"細胞を単離する方法において:インレットとアウトレットに接続された少なくとも一のマイクロ流体チャネルを有するマイクロ流体デバイスであって、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルが当該チャネルの長さに沿って配置された少なくとも一の拡張領域を具え、前記少なくとも一の拡張領域が、流体の流れに応じて前記少なくとも一の拡張領域内に渦を発生させるように構成された、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において急激に増大する部分を具える、マイクロ流体デバイスを提供するステップと;細胞集団を含む溶液を前記インレットに流すステップと;前記少なくとも一の拡張領域内にできた渦の中の少なくともいくつかの細胞であって、その径が10μmを超えるいくつかの細胞を捕獲するステップと;前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルを通る溶液の流速を下げることによって、前記複数の拡張領域から前記捕獲した細胞を放出するステップと;を具えることを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記インレットに流れる溶液が均質な細胞集団を含むことを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記インレットに流れる溶液が不均質な細胞集団を含むことを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、流れの軸に対して少なくとも45°を成して延在する立ち上がり壁を具えることを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、矩形、正方形、三角形、多角形、または半円形のプロファイルを有することを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法が急激に減少する部分を具えることを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法が実質的に減少しないことを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法が徐々に減少する部分を具えることを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記放出された細胞が前記アウトレットで回収されることを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、直径が15μmより大きい細胞が前記渦の中に捕獲されることを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記捕獲された細胞ががん細胞を含むことを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記捕獲された細胞を放出するステップが、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルを通る溶液の流速をほぼゼロに下げるステップと、洗浄溶液を流し始めるステップと、を具えることを特徴とする方法。請求項3に記載の方法において、前記不均質細胞集団が、がん細胞を含む集団を具え、当該がん細胞が前記渦の中に捕獲されることを特徴とする方法。請求項4に記載の方法において、不均質細胞集団を含む溶液が、尿、胸膜液、及び腹膜洗浄液の一つを含むことを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記マイクロ流体デバイスが、前記インレット及び前記アウトレットに接続された複数のマイクロ流体チャネルを具えることを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記複数のマイクロ流体チャネルが、二次元アレイに配置されていることを特徴とする方法。請求項1に記載の方法において、前記複数のマイクロ流体チャネルが、三次元アレイに配置されていることを特徴とする方法。単離した細胞周辺の溶液を交換する方法において:インレットとアウトレットに接続した少なくとも一のマイクロ流体チャネルを有するマイクロ流体デバイスを提供するステップであって、当該少なくとも一のマイクロ流体チャネルが、当該チャネルの長さに沿って配置された少なくとも一の拡張領域を具え、前記少なくとも一の拡張領域が、流体の流れに応じて前記少なくとも一の拡張領域内に渦を発生させるように構成された、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において急激に増大する部分を具える、マイクロ流体デバイスを提供するステップと;前記インレットに細胞集団を含む第1の溶液を流すステップと;前記少なくとも一の拡張領域内に生じた前記渦の中に前記細胞の少なくとも一部を捕獲するステップと;前記捕獲した細胞を含む前記渦を連続的に維持しながら、前記インレットに前記第1の溶液と異なる一またはそれ以上の溶液を流すステップと;を具えることを特徴とする方法。請求項18に記載の方法が更に、前記捕獲した細胞を、前記一またはそれ以上の溶液に露出させたのちに前記少なくとも一の拡張領域内から放出するステップを具えることを特徴とする方法。請求項19に記載の方法において、前記捕獲した細胞を放出するステップが、前記マイクロ流体デバイスを通る流体の流れを低減するステップを具えることを特徴とする方法。請求項18に記載の方法が更に、前記マイクロ流体デバイスを通る流体の流速を実質的にゼロに急激に低減するステップを具えることを特徴とする方法。請求項18に記載の方法において、前記一またはそれ以上の溶液が、蛍光標識、抗体、核酸染料、及び蛍光発生基質からなる群から選択された標識を含む溶液を具えることを特徴とする方法。