing means such as an external pump.
  • a passive microfluidic device suitable for a diagnostic kit for influenza can be configured.
  • the flow path width and flow path depth of the capillary pump flow path 6 are such that the large-diameter labeling substance to be described later can be moved and fed while maintaining the function of the capillary pump. It is formed to have a width and depth of, for example, 30 ⁇ m or more so as to be sufficiently larger than the diameter of the labeling substance (for example, 400 nm or more). Details of the capillary pump flow path 6 according to the present embodiment will be described later with reference to FIGS.
  • the mixer channel 7 is a channel that connects and communicates between the first capillary pump channel 6 a and the detection channel 8, and includes a sample and a labeling reagent that are fed by the driving force of the capillary pump channel 6. To form a flow path space for efficient mixing. While moving in the mixer channel 7, the fluid is efficiently and quickly mixed with certainty, and the sample and the labeling reagent can be reliably bound and reacted before reaching the detection channel 8. Further, the mixer flow path 7 according to the present embodiment moves the fluid while suppressing the increase in the loss head and pressure loss in the flow path to the same amount as when the straight flow path is provided without the mixer flow path.
  • the flow path width and flow path depth of the mixer flow path 7 are the diameter of the labeling substance so that the large-diameter labeling substance according to this embodiment can be moved and transported. It is formed to have a width and depth of, for example, 30 ⁇ m or more so as to be sufficiently larger than (for example, 400 nm or more). Details of the mixer channel 7 according to this embodiment will be described later with reference to FIGS.
  • the detection flow path 8 is a flow path space formed on the flow path on the downstream side of the mixer flow path 7 and is a detection unit that visually recognizes and measures the concentration of the analyte contained in the specimen by the antigen-antibody reaction.
  • the detection channel 8 of the present embodiment includes a test channel 8a coated with a capture antibody that captures an influenza antigen bound to the antibody of the labeling reagent by an antigen-antibody reaction, and a capture that captures the labeling reagent to which the influenza antigen is not bound.
  • a control flow path 8b coated with an antibody is provided.
  • FIG. 4A and 4B are explanatory diagrams of the test flow path 8a (or the control flow path 8b) of the detection flow path 8 of the microfluidic device 1 according to the present embodiment, where FIG. 4A is a plan view of the flow path, and FIG. It is the sectional view on the AA line of (a).
  • the test flow path 8a of the detection flow path 8 is formed in a wide shallow bottom, and a capture reagent CA made of a capture antibody is applied to the bottom surface of the test flow path 8a.
  • Influenza antigen (LA) bound to the labeled antibody (1) is captured by the antigen-antibody reaction.
  • the control flow path 8b has the same configuration. Then, as shown in FIG. 4 (b), the labeling substance of the complex LA captured in the detection flow path 8 is visually confirmed and confirmed, and its concentration is determined and detected. .
  • the detection flow 8 also has a flow path width and a flow path depth so that a labeling substance having a large diameter (for example, a diameter of 400 nm or more) according to this embodiment can be moved and fed. Is sufficiently larger than the diameter of the labeling substance, for example, with a width and depth of 10 ⁇ m or more.
  • a sample preparation solution containing a sample (analysis target) such as a nasal wipe collected from the subject is conjugated. It is dropped on the gate pad 4.
  • a sample pad (not shown) may be disposed so as to contact the upper part of the conjugate pad 4, and the specimen adjustment solution may be dropped onto the sample pad and supplied to the conjugate pad 4 through the sample pad.
  • the sample pad is a filter paper made of glass fiber, for example, and is installed for the purpose of adjusting the pH of the sample adjusting solution when filtering impurities contained in the sample adjusting solution or impregnating a buffer having a high buffer capacity.
  • the specimen preparation solution dropped onto the conjugate pad 4 is leached together with the labeling reagent impregnated in the conjugate pad 4 and enters the first capillary pump flow path 6a. Then, the sample preparation liquid advances through the first capillary pump flow path 6a using the capillary phenomenon as a driving force and is sent to the mixer flow path 7.
  • the sample preparation solution and the labeling reagent sent to the mixer channel 7 are mixed and kneaded in the mixer channel 7 while partly reacting to form a complex, and are moved by the driving force of the capillary pump channel 6.
  • the liquid is sent and sent to the detection flow path 8 formed on the downstream flow path. In the detection flow path 8, the complex formed in the mixer flow path 7 is captured, and the concentration of the analyte expressed by the labeling substance is visually recognized and measured.
  • the residual liquid of the sample preparation solution that has passed through the detection flow path 8 reaches the second capillary pump flow path 6b, it proceeds in the second capillary pump flow path 6b using the capillary phenomenon as a driving force.
  • the flow resistance also increases accumulatively, and the liquid feed speed of the sample preparation liquid decreases. 3 so that the number of liquid feed paths 61 formed between the fine protrusions 60 in the fine liquid feed structure to be described later increases along the flow direction. A drop in the liquid feeding speed due to resistance can be suppressed. By doing so, the sample preparation solution can be fed at a constant flow rate without using an external pump or the like, and analysis (diagnosis) with high reproducibility becomes possible.
  • the residual liquid of the specimen preparation liquid is absorbed by the absorption pad 5 after traveling through the second capillary pump flow path 6b.
  • the specimen preparation liquid contains influenza antigen.
  • the labeling reagent impregnated in the conjugate pad 4 is removed. It elutes into the sample preparation solution, a part of which binds to the influenza antigen by the antigen-antibody reaction, and is sent to the detection channel 8 formed on the channel downstream of the mixer channel 7.
  • the detection flow path 8 is coated with a test flow path 8a coated with a capture reagent composed of a capture antibody, and a control flow coated with a capture reagent composed of a capture antibody that captures a labeled reagent not bound with an influenza antigen.
  • a path 8b is provided.
  • the sample preparation solution passes through the detection flow path 8 and the color development by the labeling substance is visually recognized only in the control flow path 8b, it can be diagnosed that the subject is not infected with influenza, and the test flow path 8a is also labeled. If the color developed by the substance is visible, it can be diagnosed that the subject is infected with influenza.
  • the diameter of the labeling substance is maintained while maintaining the performance of each channel while the channel width and the channel depth of each channel 6, 7, and 8 for moving and feeding the specimen and the labeling reagent are maintained.
  • a labeling substance on which the labeled antibody that binds to the influenza antigen contained in the sample to be dropped is immobilized, a labeling substance having a predetermined diameter or more can be used. It is like that.
  • a sufficiently large and large particle size labeling substance compared to gold colloid used as a labeling substance in an immunochromatographic device can provide good visibility and signal intensity, and improve the determination accuracy of influenza infection. become able to.
  • the conjugate pad 4 is used as the labeling reagent supply unit.
  • the present invention is not limited to this, and the flow path upstream of the detection flow path 8, for example, the mixer flow path 7 or a labeling reagent may be applied to a wall surface of the channel upstream from the mixer channel 7, dried, fixed, and the portion may be used as a labeling reagent supply unit.
  • the labeling reagent dissolves and flows downstream together with the sample adjustment liquid.
  • FIG. 5 is a schematic plan view showing an enlarged main part of an example of the fine liquid feeding structure of the capillary pump flow path 6 according to the present embodiment.
  • a plurality of fine projections 60 are arranged in a row, and a unit row having a liquid feed path 61 as a gap between adjacent fine projections 60 is periodic.
  • the interval between the fine protrusions 60 is an interval that causes capillary action (for example, the interval between adjacent fine protrusions 60 in one unit row is 1 to 1000 ⁇ m, and the interval between adjacent unit rows is 1). To 1000 ⁇ m).
  • the fine protrusions 60 are, for example, 120 ⁇ m in length, 30 ⁇ m in width, and 30 ⁇ m in height, and the interval between adjacent fine protrusions 60 in one unit row is 30 ⁇ m. The interval is 60 ⁇ m.
  • the height of the fine protrusion 60 corresponds to the depth of the bottom surfaces of the first capillary pump flow path 6a and the second capillary pump flow path 6b made of the fine liquid feed structure according to the present embodiment.
  • the tips of the fine protrusions 60 are in close contact with the cover body 3. Thereby, the space around the fine protrusion 60 is sealed by the cover body 3.
  • the fine protrusion 60 and the cover body 3 are not limited to the structure in which the fine protrusion 60 and the cover body 3 are in close contact.
  • the liquid projection 61 formed in one unit row and the liquid feed passage 61 formed in the unit row adjacent to the unit row are finely projected so as to be alternately arranged as illustrated. 60 are evenly arranged.
  • an edge portion 62 that exhibits a pinning effect is formed on the outlet side of each liquid feed path 61 in the adjacent fine protrusion 60 that forms the liquid feed path 61.
  • the pinning effect means that when the liquid level that has traveled on the plane at the contact angle ⁇ reaches the edge portion (see FIG. 6A), the liquid level is flat and edged. This refers to a phenomenon in which the edge cannot be overcome until the contact angle becomes ⁇ + ( ⁇ ) (see FIG. 6B), where ⁇ is the angle formed with the outer surface of the portion.
  • the angle ⁇ formed by the plane at this time and the outer surface of the edge portion is defined as the pinning angle.
  • the pinning angle of the edge portion 62 formed on the outlet side of the liquid feeding path 61 is formed between the fine protrusions 60 in one unit row.
  • At least one of the liquid feed paths 61 is a low flow resistance liquid feed path 61a in which the flow resistance is relatively reduced as compared with the other liquid feed paths 61b. That is, the pinning angle of the edge portion 62b formed on the outlet side of the liquid feeding path 61b of the adjacent fine projections 60b and 60c by forming the other liquid feeding path 61b excluding the low flow resistance liquid feeding path 61a is reduced.
  • the low flow resistance liquid By forming the flow resistance liquid supply path 61a and making it smaller than the pinning angle of the edge portion 62a formed on the outlet side of the low flow resistance liquid supply path 61a of the adjacent fine protrusions 60a, 60b, the low flow resistance liquid The flow resistance of the feed path 61a is relatively reduced as compared with the flow resistance of the other liquid feed paths 61a.
  • the fine protrusions 60a are rectangular and edge portions 62a having a pinning angle of 90 ° are formed at both ends.
  • the fine protrusion 60b has an edge portion 62a having a pinning angle of 90 ° formed at one end and an edge portion 62b having a pinning angle of 45 ° formed at the other end, and the fine protrusion 60c is pinned at both ends.
  • An edge portion 62b having a 45 ° angle is formed. You may attach R to the front-end
  • the liquid supply paths 61 has a low flow resistance liquid supply path 61a in which the flow resistance is relatively reduced as compared with the other liquid supply paths 61b.
  • the fine protrusions 60a, 60b, and 60c are arranged so that the low flow resistance liquid feeding path 61a is arranged along a predetermined liquid feeding direction.
  • the liquid preferentially passes through the low flow resistance liquid supply path 61a having a low flow resistance (see FIGS. 7A to 7C), and this is the trigger.
  • the liquid spreads between the unit rows by the capillary phenomenon (see FIGS. 7C to 7E), and the liquid flows by the repetition (see FIGS. 7E to 7H).
  • the fluidity during liquid feeding using the capillary phenomenon can be well controlled with good reproducibility without causing a deviation in the liquid feeding direction.
  • the first capillary pump flow path 6a and the second capillary pump flow path 6b are each formed in an isosceles triangle shape, and have a low flow resistance along a perpendicular line extending from the top to the bottom.
  • the arrangement of the low flow resistance liquid feeding part 61a is desired. It can set suitably according to a liquid feeding direction. For example, as shown in FIG. 8A, when it is desired to curve the liquid feeding direction, or when it is desired to branch the liquid feeding direction into two or more directions as shown in FIG.
  • the low flow resistance liquid feeding unit 61a along the direction indicated by the dotted line, the liquid feeding direction can be guided in an arbitrary direction.
  • a powerful liquid-feeding propulsion force is obtained by the fine liquid-feeding structure in which a plurality of fine protrusions are arranged at intervals that cause capillary action.
  • the liquid feeding direction can be arbitrarily controlled with good reproducibility without causing a deviation in the liquid feeding direction.
  • a strong driving force is obtained by the fine liquid feeding structure, so that the capillary action as disclosed in Patent Document 2 described above is obtained. There is no need to form a narrow chamber along a complicated and long path, and the size (width and depth) of the flow path can be set large.
  • the channel width and the channel depth are set to 30 ⁇ m or more so that the channel width and the channel depth of the capillary pump channel 6 are sufficiently larger than the diameter of the labeling substance.
  • the labeling substance is clogged in the capillary pump flow path 6 A stop or the like can be prevented from occurring.
  • the channel width and the channel depth of the capillary pump channel 6 do not have to be 30 ⁇ m or more in all portions, and the channel width and the channel depth may be at least larger than the diameter of the labeling substance. However, it is more preferable that the flow path width and flow path depth of the capillary pump flow path 6 are 30 ⁇ m or more in all portions.
  • the mixer channel 6 for efficiently mixing the fluid containing the specimen and the labeling reagent that are fed by the driving force of the capillary pump channel 6 will be described.
  • an immunological measurement device such as an influenza diagnostic kit
  • an influenza antigen and a labeling reagent contained in a specimen are reliably in a mixer channel 7 up to the detection channel 8. It is important to react by mixing and binding to. That is, as described above, the detection flow path 8 captures the influenza antigen bound to the antibody immobilized on the labeling substance and visually recognizes / determines the presence or absence of influenza infection. Unresponsive influenza antigens do not contribute to diagnosis.
  • the mixer flow path 7 for mixing and binding the target fluid (specimen (influenza antigen) and labeling reagent) is as follows. A flow path having a configuration is provided.
