(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定の異なる温度に設定された複数の温度領域が存在する反応部を通過し、かつ、反応溶液が流れる流路を備え、
少なくとも前記反応部における前記流路は、前記反応部全体において、前記反応溶液の送液方向に沿って断面積が減少する
マイクロ流体デバイス。
【請求項２】
前記反応部における前記流路は、先細りテーパ構造である
請求項１に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項３】
前記反応部における前記流路において、前記流路の幅は先細りテーパ状であり、かつ、前記流路の深さは一定である
請求項２に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項４】
所定の異なる温度に設定された複数の温度領域が存在する反応部を通過し、かつ、反応溶液が流れる流路を備え、
少なくとも前記反応部における前記流路には、前記反応溶液の送液方向に沿って断面積が単調に減少する領域が含まれており、
前記反応部における前記流路には、前記反応溶液の送液方向に沿って断面積が段階的に減少する領域が含まれており、
前記断面積が段階的に減少する領域における前記流路は、蛇行する複数のラインからなり、
前記断面積が段階的に減少する領域における前記流路の断面積は、前記送液方向に沿って前記ラインごとに減少している
マイクロ流体デバイス。
【請求項５】
前記断面積が段階的に減少する領域において、前記流路の幅は前記ラインごとに細くなっており、かつ、前記流路の深さは一定である
請求項４に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項６】
前記断面積が減少する領域における前記流路の断面積は、前記流路内に設けられたピラーにより調整されている
請求項１〜５のいずれか１項に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項７】
前記流路は、複数の温度領域を往復するように構成された蛇行流路であり、
前記反応溶液は、前記蛇行流路内を送液されることにより周期的な温度変化が付与される
請求項１〜６のいずれか１項に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項８】
前記反応溶液には、標的核酸が含まれており、
前記反応溶液が前記反応部における前記流路を通過することによって、前記標的核酸がポリメラーゼ連鎖反応により核酸増幅する
請求項７に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項９】
前記反応溶液には、被測定物質として細菌又はウイルスが含まれており、
当該マイクロ流体デバイスは、前記反応溶液に含まれる前記被測定物質を検出する
請求項１〜６のいずれか１項に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１０】
前記流路内に、前記被測定物質と特異的に反応する抗体が固定化されている
請求項９に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１１】
前記流路の一部が分岐されている
請求項１〜１０のいずれか１項に記載のマイクロ流体デバイス。
【請求項１２】
前記流路が設けられた基板を備え、
前記基板は、シリコン、樹脂又はガラスからなる
請求項１〜１１のいずれか１項に記載のマイクロ流体デバイス。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、マイクロ流体デバイスに関する。
【背景技術】
【０００２】
マイクロ流体デバイスは、極めて少量の試料や試薬を含む反応溶液を反応させることが可能なデバイスであり、微小反応デバイス（マイクロリアクタ）や集積型ＤＮＡデバイス、微小電気泳動デバイス等がある。【０００３】
マイクロ流体デバイスは、反応溶液に所望の温度変化を与える反応デバイスに用いられる。マイクロ流体デバイスを用いることによって、反応溶液に与える温度変化を高速にすることができる。【０００４】
従来より、温度変化を繰り返し与えることで標的核酸を増幅させる核酸増幅デバイスがあるが、核酸増幅デバイスとしてマイクロ流体デバイスを用いることにより、標的核酸を高速に増幅させることができる。【０００５】
例えば、特許文献１及び非特許文献１には、デバイスを複数の異なる温度領域に分割しておき、反応溶液が各温度領域を繰り返して通過するように蛇行した蛇行流路を設けた構成が開示されている。【０００６】
この構成により、反応溶液を蛇行流路中に進行させるだけで反応溶液に所望の温度変化を高速に与えることができる。これにより、反応溶液として核酸を含む溶液を用いた場合に、高速に核酸増幅を行うことができる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２００２−１８２７１号公報
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】Ｓｃｉｅｎｃｅ，ｖｏｌ．２８０，ｐｐ．１０４６−１０４８（１９９８）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、上記従来のマイクロ流体デバイスでは、反応溶液の送液速度を一定にすることが難しく、反応溶液が複数の温度領域の各領域に滞留する時間を一定にすることが難しいという問題がある。【００１０】
特に、反応溶液の送液方法として毛管力を用いた場合には、流路を流れる反応溶液の圧力損失が送液に伴って増大するため、反応溶液の送液が進むにつれて送液速度が減少してしまう。【００１１】
