(57)【要約】  本発明は、約４μｍ〜約１０００μｍの内径とさまざまな外径とを有する可撓性ポリマーベースのマイクロチューブに関し、マイクロチューブの断面形状は、たとえば、円形、矩形、正方形、三角形、楕円形、星形または不規則であり得る。本発明はまた、可撓性マイクロチューブおよび可撓性マイクロチューブを組み込んだデバイスを作製する方法に関する。【特許請求の範囲】
【請求項１】
ポリマーを含む可撓性マイクロチューブであって、約４μｍ〜約１０００μｍの内径とさまざまな外径とを有するマイクロチューブ。
【請求項２】
前記ポリマーが、シリコーンエラストマー、紫外線感受性ポリマー、導電性ポリマー、ポリウレタン、熱可塑性ポリマー、熱硬化性ポリマー、ポリイミドまたは導電性ゴムである、請求項１に記載のマイクロチューブ。
【請求項３】
前記シリコーンエラストマーは、ポリジメチルシロキサン、フェニルビニルシリコーン、メチルシロキサン、白金硬化シリコーンゴムまたはフルオロシロキサンである、請求項２に記載のマイクロチューブ。
【請求項４】
前記紫外線感受性ポリマーは、ＭＹｐｏｌｙｍｅｒ、スチレン−アクリレート含有ポリマー、ポリアクリレートポリアルコキシシラン、ポジ型フォトレジストまたはネガ型フォトレジストである、請求項２に記載のマイクロチューブ。
【請求項５】
前記マイクロチューブ内径が約１０μｍ〜約８００μｍである、請求項１に記載のマイクロチューブ。
【請求項６】
前記マイクロチューブの長さが約１０ｍ以下である、請求項１に記載のマイクロチューブ。
【請求項７】
気体透過性である、請求項１に記載のマイクロチューブ。
【請求項８】
透明である、請求項１に記載のマイクロチューブ。
【請求項９】
生体適合性である、請求項１に記載のマイクロチューブ。
【請求項１０】
ポリマーを含む可撓性マイクロチューブを作製する方法であって、
熱硬化性ポリマーを含むプール内にワイヤを浸漬するステップと、
第１期間、前記ワイヤを加熱し、それにより、前記ワイヤの表面で前記熱硬化性ポリマーの硬化を開始するステップと、
前記プールから前記ワイヤを引き出すステップと、
第２期間、前記ワイヤを加熱し、それにより、追加の熱硬化性ポリマーを硬化させ、ポリマーコーティングワイヤを製造するステップと、
超音波処理を伴って液浴内に前記ポリマーコーティングワイヤを浸漬し、それにより、ポリマー−ワイヤ接触面を緩めるステップと、
前記ポリマーコーティングワイヤから前記ワイヤを除去し、それにより、ポリマーマイクロチューブを製造するステップと、
前記ポリマーマイクロチューブを加熱し、それにより、請求項１に記載の可撓性マイクロチューブを製造するステップと、
を含む方法。
【請求項１１】
前記第１期間の加熱が、前記ワイヤに沿って電流によって行われ、
前記第２期間の加熱が、熱風発熱体によって行われ、
前記液浴がアセトン浴であり、
前記ポリマーマイクロチューブの前記加熱が、焼成によって行われる、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
ポリマーを含む可撓性マイクロチューブを作製する方法であって、
プレキュア紫外線硬化性ポリマーを含むプール内にワイヤを浸漬するステップと、
前記ワイヤを前記プールから引き出してアルゴンチャンバ内に入れるステップと、
紫外線水銀灯の下で前記ワイヤの周囲にコーティングされた紫外線硬化性ポリマーの層を硬化させ、それにより、ポリマーコーティングワイヤを製造するステップと、
超音波処理を伴って液浴内に前記ポリマーコーティングワイヤを浸漬し、それにより、ポリマーワイヤ接触面を緩めるステップと、
前記ポリマーコーティングワイヤから前記ワイヤを除去し、それにより、ポリマーマイクロチューブを製造するステップと、
前記ポリマーマイクロチューブを加熱し、それにより、請求項１に記載の可撓性マイクロチューブを製造するステップと、
を含む方法。
【請求項１３】
請求項１に記載のマイクロチューブを備えるデバイス。
【請求項１４】
生物医学デバイスである、請求項１３に記載のデバイス。
【請求項１５】
前記生物医学デバイスが、人工皮膚、オーガン・オン・チップ、擬似血管デバイス、擬似毛細血管網デバイス、光学マイクロ流体デバイス、３Ｄバイオリアクタ、ドラッグデリバリデバイス、セルストレッチャ、組織工学足場、マイクロポンプまたはマイクロバルブである、請求項１４に記載のデバイス。
【請求項１６】
円形、矩形、正方形、三角形、楕円形、星形または不規則な断面の形状を有する、請求項１〜９のいずれか一項に記載のマイクロチューブ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願
本出願は、２０１６年３月３日に出願された米国仮特許出願第６２／３０２，９１９号明細書の利益を主張する。上記出願の教示全体が、参照により本明細書に援用される。
【背景技術】
【０００２】
ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）等のエラストマー材料から作製されたマイクロ流体工学デバイスは、通常、生体分子、細胞および粒子等、微小かつナノスケールのもののマイクロスケール操作、分析および選別等の作業を行うように特に設計されたマイクロ流体チャネルからなる。しかしながら、マイクロ流体工学の従来の製造は、常に、複雑なフォトリソグラフィプロセスを伴い、それは、費用がかかり、マイクロ流体チャネルの形状を矩形断面に限定し、複雑な３次元（３Ｄ）微細構造を形成することが困難である。これらはすべて、この技法のより広い採用に対する妨げとなる。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００３】
種々のエラストマー材料からマイクロ流体チューブ（マイクロチューブ）を製造する、新規な、費用のかからないかつ効率的な方法について記載する。これらのマイクロチューブは、約４μｍ〜約１０００μｍの範囲であり得る内径と、可変であり必要に応じて制御することができる外径とを有する。マイクロチューブの長さは、最終用途に応じて変更することができる。マイクロチューブは、任意の所望の断面形状、たとえば、円形、矩形、正方形、三角形、楕円形、星形または不規則な形状を有することができる。基本構成ブロックとしてこれらのエラストマーマイクロチューブを使用することにより、フォトリソグラフィを必要とすることなく、マイクロ流体デバイスを設計し製造することが可能となる。これにより、マイクロ流体デバイスを設計し構築する方法が根本的に変化するだけではなく、マイクロ流体デバイス全体を再度再設計し再製造する必要なしに、マイクロ流体デバイスの設計を随意に変更する汎用性も提供される。代わりに、構成が２次元（２Ｄ）またはさらには３Ｄであり得るマイクロ流体デバイスの設計に対して変更を行うように、これらのマイクロチューブを追加しまたは除去することができる。これらの弾性マイクロチューブを組み立てかつ分解することができることにより、必要に応じてかつ所望の場合に、マイクロチャネルの略任意のアーキテクチャへの高速パターニングが可能になる。したがって、コストの著しい削減とともに、これらのマイクロ流体デバイスを設計し、構築し、試験するためにかかる時間の著しい削減が見られた。さらに、マイクロチューブは、生体適合性であり、可撓性があり、気体透過性でありかつ透明度が高く、さまざまな応用、たとえば、特に、フレキシブルマイクロ流体工学、人工皮膚、オーガン（臓器）・オン・チップ（ｏｒｇａｎ−ｏｎ−ｃｈｉｐ）、擬似血管および毛細血管網、光学マイクロ流体工学（ｏｐｔｏ−ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ）および３Ｄバイオリアクタに対する生物医学デバイスを製造するための優れた候補になることができる。
【０００４】
第１態様では、本発明は、ポリマーを含む可撓性マイクロチューブであって、約４μｍ〜約１０００μｍの内径とさまざまな外径とを有する。マイクロチューブの断面形状は、たとえば、円形、矩形、正方形、三角形、楕円形、星形または不規則であり得る。
【０００５】
第１態様の実施形態では、ポリマーは、シリコーンエラストマー、紫外線感受性ポリマー、導電性ポリマー、熱可塑性ポリマー、熱硬化性ポリマー、ポリイミド、導電性ゴムまたはポリウレタンである。シリコーンエラストマーは、たとえば、ポリジメチルシロキサン、フェニルビニルシリコーン、メチルシロキサン、フルオロシロキサンまたは白金硬化シリコーンゴムであり得る。紫外線感受性ポリマーは、たとえば、ＭＹｐｏｌｙｍｅｒ（登録商標）（ＭＹ  Ｐｏｌｙｍｅｒｓ  Ｌｔｄ．製のアクリレート／メタクリレート基を含むフッ素化樹脂）、スチレン−アクリレート含有ポリマー、ポリアクリレートポリアルコキシシラン、ポジ型フォトレジスト（たとえば、ジアゾナフトキノン系ポジ型フォトレジスト）またはネガ型フォトレジスト（たとえば、エポキシ樹脂系ネガ型フォトレジスト）であり得る。