  • the mixer channel 7 is a channel space provided in the microfluidic device 1 that moves while mixing fluids.
  • the mixing channel has a periodically repeating structure in which the centroid of the channel cross section changes along the channel axis direction and the fluctuation of the loss head due to the change in the cross-sectional shape does not occur.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram showing a mixer channel in which the centroid of the channel cross section is continuously changed for an example of the mixer channel 7 of the microfluidic device 1 of the present embodiment.
  • FIG. 4B is an enlarged view of the channel in plan view
  • FIG. 5B is an enlarged view of the cross-section of the substrate of the mixer channel
  • FIG. 5C is an external perspective view of the microfluidic device. A portion corresponding to the flow path is indicated by a broken line.
  • the mixer channel 7 shown in FIG. 9 is configured with a channel cross-sectional shape so that the position of the centroid of the channel cross section changes periodically and repeatedly at regular intervals along the channel axial direction. is there.
  • the “centroid” means the center and the center of gravity position of the target plane graphic. For example, if the target graphic is a rectangle, the intersection of diagonal lines becomes the centroid.
  • the centroid is formed so as to be displaced along the axial direction of the flow channel with respect to a plane figure constituting the flow channel cross section of the mixer flow channel 7.
  • the fluid flowing in the flow channel is subject to vertical or horizontal direction of the channel cross section according to the change of the centroid of the channel cross section.
  • the speed will be generated and changed toward.
  • the fluid in the flow channel is mixed and kneaded along the direction and size of the velocity component, and the fluid is repeatedly mixed as the centroid changes periodically in multiple directions.
  • the plurality of fluids can be mixed efficiently and reliably even in a short flow path.
  • the flow path cross-section is changed so that the position of the centroid in the flow path cross-section is changed, so that the loss head does not fluctuate / increase.
  • the periodic repeating structure is set and configured in a predetermined shape. In this way, even if the centroid of the cross section of the flow path is changed in order to mix the fluid efficiently, the loss head and pressure in the flow path are prevented by changing the loss head in the flow path. The loss can be prevented from increasing, and the fluid can be smoothly passed and moved while being mixed without requiring a pressurizing means such as a pump.
  • the shape and dimensions of the mixer channel 7 shown in FIG. 9 are set so as to have the following shape.
  • Equation 4 the loss head h (m) with respect to the length l (m) of the flow path can be expressed as Equation 4 below using a dimensionless coefficient ⁇ .
  • Equation 4 the coefficient ⁇ and the gravitational acceleration g are unchanged in any cross section of the flow path. Therefore, if the flow path length l is the same, the inner diameter d (m) of the flow path and the average flow velocity v (m / s) of the fluid cause fluctuation (increase) of the loss head h.
  • the above equation 4 is rearranged into the following equations 5 and 6, and when the centroid of the channel cross section is changed along the channel axis direction, the channel is expressed by equation 5, The cross-sectional shape of the flow path is set so as to satisfy 6. [Formula 5] [Formula 6]
  • the cross-sectional shape of the flow path is formed so that the centroid changes or varies along the flow axis direction.
  • increase / decrease in the loss head due to such a change in the cross-sectional shape of the flow path is suppressed within a certain range ( ⁇ 10%).
  • a loss head is not generated like the straight flow path (circular pipe flow path) of the diameter.
  • the flow path satisfying the above formulas 5 and 6 is equivalent to the straight flow path, that is, the flow loss is suppressed to the same amount as when the straight flow path is added without the mixer flow path.
  • the loss head of the flow path does not increase particularly by changing the centroid of the cross section of the flow path.
  • the fluid can be moved and passed smoothly as in the straight flow path, and no pressurizing means such as a pump is required.
  • Appropriate measures and applications can be applied to the passive microfluidic device 1 as well.
  • the channel is set as a channel equivalent to the straight channel based on the loss head in the channel.
  • the flow resistance does not vary based on the flow resistance itself. That is, by directly calculating and setting the flow resistance of the mixer flow path 7, a flow path equivalent to the straight flow path can be formed as in the case of the above-described loss head.
  • the mixer channel 7 can be configured such that the centroid of the channel cross section changes continuously.
  • the mixer channel 7 is formed so that the channel width continuously increases and decreases at a predetermined interval on the XY plane when viewed from the upper surface side of the microfluidic device 1. It is.
  • the mixer channel 7 has a channel depth continuously increasing and decreasing at a predetermined interval on the ZX plane in a side view of the channel cross section along the channel axis direction. It is formed to do.
  • the values of the width and depth of the mixer channel 7 are calculated so as to satisfy the conditions of Equations 5 and 6 described above, that is, so that the loss head is within a certain range ( ⁇ 10%). Has been set.
  • the above-described width / depth of the mixer channel 7 that satisfies the conditions of the above formulas 5 and 6 based on the loss head can be calculated and set by using a known simulator or the like.
  • the size (width / depth), flow length, flow shape, etc. of the mixer flow path 7 satisfying the conditions of the above formulas 5 and 6 depend on the usage of the microfluidic device 1 and the type of fluid. It can be arbitrarily set according to the above.
  • the mixer channel 7 is configured such that the channel width in the XY plane and the channel depth in the ZX plane vary continuously and periodically.
  • the centroid of the channel cross section of the mixing channel continuously varies in the vertical direction (the vertical direction in the drawing) along the channel axis direction. Then, by changing the centroid as described above, the fluid velocity is generated and changed in the vertical and horizontal directions in the flow path.
  • the shape of the mixer channel 7 is formed to have a periodically repeating structure, thereby changing the centroid of the channel cross section along the channel axis direction,
  • a periodically repeating structure in the flow path can be set so that a change in the loss head in the flow path does not occur due to a change in the cross-sectional shape.
  • the shape of the flow path is set so that the loss head in the flow path does not fluctuate even if the centroid of the flow path cross section changes in this way, increasing the loss head and pressure loss in the flow path. Can be reduced to the same amount as when a straight flow path is provided without a mixer flow path, so that the inside of the flow path can be mixed while mixing fluid without the need for a pressurizing means such as a pump. It can be passed and moved.
  • the fluid can be reliably and efficiently mixed by the configuration of the channel itself, without requiring a pressurizing means such as a pump, and the like.
  • the fluid can be mixed without complicating the flow channel structure or making the flow channel length excessive.
  • a mixer channel 7 suitable as a passive microfluidic device such as a simple rapid diagnostic kit for influenza can be realized.
  • the mixer channel 7 capable of efficiently mixing and kneading the fluid with such a simple and short channel structure produces the same effect regardless of the size of the channel, the above-described Patent Document 2
  • the mixer channel 7 includes the detection channel 8 provided on the downstream side, and the channel width and the channel depth are the same as those of the capillary pump channel 6 described above.
  • the channel width and the channel depth are each formed to have a length (size) of 30 ⁇ m or more so as to be sufficiently larger than the diameter.
  • the mixer channel 7 does not have to have a channel width and a channel depth of 30 ⁇ m or more in all portions, as in the capillary pump channel 6 described above. It is sufficient that it is at least larger than the diameter of the labeling substance. However, it is more preferable that the channel width and the channel depth of the mixer channel 7 are 30 ⁇ m or more in all portions.
  • FIG. 10 is a main part enlarged plan view showing another example of the mixer channel 7 provided in the microfluidic device 1 according to the present embodiment, and shows an enlarged main part of the mixer channel 7.
  • the flow path axis Ax is indicated by a one-dot chain line passing through the center in the width direction of the flow path, and the moving direction of the fluid is indicated by an arrow.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view taken along the line BB of the mixer channel shown in FIG.
  • a plurality of groove portions 72 extending at an inclination with respect to the channel axial direction are arranged on the channel bottom surface 70 along the channel axial direction. The configuration is adopted.
  • the groove portion 72 disposed on the flow path bottom surface 70 has an upstream end 73 and a downstream end 74, and is formed so that a part of the fluid moving in the flow path flows from the upstream end 73. Part of the fluid that has flowed into the groove portion 72 travels in the groove portion 72 so as to cross the flow while flowing around the lower side of the fluid moving above the groove portion 72. Then, the fluid that has reached the downstream end 74 and has lost its destination is ejected from the downstream end 74 while forming an upward flow (plume), behaves so as to merge with the fluid that moves upward.
  • the inclination angle ⁇ of the groove 72 with respect to the flow path axis direction is set to 10 to 80 °.
  • the tilt angle is less than 10 °, the number of grooves per unit length of the flow path is reduced, so that the mixing efficiency is reduced.
  • the tilt angle ⁇ is greater than 80 ° C., the pressure loss increases. is there.
  • the fluid as described above is provided for each of the grooves 72 arranged along the flow path axial direction so that the inclination direction is reversed in a constant or indefinite period.
  • a microplume is generated in the fluid moving in the flow path so that the fluid is mixed.
  • the inclination direction of the groove 72 is alternately reversed.
  • the downstream end 74 of the upstream groove portion 72 and the upstream of the groove portion 72 adjacent to the downstream side of the groove portion 72 are considered in consideration of the arrangement space of the groove portion 72. It is preferable to arrange the groove portion 72 so that the end 73 is spaced apart on the same line orthogonal to the flow path axis direction.
  • the groove portion 72 is formed so as to extend to the flow channel side wall 71 across the central portion in the width direction of the flow channel bottom surface 70.
  • the downstream end 74 of the groove portion 72 is preferably formed at an acute angle.
  • the fluid that has traveled in the groove 72 is concentrated at the tip of the downstream end 74, and the fluid that has reached the downstream end 74 forms a larger upward flow.
  • the fluid that is ejected while being mixed with the fluid that moves upward is mixed over a wide range, and the fluid that moves in the flow path can be mixed more efficiently.
  • FIG. 12 is a schematic perspective view of the downstream end 74 of the groove portion 72 shown by perspectively showing a portion surrounded by a chain line in FIG. 10, and the flow of the fluid is indicated by an arrow in FIG.
  • the fluid that has reached the downstream end 74 is ejected while forming an upward flow along the groove side wall 71.
  • the upstream end 73 of the groove part 72 is preferably formed perpendicular to the channel axial direction so that the fluid moving in the channel easily flows into the groove part 72.
  • one or more (two in the illustrated example) sub-grooves 72a may be formed in parallel with the groove 72 adjacent to the downstream side.
  • the arrows in FIG. 13 indicate the direction of fluid movement as in FIG. In this way, in the portion shown in FIG. 10 where the groove 72 is not formed, a sub-groove 72a similar to the groove 72 is also formed by appropriately adjusting the length thereof. Can do.
  • the grooves 72 and the sub-grooves 72a are densely arranged in the flow path bottom surface 70 in a space-efficient manner, so that more microplume is generated in the fluid moving in the flow path so that the fluid is mixed more efficiently. Can be.
  • the flow channel width and flow channel depth including the detection flow channel 8 provided on the downstream side are
  • the channel width and the channel depth can each be formed to a length (size) of 30 ⁇ m or more so as to be sufficiently larger than the diameter of the labeling substance.
  • the mixer channel 7 including the plurality of groove portions 72 does not need to have all of the channel width and channel depth of 30 ⁇ m or more, like the mixer channel 7 shown in FIG.
  • the channel width and the channel depth should be at least larger than the diameter of the labeling substance, but more preferably 30 ⁇ m or more in all parts.
  • the channel widths and channel depths of the channels 6, 7, and 8 for moving and feeding the specimen and the labeling reagent are set different from those of conventional immunochromatography devices and the like. In comparison, it can be set to be very large, and as a result, the size of the cross section of the channel can be formed to be sufficiently larger (thicker) than the diameter of the labeling substance.
  • a labeling substance on which a labeled antibody that binds to an influenza antigen contained in a specimen dropped onto the conjugate pad 4 is solid-phased is used as a predetermined substance or more.
  • a labeling substance having a diameter can be used. Therefore, in the present embodiment, the size of the labeling substance is set so as to be a necessary and sufficient size as the labeling substance in consideration of the visibility and signal intensity of the antigen-antibody reaction.
  • beads having a diameter of 400 nm or more can be used as the labeling substance.
  • the visibility and signal intensity in the detection flow path of the microfluidic device 1 can be sufficiently increased, and the flow paths 6, 7, 8 formed on the substrate 2.
  • the size (flow channel width / depth) is formed to be about 10 ⁇ m, it is possible to reliably prevent clogging or retention of the labeling substance in the flow channel.
  • foams and fibers such as nitrocellulose are used as the sample flow path, so that the labeling substance to the porous portion such as the foam used as the flow path is not clogged.
  • the labeling substance must have a sufficiently small particle size.
  • the average pore diameter of the nitrocellulose foam is about 10 ⁇ m, and considering the variation in the pore diameter of the foam, the size of the labeling substance must be at most 400 nm in diameter, and usually 40 nm in diameter.
  • a degree of colloidal gold or the like was used as a labeling substance.
  • a large diameter of 400 nm or more which is impossible to use as a labeling substance in a conventional immunochromatographic device. Beads are used.
  • a large-diameter labeling substance having a diameter ratio of 10 times and an area ratio of 100 times that of a labeling substance such as gold colloid of an immunochromatography device. And the accuracy of determination of influenza infection can be improved.
  • examples of the large-diameter beads constituting the labeling substance according to this embodiment include polystyrene, silica, acrylic, quartz, chitosan, dextran, albumin, agarose, polylactic acid (PLA), polyethyleneimine, aluminum oxide, and borosilicate. Acid glass, soda lime glass, PLGA, iron oxide, palladium and the like can be used.
  • the large-diameter beads as described above have an effect of contributing to improvement of fluid mixing performance in addition to obtaining good visibility and signal intensity.