本発明は、このような課題を解決するためになされたものであり、反応溶液の送液速度を一定にすることができるマイクロ流体デバイスを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記目的を達成するために、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様は、所定の異なる温度に設定された複数の温度領域が存在する反応部を通過し、かつ、反応溶液が流れる流路を備え、少なくとも前記反応部における前記流路には、前記反応溶液の送液方向に沿って断面積が減少する領域が含まれていることを特徴とする。【００１３】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様については、前記断面積が減少する領域において、前記流路の断面積は単調減少していてもよい。【００１４】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記断面積が減少する領域における前記流路は、先細りテーパ構造であってもよい。【００１５】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様については、前記断面積が減少する領域において、前記流路の幅は先細りテーパ状であり、かつ、前記流路の深さは一定であってもよい。【００１６】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様については、前記断面積が減少する領域において、前記流路の断面積は段階的に減少していてもよい。【００１７】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記断面積が減少する領域における前記流路は、蛇行する複数のラインからなり、前記断面積が減少する領域における前記流路の断面積は、前記送液方向に沿って前記ラインごとに減少していてもよい。【００１８】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様については、前記断面積が減少する領域において、前記流路の幅は前記ラインごとに細くなっており、かつ、前記流路の深さは一定であってもよい。【００１９】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記断面積が減少する領域は、前記反応部における前記流路全体であってもよい。【００２０】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記断面積が減少する領域における前記流路の断面積は、前記流路内に設けられたピラーにより調整されていてもよい。【００２１】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記流路は、複数の温度領域を往復するように構成された蛇行流路であり、前記反応溶液は、前記蛇行流路内を送液されることにより周期的な温度変化が付与されていてもよい。【００２２】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記反応溶液には、標的核酸が含まれており、前記反応溶液が前記反応部における前記流路を通過することによって、前記標的核酸がポリメラーゼ連鎖反応により核酸増幅してもよい。【００２３】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記反応溶液には、被測定物質として細菌又はウイルスが含まれており、当該マイクロ流体デバイスは、前記反応溶液に含まれる前記被測定物質を検出してもよい。【００２４】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記流路内に、前記被測定物質と特異的に反応する抗体が固定化されていてもよい。【００２５】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記流路の一部が分岐されていてもよい。【００２６】
また、本発明に係るマイクロ流体デバイスの一態様において、前記流路が設けられた基板を備え、前記基板は、シリコン、樹脂又はガラスからなる、としてもよい。
【発明の効果】
【００２７】
本発明によれば、反応溶液の送液速度を一定にすることができるので、複数の温度領域の各温度領域において反応溶液が存在する時間を一定にすることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】図１は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの概略構成を示す斜視図である。
【図２】図２は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの分解斜視図である。
【図３】図３は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの平面図である。
【図４】図４は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの断面図である。
【図５】図５は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける温度サイクルを説明するための図である。
【図６Ａ】図６Ａは、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図である。
【図６Ｂ】図６Ｂは、図６ＡのＸ−Ｘ’線における本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。
【図７】図７は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける反応溶液の送液時間と送液距離との依存性を示す図である。
【図８Ａ】図８Ａは、本発明の変形例１に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図である。
【図８Ｂ】図８Ｂは、図８ＡのＸ−Ｘ’線における本発明の変形例１に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。
【図９】図９は、本発明の変形例２に係るマイクロ流体デバイスの流路を示す拡大平面図である。
【図１０Ａ】図１０Ａは、本発明の変形例３に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図である。
【図１０Ｂ】図１０Ｂは、図１０ＡのＸ−Ｘ’線における本発明の変形例３に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。
【図１１】図１１は、本発明の変形例４に係るマイクロ流体デバイスの流路を示す拡大平面図である。
【図１２】図１２は、本発明の変形例５に係るマイクロ流体デバイスの流路を示す拡大平面図である。