【０００６】
第１態様の別の実施形態では、マイクロチューブ内径は、約１０μｍ〜約８００μｍである。
【０００７】
第１態様の別の実施形態では、マイクロチューブの長さは約１０ｍ以下である。
【０００８】
第１態様の別の実施形態では、マイクロチューブは気体透過性である。
【０００９】
第１態様の別の実施形態では、マイクロチューブは透明である。
【００１０】
第１態様の別の実施形態では、マイクロチューブは生体適合性である。
【００１１】
第２態様では、本発明は、ポリマーを含む可撓性マイクロチューブを作製する方法であり、本方法は、熱硬化性ポリマーを含むプール内にワイヤを浸漬するステップと、第１期間、ワイヤを加熱し、それにより、ワイヤの表面で熱硬化性ポリマーの硬化を開始するステップと、プールからワイヤを引き出すステップと、第２期間、ワイヤを加熱し、それにより、追加の熱硬化性ポリマーを硬化させ、ポリマーコーティングワイヤを製造するステップと、超音波処理を伴って液浴内にポリマーコーティングワイヤを浸漬し、それにより、ポリマー−ワイヤ接触面を緩めるステップと、ポリマーコーティングワイヤからワイヤを除去し、それにより、ポリマーマイクロチューブを製造するステップと、ポリマーマイクロチューブを加熱し、それにより、第１態様の可撓性マイクロチューブを製造するステップとを含む。
【００１２】
第２態様の実施形態では、第１期間の加熱は、ワイヤに沿って電流によって行われ、第２期間の加熱は、熱風発熱体によって行われ、液浴はアセトン浴であり、ポリマーマイクロチューブの加熱は、焼成によって行われる。
【００１３】
第２態様の別の実施形態では、可撓性マイクロチューブを作製する方法は、プレキュア紫外線硬化性ポリマーを含むプール内にワイヤを浸漬するステップと、ワイヤをプールから引き出してアルゴンチャンバ内に入れるステップと、紫外線水銀灯の下でワイヤの周囲にコーティングされた紫外線硬化性ポリマーの層を硬化させ、それにより、ポリマーコーティングワイヤを製造するステップと、超音波処理を伴って液浴内にポリマーコーティングワイヤを浸漬し、それにより、ポリマーワイヤ接触面を緩めるステップと、ポリマーコーティングワイヤからワイヤを除去し、それにより、ポリマーマイクロチューブを製造するステップと、ポリマーマイクロチューブを加熱し、それにより、第１態様の可撓性マイクロチューブを製造するステップとを含む。
【００１４】
第３態様では、本発明は、第１態様のマイクロチューブを備えるデバイスである。
【００１５】
第３態様の実施形態では、デバイスは、生物医学デバイスである。
【００１６】
第３態様の別の実施形態では、生物医学デバイスは、人工皮膚、オーガン・オン・チップ、擬似血管デバイス、擬似毛細血管網デバイス、光学マイクロ流体デバイス、３Ｄバイオリアクタ、ドラッグデリバリデバイス、セルストレッチャ、組織工学（ティッシュエンジニアリング）足場、マイクロポンプまたはマイクロバルブである。
【００１７】
上述したことは、添付図面に示すように、本発明の実施形態例の以下のより詳細な説明から明らかとなろう。添付図面では、同様の参照符号は、種々の図を通して同じ部分を指す。図面は必ずしも正確な縮尺ではなく、代わりに、本発明の実施形態を例示することに重きが置かれている。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１Ａ】ＰＤＭＳマイクロチューブ製造用の実験装備の概略図である。
【図１Ｂ】種々の内径の円形断面を有するＰＤＭＳマイクロチューブの画像を示す（側面図、ＩＤは、各図の最上部に文字によって識別されている、スケールバー：ＩＤ（Φ）＝１０μｍに対して３０μｍ、Φ＝２５μｍに対して７５μｍ、残りに対して１００μｍ）。
【図１Ｃ】さまざまな断面形状のチューブの横断面を示す（スケールバー：２５０μｍ）。
【図２Ａ】直径が１０μｍのタングステンワイヤを示すＳＥＭ画像を示す。
【図２Ｂ】タングステンワイヤの表面を提示するＡＦＭトポグラフィを示す。
【図２Ｃ】マイクロチューブの内面および内径の平滑性を示す。
【図２Ｄ】ワイヤから製造されたＰＤＭＳマイクロチューブのワイヤ径と内径との比較を示す。
【図３Ａ】種々の直径（左から右に、２５μｍ、５０μｍ、１００μｍ、２５０μｍおよび４００μｍ）のＰＤＭＳマイクロチューブを示す。
【図３Ｂ】ＩＤ＝５０μｍの５０ｃｍ長のＰＤＭＳマイクロチューブを示す。
【図４】内径が２５０μｍのＭＹｐｏｌｙｍｅｒマイクロチューブの光学画像を示す（スケールバー：１５０μｍ）。
【図５Ａ】腔内圧の関数としてさまざまなマイクロチューブの内径の正規化された膨張を示すグラフである（マイクロチューブの内径は右下隅に列挙されており、ＯＤ／ＩＤ比は、マイクロチューブすべてに対して、管膨張に影響を与える１つの主な要素であり、ＯＤ／ＩＤ＝２：１である）。
【図５Ｂ】腔内圧が上昇するに応じての１つのＰＤＭＳマイクロチューブ（ＩＤ＝５０μｍおよびＯＤ／ＩＤ＝２：１）の内径の膨張を明らかにする光学画像を示す。スケール５０μｍ。
【図６Ａ】ＩＤ＝１００μｍのＰＤＭＳマイクロチューブを用いるオン−オフ弁の概略図である。
【図６Ｂ】ＩＤ＝１００μｍのＰＤＭＳマイクロチューブを用いるオン−オフ弁の写真であり、弁は、ピンチャ（０．５ｍｍ幅、（図６Ｂ）において白色のみの矢印によって示す）によりＰＤＭＳマイクロチューブ（黒色矢印によって示す）を周期的に押圧して内部の流れ（黒色で輪郭が描かれた白色矢印によって示す）を妨げることにより、具現化される。
【図６Ｃ】図６Ｂに具現化されているように、オフ弁およびオン弁をそれぞれ表す蛍光画像を示す。
【図６Ｄ】種々の周波数での弁（１００μｍ内径）の開閉の、時間応答のグラフであり、弁の開閉は、チューブ内部の蛍光（図６Ｃ）の強度によって示され、時間の関数として変化する正規化された蛍光強度が示されており、蛍光信号の急な増減は、最小の遅延での機械的圧縮に対するマイクロチューブの高速な応答を示し、弁は、７５Ｈｚ（ハードウェアの限界）まで適度に十分機能する。
【図７Ａ】ＩＤが１００μｍのＰＤＭＳマイクロチューブ（白色のみの矢印によって示す）を圧縮する蠕動ポンプの概略図であり、ロータ（黒色矢印によって示す）が、可撓性マイクロチューブを閉塞し、回転する（円形矢印）際に、圧送される流体を、チューブを通して移動させ（黒色で輪郭が描かれた白色矢印）、ポンピング速度の差は、さまざまな速度でロータを回転させることによって達成された。
【図７Ｂ】図７Ａに概略的に提示する装置の写真であり、ＩＤ＝１００μｍのＰＤＭＳマイクロチューブ（黒色矢印によって示す）は、モータの周囲に巻き付けられており、白色矢印は、チューブ内部の流れ方向を示す。
【図７Ｃ】図７Ｂに示す蠕動ポンプの出口における５分の期間での前進する流体フロントの時間経過画像を示す。
【図７Ｄ】蠕動ポンプのポンピング速度対回転速度（ＩＤ＝１００μｍマイクロチューブによる）を示すグラフであり、市販の小径チューブ（３８０μｍＩＤチューブ、ＩＮＳＴＥＣＨポンプユーザマニュアル）を用いる同じ蠕動ポンプより１桁〜２桁低い、約１００ｐＬ／ｓ以下の流量を容易に達成することができる。
【図８Ａ】２４時間、ＰＤＭＳマイクロチューブ（ＩＤ：上、５０μｍ、および下、１００μｍ）内で成長した上皮細胞の細胞核の蛍光画像を示す（左；側面図、右；断面図、スケールバー：５０μｍ）。
【図８Ｂ】ＩＤ＝２５μｍの円形マイクロチューブにおけるマージネーション（縁取り）効果を示す典型的な光学画像であり、上皮細胞は、４０％ヘマトクリットの赤血球と混合されており、白色矢印は、流れ方向とチューブの中央における濃縮赤血球とを示し、チューブ壁の近くの、ＲＢＣのないゾーン（２つの白色破線の間）に流れる白血球が示されている（スケールバー：２５μｍ）。
【図９Ａ】それぞれ円形、矩形、正方形および五角形の形状（左から右）を有する２Ｄマイクロチャネルの蛍光画像を示し、使用されるＰＤＭＳマイクロチューブは、５０μｍのＩＤを有する（スケールバー：４００μｍ）。さまざまな２Ｄ形状のマイクロチャネルは、ＰＤＭＳマイクロチューブを曲げることによって容易に生成することができ、マイクロチューブは、フルオレセインの水溶液で充填され、（機械的切断または３Ｄ印刷のいずれかにより）事前に製造された枠組みを用いて巻き上げられ、共焦点顕微鏡によって撮像された。