  • FIG. 14A in each flow path of the microfluidic device 1, when there is a steady flow (steady flow) of an incompressible complete fluid, the fluid travels along the flow path axial direction. A parabolic velocity component bulging in the direction is generated.
  • the speed at the center of the flow path is the fastest, and the speed decreases as the distance from the center of the flow path increases.
  • the particles having the fluid as shown in FIG.
  • the granule rotates and lift is generated in a direction intersecting the fluid flow direction. Due to the occurrence of such rotation and lift, the particles in the fluid travel in the direction of fluid flow while moving in the direction intersecting the fluid flow direction (vertical direction in the drawing), As a result, fluid mixing occurs and is promoted.
  • a fine particle of about 40 nm like a gold colloid used in a general immunochromatography device as shown in FIG. Therefore, the difference in the velocity component of the fluid as described above does not act on the particles, and neither rotational force nor lift is generated in the particles. Therefore, it can not contribute to the mixing of fluids.
  • the large-diameter beads according to the present embodiment not only the visibility and signal intensity of the antigen-antibody reaction can be improved, but also the mixing of fluids can be promoted. It is more suitable as a labeling substance used for a biological measurement device. Therefore, by using the large-diameter bead, the mixing performance of the mixer channel 7 according to the present embodiment described above can be further improved, and a normal straight having no centroid fluctuation or a plurality of grooves, etc. Even when the flow path is used, the fluid can be mixed by the labeling substance itself.
  • the microfluidic device 1 As described above, a method of joining the base materials when the substrate 2 and the cover body 3 are constituted by resin base materials will be described with reference to FIG.
  • the resin substrate 2 and the cover body 3 can be bonded using the following bonding method. That is, in this embodiment, when the microfluidic device 1 is manufactured by joining two resin base materials constituting the substrate 2 and the cover body 3, at least one of the two resin base materials is joined. A step of flattening and softening the bonding surface by irradiating the surface with high energy, and a step of laminating two resin substrates and then bonding the two resin substrates by heating and / or pressing It can join by the method of consisting of.
  • High energy irradiation is performed to the base material surface used as each joining surface of the cover body 3 which is a lid member.
  • the base material surface can be modified, and specifically, the base material surface can be flattened and softened.
  • the contact / adhesion between the substrate surfaces is enhanced, and even at a lower joining temperature, both can be firmly fused and joined by van der Waals force.
  • argon plasma is irradiated to the bonding surface of the resin base material as high energy irradiation.
  • Argon plasma has a large atomic weight and is formed by introducing Ar gas or argon radical, which is an active species of argon, by introducing argon gas, which has a large atomic weight and is easily converted into plasma, as a raw material gas.
  • Argon plasma has a large atomic weight and is formed by introducing Ar gas or argon radical, which is an active species of argon, by introducing argon gas, which has a large atomic weight and is easily converted into plasma, as a raw material gas.
  • the bonding surface By using the flattened and softened (low molecular weight) surfaces as the bonding surface, the contact and adhesion between the substrate surfaces are increased, and the two are firmly fused even at lower bonding temperatures. -Can be joined.
  • the resin base material (substrate 2 / cover body 3) can be bonded even at a temperature below the glass transition point or below the melting point.
  • the bonding temperature is about 30 ° C.
  • the two substrates can be joined.
  • the bonding is performed at a temperature below the glass transition point or below the melting point, so that the shape of the channels 6, 7, and 8 formed in the substrate 2 is not deformed, and the highly reliable microfluidic device 1 is used. It can use suitably as a manufacturing method.
  • the bonding method of the present embodiment bonding at a bonding temperature of about 30 ° C. is possible. Therefore, at least one of heating and pressing may be performed.
  • the resin base material can be bonded only by pressurizing without heating, or the resin base material can be bonded without performing pressure only by heating.
  • high energy irradiation performed with respect to the joint surface of a resin base material in this embodiment although the argon plasma mentioned above is preferable, it is not limited to this.
  • high energy irradiation other than argon plasma may be performed by irradiation with oxygen plasma, mixed plasma of argon and oxygen, or vacuum ultraviolet rays. These are energy irradiations that are easy to turn into plasma and have an attacking power.
  • the surface of the resin substrate is modified, that is, the substrate surface is flattened and softened (low molecular weight is reduced).
  • argon plasma can be employed instead of argon plasma.
  • a bonding temperature lower than the glass transition point or the melting point is achieved.
  • the joint surfaces made of resin can be heat-sealed.
  • the flow path for moving and transporting the specimen is configured by a porous body like a conventional immunochromatographic device. Without causing the flow path length to be excessively long and complicated, a strong capillary force can be applied to the flow path itself, and the specimen and the labeling reagent can be reliably moved and mixed. As a result, each of the channels 6, 7, and 8 of the microfluidic device 1 can be set to have a sufficiently large channel width and depth, and as a result, even if the particle size of the labeling substance is increased. No clogging or stagnation occurs in the flow path.
  • the visibility and signal intensity of a sufficiently large labeling substance can be improved reliably and effectively.
  • the determination in the detection flow path 8 of the microfluidic device 1 can be reliably performed, and even when the concentration of the analyte contained in the specimen such as a virus is low, the erroneous determination as in the conventional immunochromatography device is possible. It is possible to detect influenza infections early. In addition, reliable determination and detection is possible even with low-concentration analytes. For example, nasal fluid containing only low-concentration analytes can be used as a specimen without taking a specimen that involves invasive or painful subjects. Therefore, it is possible to realize an immunological measurement device that is minimally invasive and easy to use.
  • the microfluidic device 1 includes a capillary pump flow path 6 and a mixer flow path 7 (detection flow path 8) having a characteristic structure, and thus requires a pumping force from the outside.