【発明を実施するための形態】
【００２９】
以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。なお、以下に説明する実施の形態は、いずれも本発明の好ましい一具体例を示すものである。したがって、以下の実施の形態で示される、数値、形状、材料、構成要素、構成要素の配置位置及び接続形態、並びに、ステップ及びステップの順序などは、一例であって本発明を限定する主旨ではない。よって、以下の実施の形態における構成要素のうち、本発明の最上位概念を示す独立請求項に記載されていない構成要素については、任意の構成要素として説明される。
【００３０】
なお、各図は、模式図であり、必ずしも厳密に図示されたものではない。また、各図において、実質的に同一の構成に対しては同一の符号を付しており、重複する説明は省略又は簡略化する。
【００３１】
（実施の形態）
本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイス１の構成について、図１〜図４を用いて説明する。図１は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスの概略構成を示す斜視図であり、図２は、同マイクロ流体デバイスの分解斜視図であり、図３は、同マイクロ流体デバイスの平面図であり、図４は、同マイクロ流体デバイスの断面図である。
【００３２】
図１〜図４に示すように、本実施の形態に係るマイクロ流体デバイス１は、反応溶液が流れる流路１００を備えるデバイス（マイクロチップ）である。
【００３３】
流路１００は、反応溶液が一方通行的に流れる反応流路であって、少なくとも、所定の異なる温度に設定された複数の温度領域が存在する反応部１１０を通過するように構成されている。そして、少なくとも反応部１１０における流路１００には、反応溶液の送液方向に沿って断面積が減少する領域が含まれている。
【００３４】
反応部１１０は、反応溶液を反応させるための領域である。本実施の形態において、反応溶液は、試料となる標的核酸を含む溶液であり、具体的には、標的核酸と標的核酸を増幅させるための反応試薬とを含む水溶液である。したがって、本実施の形態における反応部１１０は核酸増幅反応部であり、反応部１１０では、反応溶液に含まれる標的核酸が増幅する。なお、反応溶液には、ある種のアルコールや界面活性剤等が含まれていてもよい。
【００３５】
このように、本実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１は、試料となる標的核酸を増幅させるための核酸増幅デバイスとして用いられている。以下、マイクロ流体デバイス１を用いてＰＣＲ（ポリメラーゼ連鎖反応：Ｐｏｌｙｍｅｒａｓｅ  Ｃｈａｉｎ  Ｒｅａｃｔｉｏｎ）法を実施する場合について説明する。ＰＣＲ法は、ターゲットＤＮＡを温度サイクルにより増幅させる技術である。反応溶液（反応流体）には、ターゲットＤＮＡの他に、ＰＣＲプライマやポリメラーゼ酵素、バッファー等が含まれている。このような反応溶液に温度サイクルを付与することで、ターゲットＤＮＡを増幅することができる。増幅したＤＮＡの増幅量は、反応検出機構によって検出することができる。
【００３６】
核酸増幅デバイスとしてのマイクロ流体デバイス１は、標的核酸を含む反応溶液が導入される導入部（インレット）１２０と、導入部１２０に導入された反応溶液に含まれる標的核酸を増幅させるための反応部１１０と、反応部１１０で増幅された標的核酸を含む反応溶液を排出するための排出部（ドレイン）１３０と、標的核酸を含む反応溶液を加熱するためのヒータ部１４０とを備える。
【００３７】
具体的には、マイクロ流体デバイス１は、第１基板１０と、第２基板２０と、ヒータ部１４０とによって構成されている。また、ヒータ部１４０は、設定温度が異なる第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とを備える。なお、本実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１の外形は、例えば縦の長さが４０ｍｍで横の長さが２０ｍｍの略矩形状である。
【００３８】
以下、マイクロ流体デバイス１の各構成部材の詳細構成について、図１〜図４を用いて詳述する。
【００３９】
［第１基板］
図２に示すように、第１基板１０は、導入部１２０の一部を構成する第１凹部１１と、排出部１３０の一部を構成する第２凹部１２と、流路１００を構成する溝部１３とを備える。第１基板１０としては、例えばシリコン基板を用いることができる。
【００４０】
溝部１３（流路１００）は、第１凹部１１と第２凹部１２とをつなぐように形成されている。溝部１３（流路１００）には反応溶液が流れる。具体的には、第１凹部１１（導入部１２０）に反応溶液が導入されると、当該反応溶液は、第２凹部１２（排出部１３０）に向かって溝部１３（流路１００）内を進行する。
【００４１】
図３に示すように、流路１００は、蛇行するように形成された蛇行流路であり、第１ヒータブロック１４１（第１温度領域）と第２ヒータブロック１４２（第２温度領域）とを交互に繰り返して通過するように構成されている。
【００４２】
具体的に、反応部１１０における流路１００は、ライン状の流路を所定間隔毎に折り曲げながら連続的に折り返すように（往復するように）形成されている。反応部１１０における流路１００の折り返し回数は、例えば２０〜７０サイクル程度である。なお、一例として、１サイクルあたりの流路１００（主流路１００ａ）の長さは３２ｍｍとすることができる。
【００４３】
本実施の形態における流路１００は、所定長さのライン状の複数の主流路１００ａと、対向する各行の主流路１００ａの端部同士を接続する副流路１００ｂとを有する。主流路１００ａ及び副流路１００ｂは、反応部１１０に設けられる。
【００４４】
主流路１００ａは、第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とを跨ぐように、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の長手方向に略直交させて設けられている。副流路１００ｂは、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の長手方向に略平行するように設けられている。
【００４５】