【図９Ｂ】８の字結び（左）、キャリックベンド（中央）および二重らせん（右）の形状を有する擬似３Ｄ微細構造の光学顕微鏡写真を示す（スケールバー：１５０μｍ）。さまざまな擬似３Ｄ形状のマイクロチャネルは、ＰＤＭＳマイクロチューブを曲げることによって容易に生成することができ、マイクロチューブは、フルオレセインの水溶液で充填され、（機械的切断または３Ｄ印刷のいずれかにより）事前に製造された枠組みを用いて巻き上げられ、共焦点顕微鏡によって撮像された。
【図１０Ａ】ＰＤＭＳマイクロチューブから作製されたらせん状マイクロチャネルの概略図を示す（左は上面図であり、右は側面図である）。
【図１０Ｂ】内径が１００μｍのＰＤＭＳマイクロチューブから作製されたらせん状マイクロ流体チャネルを示す光学画像である。
【図１１Ａ】粒子フォーカシングを具現化するマイクロ流体チップを形成するマイクロチューブの４つの異なる構成を示し、１００μｍＩＤのマイクロチューブは、平面で２Ｄらせん形状、円筒体の周囲で３Ｄらせん形状、３Ｄねじれ形状および２Ｄ蛇行形状に構成された（黒色矢印は入口を示し、黒色文字は出口を示す）。挿入写真は、チャネルの写真である。
【図１１Ｂ】種々の直径（各画像の底部における白色文字）の微粒子が、図１１Ａに示すデバイスを流れた後にフォーカスされた（白色矢印によって示す）ことを示し、対照実験は、いかなる特別なパターンもない直線状チューブを流れる粒子を示す（流速は、それぞれ直径が２５μｍ、２０μｍおよび１５μｍの粒子に対して、８００μｌ／ｍｉｎ、５００μｌ／ｍｉｎおよび４００μｌ／ｍｉｎであった、スケールバー：１５０μｍ）。
【図１１Ｃ】直径が１０μｍおよび２５μｍの粒子が、３Ｄらせん状チップの出口において別個の軌道に流れることを示す光学画像である（流速は２００μｌ／ｍｉｎであった）。
【図１２Ａ】マイクロチューブを用いる液滴生成を示す。マイクロチューブ（５０μｍのＩＤ）は、事前に作製されたＴ字合流部（Ｔ−ｊｕｎｃｔｉｏｎ）に挿入され、そこでは、油が水平チャネルを通して流れており、水がマイクロチューブから流れ出ており（黒色矢印によって示す）、この構成により、高スループットモードで単分散微小液滴（ここでは、白色矢印によって示す水滴）を生成することが可能になる（スケールバー：２００μｍ）。
【図１２Ｂ】マイクロチューブを用いる液滴生成を示す。連続した油の流れにおける直径が均一な水滴（左画像）と、断続的な油の流れにおける直径が変化する水滴（右画像）とを示す光学画像であり、白色矢印は流れの方向を示す（スケールバー：１００μｍ）。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
市販のシリコーン管は、通常、架橋反応（硬化）を用いて３Ｄエラストマーに容易に転化される、複合エラストマー混合物の押し出しによって作製される。２つの反応、すなわち、１）過酸化物開始反応および２）白金触媒反応が好ましい1。両方の場合で、前駆物質は、室温で押し出し前の使用の時点で混合され、それに続いて、高温炉において連続的な硬化が施される。（外径／内径、すなわちＯＤ／ＩＤによって定義される）種々のサイズおよび壁厚さの単腔管を製造するために、種々のダイおよびマンドレルが使用される。残りのオリゴマーまたは副産物は、換気炉において高温で数時間を要する可能性がある、注意深いポストキュアによって除去しなければならない。さらに、市場におけるシリコーン管は、通常、半透明であり、内径が３００μｍより大きく、したがって、微小／細胞規模の用途に対する基準を満たさない。対照的に、本発明は、入手可能なシリコン管のすべてより小さい約４μｍまで低減する内径の微小径チューブを提供する。
【００２０】
何年もの間、市場では、シリコンマイクロチャネルおよび溶融石英微小管が商品化されてきた。マイクロ流体システムにおける最も初期の作業のいくつかは、実際において、シリコンおよびガラスを使用していたが、これらの材料は、プラスチックに大きく取って代わられた。水溶液における生物関連用途の場合、シリコンおよびガラスの使用は、通常、不要かつ不適切である。たとえば、シリコンは、高価であり、かつ可視光および紫外線に対して不透明であり、そのため、従来の光学検出方法で使用することができない。さらに、両材料は、気体に対して透過性でなくかつ非常に剛性があり、したがって、蠕動ポンピングによる弁調節および作動等の対応する装置が可能ではない。対照的に、本発明は、本明細書に提示するエラストマーマイクロチューブの機械的拘束および変形（これらのチューブの弾性変形可能性による）によって容易に具現化することができる、弁調節を提供する。
【００２１】
研究者は、以下のように、ＰＤＭＳで円形マイクロチャネルを製造するいくつかの手法を開発した。１）標準のソフトリソグラフィと組み合わせて2、ＰＤＭＳ充填マイクロチャネルの内側に加圧空気流を導入することにより、矩形マイクロチャネルの壁に液体ＰＤＭＳのコーティングが施される。そして、液体ＰＤＭＳの表面張力により、コーティングが強制的に円形断面をとり、これは、圧力下で硬化するまでデバイスを焼成することにより維持される。この方法は、マイクロチャネル網に対してかつ直線状チャネルにおいても有効であることが実証され、設計された直径は、適切な硬化条件を介して達成することができる。しかしながら、リソグラフィ製造法の限界として、それは複雑な手順が必要であり、３Ｄ網チャネルを製造するのが困難である。２）Ｋｉｍらは、スクロース繊維の成形、結合および組み立てに基づいてＰＤＭＳで円筒状マイクロチャネルを製造する方式を報告している3。それは、単純であり、クリーンルームが不要であり、環境にやさしく、複雑な３Ｄマイクロチャネルアーキテクチャを作製することができる。しかしながら、事前成形されたスクロース繊維テンプレートは、個々の繊維を用いて１つずつ接合され、それは、うんざりするようなかつ非効率的なプロセスである。それはまた、繊維径が３０μｍより小さくなると、取り扱いがより困難になる。親水性／疎水性のパターニングされた表面に形成された液体シリンダを用いる成形4等、他の手法では、半円筒状のＰＤＭＳチャネルしかもたらすことができず、それは、円形チャネルを完成するための、２つの半チャネルの正確な位置合わせの問題を引き起こす。対照的に、本発明は、マイクロ流体デバイス用の基本構成ブロックとしてマイクロチューブを製造するのがより単純であり、安価であり、はるかに高効率である方法を提供する。
【００２２】
３Ｄマイクロ流体チャネルを作製する別の代替的かつ競合する手法は、３Ｄ印刷技術に基づく5、7。一般に、３Ｄ微小空洞網は、プロトタイプを作製した後、後に除去される３Ｄ犠牲フィラメントテンプレートを印刷することにより7b、または、チャネル空洞の壁を重合させ、その後の未硬化感光性樹脂前駆物質の排出により7c、形成される。特に、ステレオリソグラフィを利用する１つの手法では、チャネルの３Ｄルーティングの迅速な組み立てを可能にするために、流体要素を収容するモジュール式かつ再構成可能な構成要素が製造される6。これらの技法は、精密で簡潔であるが、「印刷された」特徴の寸法が、ノズルのサイズおよび印刷圧により、または、レーザビーム径により制限されるため、低印刷解像度という限界があり、それにより、１００μｍより小さい特徴を製造することが目下主な難題となる7a。印刷されたデバイスの粗い表面は、チャネルにおける高解像度撮像に対する懸念ももたらす7a。さらに、３Ｄ印刷による剛性材料の使用により、既存の多種多様なＰＤＭＳマイクロバルブおよびマイクロポンプ設計を複製することが困難になる。いずれの場合も、３Ｄ印刷法は、比較的高価な機械に依存し、単一設計製品を製造するのに必要なコストおよび時間は依然として高い（デバイス毎に約２００米ドル）7a。対照的に、本発明では、総製造費用および材料費用は、２米ドル未満であり、３Ｄ印刷法に比較して製造コストの２桁の削減を表す。
【００２３】
マイクロ／ナノチューブは、無機／有機材料の固体薄膜から、これらの膜がそれらの基体から放出されると、種々の位置で形成する（たとえば、巻き上げる）ことができる8。これらのマイクロチューブは、３Ｄ細胞培養足場9および光流体センサ10として使用されてきた。しかしながら、マイクロチューブの製造とマイクロ流体システムへの組み込みとはともに、電子ビーム蒸着およびフォトリソグラフィ設備のような複雑かつ費用のかかる熱蒸着を必要とする。対照的に、本発明は、コストを節約して単純な製造方法を提供する。
【００２４】
ＰＤＭＳから作製される従来のマイクロ流体システムは、通常、従来のソフトリソグラフィ技法によって製造される。それらは、ミリメートル未満の長さ尺度で流体の研究および取り扱いにおいて広く使用されてきた。アッセイにおける迅速な試料の処理および正確な流体の制御等、マイクロ流体技術のいくつかの特性により、それらは、診断および生物学研究において従来の実験手法に取って代わる魅力ある候補となった。たとえば、特に、「クエイクの弁（Ｑｕａｋｅ’ｓ  ｖａｌｖｅ）」11の発明により、生体外モデル「オーガン・オン・チップ」12および「ディジーズ・オン・チップ（ｄｉｓｅａｓｅ−ｏｎ−ａ−ｃｈｉｐ）」13を含む、過多のマイクロ流体設計および刊行物がもたらされた。対照的に、本発明は、従来のソフトリソグラフィ技法に制限された製造方法により妨げられない。