  • the device is a self-feeding device that can move the fluid by capillary force in the flow path.
  • the microfluidic device 1 of the present embodiment does not require an external device such as a pump, and the configuration of the device itself can be miniaturized and simplified as much as possible. Therefore, according to the microfluidic device 1 of the present embodiment, it is possible to provide an immunological measurement device suitable for a diagnostic kit for influenza or the like that has a simple configuration but has high reliability and is also friendly to a subject. Can do.
  • the present invention has been described with reference to the preferred embodiment, it is needless to say that the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be made within the scope of the present invention.
  • the flow resistance of the low flow resistance liquid feed path 61a is relatively reduced than the flow resistance of the other liquid feed paths 61b.
  • an edge portion 62 that exhibits a pinning effect is formed on the outlet side of the liquid feed passage 61 of the adjacent fine protrusion 60 that forms the liquid feed passage 61, and the pinning angle of the edge portion 62 is appropriately set.
  • the flow resistance of the low flow resistance liquid supply path 61a is relatively reduced as compared with the flow resistance of the other liquid supply paths 61b, the present invention is not limited to this.
  • An edge portion 62 that exhibits a pinning effect is formed on the outlet side of the liquid feeding path 61b only on the adjacent fine protrusion 60 by forming another liquid feeding path 61b, for example, a low flow resistance liquid feeding path
  • the shape of the outlet side of the liquid feed path 61a of the adjacent fine projection that forms 61a is an R shape that does not exhibit the pinning effect, so that the flow resistance of the low flow resistance liquid feed path 61a Relative to the flow resistance of the liquid feed path 61b.
  • the flow resistance of the low flow resistance liquid feed path 61a is increased by forming the other liquid feed path 61b and applying a hydrophobic treatment to a portion on the liquid feed path 61b side of the adjacent fine protrusion 60 to increase the flow resistance. Relative to the flow resistance of the other liquid delivery path 61b. 3) By increasing the cross-sectional area of the low flow resistance liquid feed path 61a, the flow resistance of the low flow resistance liquid feed path 61a is relatively reduced as compared with the flow resistance of the other liquid feed paths 61b.
  • the shape of the fine protrusion 60 of the capillary pump flow path 6 is not limited to the above-described embodiment, and can be appropriately designed within a range not impeding the effect of the present invention.
  • test flow path 8a and the control flow path 8b provided in the detection flow path 8 of the microfluidic device 1 are formed in a wide shallow bottom and the capture antibody is applied to the bottom surface.
  • the test liquid flow path 8a and the control flow path 8b provided in the detection flow path 8 are also formed with a fine liquid feeding structure as in the capillary pump flow path 6, and the specimen passing through these flow paths 8a and 8b.
  • the liquid feeding direction of the preparation liquid may be controlled.
  • the capture antibody CA to the fine protrusions 60, for example, in the test channel 8a, it becomes easier to capture the influenza antigen LA bound to the labeling reagent and binds to the labeling reagent. Since the influenza antigen LA thus captured is also captured along the height direction of the fine protrusions 60, the color development by the labeling substance becomes easier to visually recognize.
  • the linear groove portion 72 is formed so as to extend so as to intersect with the flow channel axis direction. Is not limited to this. For example, if the fluid that has flowed in from the upstream end 73 travels in the groove portion 72 and is ejected while forming an upward flow from the flow end 74, the groove portion 72 is bent into an S shape or the like. It may be adopted.
  • the microfluidic device according to the present invention has been described with reference to a diagnostic kit for influenza.
  • the application target of the microfluidic device according to the present invention is not particularly limited to the influenza diagnostic kit. Absent.
  • the present invention can be applied to an active microfluidic device including a pressure unit. That is, the present invention is not particularly limited as long as it is a microfluidic device that needs to move a plurality of fluids in a minute microchannel space while mixing and kneading efficiently and quickly.
  • the present invention can be widely applied regardless of the configuration, form, purpose of use, type and amount of fluid, and the like.

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Abstract

検体を移動する流路を多孔質体によって構成することなく、また、流路長は過大に長く複雑にすることなく、流路自体に強い毛管力を付与して検体及び標識物質を確実に移動及び混合させることができ、標識物質の粒径を大きくしても流路に目詰まりが生じるおそれがなく、標識物質の視認性・シグナル強度を確実かつ効果的に向上させる。抗原抗体反応による免疫学的測定が行われる検体が移動する流路を備えたマイクロ流体デバイス１からなり、流路の上流部に配設され、検体を標識する標識試薬供給部４と、標識試薬供給部４より下流に配設され、検体の抗原抗体反応を測定する検出流路８とを備え、標識試薬供給部４には、抗原抗体反応により検体を標識する、抗原又は抗体が固相化された標識物質を有する標識試薬が配置されている構成としてある。

Description

免疫学的測定デバイス
　本発明は、抗原抗体反応による免疫学的測定に用いられる免疫学的測定デバイスに関し、特に、免疫学的測定の対象となる検体が移動する流路を備えたマイクロ流体デバイスによって構成された免疫学的測定デバイスに関する。
　一般に、抗原抗体反応による免疫学的測定に用いられる免疫学的測定デバイスが知られている。この種の免疫学的測定デバイスとしては、例えばイムノクロマトデバイスと呼ばれるデバイスが知られている。イムノクロマトデバイスとは、抗原抗体反応を利用した免疫学的測定が行えるデバイスであり、主として細菌やウイルスなどの病原体の検出に用いられるものである。
　具体的には、イムノクロマトデバイスでは、予め検体に含まれるアナライト（抗原又は抗体）と反応する抗体又は抗原が標識物質に固相化した状態の標識試薬を含浸させたグラスファイバー等の不織布や繊維から成るコンジュゲートパッドに、例えば血液や体液など、アナライトが含まれた検体を滴下させることで、検体中に抗原（又は抗体）が含まれていれば、その抗原が予めコンジュゲートパッドに含浸された標識試薬と抗原抗体反応によって複合体を形成し標識され、その複合体がコンジュゲートパッドと当接したニトロセルロース発泡体からなるメンブレンを移動していき、上流の検体捕捉部分に線状に配置された捕捉抗体からなる捕捉試薬に捕捉されて、標識物質が視認可能に線状（ライン状）に発色するようになっている。
　これによって、標識物質の濃度や線の位置（種類）によって検体の有無や濃度，種類等を検出・測定できるものである。この種のデバイスとしては、インフルエンザ等の感染症やアレルギー用の診断キット、市販の妊娠検査キット等として広く用いられている。
　ここで、このようなインフルエンザの検査キット等に使用されるイムノクロマトデバイスは、取り扱いが容易で使い捨てができる簡易な構成のものが好ましく、抗原抗体反応を発生させるために検体及び標識試薬を混合しつつ移動させる流路となる媒体として、例えばニトロセルロース発泡体などの多孔質体からなるメンブレンが使用され、多孔質体の毛細管現象に基づく毛管力によって、外部からのポンプ力を必要とすることなく、検体及び標識試薬を移動・進行させることができるようになっている。
　また、検体の流路としてニトロセルロース等の発泡体を用いるイムノクロマトデバイスでは、検体の流路となる発泡体の多孔質部分に標識物質が目詰まりする可能性を排除するために、標識物質を多孔質体の孔（間隔）よりも十分に小さい粒径にする必要があった。例えば、ニトロセルロース発泡体の平均孔径は約１０μｍ程度となっており、孔径にバラツキのある発泡体の特性等も考慮すると、標識物質の大きさは、最大でも４００ｎｍ以下、好ましくは４０ｎｍ程度にする必要があった。このため、イムノクロマトデバイスでは、粒径が４０ｎｍ以下の金コロイドなどが標識物質として用いられている。
　ところが、このような粒径４０ｎｍ以下の金コロイドを標識物質として用いた場合、抗原抗体反応の結果、標識試薬が抗原又は抗体から成る捕捉試薬に捕捉されても、標識物質の粒径が小さいためにデバイスの検体捕捉部分が十分に発色せず、視認性（シグナル強度）が低下（悪化）するという問題があった。特に、ウイルス等のアナライトの濃度が低い場合などは、検体捕捉部分が視認可能な程度に発色せず、検体に抗原が含まれていても発色が不十分なために陰性と判定されてしまい、例えばインフルエンザの初期感染が見落とされてしまうことがあった。このため、イムノクロマトデバイスを用いる場合には、高濃度のアナライトを含む検体を採取する必要があり、被験者の侵襲とそれによる強い痛みを伴うという問題があった。
　そこで、このようなイムノクロマトデバイスにおける問題を解決するために、例えば特許文献１や特許文献２に開示されているような提案がなされている。
　特許文献１では、イムノクロマトデバイスの標識物質として、平均粒径が５０～１５０ｎｍという微小粒径の金コロイド粒子を用いるとともに、金コロイド粒子の表面に白金を担持させることが提案されている。これは、金コロイドは赤色の発色性を有するところ、粒子表面に白金を担持させることで、白金膜が有する黒色のコントラストにより、通常の金コロイドと比較して視認性・シグナル強度を高め、検出ラインの視認性を向上させることができるというものである。