なお、流路１００は、さらに、反応溶液を導入部１２０から反応部１１０に導くための流路である導入流路１００ｃと、反応溶液を反応部１１０から排出部１３０までに導くための排出流路１００ｄとを有する。
【００４６】
導入流路１００ｃの始端は、流路１００全体としての入口であり、導入流路１００ｃの終端は、反応部における流路１００の入り口である。また、排出流路１００ｄの始端は、反応部における流路１００の出口であり、排出流路１００ｄの終端は、流路１００全体としての出口である。
【００４７】
なお、本実施の形態において、流路１００を構成する溝部１３の内表面には、シリコン酸化膜が形成されている。シリコン酸化膜を形成することによって、流路１００（溝部１３）の壁面を親水化することができる。本実施の形態では、主流路１００ａ、副流路１００ｂ、導入流路１００ｃ及び排出流路１００ｄの全てにシリコン酸化膜が形成されている。
【００４８】
このように構成される流路１００はマイクロ流路であり、例えば断面形状は矩形状である。この場合、流路１００を構成する溝部１３の流路幅（溝幅）は、例えば２０〜３００μｍであり、溝部１３の深さは５０〜１５０μｍである。
【００４９】
なお、溝部１３の断面形状は、矩形に限らず、半円形又は逆三角形とすることができる。また、第１凹部１１及び第２凹部１２は、例えば円形開口の凹部とすることができる。また、第１基板１０の材料はシリコンに限らず、樹脂又はガラスであってもよい。
【００５０】
［第２基板］
図１に示すように、第２基板２０は、第１基板１０を覆う蓋部であり、第１基板１０上に配置される。第２基板２０としては、例えばガラス基板を用いることができる。
【００５１】
図２に示すように、第２基板２０には、導入部１２０の一部として、第２基板２０を貫通する第１貫通孔２１が設けられている。また、第２基板２０には、排出部１３０の一部として、第２基板２０を貫通する第２貫通孔２２が設けられている。第１貫通孔２１及び第２貫通孔２２は、例えば円形開口を有する貫通孔である。
【００５２】
第１基板１０上に第２基板２０を載置することによって、溝部１３の開口部分が塞がれて全方位が密閉された流路１００が構成される。これにより、流路１００は、反応溶液の送液方向（進行方向）に垂直な断面における壁面全周が閉じられた構成となり、かつ、導入部１２０及び排出部１３０においてのみ外部空間と繋がる構成となる。このように、流路１００の全方位を閉じることによって、送液中に反応溶液が揮発することを抑制できる。
【００５３】
なお、第２基板２０の材料はガラスに限らず、樹脂又はシリコンであってもよい。
【００５４】
［ヒータ部］
図１〜図３に示すように、ヒータ部１４０は少なくとも反応部１１０に配置されており、反応部１１０の流路１００に送液される反応溶液は、ヒータ部１４０によって所定の温度が付与される。
【００５５】
本実施の形態において、反応部１１０には、ヒータ部１４０として、所定の異なる温度に設定された第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２が配置される。つまり、反応部１１０には、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の２つのヒータブロックによって所定の異なる温度に設定された２つの温度領域が存在する。
【００５６】
なお、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２は、例えば直方体のアルミニウムやステンレス等の金属からなる金属ブロックを用いたヒータである。ヒータ部１４０としては、ヒータブロック以外に、ガラス基板上に金属薄膜を印刷等により形成した金属薄膜ヒータ等を用いることもできる。
【００５７】
第１温度に設定された第１ヒータブロック１４１が配置された領域は、第１温度領域である。また、第２温度に設定された第２ヒータブロック１４２が配置された領域は、第１温度領域とは異なる温度領域である第２温度領域である。
【００５８】
本実施の形態では、第１ヒータブロック１４１の温度が第２ヒータブロック１４２の温度よりも高くなるように設定されている。つまり、第１ヒータブロック１４１が配置された領域は高温領域であり、第２ヒータブロック１４２が配置された領域は低温領域である。
【００５９】
高温領域である第１ヒータブロック１４１の温度は、例えば９３℃〜９８℃であり、本実施の形態では、核酸増幅反応の変性反応温度である約９５℃としている。一方、低温領域である第２ヒータブロック１４２の温度は、例えば５０℃〜７５℃であり、本実施の形態では、アニール・伸長反応温度である約６０℃としている。
【００６０】
図３に示すように、ヒータ部１４０は温度制御部２１０に接続されている。これにより、第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の各温度は、温度制御部２１０によって制御することができる。
【００６１】
第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とは所定の隙間をあけて並べられている。第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２の上には第１基板１０が配置される。具体的には、流路１００における主流路１００ａが第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とを跨ぐようにして第１基板１０がヒータ部１４０に載置される。これにより、流路１００は、２つの温度領域を複数サイクルで往復するように構成される。
【００６２】
この構成により、図５に示すように、導入部１２０から反応溶液３００を導入したときに、反応溶液３００は、反応部１１０における２つの温度領域（第１ヒータブロック１４１及び第２ヒータブロック１４２）を交互に繰り返して通過するように排出部１３０に送液される。つまり、流路１００を流れる反応溶液３００に対してヒートサイクルを付与することができる。
【００６３】
ここで、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイス１を用いた核酸増幅方法について、図１〜図４を参照しながら説明する。
【００６４】
まず、図４に示すように、ピペットを用いて反応溶液３００を導入部１２０に注入する。本実施の形態では、標的核酸を含む反応溶液と反応試薬とを予め混合しておいた溶液を反応溶液としてマイクロ流体デバイス１の導入部１２０に導入している。