【００２５】
マイクロ流体の研究および使用は近年増大しているにも関わらず、従来の製造プロトコルのコストを削減する斬新な技術の開発14は、過去数十年間、実現されていない。高いコストは、フォトリソグラフィプロセスを通してシリコンウェアを使用する必要があるためである。製造、試験および再設計期間は比較的長い。さらに、複雑な多層チップは、ラブ・オン・チップ（ｌａｂ−ｏｎ−ｃｈｉｐ）およびオーガン・オン・チップシステムにおける流量制御に対して開発を行うために高度な技能を持つ人を必要とする、複雑なプロセスを必要とし12、15、したがって、生物医学分野および業界における広い採用に対して技術障壁をもたらす。
【００２６】
本発明の実施形態例の説明が続く。既存の技術から本発明を識別する特有な特徴の説明も続く。
【００２７】
本発明のＰＤＭＳマイクロチューブは、マイクロ流体デバイス用の基本的な構成要素として特に使用することができる。製造手順が必要とするのは、研究室で容易に入手可能な、単純な機械装置および安価な一般的な材料である。生体適合性、一意の機械的弾性および化学的不活性等、シリコーン管と同じ利点を除き、本発明によるＰＤＭＳマイクロチューブは、マイクロメートルからミリメートル未満のサイズであり、より複雑なデバイスに容易に組み込むことができる。マイクロチューブは、マイクロ流体工学システムの設計、製造および組み立てに対するコストおよび時間を劇的に削減するのに役立つことができる。さらに、弾性マイクロチューブの、組み付け性の汎用性のメリットにより、複雑なマイクロ流体工学を、組織化可能な機能モジュールに分解することができ、それにより、費用のかかる微細加工研究所へのアクセスが不要となるため、より多くのエンドユーザに対してこのマイクロ流体工学研究に参加するための技術障壁を著しく低下させるかまたはさらにはなくすことができる。
【００２８】
円形断面形状を有するＰＤＭＳマイクロチャネルは、それらの細胞研究における応用の可能性16にも関わらず、目下、市場ではまれである。血管網を生成することができないことが、何年もの間、心血管組織工学およびオーガン・オン・チップシステムにおける普及を妨げてきた5。現行のＰＤＭＳマイクロチャネルは、通常、従来の製造方法を用いて製造される場合、矩形断面を有する。こうしたチャネルの内部を移動する流体は、血管のチャネル等、円形断面チューブのチャネルで見られる放物線状流れプロファイルの流体を再現しない17。レイノルズ数の低い流れでは、速度およびせん断応力分布は、直線状の急な壁を有する矩形のチャネルより、円形管状チャネルにおいての方が等方性であることが予期される。矩形のチャネルの内側を流れる細胞は、断面のそれらの相対位置に応じてかつ異方性の流れ場により、異なる機械的応力を受け、異なる細胞活動をもたらす。本発明のＰＤＭＳマイクロチューブは、内径が約１０μｍ〜約４００μｍの範囲である円形形状を含む広範囲の断面形状を有することができる。規模のさらなる拡大および縮小に対する余地がある。こうしたＰＤＭＳマイクロチューブ内の細胞は、立方体チャネルの応力状態より本来の循環系のはるかに同様の応力状態を受けることになる。さらに、円形マイクロチューブ内の速度および渦度場は、均一な周壁硬化のためにいかなる隅または特異な領域も有さない。
【００２９】
従来の方法から作製されるマイクロチャネルは、ＰＤＭＳブロックまたは層の上に成形され、剛性ガラス基板の上に取り付けられるという点で、固定される。弁調節および作動のためにＰＤＭＳの弾性を使用する目下の最新技術は、「クエイクの弁」によって代表される11。クエイクの空気弁は、流体チャネルの開閉を、空気圧を用いて隣接するチャネルにより制御する。しかしながら、こうした複雑な設計には、高レベルのソフトリソグラフィ製造の専門技術が必要であり、最終使用者に対して難題を提示し、製造プロセスは、大量生産に対して自動化するのが非常に困難である。
【００３０】
本発明のＰＤＭＳマイクロチューブは、マイクロ流体デバイスにおける弁調節および作動のための一意の解決法を提供する。ＰＤＭＳマイクロチューブは、優れた機械的弾性を有する、固有の自立したチャネルである。ＰＤＭＳマイクロチューブ内の流れは、単に機械的変形によって容易にオンまたはオフすることができる。管状壁の厚さは、制御可能であり、観察のために光学的に透明であり、酸素／二酸化炭素に対して気体透過性である。これらの利点により、ＰＤＭＳマイクロチューブは、「オーガン・オン・チップ」および組織工学応用を具現化するための足場としての優れた候補となる。
【００３１】
本発明は、マイクロ流体システムに使用することができる生体適合性マイクロチューブの非常にスケーラブルな製造に対する差し迫った必要を満たすことができると考えられる。マイクロ流体工学の分野における目下の最も有力なソフトリソグラフィ技術は、必要なコストが高くかつ時間がかかることにより、工業用の採用に対するボトルネックとなるだけではないため、ＰＤＭＳマイクロ流体システムに対する基本構成ブロックとして本発明を使用することにより、製造のコストとともに、製造の期間を何週間および何日から何時間まで大幅に削減することができる。したがって、本発明のエラストマーマイクロチューブは、市場における管状マイクロチャネルに対する需要を満たすことができる。
【００３２】
最後に、３００μｍ未満の透明なシリコーン管は、目下市場では入手可能ではない。
【００３３】
本発明の最大の利点は、たとえば、使用の容易さ、費用効率、さまざまな断面形状、再構成可能性、および複雑な２Ｄおよび３Ｄマイクロ流体システムを容易に組み立てることができるということである。
【００３４】
本発明のマイクロチューブのあり得る応用としては、以下が挙げられる。
【００３５】
細胞選別。微小循環血流における転移性癌細胞のマージネーション効果は、十分に研究されてきた。本発明者らは、円形かつ可撓性マイクロチューブの内部に白血球の同様のマージネーションを観察した。したがって、本発明者らは、血中循環腫瘍細胞（ＣＴＣ）、細菌、鎌状赤血球貧血とともに、マラリアに感染した赤血球等の罹患細胞を血液から分離するために、マイクロチューブ内部のマージネーション効果を利用するように提案した。この応用は、罹患診断、予後、治療および処置等、生物医学分野において可能性を開くことになる。
【００３６】
複雑な２Ｄおよび３Ｄマイクロ流体システム用の基本構成要素。機能的なマイクロ流体システムは、比較的容易に事前設計されたテンプレートを用いてマイクロチューブから構成することができる。
【００３７】
異なる材料を含むことができるかまたは多層である複合マイクロチューブ、たとえば、使用者の必要に応じてこれらのマイクロチューブのコーティングを可能にすることができる、コア−シェルマイクロチューブ。
【００３８】
本発明のマイクロチューブのさらなるあり得る応用としては、限定されないが、光学マイクロ流体工学デバイス、オーガン・オン・チップシステム、流体制御用のマイクロポンプ／バルブ、制御されたドラッグデリバリシステム、セルストレッチャおよび組織工学足場が挙げられる。
【実施例】
【００３９】
実施例１−シリコーンエラストマー系マイクロチューブを作製する方法
本方法は、図１Ａに示すように、金属ワイヤ（通常、銅またはタングステン製）を、新たに混合されたＰＤＭＳ（Ｓｙｌｇａｒｄ  １８４シリコーンエラストマーベースとＳｙｌｇａｒｄ  １８４シリコーンエラストマー硬化剤の混合物、重量で１０：１）またはＵＶ感受性ポリマー（ＭＹｐｏｌｙｍｅｒ、ＭＹ−１３４−ＸＰ８、ＭＹ  Ｐｏｌｙｍｅｒｓ  Ｌｔｄ．）プール内に垂直に浸漬することを含む。ＰＤＭＳマイクロチューブを製造するために、その後、金属ワイヤを可変電源に接続し、３分〜５分間、電気により約１００度まで加熱した。これにより、金属ワイヤに近接して、ＰＤＭＳ硬化を開始する熱場が発生する。ワイヤの表面に硬化したＰＤＭＳの薄層が形成され、その厚さは、加熱期間によって決まる。そして、ＰＤＭＳプールから約２００μｍ／ｓの速度で、リニアステッピングモータにより流体レベルの上方に垂直に、金属ワイヤを引き出し、ワイヤの周囲に、粘性の未硬化ＰＤＭＳの第２薄層が形成され、それを、長さ１０ｃｍかつ直径２ｃｍの円筒状加熱ユニットにおいて、約９０℃〜１００℃の熱風でさらに硬化させる（図１Ａ）。引き出し中のＰＤＭＳのビーディング傾向18は、このインサイチュ熱凝固によって有効に抑制され（図１Ａ）、均一な外径（ＯＤ）のＰＤＭＳマイクロチューブの製造が可能となった（図１Ｂ）。そして、ワイヤの引き出し速度と液体ＰＤＭＳの粘性および表面張力とにより、この第２層の厚さが決まる。ＰＤＭＳマイクロチューブの内径（ＩＤ）および断面形状は、埋め込まれた金属ワイヤの直径および断面（図１Ｂおよび図１Ｃ）によって設定され、一方、外径は、引き出し速度、ＰＤＭＳの粘性とともに、加熱期間を変更することによって制御することができる。ＰＤＭＳコーティングされた金属ワイヤを、引き出すと、約数１０センチメートルに切断し、２０分間、超音波処理を伴ってアセトン溶液内に完全に浸漬した（いかなる未反応エラストマー硬化剤をも抽出し、ポリマーにおけるわずかな膨張をもたらし、ＰＤＭＳ−金属接触面を緩めるプロセス）。そして、アセトン処理の後、ＰＤＭＳマイクロチューブは金属ワイヤから容易に外れた。これに続き、いかなるアセトン残存物も除去するために、１００℃の炉内で１時間焼成した。