　また、特許文献２では、ポイント・オブ・ケア（ＰＯＣ）検査に用いる検査用キットにおいて、検体を移動させる流路として、ニトロセルロース発泡体等の多孔質体を用いずに、フォトリソグラフィによって形成されたチャンバー（試料注入チャンバー・反応チャンバー・検出チャンバー）を検体の流路として構成することが提案されている。これは、多孔質体を用いた場合に生じる孔径のばらつきや正確な製造の困難性の問題を回避しようとするものである。
特許第３８８６０００号公報 特表２００９－５０１９０８号公報
　しかしながら、引用文献１記載の提案では、イムノクロマトデバイスにおける標識物質による視認性・シグナル強度を高めるために、金コロイドを黒色に発色する白金膜で被膜するというものであるが、標識物質自体の大きさ（粒径）は通常の金コロイドとほとんど変わらなかった。このため、視認性・シグナル強度の向上も、単に発色の違いによるものに過ぎず、そこには自ずから限界があり、根本的な解決には至っていない。
　すなわち、引用文献１の提案において、イムノクロマトデバイスでの標識物質の視認性・シグナル強度を確実に高めようとすれば、標識物質である金コロイドの粒径を更に大きくするしかなく、そのように標識物質の粒径を大きくすれば、多孔質体からなるメンブレン内で目詰まりが発生してしまい、検体の移動・展開が停止するという従来と全く同じ問題が発生することになる。
　一方、引用文献２記載の提案では、免疫学的測定デバイスとして、検体を移動させる媒体としてニトロセルロース発泡体等の多孔質体を用いたイムノクロマトデバイスによらず、基板上にフォトリソグラフィにより形成されたチャンバーを流路とするマイクロ流体装置を用いることにより、引用文献１におけるような多孔質体における目詰まりの問題を回避できるようにも見える。
　しかしながら、引用文献２で開示されているチャンバーによる流路は、毛細管現象を得ようとすれば、チャンバーの流路径も可能な限り微小にする必要があり、その結果、引用文献１と同様に、視認性・シグナル強度を上げるために標識物質の粒径を大きくすれば、微小・微細なチャンバー内で目詰まりや検体の展開停止が発生するという問題があった。
　また、引用文献２の提案では、検体と標識物質とを混合させるために、流路を構成するチャンバー（試料注入チャンバー・反応チャンバー・検出チャンバー）を非常に長く確保する必要があり、また、流路の形状（経路）もジグザグ状・櫛歯状等の複雑なものとする必要があり、流路が極めて長く複雑になるという問題も有していた。
　本発明は、以上のような従来の技術が有する課題を解決するために提案されたものであり、検体を移動する流路を多孔質体によって構成することなく、また、流路長を長く複雑にすることなく、流路自体に強い毛管力と混合性能を付与して検体及び標識物質を確実に移動及び混合させることができ、標識物質の粒径を大きくしても流路に目詰まり等が生じるおそれがなく、標識物質の視認性・シグナル強度を確実かつ効果的に向上させることができる免疫学的測定デバイスの提供を目的とする。
　上記目的を達成するため、本発明の免疫学的測定デバイスは、抗原抗体反応による免疫学的測定が行われる検体が移動する流路を備えたマイクロ流体デバイスからなり、流路の上流部に配設され、検体を標識する標識試薬供給部と、標識試薬供給部より下流に配設され、前記検体の抗原抗体反応を測定する検出流路と、を備え、標識試薬供給部には、抗原抗体反応により前記検体を標識する、抗原又は抗体が固相化された標識物質を有する標識試薬が配置される構成としてある。
　本発明の免疫学的測定デバイスによれば、検体を移動する流路を多孔質体によって構成することなく、また、流路長を長く複雑にすることなく、流路自体に強い毛管力及び混合性能を付与して検体及び標識物質を確実に移動及び混合させることができる。
　したがって、標識物質の粒径を大きくしても流路に目詰まり等が生じるおそれがなく、標識物質の視認性・シグナル強度を確実かつ効果的に向上させることが可能となる。
　これによって、特に簡易なインフルエンザ用の診断キットなどに好適な免疫学的測定デバイスを提供することができる。
本発明の一実施形態に係る免疫学的測定デバイスを構成するマイクロ流体デバイスを示す外観斜視図である。 図１に示すイクロ流体デバイスを示す分解斜視図である。 図１に示すイクロ流体デバイスの基板の概略平面図である。 本発明の一実施形態に係るマイクロ流体デバイスの検出流路の説明図であり、（ａ）は検出流路の平面図、（ｂ）は（ａ）のに示す検出流路のＡ－Ａ線断面図である。 図１に示すマイクロ流体デバイスのキャピラリーポンプ流路の一例について、その要部を拡大して示す概略平面図である。 図５に示すキャピラリーポンプ流路におけるピン止め効果について説明する説明図である。 図５に示すキャピラリーポンプ流路において、毛管力によって液体が流動していく様子を示す説明図である。 本発明の実施形態に係るキャピラリーポンプ流路の一例において、液送方向を任意に誘導する例を示す説明図である。 図１に示すマイクロ流体デバイスのミキサ流路の一例について、流路断面の図心を連続的に変化させたミキサ流路を示す説明図であり、（ａ）はミキサ流路を平面視した拡大図、（ｂ）は同じくミキサ流路の基板断面を側面視した拡大図、（ｃ）はマイクロ流体デバイスの外観斜視図であり、（ａ），（ｂ）に示すミキサ流路に相当する部分を破線で示している。 図１に示すマイクロ流体デバイスのミキサ流路の他の一例を示す要部拡大平面図である。 図１０に示すミキサ流路のＢ－Ｂ線断面図である。 図１０に示すミキサ流路に配置される溝部の下流端の概略斜視図である。 図１０に示すミキサ流路の変形例を示す要部拡大平面図である。 本発明の一実施形態に係る免疫学的測定デバイスの流路内を移動する標識物質の状態を示す説明図であり、（ａ）は流路内の流体の移動を模式的に示す平面図、（ｂ）及び（ｃ）は（ａ）に示す流路の部分拡大であり、（ｂ）は本発明に係る標識物質の場合、（ｃ）を従来の標識物質の場合である。 本発明の一実施形態に係る免疫学的測定デバイスを構成するマイクロ流体デバイスの製造工程を模式的に示す説明図であり、（ａ）はマイクロ流体デバイスの基板及びカバー体を構成する２つの樹脂基材の接合面にアルゴンプラズマ照射を行うことにより当該接合面を平坦化及び軟化する工程を、（ｂ）は接合面を平坦化及び軟化した２つの樹脂基材を積層した後、２つの樹脂基材を加熱及び加圧して接合する工程を示している。
　以下、本発明に係る免疫学的測定デバイスの実施形態について、図面を参照しつつ説明する。
　図１は、本発明の一実施形態に係る免疫学的測定デバイスを構成するマイクロ流体デバイス１を示す外観斜視図であり、図２は、その分解斜視図である。
　同図に示すように、本実施形態に係る免疫学測定デバイスは、マイクロ流体デバイス１によって構成されている。
［マイクロ流体デバイス］
　図１，２に示すように、本実施形態に係るマイクロ流体デバイス１は、毛管力を発生させるキャピラリーポンプ流路６と、キャピラリーポンプ流路に接続・連通する、流体を混合しつつ移動させるミキサ流路７と、ミキサ流路７に接続・連通する、検体の抗原抗体反応を測定する検出流路８とからなる流路を備え、流路に対して外部からのポンプ力を付与する加圧手段を必要とすることなく、流路内の毛管力によって流体を移動させることができる自己送液型の流路を備えたパッシブ型のマイクロ流体デバイスを構成している。
　この種のパッシブ型のマイクロ流体デバイスは、ポンプ等の加圧手段を必要とせず、デバイス自体の構成を小型化・簡素化できるもので、例えば簡易なインフルエンザ用の迅速診断キットとして構成されるマイクロ流体デバイスである。
　具体的には、本実施形態のマイクロ流体デバイス１を、抗原抗体反応を用いたインフルエンザ診断デバイスとして構成しており、基板２と、基板２の表面を覆うカバー体（蓋部材）３とを備えたマイクロ流体デバイスによって構成されている。
　本実施形態では、このような流体デバイス上に、上述したキャピラリーポンプ流路６，ミキサ流路７，検出流路８からなる流路が形成されるとともに、流路の最上流部には、検体が滴下される標識試薬供給部となるコンジュゲートパッド４が、また、流路の最下流部には、分析後の残液を吸収させる吸収パッド５とが備えられている。
　そして、本実施形態では、流路の上流部に配置される標識試薬供給部となるコンジュゲートパッド４に、滴下される検体に含まれるアナライトを抗原抗体反応により標識する抗原又は抗体が固相化された標識物質を有する標識試薬が含浸され、標識物質が、所定以上の直径（例えば４００ｎｍ以上の直径）を有する構成となっている。
　本実施形態では、インフルエンザの診断キットで測定される検体に含まれるアナライトとしてインフルエンザ抗原を対象としており、コンジュゲートパッド４には、インフルエンザ抗原と結合する標識抗体が固相化された標識物質からなる標識試薬が含浸されるようになっている。
　そして、標識試薬に含まれる標識物質として、所定以上の直径を有する大粒径ビーズを備えるようになっている。
　本実施形態のマイクロ流体デバイス１では、後述するように、検体及び標識試薬が移動・液送される各流路６，７，８が、各流路の機能を維持したまま、標識物質の粒径を大きくしても流路に目詰まりが生じない十分な流路幅及び流路深さを備える構成となっており、大粒径の標識物質によって、検体の抗原抗体反応の視認性・シグナル強度を大幅に向上させることができ、検体の抗原抗体反応を容易かつ確実に測定できるものである。
　以下、大径の標識物質の移動・液送を可能とする本実施形態のマイクロ流体デバイス１の各部の構成について説明する。
［基板及びカバー体］
　基板２は、図２に示すように、その表面に、コンジュゲートパッド当接部４ａ、第１キャピラリーポンプ流路６ａ、ミキサ流路７、検出流路８、第２キャピラリーポンプ６ｂ、及び吸収パッド当接部５ａの各部が形成されている。
　具体的には、ガラス製やプラスチック製の基板２に、例えば幅１００μｍ程度，深さ５０μｍ程度の微小な流路空間である流路（キャピラリーポンプ流路６，ミキサ流路７，検出流路８）が転写や刻設等によって形成され、その上面に蓋部材となるカバー体３が接合され、抗原抗体反応の反応場となるマイクロ流路が形成される。なお、基板に形成される流路６，７，８の流路の大きさ（幅・深さ）や流路長，流路形状等は、マイクロ流体デバイス１の使用用途や流体の種類などに応じて任意に設定することができる。
　そして、本実施形態では、後述する大径の標識物質が移動・液送可能となるように、各流路６，７，８の大きさ（流路幅及び流路深さ）が、標識物質の直径よりも大きくなるように形成されるようになっている。
　図３は、基板２の概略平面図である。なお、図中網点で示す部位は、後述するキャピラリーポンプ流路６を構成する微細液送構造体（図５～８参照）である。
　基板２は、流路を構成する微細形状が転写形成等によって成形できるもので、例えば、ポリジメチルシロキサン等の紫外線硬化性、熱硬化性又は二液硬化性樹脂を用いてキャスト成形により成形することができる。また、ポリメチルメタアクリレート，ポリスチレン、ポリカーボネート、シクロオレフィンコポリマー、シクロオレフィンポリマー等の熱可塑性樹脂を用いて射出成形、ナノインプリント等により成形してもよい。
　また、ガラスやシリコンを用いてエッチング、超精密機械加工等によって成形してもよい。
　カバー体３は、樹脂製又はガラス製とするこができ、基板２の表面に形成された検出流路８を透視できる程度に透明であるのが好ましい。
　このカバー体３は、図２に示すように、一端側に形成された切欠き部４ｂ，５ｂに、コンジュゲートパッド４と吸収パッド５のそれぞれを保持しつつ、第１キャピラリーポンプ流路６ａ、ミキサ流路７、検出流路８（テスト流路８ａ及びコントロール流路８ｂ）、第２キャピラリーポンプ流路６ｂを封止するようにして基板２に接合される。
　このとき、カバー体３で封止された第１キャピラリーポンプ流路６ａが、コンジュゲートパッド当接部４ａ側に開口するように、コンジュゲートパッド当接部４ａは、第１キャピラリーポンプ流路６ａの底面と同じ深さか、それよりも若干深くなるように形成する。これにより、当該開口を介して、コンジュゲートパッド４と第１キャピラリーポンプ流路６ａとが接続される。
　同様に、吸収パッド当接部５ａは、カバー体３で封止された第２キャピラリーポンプ流路６ｂが、吸収パッド当接部５ａ側に開口するように、第２キャピラリーポンプ流路６ｂの底面と同じ深さか、それよりも若干深くなるように形成する。これにより、当該開口を介して、吸収パッド５と第２キャピラリーポンプ流路６ｂとが接続される。
　なお、樹脂製の基板２とカバー体３の接合方法について、図１５を参照しつつ後述する。
　キャピラリーポンプ流路６は、コンジュゲートパッド４に連続する上流側の第１キャピラリーポンプ流路６ａと、吸収パッド５に連続する下流側の第２キャピラリーポンプ流路６ｂの２つが備えられている。この第１キャピラリーポンプ流路６ａ及び第２キャピラリーポンプ流路６ｂは、分析対象となる検体及び標識試薬を含む調製液を液送する推進力として毛細管現象を利用する微細液送構造体によって構成される。
　これによって、検体及び標識試薬を含む流体は、外部ポンプ等の加圧手段を必要とすることなく、キャピラリーポンプ流路６の推進力のみによって、流路内を移動・液送されることになり、インフルエンザ用の診断キット等に好適なパッシブ型のマイクロ流体デバイスを構成することができる。
　そして、本実施形態では、キャピラリーポンプの機能は維持したまま、後述する大径の標識物質が移動・液送可能となるように、キャピラリーポンプ流路６の流路幅及び流路深さが、標識物質の直径（例えば４００ｎｍ以上）よりも十分に大きくなるように、例えば３０μｍ以上の幅・深さに形成される。
　本実施形態に係るキャピラリーポンプ流路６の詳細については、図５～８を参照しつつ後述する。
　ミキサ流路７は、第１キャピラリーポンプ流路６ａと検出流路８との間を接続・連通させる流路で、キャピラリーポンプ流路６の推進力によって液送される検体及び標識試薬を含む流体を、効率よく混合させるための流路空間を構成する。
　このミキサ流路７内を移動する間に、流体は効率良く、迅速かつ確実に混合が行われ、検出流路８に至るまでに、検体及び標識試薬を確実に結合・反応させることができる。
　また、本実施形態に係るミキサ流路７は、流路内の損失ヘッド・圧力損失の増加を、ミキサ流路を付設せずストレート流路を付設した場合と同等量に抑えながら流体を移動させることが可能で、キャピラリーポンプ流６による推進力以外の外部ポンプ等の加圧手段を必要とすることなく、流体を混合させつつ流路内を通過・移動させることができる。
　これによって、インフルエンザ用の診断キット等を構成するパッシブ型のマイクロ流体デバイスに最適な流路として利用することができる。
　そして、このミキサ流路７についても、本実施形態に係る大径の標識物質が移動・液送可能となるように、ミキサ流路７の流路幅及び流路深さが、標識物質の直径（例えば４００ｎｍ以上）よりも十分に大きくなるように、例えば３０μｍ以上の幅・深さに形成されるようになっている。
　本実施形態に係るミキサ流路７の詳細については、図９～１３を参照しつつ後述する。
　検出流路８は、ミキサ流路７の下流側の流路上に形成された流路空間で、抗原抗体反応により検体に含まれるアナライトの濃度を目視により視認・測定する検出部である。
　本実施形態の検出流路８は、抗原抗体反応により標識試薬の抗体と結合したインフルエンザ抗原を捕捉する捕捉抗体を塗布したテスト流路８ａと、インフルエンザ抗原が結合していない標識試薬を捕捉する捕捉抗体を塗布したコントロール流路８ｂが設けられている。
　図４は、本実施形態に係るマイクロ流体デバイス１の検出流路８のテスト流路８ａ（又はコントロール流路８ｂ）の説明図であり、（ａ）は流路の平面図、（ｂ）は（ａ）のＡ－Ａ線断面図である。
　同図に示すように、検出流路８のテスト流路８ａは、広幅浅底に形成され、その底面に捕捉抗体からなる捕捉試薬ＣＡが塗布されるようになっており、複合体（標識試薬の標識抗体と結合したインフルエンザ抗原）ＬＡが、抗原抗体反応により捕捉されるようになっている。特に図示しないが、コントロール流路８ｂも同様の構成となっている。
　そして、図４（ｂ）に示すように、この検出流路８において捕捉された複合体ＬＡの標識物質が、目視により視認・確認されて、その濃度の判定・検出等が行われることになる。
　この検出流８についても、上述したミキサ流路７と同様に、本実施形態に係る大径（例えば直径４００ｎｍ以上）の標識物質が移動・液送できるように、流路幅及び流路深さが標識物質の直径よりも十分に大きい、例えば１０μｍ以上の幅・深さに形成される。