【００６５】
導入部１２０に導入された反応溶液３００は、流路１００（導入流路１００ｃ）を通って導入部１２０から反応部１１０に送液される。
【００６６】
図３に示すように、反応部１１０に到達した反応溶液は、第１ヒータブロック１４１と第２ヒータブロック１４２とを繰り返して往復するように主流路１００ａ及び副流路１００ｂを通ることになる。つまり、反応溶液は、ヒータ部１４０の高温領域（第１ヒータブロック１４１）と低温領域（第２ヒータブロック１４２）とを往復しながら送液されるので、加熱と冷却とが交互に繰り返されることになる。これにより、反応溶液に含まれる標的核酸は、高温領域での変性反応と低温領域でのアニール・伸長反応との繰り返しにより増幅する。このように、送液しながら反応溶液を昇降温させることができるので、非常に高速なフローＰＣＲを実現することができる。したがって、反応溶液に含まれる標的核酸を高速に増幅させることができる。
【００６７】
その後、反応溶液は、排出流路１００ｄを通って反応部１１０から排出部１３０へと送液される。本実施の形態では、導入部１２０に導入された反応溶液の先端が排出部１３０に到達したときに、標的核酸を含む溶液（本実施形態では反応溶液）の導入部１２０への導入を停止させており、このときに流路１００内に反応溶液が充填されることになる。なお、排出部１３０に到達した反応溶液は排出部１３０から随時排出される。
【００６８】
このようにして反応溶液は流路１００内を進行する。なお、本実施の形態では、流路１００は、反応溶液を毛管力（キャピラリ力）により送液する毛管力運搬機構として、接触角θが鋭角である親水性表面の壁面を有する。具体的には、反応溶液３００の送液方向に垂直な断面における溝部１３の底部及び両側部の３つの壁面にシリコン酸化膜が形成されている。シリコン酸化膜を形成することによって溝部１３の表面を親水化することができ、流路１００の内壁面を親水性表面とすることができる。
【００６９】
これにより、反応溶液は、気液界面に生じる毛管力によって流路１００内を自送液（Ｓｅｌｆ−ｐｒｏｐｅｌｌｅｄ  ｆｌｏｗ）されるので、流路１００内の自動的に進行する。つまり、反応溶液は、自動搬送によって流路１００内に送液されながら反応部１１０において周期的な温度変化が与えられる。
【００７０】
なお、流路１００の壁面の一部が親水性表面であればよいが、送液方向に垂直な断面における流路１００の壁面全周が親水性表面である方がよい。この場合、第１基板１０の溝部１３の表面だけでなく、第２基板２０の表面（内面）も親水性表面にすればよい。流路１００の断面における壁面の親水性表面の割合が大きいほど、反応溶液に対する毛管力を大きくすることができる。
【００７１】
ここで、流路１００中の反応溶液の送液を毛管力（キャピラリ力）によって行う場合の送液速度について説明する。
【００７２】
まず、流路１００における毛管力を用いたキャピラリ力の理論について説明する。
【００７３】
キャピラリ力を用いた溶液の送液は、駆動力であるキャピラリ力と、抵抗成分である圧力損失とのつりあいにより決定される。ここで、圧力損失Ｐｄは、以下の（式１）で表すことができる。
【００７４】
【数１】
0006055922.tif 000002
【００７５】
（式１）において、Ｑは流量、ηは溶液の粘性、ｌは流路長である。また、（式１）におけるＤｈは、以下の（式２）で定義される水力直径であり、流路サイズや形状を反映するパラメータである。
【００７６】
【数２】
0006055922.tif 000003
【００７７】
（式２）において、Ｓは流路断面積であり、Ｕは流路断面の外周長である。
【００７８】
（式１）を、送液速度ｖ及び流路断面積Ｓを用いて、さらに圧力損失係数αを導入して書き換えると、以下の（式３）で表すことができる。
【００７９】
【数３】
0006055922.tif 000004
【００８０】
この（式３）は、ある流路に溶液を送液した場合、その圧力損失Ｐｄは、流路長ｌ及び送液速度ｖに比例することを表している。
【００８１】
ここで、圧力損失Ｐｄを示す（式３）とキャピラリ力Ｐｃとの力のつりあい（Ｐｄ＝Ｐｃ）より、キャピラリ力Ｐｃによる送液速度ｖは、以下の（式４）で表すことができる。
【００８２】
【数４】
0006055922.tif 000005
【００８３】
（式４）において、Ｐｃ／αは、流路のサイズや形状及び溶液種により決まる定数であり、ここで送液係数と定義して、キャピラリ力送液特性の指標として用いる。
【００８４】
キャピラリ力Ｐｃによる送液速度ｖは、この送液係数を比例定数とし、流路長ｌ、つまり送液距離に反比例することになる。
【００８５】
また、（式４）は、時間ｔと送液距離（流路長ｌ）の微分方程式であるので、これを解くことにより、時間ｔに対する送液距離ｌは、以下の（式５）で表され、時間ｔの平方根に比例することになる。
【００８６】
【数５】
0006055922.tif 000006
【００８７】
この送液特性を決定づける（式５）において、圧力損失係数αは、非常に大きな意味を持つパラメータである。
【００８８】
ここで、キャピラリ力Ｐｃについて詳述する。キャピラリ力Ｐｃは、流路断面を構成する各辺における界面張力の足し合わせにより表現ですることができ、以下の（式６）で表すことができる。
【００８９】
【数６】
0006055922.tif 000007
【００９０】
（式６）において、σは溶液の表面張力、Ｓは流路断面積、αｎ及びθｎはそれぞれ、流路断面を構成する辺の長さ及び接触角である。例えば、流路の断面形状が矩形である場合のキャピラリ力Ｐｃは、以下の（式７）となる。
【００９１】
【数７】
0006055922.tif 000008
【００９２】
ここで、ｗ及びｄは、それぞれ流路の幅及び深さであり、θｌ、θｒ、θｔ、θｂは、それぞれ流路の左側壁面（左側面）、右側壁面（右側面）、上側壁面（上面）、下側壁面（底面）における接触角である。
【００９３】
本実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１では、反応溶液が、温度の異なる領域及び形状の異なる領域を連続的に流れる。そのため、任意の温度や形状に対応できる送液理論を構築する必要がある。
【００９４】