【００４０】
このプロセスは、溶解性テンプレートを必要とするプロセス3、19より単純であり、清浄であり、かつ高速である。ＰＤＭＳは、金属ワイヤテンプレートの輪郭を正確に複製し、同じ断面のマイクロチューブを形成する（図１Ｃおよび図２）。したがって、金属ワイヤの輪郭により、マイクロチューブの内面の平滑性を評価することができる。図２Ａおよび図２Ｂは、Φ＝１０μｍのタングステンワイヤのそれぞれＳＥＭ画像およびＡＦＭトポグラフィであり、およそ２０ｎｍ〜２５ｎｍの内側粗さ（図２Ｃ）および優れた光学透明性を有する（図１Ｂおよび図３Ａ）同じＩＤ（図２Ｄ）のＰＤＭＳマイクロチューブを示すワイヤの表面を示す。円形チューブの場合、典型的なＩＤは、１０μｍ〜４００μｍの範囲であり（図１Ｂ）、それらのＯＤは、いくつかの実験に基づくパラメータ（上記を参照）を変更することにより制御可能である。ＯＤ／ＩＤ＝３：１、２：１および１：１の円形マイクロチューブを繰り返し製造した。それらの高アスペクト比（最大４０００）および薄壁にも関わらず、マイクロチューブは、中央でたるむこともつぶれることもなく、優れた自立性を示す。この汎用技法により、適切な長さ（本発明者らの研究所装備を用いて、少なくとも１／２メートル、図３Ｂ）ならびにさまざまな内径および別個の断面形状（図１Ｃ）の自立したマイクロチャネルの製造が可能になる。
【００４１】
特に、この方法は、他のポリマーのマイクロチューブを製造するために容易に適用される。
【００４２】
実施例２−ＵＶ感受性ポリマー系マイクロチューブ
ＭＹｐｏｌｙｍｅｒマイクロチューブを製造するために、金属ワイヤをプレキュアＵＶ硬化性ＭＹｐｏｌｙｍｅｒプールから引き出し、Ａｒチャンバに入れた。そして、金属ワイヤの周囲にコーティングされた薄いＭＹｐｏｌｙｍｅｒ層を、放射照度が０．２Ｗ／ｃｍ2の３００Ｗで動作するＵＶ水銀灯（３５０ｎｍ〜４６０ｎｍ、Ｎｅｗｐｏｒｔ  Ｏｒｉｅｌ  Ｐｒｏｄｕｃｔ  Ｌｉｎｅ  Ｓｙｓｔｅｍ）の下で、現場で硬化させた。そして、ＭＹｐｏｌｙｍｅｒコーティングされた金属ワイヤを、純エタノール浴内に移し、３０分間超音波処理して、拡散している光開始剤を除去した。そして、ＭＹｐｏｌｙｍｅｒマイクロチューブ（図４）は、エタノール処理の後、金属ワイヤから外れることができ、それに続き、１００℃炉で１時間焼成していかなるエタノール残存物も除去する。
【００４３】
市販のシリコーン管と比較した場合のＰＤＭＳマイクロチューブの機械的特性を、以下に特徴づけ列挙する。
【００４４】
【表１】
2019516564.tif 000002
【００４５】
ＰＤＭＳマイクロチューブは、直径がはるかに小さいが、市販のシリコン管と同様の特性をわずかに優れた引張強度とともに示す。自立の特性により、中空マイクロチューブは、流れることができる物質、すなわち液体および気体を運ぶことができる。特に、腔内圧が１０バールを超えるまで上昇すると、ＰＤＭＳマイクロチューブ（ＯＤ／ＩＤ＝２：１）は、破裂することなく、ＩＤが約２倍膨張し（図５）、変形した後に可逆的にそれらの元の形状に戻ることができる（優れた弾性を示す）。
【００４６】
応用の論証のために、例としてＰＤＭＳマイクロチューブを使用した。原則的に、ＭＹｐｏｌｙｍｅｒマイクロチューブは、ＰＤＭＳマイクロチューブと同様の応用性がある。
【００４７】
実施例３−基本マイクロ流体構成要素としてのＰＤＭＳマイクロチューブ（パイプ、弁およびポンプ）
本発明者らの実験条件の下で硬化したＰＤＭＳは、通常、１．５ＭＰａ〜２．０ＭＰａのヤング率を有し、適度な作動力で著しいたわみを可能にする。そして、この特性は、マイクロチューブベースのマイクロ流体デバイスのための弁調節および作動に対して一意の解決法を提供する。これらのマイクロチューブ内の流れは、パイプライン上の市販の機械的ピンチャにより、それらに対する機械的圧縮および解放を介して容易に制御することができる（図６Ａおよび図６Ｂ）。弁調節の実施態様に対して、円形断面のマイクロチューブを使用した。それは、丸いチャネルは、外部圧縮力により縁から中心まで閉鎖し、したがって、矩形および正方形チャネルと比較してより低い圧力で完全に封止するという事実による11。オン−オフ弁による流れの制御を、図６Ａに実証する。マイクロチューブを横切る機械的ピンチ点は、通常、幅が０．５ｍｍであり、ＩＤ＝１００μｍのマイクロチューブの場合、切換弁は、約π×５０μｍ×５０μｍ×５００μｍ＝３９５０ｐｌの死容積を有し、それは、ソフトリソグラフィ法によって製造されたＰＤＭＳ弁11に匹敵し、３Ｄ印刷弁20より約４桁小さい。弁は、空気弁11、20に固有である制御信号からのいかなる遅延もなしに、機械的スイッチのオンおよびオフに即座に応答する。この利点により、弁は、略７５Ｈｚ（ハードウェアの限界）で動作することができ、２００００サイクルを超える作動の後に、破壊または疲労のいかなる徴候も観察されなかった。弁を閉鎖させる典型的な圧力は、約１００ｋＰａであり、加えられるピンチャ圧力を単に上昇させることにより、より高い背圧を阻止することができる。
【００４８】
同様に、圧送チューブをＩＤ＝１００μｍの単一の円形ＰＤＭＳマイクロチューブと置き換えることにより、蠕動ポンプを具現化した（図７Ａおよび図７Ｂ）。出口管（０．５ｍｍＩＤ）における水柱の動きを用いて、ポンピング速度を計算し、１００ｐｌ／ｓの最大ポンピング速度が達成され、それは、以前に文献で発表されたマイクロ流体ポンプ11に匹敵する。本発明のシステムの最大の利点は、その製造の容易さである。ソフトリソグラフィ11、21およびステレオリソグラフィ20、22によって製造された複雑かつ多層のマイクロバルブおよびマイクロポンプシステムとは対照的に、本発明の弁およびポンプは、はるかに単純な構造を有し、市販の機械的スイッチに容易に組み付けることができる。さらに、本発明の弁およびポンプは、いかなる著しい技術専門知識も余分な水占い圧力システムを機能させることも不要である。
【００４９】
実施例４−３Ｄ細胞培養足場としてかつ血液の生体内流れプロファイルを再現するためのＰＤＭＳマイクロチューブ
ＰＤＭＳマイクロチューブは、生体適合性かつ気体に対して透過性であり、したがって、生体外３Ｄ培養足場として使用することができる。円形マイクロチューブ（ＩＤ＝５０μｍおよび１００μｍ）の内面をフィブロネクチンでコーティングし、そうした内面は、内側で粘着性の上皮細胞を成長させる。図８Ａは、マイクロチューブの内面に付着して、管状細胞シートを形成する細胞の蛍光画像を示す。マイクロチューブの透明性、生体適合性および可撓性というメリットにより、応力および生体内の同様の微環境下での精密な細胞プロセスの調査がさらに可能になる（一歩前進した組織工学マイクロ流体オーガン・オン・チップ）。
【００５０】
組織工学および薬物スクリーニング用のプラットフォームとしてマイクロ流体工学を使用する利点は、それが、流量、せん断応力および脈動流を含む流体流状態を微細に調節することができる一方で、血管網、内壁の表面のタイプを変更する手段、および細胞で内側が覆われた内腔壁の生成を含む、３Ｄ組織のようなアーキテクチャにおいて細胞をパターニングする手段も提供するということである。種々の断面形状のマイクロチューブにより、本発明は、心血管流状態を再現することができる。本発明の可撓性円形マイクロチューブ内に全血を流すことにより、小径の毛細血管を通る細胞の流れプロファイルを再現することができる（図８Ｂ）。流れにおいて壁に向かう相対的に大きい細胞（ここでは、白血球）のマージネーション（図８Ｂ）が明確に観察された（生体内状態と同様の現象23）。粒子マージネーションは、壁との流体力学的相互作用（揚力）により血管中心に移動する傾向がある赤血球（ＲＣＢ）によって影響され、その結果、壁の近くにＲＣＢのない層がもたらされる24。簡単に、マージネーションは、ＲＢＣおよび懸濁粒子に対する揚力と流れにおけるそれらの相互作用との間の競合の結果であり25、その特徴を理解することは、効率的なドラッグデリバリにおける重要な意味を有する。可撓性かつ円形のマイクロチューブにより、毛細血管を通る細胞の流れを正確に再現し、動的条件下で個々の細胞および細胞懸濁液の挙動を研究することができる。