請求項18に記載の方法において、前記一またはそれ以上の溶液が、固定剤を含むことを特徴とする方法。請求項18に記載の方法において、前記一またはそれ以上の溶液が透過剤を含むことを特徴とする方法。請求項19に記載の方法が更に、前記一またはそれ以上の溶液を流した後であって、前記捕獲した細胞を放出する前に、前記インレットに洗浄液を流すことを特徴とする方法。請求項18に記載の方法が更に、前記捕獲した細胞を回収するステップを具えることを特徴とする方法。請求項26に記載の方法において、前記捕獲した細胞が、前記第1の溶液中の細胞の体積濃度の10倍以上の体積濃度を有することを特徴とする方法。サイズによって粒子又は細胞を捕獲する方法において:インレットとアウトレットに接続した少なくとも一のマイクロ流体チャネルを有するマイクロ流体デバイスを提供するステップであって、当該少なくとも一のマイクロ流体チャネルが、当該チャネルの長さに沿って配置された少なくとも一の拡張領域を具え、前記少なくとも一の拡張領域が、流体の流れに応じて前記少なくとも一の拡張領域内に渦を発生させるように構成された、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において急激に増大する部分を具える、マイクロ流体デバイスを提供するステップと;前記インレットに複数の細胞又は粒子を含む溶液を流すステップと;前記少なくとも一の拡張領域内に生じた前記渦の中に前記細胞又は粒子の少なくとも一部を捕獲するステップであって、閾値を超えるサイズを有する前記細胞又は粒子が前記渦の中に実質的に捕獲され、閾値以下のサイズを有する前記細胞又は粒子が前記渦を実質的に通過する、ステップと;を具えることを特徴とする方法。請求項28に記載の方法が更に、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルを通る溶液の流速を低減させることによって前記少なくとも一の拡張領域から前記捕獲した細胞又は粒子を放出するステップを具えることを特徴とする方法。請求項28に記載の方法が更に、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルを流れる溶液の流速を実質的にゼロに急激に低減するステップを具えることを特徴とする方法。請求項28に記載の方法において、前記閾値が直径15μmであることを特徴とする方法。請求項28に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、流れの軸に対して少なくとも45°で延在する立ち上がり壁を具えることを特徴とする方法。請求項28に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、矩形、正方形、三角形、多角形、あるいは半円形のプロファイルを有することを特徴とする方法。請求項28に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において、急激に減少する部分を具えることを特徴とする方法。請求項28に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において、実質的に減少していないことを特徴とする方法。請求項28に記載の方法において、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において、徐々に減少していることを特徴とする方法。マイクロ流体デバイスにおいて、少なくとも一のインレットとアウトレットに接続した少なくとも一のマイクロ流体チャネルを有する基体であって、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルが、当該マイクロ流体チャネルの長さに沿って配置された少なくとも一の拡張領域を具え、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において少なくとも80μmの急激に増大する部分を具え、前記少なくとも一の拡張領域が、流体の流れに応じて前記少なくとも一の拡張領域内に渦を発生させるように構成されている、基体を具えることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項37に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が200μm乃至2mmの長さであることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項37に記載のマイクロ流体デバイスが更に、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルを通って流れるように構成された粒子源を具え、当該粒子源が直径≧10μmの粒子を具えることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項39に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記粒子源が直径≧15μmの粒子を具えることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項37に記載のマイクロ流体デバイスが更に、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの長さに沿って配置された複数の拡張領域を具えることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項37に記載のマイクロ流体デバイスが更に、複数のマイクロ流体チャネルを具え、当該複数のマイクロ流体チャネルの各々が、少なくとも一の拡張領域を具えることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項40に