　以上のようなマイクロ流体デバイス１を用いて被験者がインフルエンザに感染しているか否かを診断するには、まず、被験者から採取した鼻拭い液などの検体（分析対象）を含む検体調製液をコンジュゲートパッド４に滴下する。
　この際、コンジュゲートパッド４の上部に当接するように、図示していないサンプルパッドを配置し、検体調整液はサンプルパッドに滴下され、サンプルパッドを介してコンジュゲートパッド４に供給されて良い。サンプルパッドは、例えばグラスファイバー製の濾紙であり、検体調整液に含まれる不純物の濾過や、緩衝能の高いバッファを含浸させた場合は、検体調整液のｐＨ調整を目的に設置する。
　コンジュゲートパッド４に滴下された検体調製液は、コンジュゲートパッド４に含浸された標識試薬と共に浸み出して第１キャピラリーポンプ流路６ａに浸入する。そして、検体調製液は、毛細管現象を推進力として第１キャピラリーポンプ流路６ａ内を進行してミキサ流路７に送られる。
　ミキサ流路７に送られた検体調製液と標識試薬は、ミキサ流路７内で混合・混練されつつ一部が反応し複合体を形成しながら、キャピラリーポンプ流路６の推進力により移動・液送され、その下流側の流路上に形成された検出流路８に送られる。
　検出流路８では、ミキサ流路７内で形成された複合体が捕捉され、標識物質で表れるアナライトの濃度が目視により視認・測定される。
　検出流路８を通過した検体調製液の残液は、第２キャピラリーポンプ流路６ｂに達すると、その毛細管現象を推進力として第２キャピラリーポンプ流路６ｂ内を進行する。
　このとき、検体調製液の流動長が増加すると、これに伴って流動抵抗も累積的に増加して検体調製液の液送速度が低下するが、第２キャピラリーポンプ流路６ｂを、図１～３に示すような末広がり状に形成し、後述する微細液送構造体において微細突起６０間に形成される液送路６１の数が流動方向に沿って増加していくようにすることで、流動抵抗による液送速度の低下を抑制することができる。
　このようにすることで、外部ポンプ等を使用することなく、検体調製液を一定の流量で液送することができ、再現性の高い分析（診断）が可能になる。
　検体調製液の残液は、第２キャピラリーポンプ流路６ｂ内を進行した後に吸収パッド５に吸収される。
　以上により、患者がインフルエンザに感染していれば、検体調製液には、インフルエンザ抗原が含まれており、コンジュゲートパッド４に検体調製液を滴下すると、コンジュゲートパッド４に含浸された標識試薬が検体調製液に溶出し、その一部が抗原抗体反応によりインフルエンザ抗原と結合して、ミキサ流路７の下流の流路上に形成された検出流路８に送られる。
　上述したように、検出流路８には、捕捉抗体から成る捕捉試薬を塗布したテスト流路８ａと、インフルエンザ抗原が結合していない標識試薬を捕捉する捕捉抗体から成る捕捉試薬を塗布したコントロール流路８ｂが設けられている。したがって、検体調製液が検出流路８を通過した後に、コントロール流路８ｂにだけ標識物質による発色が視認されれば、被験者はインフルエンザに感染していないと診断でき、テスト流路８ａにも標識物質による発色が視認されれば、被験者はインフルエンザに感染していると診断できる。
　そして、本実施形態では、検体及び標識試薬を移動・液送させる各流路６，７，８の流路幅及び流路深さが、各流路の性能を維持したまま、標識物質の直径よりも十分に大きくなるように設定されており、滴下される検体に含まれるインフルエンザ抗原と結合する標識抗体が固相化される標識物質として、所定以上の直径を有する標識物質を用いることができるようになっている。
　その結果、イムノクロマトデバイスで標識物質として用いられる金コロイド等と比較して十分に大きな大粒径の標識物質によって、良好な視認性・シグナル強度が得られ、インフルエンザ感染の判定精度を向上させることができるようになる。
　また、本実施形態では、標識試薬供給部としてコンジュゲートパッド４を用いた例を示したが、これに限定されるものではなく、検出流路８よりも上流の流路、例えば、ミキサ流路７もしくはミキサ流路７より上流の流路の壁面に標識試薬を塗布、乾燥させ、固定化し、当該部分を標識試薬供給部としても良い。
　その場合、デバイスの上流に設けられた検体取り入れ口から流入した検体調整液が該部を通過する際、標識試薬が溶解し、検体調整液と共に下流に流れて行く。
［キャピラリーポンプ流路］
　次に、上記のような本実施形態に係るマイクロ流体デバイス１において、液送の推進力として毛細管現象を利用して分析対象を含む調製液を液送するキャピラリーポンプ流路６の微細液送構造体について説明する。
　図５は、本実施形態に係るキャピラリーポンプ流路６の微細液送構造体の一例について、その要部を拡大して示す概略平面図である。
　同図に示すキャピラリーポンプ流路６を構成する微細液送構造体は、複数の微細突起６０が一列に並び、かつ、隣接する微細突起６０の間隙を液送路６１とする単位列が周期的に列設され、それぞれの微細突起６０の間隔が、毛細管現象を引き起こす間隔（例えば、一つの単位列において隣接する微細突起６０の間の間隔が１～１０００μｍ、隣接する単位列間の間隔が１～１０００μｍ）となるように配列されている。
　なお、図５に示す例では、微細突起６０は、例えば、縦１２０μｍ、横３０μｍ、高さ３０μｍとし、一つの単位列において隣接する微細突起６０の間の間隔を３０μｍ、隣接する単位列間の間隔を６０μｍとしてある。
　上述したマイクロ流体デバイス１において、微細突起６０の高さは、本実施形態に係る微細液送構造体からなる第１キャピラリーポンプ流路６ａ、第２キャピラリーポンプ流路６ｂの底面の深さに相当し、微細突起６０の先端はカバー体３に密接する。
　これによって、微細突起６０の周囲の空間がカバー体３によって封止される。
　但し、微細突起６０とカバー体３とは密接される構成に限定されるものでは無く、例えば、微細突起６０の先端とカバー体３との間に隙間があり、該部においても更に毛管力を発生させても良い。
　また、本実施形態では、一つの単位列に形成された液送路６１と、これに隣接する単位列に形成された液送路６１とが、図示するように互い違いに位置するように微細突起６０を均等に配列している。このように液送路６１を並列回路状に多数配置することにより、流動抵抗の増加は抑えたまま、液送路数に比例した毛管力を発生させることが可能となり、液送路の大きさを大きく設定しても、検体液及び標識試薬の移動・送液に必要な毛管力を発生させることが可能となる。
　また、図５に示す例では、液送路６１を形成して隣接する微細突起６０には、それぞれの液送路６１の出口側に、ピン止め効果を発現するエッジ部６２を形成してある。
　ここで、ピン止め効果とは、図６に示すように、接触角θで平面を進行してきた液面がエッジ部に達すると（図６（ａ）参照）、当該液面は、平面とエッジ部の外側の面とのなす角をαとしたときに、接触角がθ+（π－α）となるまで（図６（ｂ）参照）、エッジ部を乗り越えられなくなる現象をいい、本実施形態では、このときの平面とエッジ部の外側の面とのなす角度αをピン止め角と定義する。
　図５に示す例にあっては、液送路６１の出口側に形成されたエッジ部６２のピン止め角を適宜設定することで、一つの単位列において、それぞれの微細突起６０の間に形成される液送路６１のうち少なくとも一つを、他の液送路６１ｂよりも流動抵抗を相対的に低減させた低流動抵抗液送路６１ａとしている。
　すなわち、低流動抵抗液送路６１ａを除く他の液送路６１ｂを形成して隣接する微細突起６０ｂ，６０ｃの当該液送路６１ｂの出口側に形成したエッジ部６２ｂのピン止め角を、低流動抵抗液送路６１ａを形成して隣接する微細突起６０ａ，６０ｂの当該低流動抵抗液送路６１ａの出口側に形成したエッジ部６２ａのピン止め角よりも小さくすることで、低流動抵抗液送路６１ａの流動抵抗を、他の液送路６１ａの流動抵抗よりも相対的に低減させている。
　なお、図５に示す例では、微細突起６０ａを矩形状とし、両端にピン止め角９０°のエッジ部６２ａが形成されるようにした。また、微細突起６０ｂは、一端にピン止め角９０°のエッジ部６２ａが形成され、他端にピン止め角４５°のエッジ部６２ｂが形成されるようにし、微細突起６０ｃは、両端にピン止め角４５°のエッジ部６２ｂが形成されるようにした。エッジ部６２ａ，６２ｂの先端には、ピン止め効果の発現を妨げてしまわない程度にＲを付けてもよい。
　また、図５に示す例では、単位列ごとに、液送路６１のうち少なくとも一つを、他の液送路６１ｂよりも流動抵抗を相対的に低減させた低流動抵抗液送路６１ａとするとともに、低流動抵抗液送路６１ａが所定の液送方向に沿って配置されるように、微細突起６０ａ，６０ｂ，６０ｃを配列している。このようにすることで、図７に示すように、流動抵抗の低い低流動抵抗液送路６１ａを液体が優先的に通過し（図７（ａ）～（ｃ）参照）、これをきっかけにして、毛細管現象によって単位列間に液体が広がっていき（図７（ｃ）～（ｅ）参照）、その繰り返しによって液体が流動していくことから（図７（ｅ）～（ｈ）参照）、液送方向に偏りが生じることなく、毛細管現象を利用して液送する際の流動性を再現性よく良好に制御することができる。
　また、前述したマイクロ流体デバイス１では、第１キャピラリーポンプ流路６ａと第２キャピラリーポンプ流路６ｂを、それぞれ二等辺三角形状に形成し、その頂点から底辺に下した垂線に沿って低流動抵抗液送部６１ａを配置することにより、微細液送構造体による毛細管現象を利用した液送の推進力が効率よく得られるようにしてあるが、低流動抵抗液送部６１ａの配置は、所望の液送方向に応じて適宜設定することができる。
　例えば、図８（ａ）に示すように、液送方向をカーブさせたい場合や、図８（ｂ）に示すように、液送方向を二以上の方向に分岐させたい場合には、図中点線で示す方向に沿って低流動抵抗液送部６１ａを配置することで、液送方向を任意の方向に誘導することができる。
　以上のように、本実施形態に係るキャピラリーポンプ流路６によれば、毛細管現象を引き起こす間隔で複数の微細突起を配列してなる微細液送構造体によって、強力な液送の推進力が得られるとともに、その推進力を得るにあたり、その液送方向に偏りが生じることなく、液送方向を再現性よく任意に制御することができる。
　そして、このような構成からなるキャピラリーポンプ流路６によれば、微細液送構造により強力な推進力が得られことから、上述した特許文献２に開示されているような毛管作用を得るために狭小なチャンバーを複雑かつ長い経路に沿って形成する必要がなく、流路の大きさ（幅及び深さ）を大きく設定することができる。
　そこで、本実施形態では、キャピラリーポンプ流路６の流路幅及び流路深さが、標識物質の直径よりも十分に大きくなるよう、例えば、流路幅及び流路深さをそれぞれ３０μｍ以上の長さ（大きさ）に形成するようにしてあり、標識物質として例えば４００ｎｍ以上の大径の標識物質を採用しても、キャピラリーポンプ流路６内で標識物質の目詰まりや液送の停滞・停止等が発生しないようにすることができる。
　これによって、標識物質の粒径を大きくしても、キャピラリーポンプ流路６に目詰まり等が生じるおそれがなくなり、大径の標識物質によって抗原抗体反応の視認性・シグナル強度を向上させることが可能となる。
　なお、キャピラリーポンプ流路６の流路幅及び流路深さは、すべての部分が３０μｍ以上である必要はなく、流路幅及び流路深さは少なくとも標識物質の直径よりも大きければ良い。但し、キャピラリーポンプ流路６の流路幅及び流路深さが、すべての部分で３０μｍ以上であることがより好ましい。
［ミキサ流路］
　次に、本実施形態のマイクロ流体デバイス１において、キャピラリーポンプ流路６の推進力によって液送される検体及び標識試薬を含む流体を、効率よく混合させるためのミキサ流路６について説明する。
　インフルエンザ診断キット等の免疫学的測定デバイスでは、検体に含まれるインフルエンザ抗原と標識試薬（標識抗体が固相化された標識物質）とを、検出流路８に至るまでのミキサ流路７において確実に混合・結合させて反応させておくことが重要となる。
　すなわち、上述のように検出流路８では、標識物質に固相化された抗体と結合したインフルエンザ抗原を捕捉してインフルエンザ感染の有無を視認・判定するようになっており、標識試薬と結合・反応していないインフルエンザ抗原は診断に寄与しない。
　したがって、検出流路８に至るまでのミキサ流路７において、インフルエンザ抗原と標識試薬とを確実に結合・反応させる必要がある。
　また、流動抵抗を減らし自己送液を確実にする観点からはミキサ流路７の流路長もできる限り短くすることが望ましい。そのためには、ミキサ流路７において、２つの流体（インフルエンザ抗原（検体）と抗体（標識試薬））の混合・反応を、確実かつ効率良く行わせることが重要となる。
　そこで、本実施形態では、上記のようなインフルエンザ診断キットを構成するマイクロ流体デバイス１において、対象流体（検体（インフルエンザ抗原）と標識試薬）を混合・結合させるミキサ流路７として、以下のような構成からなる流路を備えるようにしてある。
　以下、本実施形態に係るミキサ流路７の詳細について、図９～１３を参照しつつ説明する。
［図心変動ミキサ流路］
　ミキサ流路７は、流体を混合させつつ移動させるマイクロ流体デバイス１に備えられる流路空間であり、図９に示す例では、移動・液送される複数の流体を確実かつ効率よく混合させるために、混合流路を、流路軸線方向に沿って流路断面の図心が変化し、かつ、断面形状の変化による損失ヘッドの変動を発生させない、周期的な繰り返し構造を有する構成としてある。
　図９は、本実施形態のマイクロ流体デバイス１のミキサ流路７の一例について、流路断面の図心を連続的に変化させたミキサ流路を示す説明図であり、（ａ）はミキサ流路を平面視した拡大図、（ｂ）は同じくミキサ流路の基板断面を側面視した拡大図、（ｃ）はマイクロ流体デバイスの外観斜視図であり、（ａ），（ｂ）に示すミキサ流路に相当する部分を破線で示している。
　まず、図９に示すミキサ流路７は、流路断面の図心の位置が、流路軸線方向に沿って一定間隔で周期的に繰り返し変化するように、流路の断面形状を構成してある。
　ここで、「図心」とは、対象となる平面図形の中心、重心位置のことであり、例えば対象図形が長方形であれば対角線の交点が図心となる。
　本実施形態では、ミキサ流路７の流路断面を構成する平面図形を対象として、その図心が流路の軸線方向に沿って変位するように形成する。
　流路断面の図心の位置を流路軸線方向に沿って変化させることにより、流路内を流れる流体には、流路断面の図心の変化に応じて流路断面の上下方向や左右方向に向かって速度が発生・変化することになる。
　これによって流路内の流体は、その速度成分の方向・大きさに沿って混合・混錬されることになり、図心が複数の方向に繰り返し周期的に変化することで、流体も繰り返し混錬・攪拌されることになり、短い流路の間でも効率よく確実に、複数の流体を混合させることができるようになる。
　ただ、単に流路断面の図心を変化させるようにするだけでは、流路断面の形状変化により流路内の損失ヘッドが変動・増大することになり、流路長を経る程に、損失ヘッド・圧力損失が大きくなってしまう。損失ヘッドが増大すれば、それだけ流路内の圧力損失も増大し、流体を円滑に移動・通過させることが困難になる。その結果、流路内の流体に圧力を加えるための、例えばポンプ等の加圧手段が必要となってしまう。
　しかしながら、そのようなポンプ等を備える構成では、マイクロ流体デバイス自体が複雑化・大型化することになり、また、上述したように外部からの加圧力によることなく毛管力等によって流体を移動させるキャピラリーポンプ流路６を備えたパッシブ型のマイクロ流体デバイス１に対応することは困難となる。
　そこで、図９に示すミキサ流路７では、流路断面における図心の位置を変化させるように流路断面の形状を変化させながらも、それによって損失ヘッドが変動・増大しないように、流路の周期的な繰り返し構造を所定の形状に設定・構成するようにしてある。
　これによって、流体を効率よく混合させるために流路断面の図心が変化するように構成しても、流路内の損失ヘッドは変動しないようにすることで、流路内の損失ヘッド・圧力損失が増加することをなくし、ポンプ等の加圧手段を必要とすることなく、流体を混合させつつ流路内を円滑に通過・移動させることができる。
　具体的には、図９に示すミキサ流路７は、以下のような形状となるように形状・寸法を設定するようにしてある。
［流路内の損失発生（損失ヘッド）］
　非圧縮性の完全流体の定常な流れ（定常流）があるとき、一本の流線に沿って以下のベルヌーイの式１が成り立つ。
［式１］
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　上記の式１は一本の流線（流路）に沿って成り立ち、従って流路ごとに上記Ｈの値は異なることになる。