【００５１】
実施例５−可撓性ＰＤＭＳマイクロチューブを用いる２Ｄおよび３Ｄ機能的マイクロ流体チャネルの高速組み立て
本発明の優れた弾性により、ＰＤＭＳマイクロチューブを略任意の２Ｄおよび３Ｄ形状に曲げることができる（図９）。図９Ａは、円形、三角形、矩形および五角形の形状の２Ｄマイクロチャネル（円形断面、ＩＤ＝５０μｍ）を提示する。さらに、本発明の手法により、（機械的切断または３Ｄ印刷により）事前製造された枠組みを用いて３Ｄマイクロチャネルの高速パターニングが可能になる。図９Ｂは、マイクロチューブを３Ｄ形状に単にまげて固定することにより、マイクロチューブによる擬似３Ｄチャネルの形成を実証している。図９Ｂ左は、８の字結びの形状で結ばれたＩＤ＝５０μｍチューブから作製されたチャネルを示す。最小結び目のサイズは、マイクロチューブの実際のサイズ（ＯＤ）によって決まり、図９Ｂにおける結び目は、０．５×０．８５×０．３ｍｍ3の容積を占有した。テンプレートありまたはなしで同様の方法により、キャリックベンドおよび二重らせん等の他の擬似３Ｄチャネル（図９Ｂ）を製造することができる。テンプレートの使用は、具体的な３Ｄ配向においてマイクロチューブを位置決めするのに役立つことができ、曲げによるチューブの中央におけるつぶれまたはたるみは観察されなかった。
【００５２】
マイクロチューブの応用に対する概念実証として、微粒子または細胞の選別に対する応用の可能性があるらせん状マイクロチャネルデバイスを製造した（図１０および図１１）。らせん状チャネルマイクロ流体工学は、最初に、本発明者の１人であるＬｉｍ  Ｃｈｗｅｅ教授のグループによって導入され、少量の血中循環腫瘍細胞（ＣＴＣ）が何十億もの血球からうまく分離された26。彼らは、より優れた選別効率のために、チャネルの断面を立方形断面から傾斜断面に変更することにより、らせん状チップをさらに改善した。それにも関わらず、Ｋａｌｐａｋｌｉら28によれば、円形断面の湾曲したチャネルは、矩形または傾斜形状のマイクロチャネルよりはるかに選別の効率が高い明白な異なる渦度領域による最高スループットを有する。
【００５３】
円形の曲線チャネルにおいてせん断／壁によって引き起こされる揚力と横方向ディーン抗力とのバランスを注意深くとることにより29、ＩＤ＝１００μｍのＰＤＭＳマイクロチューブを用いるいくつかのマイクロ流体チップ（図１１Ａ）を設計し製造した。それらは、（直径が１５ｕｍ〜２５ｕｍの範囲の）微粒子が２００μｌ／ｍｉｎ〜１２００μｌ／ｍｉｎの流量でフォーカスされる可能性を示す（図１１Ｂ）。非対称チャネルの設計（チャネルのＩＤおよび曲率半径）は、ａ／Ｄh＞０．０７かつＤe＞２０という前提条件を満足させ、式中、ａは粒子径であり、Ｄhは水力直径であり、Ｄeはディーン数である29。円筒状チューブでは、粒子は、チューブ中心および壁から離れる方向に移動してフォーカス環を形成するように観察されたが、非対称曲線チャネルでは、横方向ディーン抗力流により、環が単一粒子流まで低減することになる29（図１１Ｂ）。らせん状チップの組み立ては目下手動であるが、１つのチップを製造するためにかかる時間は、通常２０分未満である。ここで、約２ｃｍ2の面積を覆うこれらのチップは、はるかに低い時間的コストおよび資源によりクリーンルームの外部で完全に製造された、ということが強調される。さらに、さまざまな直径の粒子を、同じ流れにおける特定の流線にフォーカスすることができ（図１１Ｃ）、したがって、複数の出口を使用することにより種々の純成分を収集することができる。１％粒子溶液の２００μｌ／ｍｉｎの動作流量の場合、１つの手製のらせん状チップに対して、約０．１２５ｇ／ｈｒの質量選別速度が達成され、一方で、典型的な大部分のマイクロ流体システムの場合、決定論的置換に対して３０ｍｇ／ｈｒのスループットが記載されている30。本発明のデバイスによるスループットの１桁の増大は、本発明によるＰＤＭＳマイクロチューブの診断的分離およびろ過において見込みのある応用を示す。
【００５４】
さらに、迅速に組み立て、一般的なマイクロ流体回路トポロジ（液滴を生成するために使用されるＴ字合流部31）を変更することができることが、実証された。マイクロ流体工学の重要なサブカテゴリは、液滴ベースのマイクロ流体工学である32。連続流システムとは異なり、液滴ベースのデバイスは、不混和相において離散的な体積を生成することに焦点を当てる。液滴ベースのマイクロ流体工学が使用される応用としては、化学反応、治療薬送達、化学分析および診断試験が挙げられる31。Ｔ字合流部は、単に、２つのＰＤＭＳチューブを市販のプラスチックＴ字形コネクタに接続することによって実施することができるが、撮像の便宜上、テンプレートとして金属ロッドを用いて一段階成形によって作製されたミリメートルサイズのＰＤＭＳ  Ｔ字合流部内に、２つのＩＤ＝１００μｍマイクロチューブを挿入した（図１２Ａ）。２つのシリンジポンプを使用して、キャリア油および水の流れを回路内に押し込んだ。回路は、１μｌ／ｍｉｎを超える水流量および５００μｌ／ｍｉｎより高いキャリア流量で十分に動作し、広範囲の周波数（３０Ｈｚ〜５００Ｈｚ、図１２Ａ）で直径が２００μｍ〜５００μｍの範囲の微小水滴を生成した。さらに、油の流れを制御することにより、この単一の装備で、均一な直径または異なる直径（図１２Ｂ）の別個の水滴を生成することができる。
【００５５】
本発明のエラストマーマイクロチューブは、著しい影響を与えることになり、マイクロ流体システムをいかに設計し、製造し、使用することができるかを根本的に変更することが考えられる。また、目下、３００μｍより小さい透明なシリコーン管は市場で入手可能ではない。マイクロ流体デバイスの研究者および開発者からこれらのマイクロチューブに対する早急な要求があるであろうと予期される。実際に、これらのマイクロチューブは、マイクロ流体力学の研究における新たな道と、ラブ・オン・チップおよびオーガン・オン・チップとともにフレキシブルマイクロ流体工学における新たな応用とを提供するであろう。
【００５６】
参照文献
１．Ｃｏｌａｓ，Ａ．，Ｃｈｉｍｉｅ  Ｎｏｕｖｅｌｌｅ  １９９０，８（３０），８４７．
２．Ａｂｄｅｌｇａｗａｄ，Ｍ．，ｅｔ  ａｌ．，Ａ  ｆａｓｔ  ａｎｄ  ｓｉｍｐｌｅ  ｍｅｔｈｏｄ  ｔｏ  ｆａｂｒｉｃａｔｅ  ｃｉｒｃｕｌａｒ  ｍｉｃｒｏｃｈａｎｎｅｌｓ  ｉｎ  ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ（ＰＤＭＳ）．Ｌａｂ  Ｃｈｉｐ  ２０１１，１１（３），５４５−５５１．
３．Ｌｅｅ，Ｊ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｓｕｃｒｏｓｅ−ｂａｓｅｄ  ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ  ｏｆ  ３Ｄ−ｎｅｔｗｏｒｋｅｄ，ｃｙｌｉｎｄｒｉｃａｌ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｃｈａｎｎｅｌｓ  ｆｏｒ  ｒａｐｉｄ  ｐｒｏｔｏｔｙｐｉｎｇ  ｏｆ  ｌａｂ−ｏｎ−ａ−ｃｈｉｐ  ａｎｄ  ｖａｓｏ−ｍｉｍｅｔｉｃ  ｄｅｖｉｃｅｓ．Ｌａｂ  Ｃｈｉｐ  ２０１２，１２（１５），２６３８−２６４２．
４．Ｄｅ  Ｖｉｌｌｅ，Ｍ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｓｉｍｐｌｅ  ａｎｄ  ｌｏｗ−ｃｏｓｔ  ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ  ｏｆ  ＰＤＭＳ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｒｏｕｎｄ  ｃｈａｎｎｅｌｓ  ｂｙ  ｓｕｒｆａｃｅ−ｗｅｔｔｉｎｇ  ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ  ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ．Ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄ．Ｎａｎｏｆｌｕｉｄ．２０１２，１２（６），９５３−９６１．