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記複数のマイクロ流体チャネルの各々が、複数の拡張領域を具えることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項41及び42に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、隣接するマイクロ流体チャネルが互いに千鳥配置されていることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項42及び43に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記複数のマイクロ流体チャネルが二次元アレイに配置されていることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項42及び43に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記複数のマイクロ流体チャネルが三次元アレイに配置されていることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項37に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、前記流れの軸に対して少なくとも45°の角度で延在する立ち上がり壁を具えることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項37に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、矩形、正方形、三角形、多角形、あるいは半円形のプロファイルを有することを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項37に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において、急激に減少する部分を具えることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項37に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において、実質的に減少していないことを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項37記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において、徐々に減少していることを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項39に記載のマイクロ流体デバイスにおいて、前記粒子が細胞を含むことを特徴とするマイクロ流体デバイス。マイクロ流体システムにおいて:少なくとも一のインレットとアウトレットに接続した少なくとも一のマイクロ流体チャネルを有する基体であって、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルが、当該マイクロ流体チャネルの長さに沿って配置された少なくとも一の拡張領域を具え、前記少なくとも一の拡張領域が、流体の流れに応じて前記少なくとも一の拡張領域内に渦を発生させるように構成されており、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において急激に増大する部分を具える、基体と;粒子又は細胞を含む流体を前記少なくとも一のインレットにくみ上げるように構成された少なくとも一のポンプと;前記少なくとも一のポンプに動作可能に接続され、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルを通過する流体の流速を調整するように構成されたコンピュータと;を具えることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記少なくとも一のポンプが、シリンジポンプ、空気圧力ポンプ、ぜん動ポンプ、及び容積型ポンプのうちの少なくとも一つを具えることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムが更に、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの長さに沿って配置された複数の拡張領域を具えることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムが更に、複数のマイクロ流体チャネルを具え、当該複数のマイクロ流体チャネルの各々が少なくとも一の拡張領域を具えることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項56に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記複数のマイクロ流体チャネルの各々が複数の拡張領域を具えることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項56及び57に記載のマイクロ流体システムにおいて、隣接するマイクロ流体チャネルが互いに千鳥配置されていることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項56及び57に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記複数のマイクロ流体チャネルが二次元アレイに配置されていることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項56及び57に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記複数のマイクロ流体チャネルが三次元アレイに配置されていることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記拡張領域が前記流れの軸に対して少なくとも45°の角度で延在する立ち上がり壁を具えることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、矩形、正方形、三角形、多角形、あるいは半円形のプロファイルを有することを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において、急激に減少する部分を具えることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において、実質的に減少していないことを特徴とするマイクロ流体デバイス。