そこで、溶液（流体）が、ある流路をキャピラリ力Ｐｃによって送液されるとし、液先端がｘ＝ｌの地点にある場合を考える。キャピラリ力Ｐｃは、送液される溶液の液先端のみが関与するので（式６）により表され、ｘ＝ｌにおける流路形状や温度により決定される。
【００９５】
一方の圧力損失Ｐｄは、ｘ＝０の地点からからｘ＝ｌまでの地点の全ての領域が関与するので、（式３）を拡張し、以下の（式８）として考える必要がある。（式８）において、圧力損失係数αは、任意の地点ｘにおける温度や形状により決まる定数である。
【００９６】
【数８】
0006055922.tif 000009
【００９７】
ここで、圧力損失Ｐｄを示す（式８）とキャピラリ力Ｐｃとの力のつりあい（Ｐｄ＝Ｐｃ）より、フローＰＣＲによる流路における送液速度ｖは、以下の（式９）により決定されると考えることができる。
【００９８】
【数９】
0006055922.tif 000010
【００９９】
この（式９）は、右辺の分母が積分になっていることを除けば、（式４）と同じである。
【０１００】
以上により、送液速度ｖ（流速）は、キャピラリ力Ｐｃと圧力損失係数αとによって算出することができる。
【０１０１】
［特徴構成及び作用効果］
次に、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイス１の特徴構成及び作用効果について、図６Ａ、図６Ｂ及び図７を用いて説明する。図６Ａは、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図であり、図３における実線で囲まれる部分Ｐの拡大図である。図６Ｂは、図６ＡのＸ−Ｘ’線における本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。図７は、本発明の実施の形態に係るマイクロ流体デバイスにおける反応溶液の送液時間と送液距離との依存性を示す図である。なお、図７において、黒丸印及び黒三角印は各流路構造の実測値を示しており、また、実線及び曲線は各流路構造のシミュレーション値を示している。
【０１０２】
図６Ａ及び図６Ｂに示すように、本実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１では、少なくとも反応部１１０における流路１００（主流路１００ａ、副流路１００ｂ）には、反応溶液３００の送液方向に沿って断面積が減少する領域が含まれている。
【０１０３】
本実施の形態において、断面積が減少する領域における流路１００は、流路断面積が単調減少するように構成されている。具体的には、断面積が減少する領域における流路１００は、流路１００の幅が先細りテーパ状であり、かつ、送液方向に沿って流路１００の深さが一定である先細りテーパ構造となっている。つまり、流路１００の上流から下流にかけて流路１００の幅が漸次減少するように構成されている。
【０１０４】
このように構成される流路１００は、図７に示すように、反応溶液の送液時間に対する反応溶液の送液距離は比例している（図７の「本発明」）。つまり、反応溶液の送液速度を一定に保つことができる。なお、図７では、「本発明」の先細りテーパ流路として、深さが一定の１５０μｍで、幅が３００μｍから２０μｍに漸次減少する流路を用いている。
【０１０５】
一方、流路断面積が一定である従来の流路（図７の「従来例」）では、図７に示すように、反応溶液の送液速度が一定ではなく、単位時間当たりの送液距離が徐々に短くなっていることが分かる。なお、図７では、「従来例」の単純直線流路として、深さ及び幅がいずれも一定の１５０μｍの流路を用いている。
【０１０６】
このように、流路１００の構造設計によって反応溶液の流速を制御でき、反応溶液の送液速度を一定できることが分かる。なお、図７に示すように、本発明も従来例もシミュレーション値と実測値とが概ね一致していることが分かる。
【０１０７】
以上、本実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１によれば、少なくとも反応部１１０における流路１００には、反応溶液の送液方向に沿って断面積が減少する領域が含まれている。
【０１０８】
これにより、流路１００内に流れる反応溶液の送液速度を所望に制御して反応溶液の送液速度を一定に保つことができる。このため、第１温度領域及び第２温度領域の各温度領域における反応溶液の存在時間を一定に保つことができる。したがって、反応溶液の反応効率を向上させることができる。
【０１０９】
特に、本実施の形態では、流路１００をテーパ構造としているので、流路１００の断面積が単調減少している。これにより、圧力損失及びキャピラリ力を連続的に変化させることができるので、反応溶液の送液速度をより一定に保つことができる。
【０１１０】
また、本実施の形態において、流路１００の断面積が減少する領域は、反応部１１０における流路１００の全体領域としている。つまり、反応部１１０の流路１００の入口から出口にかけて漸次断面積を減少させている。本実施の形態では、流路１００の幅を漸次小さくしている。但し、反応部１００における流路１００の全域で断面積を減少させなくてもよく、流路１００の一部の領域の断面積を小さくする場合であっても、反応溶液の送液速度を所望に制御することができ、反応溶液の送液速度を一定に保つことができる。また、流路長さに対する流路幅の減少率は、例えば０．０５μｍ／ｍｍ〜０．２μｍ／ｍｍ程度とすることができる。図７の「本発明」では、ほぼ０．１μｍ／ｍｍとしている。
【０１１１】
また、本実施の形態では、反応溶液として標的核酸を含む溶液を用いており、流路１００が第１温度領域と第２温度領域とを交互に繰り返して通過するように構成されている。したがって、一定の送液速度とすることで反応溶液の反応効率を向上するので、高効率のフローＰＣＲを実現することができる。つまり、高効率の核酸増幅を実現できる。
【０１１２】
また、本実施の形態では、流路１００の断面積が減少する領域において、流路１００の深さが一定となっている。これにより、エッチング等によって流路１００を容易に作製することができる。さらに、流路１００の深さを一定にすることによって、流路１００の上方からレーザ光をスキャンして光学測定を行う際に測定光の光路長を一定に保つことができるので、測定精度を向上させることができる。例えば、核酸の増幅量を精度よく算出することができる。
【０１１３】