５．Ｋｏｌｅｓｋｙ，Ｄ．Ｂ．，ｅｔ  ａｌ．，３Ｄ  Ｂｉｏｐｒｉｎｔｉｎｇ  ｏｆ  Ｖａｓｃｕｌａｒｉｚｅｄ，Ｈｅｔｅｒｏｇｅｎｅｏｕｓ  Ｃｅｌｌ−Ｌａｄｅｎ  Ｔｉｓｓｕｅ  Ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｓ．Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．２０１４，２６（１９），３１２４−３１３０．
６．Ｂｈａｒｇａｖａ，ｅｔ  ａｌ．，Ｎ．，Ｄｉｓｃｒｅｔｅ  ｅｌｅｍｅｎｔｓ  ｆｏｒ  ３Ｄ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ．Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ  ２０１４，１１１（４２），１５０１３−１５０１８．
７．（ａ）Ａｕ，Ａ．Ｋ．；Ｌｅｅ，Ｗ．；Ｆｏｌｃｈ，Ａ．，Ｍａｉｌ−ｏｒｄｅｒ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ：ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｓｔｅｒｅｏｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｄｅｖｉｃｅｓ．Ｌａｂ  Ｃｈｉｐ  ２０１４，１４（７），１２９４−１３０１；（ｂ）Ｍｉｌｌｅｒ，Ｊ．Ｓ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｒａｐｉｄ  ｃａｓｔｉｎｇ  ｏｆ  ｐａｔｔｅｒｎｅｄ  ｖａｓｃｕｌａｒ  ｎｅｔｗｏｒｋｓ  ｆｏｒ  ｐｅｒｆｕｓａｂｌｅ  ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ  ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ｔｉｓｓｕｅｓ．Ｎａｔ．Ｍａｔｅｒ．２０１２，１１（９），７６８−７７４；（ｃ）Ｋｉｔｓｏｎ，Ｐ．Ｊ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｃｏｎｆｉｇｕｒａｂｌｅ  ３Ｄ−Ｐｒｉｎｔｅｄ  ｍｉｌｌｉｆｌｕｉｄｉｃ  ａｎｄ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ‘ｌａｂ  ｏｎ  ａ  ｃｈｉｐ’ｒｅａｃｔｉｏｎｗａｒｅ  ｄｅｖｉｃｅｓ．Ｌａｂ  Ｃｈｉｐ  ２０１２，１２（１８），３２６７−３２７１；（ｄ）Ｄｅｒｂｙ，Ｂ．，Ｐｒｉｎｔｉｎｇ  ａｎｄ  Ｐｒｏｔｏｔｙｐｉｎｇ  ｏｆ  Ｔｉｓｓｕｅｓ  ａｎｄ  Ｓｃａｆｆｏｌｄｓ．Ｓｃｉｅｎｃｅ  ２０１２，３３８（６１０９），９２１−９２６．
８．Ｓｃｈｍｉｄｔ，Ｏ．Ｇ．；Ｅｂｅｒｌ，Ｋ．，Ｎａｎｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ：Ｔｈｉｎ  ｓｏｌｉｄ  ｆｉｌｍｓ  ｒｏｌｌ  ｕｐ  ｉｎｔｏ  ｎａｎｏｔｕｂｅｓ．Ｎａｔｕｒｅ  ２００１，４１０（６８２５），１６８−１６８．
９．Ｘｉ，Ｗ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｏ．Ｇ．，Ｒｏｌｌｅｄ−ｕｐ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄ  Ｎａｎｏｍｅｍｂｒａｎｅｓ  ａｓ  Ｔｈｒｅｅ−Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  Ｃａｖｉｔｉｅｓ  ｆｏｒ  Ｓｉｎｇｌｅ  Ｃｅｌｌ  Ｓｔｕｄｉｅｓ．Ｎａｎｏ  Ｌｅｔｔ．２０１４，１４（８），４１９７−４２０４．
１０．Ｈａｒａｚｉｍ，Ｓ．Ｍ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｌａｂ−ｉｎ−ａ−ｔｕｂｅ：ｏｎ−ｃｈｉｐ  ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｇｌａｓｓ  ｏｐｔｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｒｉｎｇ  ｒｅｓｏｎａｔｏｒｓ  ｆｏｒ  ｌａｂｅｌ−ｆｒｅｅ  ｓｅｎｓｉｎｇ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｌａｂ  Ｃｈｉｐ  ２０１２，１２（１５），２６４９−２６５５．
１１．Ｕｎｇｅｒ，Ｍ．Ａ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ  Ｍｉｃｒｏｆａｂｒｉｃａｔｅｄ  Ｖａｌｖｅｓ  ａｎｄ  Ｐｕｍｐｓ  ｂｙ  Ｍｕｌｔｉｌａｙｅｒ  Ｓｏｆｔ  Ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ．Ｓｃｉｅｎｃｅ  ２０００，２８８（５４６３），１１３−１１６．
１２．Ｂｈａｔｉａ，Ｓ．Ｎ．；Ｉｎｇｂｅｒ，Ｄ．Ｅ．，Ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｏｒｇａｎｓ−ｏｎ−ｃｈｉｐｓ．Ｎａｔ．Ｂｉｏｔｅｃｈ．２０１４，３２（８），７６０−７７２．
１３．Ｚｅｒｖａｎｔｏｎａｋｉｓ，Ｉ．Ｋ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｍｏｄｅｌ  ｆｏｒ  ｔｕｍｏｒ  ｃｅｌｌ  ｉｎｔｒａｖａｓａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ  ｂａｒｒｉｅｒ  ｆｕｎｃｔｉｏｎ．Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ  ２０１２，１０９（３４），１３５１５−１３５２０．
１４．Ｅｎｇｌｅｒｔ，Ｄ．Ｌ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｂａｃｔｅｒｉａｌ  ｃｈｅｍｏｔａｘｉｓ  ｉｎ  ｆｌｏｗ−ｂａｓｅｄ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｄｅｖｉｃｅｓ．Ｎａｔ．Ｐｒｏｔｏｃｏｌｓ  ２０１０，５（５），８６４−８７２．
１５．Ｗｅａｖｅｒ，Ｊ．Ａ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｓｔａｔｉｃ  ｃｏｎｔｒｏｌ  ｌｏｇｉｃ  ｆｏｒ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｄｅｖｉｃｅｓ  ｕｓｉｎｇ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ−ｇａｉｎ  ｖａｌｖｅｓ．Ｎａｔ  Ｐｈｙｓ  ２０１０，６（３），２１８−２２３．
１６．Ｗｏｎｇ，Ａ．Ｄ．；Ｓｅａｒｓｏｎ，Ｐ．Ｃ．，Ｌｉｖｅ−Ｃｅｌｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  Ｉｎｖａｓｉｏｎ  ａｎｄ  Ｉｎｔｒａｖａｓａｔｉｏｎ  ｉｎ  ａｎ  Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ  Ｍｉｃｒｏｖｅｓｓｅｌ  Ｐｌａｔｆｏｒｍ．Ｃａｎｃｅｒ  Ｒｅｓ．２０１４，７４（１７），４９３７−４９４５．
１７．Ｗｈｉｔｅｓｉｄｅｓ，Ｇ．Ｍ．，Ｔｈｅ  ｏｒｉｇｉｎｓ  ａｎｄ  ｔｈｅ  ｆｕｔｕｒｅ  ｏｆ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ．Ｎａｔｕｒｅ  ２００６，４４２（７１０１），３６８−３７３．
１８．Ｇｒｉｌｌｉ，Ｓ．，ｅｔ  ａｌ．，３Ｄ  ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ  ｂｙ  ｒａｐｉｄ  ｃｕｒｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｌｉｑｕｉｄ  ｉｎｓｔａｂｉｌｉｔｉｅｓ  ａｔ  ｎａｎｏｓｃａｌｅ．Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ  ２０１１，１０８（３７），１５１０６−１５１１１．