請求項53記載のマイクロ流体システムにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの断面寸法において、徐々に減少していることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルの幅が20μm乃至200μmの範囲内であることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体チャネルから、80μm乃至800μmの範囲の距離だけ離れて延在していることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムにおいて、前記少なくとも一の拡張領域が、前記少なくとも一のマイクロ流体の長さに沿って、200μm乃至2mmの範囲の距離延在していることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項58に記載のマイクロ流体システムにおいて、隣接する拡張領域が、20μmより大きい距離だけ離れていることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムが更に、前記少なくとも一のインレットの上流側に配置した一またはそれ以上のバルブを具え、当該一またはそれ以上のバルブが前記コンピュータで制御されるように構成されていることを特徴とするマイクロ流体システム。請求項53に記載のマイクロ流体システムが更に、前記アウトレットの下流側に配置した一またはそれ以上のバルブを具え、当該一またはそれ以上のバルブが前記コンピュータで制御されるように構成されていることを特徴とするマイクロ流体システム。図1Aは、サイズの異なる細胞12を含む不均一溶液から細胞12を単離するマイクロ流体デバイス10を示す。マイクロ流体デバイス10は、細胞12を単離するために使用するように図1Aに示されているが、マイクロ流体デバイス10は、粒子図示せずの分離に関連して使用することができると解するべきである。したがって、ここでの用語細胞の使用は、粒子に置き換えることができる。図1Aに見られるように、マイクロ流体デバイス10は、インレット18とアウトレット20に接続したマイクロ流体チャネル16を含む基板14を具える。マイクロ流体チャネル16の寸法は、様々である。一例として、マイクロ流体チャネルは幅50μm、高さ70μmである。マイクロ流体チャネル16の幅の典型的な寸法は、20μm乃至200μmの範囲である。マイクロ流体チャネル16の高さの典型的な寸法は、20μm乃至500μmの範囲である。長さも様々であるが、一般的に長さ数センチメートル例えば、4.5cmである。基板14は、マイクロ流体デバイスに使用される従来の材料でできている。これらの材料には、ガラス、シリコン、あるいはポリジメチルシロキサンPDMSがある。PDMSでは、マイクロ流体デバイス10を作るのにソフトリソグラフィ技術を用いることができる。PDMSの実施例では、モールド作成用に、4インチのシリコンウエファを厚さ70μmのネガティブフォトレジストKMPR1050、Microchemでスピンコートし、設計されたCr-フォトマスクを介して紫外線に露出させ、現像する。PDMSSylgard184,DowCorningを、予め準備したモールドに入れて、脱気した。焼成したPDMS鋳造物を、モールドから外して、ピン万力ピン万力セットA、TechinicalInnovationsInc.でインレット18とアウトレット20をあけた。パンチで穴をあけたPDMS層を、PDMSとスライドグラス表面をともにエアプラズマPlasmaCleaner,HarrickPlasmaにかけて、スライドグラスに接続し、デバイスを封入した。図1Aの実施例では、インレット18は実際は、インレット18’とインレット18の二つのインレットを含む。第1のインレット18’を用いて、不均一な細胞集団12を含む溶液を導入する。第2のインレット18は、第2の別の溶液を導入するのに使用できる。以下により詳細に説明するように、第2のインレット18は、洗浄液、標識例えば、蛍光ラベル、抗体、核酸染料、蛍光発生基質、あるいはその他の化学物質例えば、固定剤あるいは透過剤をマイクロ流体チャネル16に導入するのに使用できる。図1Aに見られるように、インレット18’、18は、それぞれポンプ22、24に連結されている。各ポンプ22、24を用いて、設定した流速で各溶液をマイクロ流体デバイス10に送達することができる。当業者に知られているどのようなタイプのポンプでも本発明に関連して使用することができる。このようなポンプには、限定するものではなく、シリンジポンプ、圧搾空気に作用して流体をくみ上げるポンプ、蠕動ポンプ又は容積型ポンプなどがある。図1Aは、マイクロ流体デバイス10と共に使用するシリンジポンプ22、24を示している。例えば、HarvardApparatus,PHD2000シリンジポンプを用いて、10μl/分乃至4.5ml/分の範囲の全流速を維持することができる。通常は、ポンプ22、24の設定は、マイクロ流体デバイス10を通る流速が100μl/分になるように設定する。