また、本実施の形態では、反応溶液は毛管力によって流路１００に送液されるので、シリンジポンプ等の外部ポンプを用いることなく反応溶液を流路１００内に進行させることができる。したがって、反応溶液を低コストかつ簡便に行うことができる。例えば、反応溶液として標的核酸を含む溶液を用いる場合、標的核酸の核酸増幅を低コストかつ簡便に行うことができる。
【０１１４】
（変形例）
以下、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイスの変形例について説明する。
【０１１５】
（変形例１）
図８Ａは、本発明の変形例１に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図であり、図８Ｂは、図８ＡのＸ−Ｘ’線における本発明の変形例１に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。
【０１１６】
本変形例におけるマイクロ流体デバイスは、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様に、反応部１１０における流路１００には、反応溶液３００の送液方向に沿って断面積が減少する領域が含まれている。
【０１１７】
本変形例におけるマイクロ流体デバイスが上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と異なる点は、上記実施の形態では、深さを一定とし幅を漸次減少させることで流路１００のテーパ構造を構成したのに対して、本変形例では、幅を一定とし深さを漸次減少させることで流路１００のテーパ構造を実現している。
【０１１８】
具体的には、図８Ａ及び図８Ｂに示すように、流路１００は、送液方向に沿って深さが先細りテーパ状であり、かつ、幅が一定である。
【０１１９】
以上、本変形例におけるマイクロ流体デバイスによれば、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様に、反応溶液３００の送液方向に沿って断面積が減少する領域が含まれている。
【０１２０】
これにより、流路１００内に流れる反応溶液３００の送液速度を一定に保つことができるので、第１温度領域及び第２温度領域の各温度領域における反応溶液３００の存在時間を一定に保つことができる。したがって、反応溶液３００の反応効率を向上させることができる。
【０１２１】
（変形例２）
図９は、本発明の変形例２に係るマイクロ流体デバイスの流路を示す拡大平面図である。
【０１２２】
本変形例におけるマイクロ流体デバイスは、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様に、反応部１１０における流路１００には、反応溶液の送液方向に沿って断面積が減少する領域が含まれている。
【０１２３】
本変形例におけるマイクロ流体デバイスが上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と異なる点は、上記実施の形態では、流路１００の断面積を単調減少させていたのに対して、本変形例では、流路１００の断面積を段階的に減少させている。
【０１２４】
具体的には、図９に示すように、流路１００における複数のライン状の主流路１００ａの幅を、反応溶液３００の送液方向に沿ってラインごとに細くしている。なお、各ラインにおいては、主流路１００ａの幅及び深さは一定である。これにより、流路１００の断面積を送液方向に沿ってラインごとに段階的に減少させている。
【０１２５】
以上、本変形例におけるマイクロ流体デバイスによれば、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様の効果が得られる。つまり、流路１００内に流れる反応溶液３００の送液速度を所望に制御して反応溶液３００の送液速度を一定にすることができる。したがって、第１温度領域及び第２温度領域の各温度領域における反応溶液３００の存在時間を一定に保つことができ、反応溶液３００の反応効率を向上させることができる。
【０１２６】
また、本変形例では、流路１００を直線状に形成しているので、テーパ構造とする場合と比べて、流路１００の設計及び作製が容易である。さらに、本変形例では、流路１００の深さを一定にしているので、流路１００の上方からレーザ光をスキャンして光学測定を行う際に測定光の光路長を一定に保つことができるので、測定精度を向上させることができる。
【０１２７】
（変形例３）
図１０Ａは、本発明の変形例３に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の要部拡大平面図であり、図１０Ｂは、図１０ＡのＸ−Ｘ’線における本発明の変形例３に係るマイクロ流体デバイスにおける流路の断面図である。
【０１２８】
本変形例におけるマイクロ流体デバイスは、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様に、反応部１１０における流路１００には、反応溶液３００の送液方向に沿って断面積が減少する領域が含まれている。
【０１２９】
本変形例におけるマイクロ流体デバイスが上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と異なる点は、上記実施の形態では、流路１００をテーパ構造として断面積を減少させていたのに対して、本変形例では、流路１００の断面積をピラー１６０によって調整している。
【０１３０】
具体的には、図１０Ａ及び図１０Ｂに示すように、流路１００内に円柱状のピラー１６０を複数本立てている。これにより、ピラー１６０が設けられた領域の流路断面積を、ピラー１６０が設けられた領域の流路断面積をよりも小さくすることができる。
【０１３１】
以上、本変形例におけるマイクロ流体デバイスによれば、上記実施の形態におけるマイクロ流体デバイス１と同様の効果が得られる。つまり、流路１００内に流れる反応溶液３００の送液速度を所望に制御して反応溶液３００の送液速度を一定にすることができる。したがって、第１温度領域及び第２温度領域の各温度領域における反応溶液３００の存在時間を一定に保つことができ、反応溶液３００の反応効率を向上させることができる。
【０１３２】
また、本変形例のようにピラー１６０を設けることによって、反応溶液３００中の試料及び試薬の拡散性を向上させることもできる。
【０１３３】
（変形例４）
図１１は、本発明の変形例４に係るマイクロ流体デバイスの流路を示す拡大平面図である。