１９．Ｌｅｅ，Ｊ．；Ｋｉｍ，Ｊ．，Ｅｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ  ｍｉｃｒｏｗｉｒｅ−ｂａｓｅｄ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｇａｓ  ｆｌｏｗｍｅｔｅｒ  ｗｉｔｈ  ｓｔｒｅｔｃｈｉｎｇ−ｅｎａｂｌｅｄ  ｔｕｎａｂｉｌｉｔｙ  ｉｎ  ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ  ｒａｎｇｅ．Ｏｐｔ．Ｌｅｔｔ．２０１１，３６（１９），３７８９−３７９１．
２０．Ａｕ，Ａ．Ｋ．，ｅｔ  ａｌ．，３Ｄ−ｐｒｉｎｔｅｄ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ａｕｔｏｍａｔｉｏｎ．Ｌａｂ  Ｃｈｉｐ  ２０１５，１５（８），１９３４−１９４１．
２１．Ｗｅａｖｅｒ，Ｊ．Ａ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｓｔａｔｉｃ  ｃｏｎｔｒｏｌ  ｌｏｇｉｃ  ｆｏｒ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｄｅｖｉｃｅｓ  ｕｓｉｎｇ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ−ｇａｉｎ  ｖａｌｖｅｓ．Ｎａｔ．Ｐｈｙｓ．２０１０，６（３），２１８−２２３．
２２．Ｒｏｇｅｒｓ，Ｃ．Ｉ．，ｅｔ  ａｌ．，３Ｄ  ｐｒｉｎｔｅｄ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｄｅｖｉｃｅｓ  ｗｉｔｈ  ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ  ｖａｌｖｅｓ．Ｂｉｏｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ  ２０１５，９（１），０１６５０１．
２３．Ｇｏｌｄｓｍｉｔｈ，Ｈ．Ｌ．；Ｓｐａｉｎ，Ｓ．，Ｍａｒｇｉｎａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｌｅｕｋｏｃｙｔｅｓ  ｉｎ  ｂｌｏｏｄ  ｆｌｏｗ  ｔｈｒｏｕｇｈ  ｓｍａｌｌ  ｔｕｂｅｓ．Ｍｉｃｒｏｖａｓｃ．Ｒｅｓ．１９８４，２７（２），２０４−２２２．
２４．Ｃａｎｔａｔ，Ｉ．；Ｍｉｓｂａｈ，Ｃ．，Ｌｉｆｔ  Ｆｏｒｃｅ  ａｎｄ  Ｄｙｎａｍｉｃａｌ  Ｕｎｂｉｎｄｉｎｇ  ｏｆ  Ａｄｈｅｒｉｎｇ  Ｖｅｓｉｃｌｅｓ  ｕｎｄｅｒ  Ｓｈｅａｒ  Ｆｌｏｗ．Ｐｈｙｓ．Ｒｅｖ．Ｌｅｔｔ．１９９９，８３（４），８８０−８８３．
２５．Ｋｕｍａｒ，Ａ．；Ｇｒａｈａｍ，Ｍ．Ｄ．，Ｍｅｃｈａｎｉｓｍ  ｏｆ  Ｍａｒｇｉｎａｔｉｏｎ  ｉｎ  Ｃｏｎｆｉｎｅｄ  Ｆｌｏｗｓ  ｏｆ  Ｂｌｏｏｄ  ａｎｄ  Ｏｔｈｅｒ  Ｍｕｌｔｉｃｏｍｐｏｎｅｎｔ  Ｓｕｓｐｅｎｓｉｏｎｓ．Ｐｈｙｓ．Ｒｅｖ．Ｌｅｔｔ．２０１２，１０９（１０），１０８１０２．
２６．Ｈｏｕ，Ｈ．Ｗ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｉｓｏｌａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｒｅｔｒｉｅｖａｌ  ｏｆ  ｃｉｒｃｕｌａｔｉｎｇ  ｔｕｍｏｒ  ｃｅｌｌｓ  ｕｓｉｎｇ  ｃｅｎｔｒｉｆｕｇａｌ  ｆｏｒｃｅｓ．Ｓｃｉ．Ｒｅｐ．２０１３，３．
２７．Ｗａｒｋｉａｎｉ，Ｍ．Ｅ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｓｌａｎｔｅｄ  ｓｐｉｒａｌ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  ｕｌｔｒａ−ｆａｓｔ，ｌａｂｅｌ−ｆｒｅｅ  ｉｓｏｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｃｉｒｃｕｌａｔｉｎｇ  ｔｕｍｏｒ  ｃｅｌｌｓ．Ｌａｂ  Ｃｈｉｐ  ２０１４，１４（１），１２８−１３７．
２８．（ａ）Ｋａｌｐａｋｌｉ，Ａ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｄｅａｎ  ｖｏｒｔｉｃｅｓ  ｉｎ  ｔｕｒｂｕｌｅｎｔ  ｆｌｏｗｓ：ｒｏｃｋｉｎｇ  ｏｒ  ｒｏｌｌｉｎｇ？Ｊ  Ｖｉｓ  ２０１２，１５（１），３７−３８；（ｂ）Ｋａｌｐａｋｌｉ，Ａ．Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ  ｓｔｕｄｙ  ｏｆ  ｔｕｒｂｕｌｅｎｔ  ｆｌｏｗｓ  ｔｈｒｏｕｇｈ  ｐｉｐｅ  ｂｅｎｄｓ．ＰｈＤ  Ｔｈｅｓｉｓ，ＫＴＨ  Ｍｅｃｈａｎｉｃｓ，Ｓｔｏｃｋｈｏｌｍ，Ｓｗｅｄｅｎ，２０１２．
２９．（ａ）Ｈｏｕ，Ｈ．Ｗ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｉｓｏｌａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｒｅｔｒｉｅｖａｌ  ｏｆ  ｃｉｒｃｕｌａｔｉｎｇ  ｔｕｍｏｒ  ｃｅｌｌｓ  ｕｓｉｎｇ  ｃｅｎｔｒｉｆｕｇａｌ  ｆｏｒｃｅｓ．Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ  Ｒｅｐｏｒｔｓ  ２０１３，３，１２５９；（ｂ）Ｄｉ  Ｃａｒｌｏ，Ｄ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ  ｉｎｅｒｔｉａｌ  ｆｏｃｕｓｉｎｇ，ｏｒｄｅｒｉｎｇ，ａｎｄ  ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｐａｒｔｉｃｌｅｓ  ｉｎ  ｍｉｃｒｏｃｈａｎｎｅｌｓ．Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ  ２００７，１０４（４８），１８８９２−１８８９７．
３０．Ｄａｖｉｓ，Ｊ．Ａ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｓｔｉｃ  ｈｙｄｒｏｄｙｎａｍｉｃｓ：Ｔａｋｉｎｇ  ｂｌｏｏｄ  ａｐａｒｔ．Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ  ２００６，１０３（４０），１４７７９−１４７８４．
３１．Ｔｅｈ，Ｓ．−Ｙ．，ｅｔ  ａｌ．，Ｄｒｏｐｌｅｔ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ．Ｌａｂ  Ｃｈｉｐ  ２００８，８（２），１９８−２２０．
３２．Ａｔｅｎｃｉａ，Ｊ．；Ｂｅｅｂｅ，Ｄ．Ｊ．，Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ  ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ  ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ．Ｎａｔｕｒｅ  ２００５，４３７（７０５９），６４８−６５５．
【００５７】
本明細書で引用したすべての特許、公開出願および参照文献の教示は、それらの全体として参照により本明細書に援用される。
【００５８】
本発明について、その実施形態例に関して特に示し説明したが、当業者であれば、添付の特許請求の範囲によって包含される本発明の範囲から逸脱することなく、それらの実施形態において、形態および詳細のさまざまな変更を行うことができることが理解されよう。
【図１】
2019516564.tif 000003
【図２Ａ−Ｂ】
2019516564.tif 000004
【図２Ｃ−Ｄ】
2019516564.tif 000005
【図３】
2019516564.tif 000006
【図４】
2019516564.tif 000007
【図５】
2019516564.tif 000008
【図６】
2019516564.tif 000009
【図７】
2019516564.tif 000010
【図８】
2019516564.tif 000011
【図９】
2019516564.tif 000012
【図１０】
2019516564.tif 000013
【図１１】
2019516564.tif 000014
【図１２】
2019516564.tif 000015
【国際調査報告】
2019516564.tif 000016