図1Aは、システム100の一部として、マイクロ流体デバイス10を制御するのに使用できるコンピュータ40を示す。コンピュータ40は、通常、その中に少なくとも一のプロセッサ42を具えており、コンピュータ40内にある、あるいはコンピュータ40に保存されているソフトウエアを実行する。コンピュータ40はまた、マイクロ流体デバイス10の様々なパラメータを表示するのに使用できるモニタ44を具えている。これらのパラメータには、例えば、ポンプ22、24の流速、ポンプ22、24に含まれる流体の体積、及びその他の操作データがある。コンピュータ40は、好ましくは、ポンプ22、24に、コンピュータ40がポンプ4の個々の流速又は操作状態を調整できるように、接続されている。コンピュータ40は、あらかじめ設定したアルゴリズム又はコンピュータ40に保存している指示セットを用いて、ポンプ22、24を自動的に制御することができる。代替的に、ポンプ22、24の制御を、通常コンピュータとともに使用されるインターフェースデバイス例えば、キーボード、マウス、その他を用いて手動で調整できる。溶液交換操作中に、コンピュータ40によって、所望の溶液の流れをマイクロ流体デバイス10で確実に維持することができる。例えば、一のポンプ22が遅くなるか、止まってしまったときに、第2のポンプ24の流速を上げて、所望の流速を確実に維持する。図1Bは、圧力駆動ポンプシステム46を使用する代替のシステム200を示す。ポンプシステム46は、第1の流体52例えば、洗浄液と第2の流体54例えば、血液をデバイス10に送り込むのに、レギュレータ50とともに、圧力ガス源48を使用している。このシステム200では、液体用バルブ56、58が、デバイス10のインレットとアウトレットにそれぞれ設けられている。コンピュータ40は、圧力駆動ポンプシステム46と液体用バルブ56、58を制御するように構成されている。例えば、バルブ56を用いて、第1の流体52又は第2の流体54のデバイス10への流れを開閉することができる。バルブ58は、廃液容器60と、例えば、96ウエルプレートを具える回収デバイス62の間のアウトレットの流れを切り替えるのに使用することができる。図1Aに見られるように、マイクロ流体チャネル16は、マイクロ流体チャネル16の長さに沿って選択されたポイントに位置する複数の拡張領域30を具える。拡張領域30は、マイクロ流体チャネル16の幅が急激に増大し、これは、所定の閾値流速であるいはこの流速以上で各拡張領域30内に渦を形成させる、分離した境界層を作る。拡張領域30内にできた渦であり、これがマイクロ流体デバイス10を通って移動する不均一な細胞12の溶液から細胞亜集団12を捕捉する。しかしながら、これらの渦は、慣性を用いて湾曲させたチャネルフローにできるDean渦J.Wangetal.Vortex-assistedDNADelivery,LabChip,2010,10,2057-20612010や、非対称的に構成されたマイクロチャネルによって形成された渦Stott,etal.,IsolationofCirculatingTumorCellsUsingaMicrovortex-GeneratingHerringbone-Chip,ProcNatl.Acad.Sci.10743:18392-72010など流れ方向にできた渦と異なる。以下により詳細に説明するように、所定の閾値あるいはカットオフサイズマイクロ流体デバイス10の流速とジオメトリによる以上の細胞12は、拡張領域30に入り、再循環している渦の中に捕捉又は捕獲される。この閾値サイズより小さい細胞12は捕捉されることなく、マイクロ流体デバイス10の下流側へ流れてゆく。一般的に、最も有効な捕獲は、直径15μmより大きい細胞12に対して生じる。10μmより小さい径では、捕獲効率は低い例えば5。したがって、意味のある捕獲を行うには、捕獲する細胞12の径が≧10μmでなくてはならない。拡張領域30のジオメトリはさまざまである。例えば、拡張領域30は、図1Aに示すように矩形でもよいが、図1C乃至1Gに示すように正方形、三角形、多角形、あるいは半円形プロファイルであってもよい。矩形型の拡張領域30では、主マイクロ流体チャネル16に平行な方向にある拡張領域30の長手側で捕獲能力がより良好である。一般的に、拡張領域30の主壁31図1Cに示すは、上流側マイクロ流体チャネル16の流れ方向に対して45°またはそれ以上の角度がついている。図1Cは、上流側マイクロ流体チャネル16に沿った単一の拡張領域30を示している。上述したように、立ち上がりの壁31は、図1Cに破線Aで示す流れの軸に対して45°又はそれ以上角度がついている。これに関して、拡張領域30は、断面寸法例えば、幅と高さが、マイクロ流体チャネル16のすぐ上流側部分における断面寸法に比して、急激に増大している。図1Cの実施例では、立ち上がり壁31は、ちょうど90°より小さい角度がついており、最小限45°の閾値を大きく超えている。拡張領域30はまた、立ち下がり壁33を有している。立ち下がり壁33は、流れ方向Aに対して角度がついていてもよい。一般的に、立ち下がり壁33の角度は重要でなく、どのような角度であってもよい。例えば、一の実施例では、立ち下がり壁33の角度が小さく、立ち下がり壁33を、マイクロ流体チャネル16の幅に対して徐々にテーパさせるようにしてもよい。さらに別の代替例では、立ち下がり壁33がなく、拡張部分がマイクロ流体チャネル16の元の寸法に戻らない。図1Jに示す別の実施例では、拡張領域30は、湾曲した立ち上がり壁31を具える。この点で、立ち上がり壁31は、始めに、マイクロ流体チャネル16の上流側から徐々に開いてゆき、立ち上がり壁31の長さに沿って大きく開いている。この実施例では、立ち上がり壁31の様々なポイントに沿ってひかれた接線が、流れAの軸に比べてかなり異なる角度を有する。例えば、立ち上がり壁31の開始部分近傍では、角度θ1が小さく、45°より小さい。