　そして、流路内に摩擦その他の損失が発生することは、上記式１を用いて、以下の式２のように表すことができる。式２では、流路の上流側の断面（断面１）と下流側の断面（断面２）をとり、両断面上における値を添字１，２で表している。また、下記式２において、ｈは、二つの断面間で生じた損失であり、一般に（二断面間の）損失ヘッドと呼ばれる。
［式２］
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
　そして、上記式２は、以下の式３のように整理・一般化して表すことができる。
　このとき、損失ヘッドｈは、流路の下流に行くに従って増大することになる。
［式３］
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000003
　ここで、流路内の流れにおいて発生する損失（損失ヘッドｈ）は、流路の内径ｄ（ｍ）の真っ直ぐな円管内を、流体が平均流速ｖ（ｍ／ｓ）で流れているとした場合に、流路の長さｌ（ｍ）に対する損失ヘッドｈ（ｍ）は、無次元の係数λを用いて以下の式４のように表すことができる。
［式４］
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000004
　上記式４中で、係数λ，重力加速度ｇは、流路のいずれの断面においても不変である。従って、流路長ｌが同じであれば、流路の内径ｄ（ｍ）と流体の平均流速ｖ（ｍ／ｓ）が損失ヘッドｈの変動（増加）要因となる。
　以上のことから、本実施形態では、上記式４を整理して以下の式５，６とし、流路軸線方向に沿って流路断面の図心を変化させる場合に、流路が式５，６を満たすように、流路の断面形状を設定するようにしてある。
［式５］
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000005
［式６］
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000006
　このような式５，６の条件を満たすように流路の形状を設定・形成することにより、流路の断面形状が流路軸線方向に沿って図心が変化・変動するように形成しても、そのような流路の断面形状の変化による損失ヘッドの増減が一定の範囲（±１０％）内に抑制される。
　上記式５，６の条件を満たして流路の損失ヘッドがほぼ変動しない状態は、等価直径ｄｅ（＝４Ａ／Ｓ（Ａ：対象図形の面積，Ｓ：対象図形の周長））に相当する直径のストレート流路（円管流路）と同様に損失ヘッドを発生させないことになる。
　つまり、上記式５，６の条件を満たす流路は、ストレート流路と等価、すなわち損失ヘッドの増加が、ミキサ流路を付設せずストレート流路を付設した場合と同等量に抑える流路となり、この式５，６の条件を満たす限り、流路断面の図心を変動させたことによって、流路の損失ヘッドは特別に増加しないことになる。
　これによって、流体を図心の変動に応じて混合・混錬しつつ、流体の移動・通過がストレート流路と同様に円滑に行われるようになり、ポンプ等の加圧手段を必要とせず、パッシブ型のマイクロ流体デバイス１に対しても好適な対応・適用できるようになる。
　なお、本実施形態では、上記式１～６に示したように、流路内の損失ヘッドに基づいて、ストレート流路と等価な流路として設定するようにしてある。
　但し、損失ヘッドに基づくことなく、流路内の流動抵抗を直接算出することにより、流動抵抗そのものに基づいて、流動抵抗の変動のない流路を設定することもできる。
　すなわち、ミキサ流路７の流動抵抗を直接的に算出・設定することで、上述した損失ヘッドに基づく場合と同様に、ストレート流路と等価の流路を形成することができる
　ここで、矩形流路内の流動抵抗は、以下のようにして求めることができる。
［式７］
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000007
［式８］
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000008
［流路形状］
　次に、上記式５，６（又は式７，８）の条件を満たすように、損失ヘッド（又は流動抵抗）が所定範囲に収まるように形成されるミキサ流路７の具体的な形状について、図９を参照しつつ説明する。
　図９に示すように、本実施形態に係るミキサ流路７は、流路断面の図心が連続的に変化するように構成することができる。
　まず、ミキサ流路７は、図９（ａ）に示すように、マイクロ流体デバイス１の上面側から平面視したＸＹ平面において、流路幅が所定間隔で連続的に増減変動するように形成してある。
　具体的には、ミキサ流路７は、例えば流路長２．５ｍｍ間隔（Ｘ＝０．０ｍｍ～２．５ｍｍ）で、ＸＹ平面における流路幅が１５μｍ～６０μｍの範囲で連続的かつ周期的に変動するように形成してある。
　また、ミキサ流路７は、図９（ｂ）に示すように、流路軸線方向に沿った流路断面を側面視したＺＸ平面において、流路の深さが所定間隔で連続的に増減変動するように形成してある。
　具体的には、ミキサ流路７は、例えば流路長２．５ｍｍ間隔（Ｘ＝０．０ｍｍ～２．５ｍｍ）で、ＺＸ平面における流路深さが、正弦曲線に従って２０μｍ～１２０μｍの範囲で連続的かつ周期的に変動するように形成してある。
　このような構成からなるミキサ流路７は、流路軸線方向に沿って、図面左側から、Ｘ＝０．０ｍｍでの断面は「幅２０μｍ×深さ６０μｍ」、Ｘ＝０．６ｍｍでは「幅６０μｍ×深さ２０μｍ」、Ｘ＝１．８ｍｍでは「幅１５μｍ×深さ１２０μｍ」、Ｘ＝２．５ｍｍでは「幅２０μｍ×深さ６０μｍ」・・・となるように、断面形状がＸＹ方向・ＺＸ方向にそれぞれ連続的に変化するように形成されることになる。
　そして、このようなミキサ流路７の幅及び深さの値は、上述した式５，６の条件を満たすように、すなわち、損失ヘッドが一定の範囲（±１０％）内に収まるように算出されて設定されるようになっている。
　なお、損失ヘッドに基づく上記式５，６の条件を満たすミキサ流路７の上記のような幅・深さについては、公知のシミュレーター等を用いることで算出・設定することができる。
　また、上記式５，６の条件を満たすミキサ流路７における、流路の大きさ（幅・深さ）や流路長，流路形状等は、マイクロ流体デバイス１の使用用途や流体の種類などに応じて任意に設定することができる。
　以上のようにして、本実施形態に係るミキサ流路７は、ＸＹ平面における流路幅と、ＺＸ平面における流路深さが、それぞれ連続的かつ周期的に変動するようになっている。
　これによって、混合流路の流路断面の図心は、流路軸線方向に沿って垂直方向（図面上下方向）に連続的に変動することになる。
　そして、このように図心が変動することにより、流路内の上下左右方向に流体の速度が発生・変化することになる。
　このように、本実施形態では、ミキサ流路７の形状を周期的な繰り返し構造となるよう形成し、これによって流路軸線方向に沿って流路断面の図心を変化させるとともに、流路の断面形状の変化により流路内の損失ヘッドの変動を発生させないように、流路内の周期的な繰り返し構造を設定することができる。
　このような流路構造を採用することにより、流路内を流れる流体は、流路断面の図心の変化に応じて流路内の上下左右方向に速度が発生・変化することになり、これによって流路内の流体は流路の上下左右方向に混合・混錬されることになる。
　また、そのように流路断面の図心が変化しても、流路内の損失ヘッドは変動しないように流路の形状を設定しているため、流路内の損失ヘッド・圧力損失の増加を、ミキサ流路を付設せずストレート流路を付設した場合と同等量に抑えることが可能となるため、ポンプ等の加圧手段を必要とすることなく、流体を混合させつつ流路内を通過・移動させることができる。
　したがって、本実施形態に係るミキサ流路７によれば、流路の構成自体によって流体の混合を確実かつ効率良く行うことができ、ポンプ等の加圧手段等を必要とすることなく、また、流路構造を複雑化させたり流路長を過大にすることなく、流体を混合させることができるようになる。
　これにより、例えば簡易なインフルエンザ用の迅速診断キットなどのパッシブ型マイクロ流体デバイスとして好適なミキサ流路７を実現することができる。
　そして、このように簡易かつ短い流路構造によって流体を効率良く混合・混練させることができるミキサ流路７は、流路の大きさに関係なく同様の効果を発生するので、上述した特許文献２に開示されているような、流体を混合させるために狭小なチャンバーを複雑かつ長い経路に沿って形成する必要がなく、流路の大きさ（幅及び深さ）を大きく設定することができる。
　そこで、本実施形態では、ミキサ流路７について、下流側に設けられる検出流路８を含めて、上述したキャピラリーポンプ流路６と同様に、流路幅及び流路深さが、標識物質の直径よりも十分に大きくなるよう、例えば、流路幅及び流路深さをそれぞれ３０μｍ以上の長さ（大きさ）に形成するようにしてある。
　これによって、標識物質として例えば４００ｎｍ以上の大径の標識物質を使用しても、ミキサ流路７及び検出流路８内において標識物質の目詰まりや液送の停滞・停止等が発生することを確実に防止することができ、大径の標識物質によって抗原抗体反応の視認性・シグナル強度を向上させることができる。
　なお、ミキサ流路７についても、上述したキャピラリーポンプ流路６と同様に、流路幅及び流路深さがすべての部分において３０μｍ以上である必要はなく、流路幅と流路深さは少なくとも標識物質の直径よりも大きければ良い。但し、ミキサ流路７の流路幅及び流路深さが、すべての部分で３０μｍ以上であることがより好ましい。
［複数溝部を備えたミキサ流路］
　本実施形態のミキサ流路７としては、以上のような流路断面の図心を変動させるミキサ流路７に代えて、あるいは、これと併用して、図１０～１３に示すようなミキサ流路７を採用することもできる。
　図１０は、本実施形態に係るマイクロ流体デバイス１に備えられるミキサ流路７の他の一例を示す要部拡大平面図であり、ミキサ流路７の要部を拡大して示している。なお、同図では、流路軸線Ａｘを流路の幅方向中央を通る一点鎖線で示しており、流体の移動方向を矢印で示している。
　また、図１１は、図１０に示すミキサ流路のＢ－Ｂ線断面図である。
　これらの図に示すように、このミキサ流路７では、流路底面７０に、流路軸線方向に対して傾斜して延在する複数の溝部７２が、流路軸線方向に沿って配置される構成を採用している。
　流路底面７０に配置する溝部７２は、上流端７３と下流端７４とを有しており、流路内を移動する流体の一部が上流端７３から流入するように形成されている。
　溝部７２に流入した流体の一部は、溝部７２の上方を移動する流体の下側に回り込みつつ、その流れを横切るようにして溝部７２内を進行する。そして、下流端７４に達して行き場を失った流体は、上昇流（プルーム）を形成しながら下流端７４から噴出し、上方を移動する流体と合流して互いに混じり合うように挙動する。
　流路内を移動する流体に、このような挙動を生じさせるには、流路軸線方向に対する溝部７２の傾斜角度θを１０～８０°とするのが好ましい。傾斜角度が１０°未満の場合、流路の単位長さあたり溝数が少なくなるため、混合効率が低下し、また、傾斜角度θが８０℃より大きい場合、圧力損失が大きくなってしまうからである。
　このように、図１０に示すミキサ流路７では、一定又は不定の周期で傾斜方向が逆向きに入れ替わるように流路軸線方向に沿って配置された溝部７２ごとに、上記したような流体の挙動が繰り返されるようにすることで、流路内を移動する流体にマイクロプルームを生じさせて、これによって流体が混合されるようにしている。
　このようにして、流路内を移動する流体が混合されるようにするにあたり、図１０に示す例では、溝部７２の傾斜方向が交互に逆向きに入れ替わるようにしている。このような態様とすることで、流路内を移動する流体に、交互にマイクロプルームが生じるようになり、流路内を移動する流体をより効率よく混合することができる。
　また、このような態様で溝部７２を配置する場合には、溝部７２の配置スペースを考慮して、上流側の溝部７２の下流端７４と、当該溝部７２の下流側に隣接する溝部７２の上流端７３とが、流路軸線方向に直交する同一線上に離間して位置するように溝部７２を配置するのが好ましい。
　また、図１０に示す例では、溝部７２が、流路底面７０の幅方向中央部を跨いで、流路側壁７１に到るように延在して形成されている。
　このような態様とすることで、マイクロプルームが生じる範囲を流路幅方向に広げることができ、これによって、流路幅方向の一方側を移動する流体と他方側を移動する流体との混合を促して、流路内を移動する流体をより効率よく混合することができる。
　また、溝部７２の下流端７４から上昇流を形成しながら流体を噴出させるにあたり、溝部７２の下流端７４は鋭角に形成するのが好ましい。
　下流端７４を鋭角に形成することにより、図１２に示すように、溝部７２内を進行してきた流体が下流端７４の先端に集中し、下流端７４に達した流体はより大きな上昇流を形成しながら噴出して、上方を移動する流体と広い範囲にわたって混じり合うようになり、流路内を移動する流体をより効率よく混合させることができる。
　ここで、図１２は、図１０において鎖線で囲む部分を斜視して示す溝部７２の下流端７４の概略斜視図であり、図１２中、流体の流れを矢印で示している。
　この図から明らかなように、下流端７４に達した流体は、溝部側壁７１に沿って上昇流を形成しながら噴出する。
　一方、溝部７２の上流端７３は、流路内を移動する流体が溝部７２に流入し易くなるように、流路軸線方向に対して垂直に形成するのが好ましい。
　また、本実施形態では、以上のような複数の溝部７２を備えるミキサ流路７の変形例として、図１３に示すように、上流側の溝部７２の延在方向に沿って、当該溝部７２の下流側に隣接する溝部７２と平行に一以上（図示する例では二つ）の副溝部７２ａを形成するようにしてもよい。図１３中の矢印は、図１０と同様に流体の移動方向を示している。
　このようにすると、図１０に示した例で溝部７２が形成されていないデッドスペースとなっている部分にも、溝部７２と同様の副溝部７２ａを、その長さを適宜調整して形成することができる。
　これによって、流路底面７０に溝部７２及び副溝部７２ａをスペース効率よく密に配置し、流路内を移動する流体により多くのマイクロプルームを生じさせて、流体がよりいっそう効率よく混合されるようにすることができる。
　そして、以上のような複数の溝部７２を備えたミキサ流路７によれば、図９で示した流路断面の図心を変動させるミキサ流路７と同様に、簡易かつ短い流路構造によって流体を効率良く混合・混練させることができ、且つ、流路の大きさに関係なく効果を発生させるので、下流上に設けられる検出流路８を含めて、流路幅及び流路深さが標識物質の直径よりも十分に大きくなるよう、例えば、流路幅及び流路深さをそれぞれ３０μｍ以上の長さ（大きさ）に形成することができる。
　これによって、例えば４００ｎｍ以上の大径の標識物質を使用して、検体の抗原抗体反応の視認性・シグナル強度を向上させることができ、確実なインフルエンザ診断が行えるようになる。
　なお、複数の溝部７２を備えるミキサ流路７についても、図９で示したミキサ流路７と同様に、流路幅及び流路深さのすべての部分が３０μｍ以上である必要はなく、流路幅及び流路深さは少なくとも標識物質の直径よりも大きければ良いが、すべての部分で３０μｍ以上であることがより好ましい。
［標識物質］
　以上のように、本実施形態のマイクロ流体デバイス１では、検体及び標識試薬を移動・液送させる各流路６，７，８の流路幅及び流路深さを、従来のイムノクロマトデバイス等と比較して非常に大きく設定することができ、その結果、流路断面の大きさを標識物質の直径よりも十分に大きく（太く）なるように形成することできる。
　そして、本実施形態では、そのような流路特性を利用して、コンジュゲートパッド４に滴下される検体に含まれるインフルエンザ抗原と結合する標識抗体が固相化されたる標識物質として、所定以上の直径を有する標識物質を用いることができる。
　そこで、本実施形態では、抗原抗体反応の視認性・シグナル強度を考慮して、標識物質として必要かつ十分な大きさとなるように、標識物質の大きさを設定するようにしてある。
　具体的には、標識物質として、直径４００ｎｍ以上のビーズを用いることができる。
　このような大径ビーズを用いることで、マイクロ流体デバイス１の検出流路における視認性・シグナル強度を十分に高めることができ、かつ、基板２上に形成される各流路６，７，８の大きさ（流路幅・深さ）を、約１０μｍ程度に形成すれば、流路内で標識物質の目詰まりや滞留等が生じることを確実に防止することができる。