【０１３４】
本変形例におけるマイクロ流体デバイスは、流路１００の一部が分岐されている。具体的には、図１１に示すように、先細りテーパ構造の流路１００の先端が３つに分岐されている。
【０１３５】
このように流路１００の一部を分岐させることによって、反応溶液３００の液先端（先頭部分）の送液速度を制御するだけではなく、反応溶液３００の液内部の送液速度も制御することができる。
【０１３６】
（変形例５）
図１２は、本発明の変形例５に係るマイクロ流体デバイスの流路を示す拡大平面図である。
【０１３７】
上記実施の形態及び変形例では、マイクロ流体デバイスを、ＰＣＲ法を実施するための核酸増幅デバイスに適用する例について説明したが、上記実施の形態及び変形例におけるマイクロ流体デバイスを、被測定物質を検出するためのセンサデバイスに適用しても構わない。例えば、マイクロ流体デバイスを、イムノクロマト法を実施するためのセンサデバイスに適用することができる。
【０１３８】
この場合、マイクロ流体デバイスに導入する反応溶液には、被測定物質として細菌又はウイルスが含まれており、当該マイクロ流体デバイスは、反応溶液に含まれる被測定物質を検出する。細菌やウイルスは、それぞれ特徴あるＤＮＡを持っている。したがって、その特徴あるＤＮＡをターゲットとしたプライマを設計することにより、マイクロ流体デバイスを、細菌やウイルスの種類や量を検出するセンサとして用いることができる。
【０１３９】
例えば、図１２に示すように、反応溶液３００に含まれる被測定物質である抗原を特異的に検出する場合、図１２の領域Ａでは、抗原と特異的に反応する物質（抗体）と、抗原との間に免疫反応が生じ、抗原と抗体とが特異的に結合して免疫複合体となる。なお、抗体には予め検出のための蛍光物質が固定化されていてもよい。また、抗原と抗体とを含む反応溶液３００は、マイクロ流体デバイスに導入する前に混合してもよいし、抗体を予め領域Ａに乾燥して配置しておいてもよい。
【０１４０】
免疫反応が生じて形成された免疫複合体を含む反応溶液３００は、領域Ｂまで送液される。領域Ｂでは、抗原と特異的に反応する抗体（キャプチャー抗体）が予め用意されており、固定化抗体として固定化されている。領域Ａで抗体と結合した抗原は、領域Ｂにおいて固定化抗体と結合する。つまり、固定化抗体上に免疫複合体がトラップされる。これにより、反応溶液３００に抗原が含まれていた場合のみ領域Ｂにおいて蛍光を観察することができ、反応溶液３００中の抗原を検出することができる。
【０１４１】
本変形例では、流路１００がテーパ構造となっており、領域Ｂの幅が細くなっている。これにより、比表面積（体積に対する表面積）を大きくすることができるので、蛍光物質を濃縮することが可能になり、高感度の測定が可能になる。したがって、反応溶液３００を効率よく反応させることができる。
【０１４２】
（その他）
以上、本発明に係るマイクロ流体デバイスについて、実施の形態及び変形例に基づいて説明したが、本発明は、上記実施の形態及び変形例に限定されるものではない。
【０１４３】
例えば、上記実施の形態及び変形例では、反応部１１０における流路１００を蛇行流路として標的核酸を含む反応溶液に温度変化を繰り返し与えるフローＰＣＲとしたが、フローＰＣＲとせずに標的核酸を含む反応溶液に温度変化を繰り返し与えるようなＰＣＲとしてもよい。但し、上記実施の形態のようにフローとした方が効率良くＰＣＲを実施することができる。
【０１４４】
また、上記実施の形態及び変形例では、流路１００を蛇行流路としたが、これに限らない。例えば、複数の高温領域（９５℃）と複数の低温領域（６０℃）とを交互にライン状に配列して、その上に直線状の流路が形成された基板を配置することによって、流路が高温領域と低温領域とを交互に通過するように構成してもよい。
【０１４５】
また、上記実施の形態及び変形例では、ヒータ部１４０は２つの温度領域としたが、互いに温度が異なる３つ以上の温度領域としてもよい。この場合、流路は、反応溶液が異なる複数の温度領域を周期的に通過するように構成されていればよい。
【０１４６】
また、上記実施の形態及び変形例では、複数の温度領域の各温度の設定は、ヒータブロックで行ったが、ペルチェ素子等の他の温度制御部材を用いて温度設定してもよい。
【０１４７】
また、上記実施の形態及び変形例では、反応溶液は毛管力によって流路１００を送液したが、これに限らない。例えば、流路１００にシリンジポンプをつないで、反応溶液を送液してもよい。但し、毛管力によって反応溶液を送液する方が、低コストかつ簡便に反応溶液を送液することができる。
【０１４８】
その他、各実施の形態及び変形例に対して当業者が思いつく各種変形を施して得られる形態や、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で実施の形態における構成要素及び機能を任意に組み合わせることで実現される形態も本発明に含まれる。
【符号の説明】
【０１４９】
１  マイクロ流体デバイス
１０  第１基板
１１  第１凹部
１２  第２凹部
１３  溝部
２０  第２基板
２１  第１貫通孔
２２  第２貫通孔
１００  流路
１００ａ  主流路
１００ｂ  副流路
１００ｃ  導入流路
１００ｄ  排出流路
１１０  反応部
１２０  導入部
１３０  排出部
１４０  ヒータ部
１４１  第１ヒータブロック
１４２  第２ヒータブロック
１６０  ピラー
２１０  温度制御部
３００  反応溶液
【図１】
0006055922.tif 000011
【図２】
0006055922.tif 000012
【図３】
0006055922.tif 000013
【図４】
0006055922.tif 000014
【図５】
0006055922.tif 000015
【図６Ａ】
0006055922.tif 000016
【図６Ｂ】
0006055922.tif 000017
【図７】
0006055922.tif 000018
【図８Ａ】
0006055922.tif 000019
【図８Ｂ】
0006055922.tif 000020
【図９】
0006055922.tif 000021
【図１０Ａ】
0006055922.tif 000022
【図１０Ｂ】
0006055922.tif 000023
【図１１】
0006055922.tif 000024
【図１２】
0006055922.tif 000025