　従来のイムノクロマトデバイスでは、検体の流路としてニトロセルロース等の発泡体や繊維質を用いることから、流路となる発泡体等の多孔質部分への標識物質が目詰まりすることを防止するために、標識物質を十分に小さい粒径にする必要があった。例えば、ニトロセルロース発泡体の平均孔径は約１０μｍ程度となっており、発泡体の孔径のバラツキを考慮すると、標識物質の大きさは、最大でも直径４００ｎｍ以下としなければならず、通常は直径４０ｎｍ程度の金コロイド等が標識物質として使用されていた。そのため、粒径４０ｎｍ程度の標識物質では、粒径が小さいためにデバイスの検体捕捉部分が十分に発色せず、視認性・シグナル強度が悪く、特に検体に含まれるアナライトの濃度が低い場合にはデバイスが発色せず、見落としや誤判定の原因となっていた。
　そこで、本実施形態では、上述した強力な推進力と流体混合性能を有する流路構造を採用することで、標識物質として、従来のイムノクロマトデバイスでは使用が不可能であった直径４００ｎｍ以上の大径ビーズを用いるようにしてある。
　これによって、イムノクロマトデバイスの金コロイド等の標識物質と比較して、直径比で１０倍、面積比で１００倍の大きな大粒径の標識物質を使用することができ、良好な視認性・シグナル強度が得られ、インフルエンザ感染の判定精度を向上させることができるようになる。
　ここで、本実施形態に係る標識物質を構成する大径ビーズとしては、例えば、ポリスチレン、シリカ、アクリル、石英、キトサン、デキストラン、アルブミン、アガロース、ポリ乳酸（PLA）、ポリエチレンイミン、酸化アルミニウム、ホウケイ酸ガラス、ソーダライムガラス、PLGA、酸化鉄、パラジウムなどを使用することができる。
　また、以上のような大径ビーズは、良好な視認性・シグナル強度が得られることに加えて、流体の混合性能の向上にも寄与するという効果もある。
　図１４（ａ）に示すように、マイクロ流体デバイス１の各流路内では、非圧縮性の完全流体の定常な流れ（定常流）があるとき、流体には流路軸線方向に沿って進行方向に膨出する放物線状の速度成分が生じる。
　このように定常流では、流路中心の速度が最も速く、流路中心から遠ざかる程、速度が遅くなるため、４００ｎｍ以上の大径ビーズのように流路幅に対して一定以上の大きさを有する粒体の場合、図１４（ｂ）に示すように、粒体の部位によって流体の速度が異なることになる。その結果、粒体が回転して、流体の流れ方向と交差する方向に揚力が発生する。
　このような回転及び揚力が発生することにより、流体中の粒体は、流体の流れ方向に進行しつつ、流体の流れ方向と交差する方向（図面上下方向）にも移動を繰り返すことになり、結果として、流体の混合が発生・促進されることになる。
　これに対して、一般のイムノクロマトデバイスで使用される金コロイドのように、４０ｎｍ程度の微小な粒体の場合には、図１４（ｃ）に示すように、流路幅に対して非常に小さいために、上記のような流体の速度成分の違いが粒体に作用せず、粒体には回転力も揚力も発生しない。したがって、流体の混合に寄与することも起こり得ない。
　このように、本実施形態に係る大径ビーズを採用することによって、抗原抗体反応の視認性・シグナル強度を向上させることができるだけでなく、流体の混合を促進することもできるようになり、免疫学的測定デバイスに用いる標識物質としてより好適である。
　したがって、大径ビーズを使用することで、上述した本実施形態に係るミキサ流路７の混合性能を更に向上させることができるようになり、図心変動や複数の溝部等を備えない通常のストレート流路を用いた場合でも、標識物質自体によって流体を混合させることが可能となる。
［接合方法］
　次に、以上のようなマイクロ流体デバイス１において、基板２及びカバー体３を樹脂製の基材によって構成する場合の基材同士の接合方法について図１５を参照しつつ説明する。
　樹脂製の基板２及びカバー体３は、以下のような接合方法を用いて接合することができる。
　すなわち、本実施形態では、基板２及びカバー体３を構成する２つの樹脂基材を接合してマイクロ流体デバイス１を製造する場合に、２つの樹脂基材のうち少なくとも１つの樹脂基材の接合面に、高エネルギー照射を行うことにより当該接合面を平坦化及び軟化する工程と、２つの樹脂基材を積層した後、その２つの樹脂基材を、加熱及び／又は加圧して接合する工程とからなる方法により接合することができる。
　具体的には、本実施形態に係る接合方法では、まず、図１５（ａ）に示すように、マイクロ流体デバイス１の流路６，７，８が形成された基板２と、基板２に積層される蓋部材であるカバー体３のそれぞれの接合面となる基材表面に高エネルギー照射を行う。
　樹脂基材の表面に原子量の大きな高エネルギー照射を行うことで、基材表面を改質することができ、具体的には基材表面を平坦化及び軟化することができる。
　平坦化及び軟化することにより、基材表面同士の接触性・密着性が高まり、より低温の接合温度によっても、両者をファンデルワールス力により強固に融着・接合させることが可能となる。
　ここで、本実施形態では、図１５（ａ）に示すように、高エネルギー照射として、樹脂基材の接合面にアルゴンプラズマを照射するようにしてある。
　アルゴンプラズマは、原子量が大きく、プラズマ化し易いアルゴンガスを原料ガスとして導入して放電を行うことで、アルゴンの活性種であるＡｒイオンやＡｒラジカルがプラズマによって生成されるもので、原子量が大きくアタック力の強いアルゴン活性種を樹脂基材の表面に衝突させることで、樹脂基材の分子間を切断させることができるものである。
　これによって、樹脂基材の表面を改質することができ、具体的には、基材表面が平坦化されるとともに、基材表面が低分子量化、すなわち軟化されることになる。
　このように平坦化及び軟化（低分子量化）された表面を接合面とすることで、基材表面同士の接触性・密着性が高まり、より低温の接合温度によっても、両者を強固に融着・接合させることが可能となる。
　これによって、図１５（ｂ）に示すように、樹脂基材（基板２・カバー体３）はガラス転移点以下もしくは融点以下の温度においても接合が可能となり、例えば、接合温度約３０℃程度の低温でも、２つの基材を接合することができるようになる。
　そして、ガラス転移点以下もしくは融点以下の温度で接合が行われることで、基板２に形成された流路６，７，８の形状が変形等することがなく、信頼性の高いマイクロ流体デバイス１の製造方法として好適に用いることができる。
　なお、図１５（ｂ）に示すように、本実施形態の接合方法によれば約３０℃の接合温度での接合が可能であることから、加熱及び加圧は、少なくともいずれかを行えばよく、例えば加熱を行うことなく加圧するだけで、樹脂基材を接合することもでき、あるいは、加熱のみを行って加圧することなく樹脂基材を接合することも可能である。
　但し、より強固に確実に樹脂基材同士を接合するためには、適切な温度及び圧力で加熱及び加圧することが望ましい。
　ここで、本実施形態において樹脂基材の接合面に対して行われる高エネルギー照射としては、上述したアルゴンプラズマが好ましいが、これに限定されるものではない。
　例えば、アルゴンプラズマ以外の高エネルギー照射としては、酸素プラズマ，アルゴンと酸素などの混合プラズマ，真空紫外線のうち、いずれかを照射する場合であってもよい。
　これらは、プラズマ化し易く、アタック力のあるエネルギー照射であり、上述したアルゴンプラズマ照射の場合と同様に、樹脂基材の表面の改質、すなわち、基材表面の平坦化及び軟化（低分子量化）に好ましいものであり、アルゴンプラズマに代えて採用することができる。
　また、これらの高エネルギー照射は、接合する２つの樹脂基材の、少なくとも一方の接合面に対して行えば良い。但し、より強固な接合強度を得るためには、接合する２つの樹脂基材の各接合面に対して高エネルギー照射を行うことが望ましい。
　このような本実施形態の接合方法によれば、接合する樹脂基材の接合面を平坦化・軟化する改質を行うことで、ガラス転移点もしくは融点以下の接合温度で、より低温の接合温度で樹脂からなる接合面同士を熱融着させることができる。
　このような低温接合によって、樹脂製の基板２に形成される微細なマイクロ流路が高温加熱により変形等することなく、所望の流路空間を備えた精密なマイクロ流体デバイス１を製造することができる。
　以上説明したように、本実施形態に係るマイクロ流体デバイス１からなる免疫学的測定デバイスによれば、検体を移動・液送する流路を、従来のイムノクロマトデバイスのように多孔質体によって構成することなく、また、流路長を過大に長く複雑にすることなく、流路自体に強い毛管力を付与して、検体及び標識試薬を確実に移動及び混合させることができる。
　これによって、マイクロ流体デバイス１の各流路６，７，８は、流路幅及び深さを十分な大きさに設定することが可能となり、その結果、標識物質の粒径を大きくしても流路に目詰まりや滞留等が生じることがなくなる。
　したがって、十分に大きな標識物質の視認性・シグナル強度を確実かつ効果的に向上させることができる。
　これによって、マイクロ流体デバイス１の検出流路８における判定が確実に行えるようになり、ウイルス等の検体に含まれるアナライトの濃度が低い場合であっても、従来のイムノクロマトデバイスにおけるような誤判定は生ぜず、インフルエンザ感染の早期発見等が可能となる。
　また、低濃度のアナライトでも確実な判定・検出が行えることから、被験者の侵襲や痛みを伴う検体採取方法を取らなくても、例えば低濃度のアナライトしか含まない鼻かみ液を検体として使用することが可能となり、低侵襲で使い易い免疫学的測定デバイスを実現することができる。
　さらに、本実施形態に係るマイクロ流体デバイス１は、特徴的な構造を有するキャピラリーポンプ流路６及びミキサ流路７（検出流路８）を備えることで、外部からのポンプ力を必要とすることなく、流路内の毛管力によって流体を移動させることができる自己送液型のデバイスとなっている。
　これによって、本実施形態のマイクロ流体デバイス１は、ポンプ等の外部装置を必要とせず、デバイス自体の構成を可能な限り小型化・簡素化することができる。
　したがって、本実施形態のマイクロ流体デバイス１によれば、簡易な構成でありながら、信頼性が高く、かつ、被験者にも優しいインフルエンザ用の診断キット等に好適な免疫学的測定デバイスを提供することができる。
　以上、本発明について、好ましい実施形態を示して説明したが、本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の範囲で種々の変更実施が可能であることは言うまでもない。
　例えば、上述したキャピラリーポンプ流路６の微細液送構造体に係る実施形態では、低流動抵抗液送路６１ａの流動抵抗を、他の液送路６１ｂの流動抵抗よりも相対的に低減させるために、液送路６１を形成して隣接する微細突起６０の当該液送路６１の出口側に、ピン止め効果を発現するエッジ部６２を形成し、エッジ部６２のピン止め角を適宜設定することで、低流動抵抗液送路６１ａの流動抵抗を、他の液送路６１ｂの流動抵抗よりも相対的に低減させているが、これに限定されない。
　低流動抵抗液送路６１ａの流動抵抗を、他の液送路６１ｂの流動抵抗よりも相対的に低減させるには、例えば、次のようにしてもよい。
１）他の液送路６１ｂを形成して隣接する微細突起６０だけに、当該液送路６１ｂの出口側にピン止め効果を発現するエッジ部６２を形成し、例えば、低流動抵抗液送路６１ａを形成して隣接する微細突起の当該液送路６１ａの出口側の形状は、ピン止め効果を発現しないＲ形状とするなどして、低流動抵抗液送路６１ａの流動抵抗を、他の液送路６１ｂの流動抵抗よりも相対的に低減させる。
２）他の液送路６１ｂを形成して隣接する微細突起６０の液送路６１ｂ側の部位に疎水処理を施して流動抵抗を高めることで、低流動抵抗液送路６１ａの流動抵抗を、他の液送路６１ｂの流動抵抗よりも相対的に低減させる。
３）低流動抵抗液送路６１ａの断面積を大きくすることで、低流動抵抗液送路６１ａの流動抵抗を、他の液送路６１ｂの流動抵抗よりも相対的に低減させる。
　また、キャピラリーポンプ流路６の微細突起６０の形状は前述した実施形態に限定されず、本発明の効果を妨げない範囲で適宜設計できる。
　また、上述した実施形態では、マイクロ流体デバイス１の検出流路８に設けたテスト流路８ａとコントロール流路８ｂを広幅浅底に形成して、その底面に捕捉抗体を塗布した例について説明したが、これに限定されない。例えば、検出流路８に設けたテスト流路８ａとコントロール流路８ｂにも、キャピラリーポンプ流路６におけるような微細液送構造体を形成して、これらの流路８ａ，８ｂを通過する検体調製液の液送方向を制御するようにしてもよい。このとき、微細突起６０にも捕捉抗体ＣＡを塗布しておくことで、例えば、テスト流路８ａにあっては、標識試薬と結合したインフルエンザ抗原ＬＡをより捕捉し易くなるとともに、標識試薬と結合したインフルエンザ抗原ＬＡが微細突起６０の高さ方向に沿っても捕捉されるため、標識物質による発色がより視認し易くなる。
　また、上述した実施形態では、複数の溝部７２を備えるミキサ流路７として、直線状の溝部７２が、流路軸線方向に交差して延在すように形成されているが、溝部７２の形態はこれに限定されるものではない。
　例えば、上流端７３から流入した流体が溝部７２内を進行して流端７４から上昇流を形成しながら噴出するようになっていれば、溝部７２をＳ字状などに湾曲させる等の構成を採用してもよい。
　また、上述した実施形態では、本発明に係るマイクロ流体デバイスとして、インフルエンザ用の診断キットを例にとって説明したが、本発明に係るマイクロ流体デバイスの適用対象は特にインフルエンザ診断キットに限定されるものではない。
　さらに、上記実施形態では、マイクロ流体デバイスの構成として、流路内の流体を移動させるためのポンプ等の加圧手段を備えないパッシブ型のマイクロ流体デバイスを例にとって説明したが、ポンプ等の加圧手段を備えるアクティブ形のマイクロ流体デバイスに適用することも勿論可能である。
　すなわち、本発明は、微小なマイクロ流路空間において複数の流体を効率よく迅速かつ確実に混合・混錬させつつ移動させる必要があるマイクロ流体デバイスであれば特に限定されるものではなく、デバイスの構成や形態，使用目的，流体の種類や分量などを問わず、広く本発明を適用することができる。
　この明細書に記載の文献及び本願のパリ優先の基礎となる日本出願明細書の内容を全てここに援用する。
　１　マイクロ流体デバイス
　２　基板
　３　カバー体（蓋部材）
　４　コンジュゲートパッド
　５　吸収パッド
　６　キャピラリーポンプ流路
　６ａ　第一キャピラリーポンプ部
　６ｂ　第二キャピラリーポンプ部
　７　ミキサ流路（液送流路部）
　８　検出部
　８ａ　テスト流路
　８ｂ　コントロール流路

Claims (7)

  1. 　抗原抗体反応による免疫学的測定が行われる検体が移動する流路を備えたマイクロ流体デバイスからなり、
    　流路の上流部に配設され、前記検体を標識する標識試薬供給部と、
    　標識試薬供給部より下流に配設され、前記検体の抗原抗体反応を測定する検出流路と、を備え、
    　前記標識試薬供給部には、抗原抗体反応により前記検体を標識する、抗原又は抗体が固相化された標識物質を有する標識試薬が配置されていることを特徴とする免疫学的測定デバイス。
  2. 　前記流路が、
    　外部からのポンプ力を必要とすることなく、流路内の毛管力により前記検体及び標識試薬を移動させる自己送液型の流路からなる請求項１記載の免疫学的測定デバイス。
  3. 　前記標識物質が、
    　直径１００ｎｍ以上の大径着色ビーズからなる請求項１又は２記載の免疫学的測定デバイス。
  4. 　前記標識試薬供給部が、
    　標識試薬が含浸したコンジュゲートパッドからなり、前記検体が、サンプルパッドを介し又は介さず、前記コンジュゲートパッドに滴下されることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項記載の免疫学的測定デバイス。
  5. 　前記検出流路の上流又は下流の少なくともいずれか一方に、
    　前記検体及び標識試薬を移動させる毛管力を発生させるキャピラリーポンプ流路を備える請求項１乃至４のいずれか一項記載の免疫学的測定デバイス。
  6. 　前記検出流路の上流に、
    　前記検体と標識試薬を混合させるミキサ流路を備える請求項１乃至５のいずれか一項記載の免疫学的測定デバイス。
  7. 　前記流路の流路幅及び流路深さが、前記標識物質の直径よりも大きい請求項１乃至６のいずれか一項記載の免疫学的測定デバイス。
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