しかし、立ち上がり壁31の終端付近では、角度θ2が急であり、45°以上である。図1Jに示すもののように湾曲したあるいは不連続的な拡張領域30の場合、立ち上がり壁31の全長に沿って、流れAの軸に対する平均角度を表すθAVEが、45°より大きくなくてはならないθAVE>45°。図1Hは、マイクロ流体チャネル16の長さに沿って設けた複数の拡張領域30の平面図である。図1Iは、図1HのA-A’線に沿った断面図である。図1Hと1Iともに、マイクロ流体チャネル16と拡張領域30の様々な寸法を示す。上述したように、マイクロ流体チャネル16の幅wの典型的な寸法は、20μm乃至200μmの範囲である。マイクロ流体チャネル16の高さhの典型的な寸法は、20μm乃至500μmの範囲である。拡張領域30は、80μm乃至800μmの範囲であが、少なくとも80μmでなくてはならない距離xを延在している。拡張領域30は、200μm乃至2mmの範囲である距離yを延在している。隣接する拡張領域30は、典型的には20μmを超える距離zだけ分かれている。いくつかの実施例では、単一の拡張領域30があり、ここでは隣接する拡張領域30がない。マイクロ流体チャネル16の断面プロファイルは、ほぼ矩形、台形、あるいは正方形である。マイクロ加工プロセスは、若干台形の断面を作るか、あるいは若干丸みを帯びたコーナーを作る。チャネル16は、円形又は半円形の断面を有していてもよいが、現在のマイクロ加工技術はこれらのジオメトリを製造しない。ここに述べた方法とデバイスは、これらの変形例に及ぶ。図1Aに戻ると、拡張領域30は、マイクロ流体チャネル16の反対側に設けることができる。これによって、単一のマイクロ流体チャネル16がより大きい捕獲能力を有するようになる。更に、以下により詳細に説明するように、この構成によって、多数のチャネル16が平行構造に整列している場合、拡張領域30の千鳥配列が可能になる。すなわち拡張領域30が互いにオフセットして、図3に見られるように隣接するマイクロ流体チャネル16の拡張領域30と交互になるので、隣接するマイクロ流体チャネル16を密に詰めることができる。更に、図1Aを参照すると、より大きいサイズの細胞12が拡張領域30で捕獲される一方、より小さいサイズの細胞12は捕獲されず、マイクロ流体チャネル16を下流側に流れて、アウトレット20から出てゆく。より大きいサイズの細胞12拡張領域30に示されている細胞は、拡張領域30内に作られた渦流内に捕獲される。より小さいサイズの細胞12は、そのサイズが小さいため、渦流内に捕獲されず、拡張領域30の外へ出てゆく。したがって、より小さいサイズの細胞12は、拡張領域30の渦で捕獲されることなく、マイクロ流体チャネル16の下流側へ流れ続ける。図2は、サイズの異なる細胞12を含む不均一溶液から細胞12を単離するデバイス10、並びにマイクロ流体チャネル16と拡張領域30内の対応する流れを示す。図2は、マイクロ流体チャネル16と拡張領域30の、A、B、Cで特定される三つの領域を拡大して示す図である。図Aに見られるように、サイズの異なる不均一な細胞集団12が、シリンジポンプ22、24のうちの一方を介してデバイスに送り込まれる。他方のシリンジポンプは、洗浄液あるいはPBSなどのその他の溶液を含んでいてもよい。まず、図Aに示すように、細胞12はy方向にランダムに分散される。細胞12に、二つの対抗する力、すなわち、細胞12をマイクロ流体チャネル16の壁に向かって移動させるよう細胞に作用するせん断勾配揚力FLせん断勾配と、マイクロ流体チャネル16の壁から細胞12を遠ざけるウォール効果揚力FLウォール効果がかかる。断面が矩形のまっすぐなマイクロ流体チャネル16を用いることで、流れている細胞12の動的均衡位置によって、図2の図Bに示すように、動的水平方向均衡位置Xeqと、均一な細胞速度になる。ここで、Xeqは、細胞12の中心とマイクロ流体チャネル16の壁との間の距離として定義される。細胞12が拡張領域30に進むと図2においては、二つの相対する拡張領域30がある、より大きいFLせん断勾配がかかっているより大きい細胞12が、渦の中心に向かって押されて捕獲され、一方で、より小さい細胞12は拡張領域30の外にチャネル内へ流されて、アウトレット20へと下流へ流れ続ける。一般的に、FLせん断勾配力は、細胞径aの三乗に対応しており、より大きい細胞12にはより大きいFLせん断勾配力がかかる。サイズに応じた水平方向の移動が、細胞12を、細胞12が分離されて残り、その周辺を回る渦の中心に向けて分離下境界線区分線を超えて流線の向こう側に駆動する。これによって、切り捨てサイズ以下のサイズを選択する捕獲が可能となり、細胞は区分線を越えて、フォーカスされた流れに残るのに十分な速度で移動せず、アウトレット20から流れ出る。図3は、細胞12を単離するマイクロ流体デバイス10の別の実施例を示す図である。このデバイスはインレット18とアウトレット20に連結された複数のチャネル16を具える。図3は、8つの独立したチャネル16を示しており、これらのチャネルは互いにほぼ平行に配置されている。各マイクロ流体チャネル16は、10個の独立した拡張領域30を有する。もちろん、使用するチャネル16の数はいくつでもよいと解するべきである。同じことが、単一のマイクロ流体チャネル16に沿って設けた拡張領域30の数にも言える。単一のマイクロ流体チャネル16に沿って設けた隣接する拡張領域30間のスペースは、様々であるが、1mmのスペースが機能することが分かっている。追加のチャネル16を加えて、大規模なパラレルデバイス10を作ってもよい。チャネル16は、互いに千鳥配置されている隣接するチャネル16の拡張領域30に対してまっすぐである。この設計により、隣接するチャネル16を互いに密に配置することが可能となり、これによって、マイクロ流体デバイス10の全体的な設置面積が小さくなる。図3は、二次元レイアウトされたチャネル16のアレイを示しているが、このチャネル16のアレイは三次元レイアウトにしてもよい。三次元構造により、スループットを上げることができる。図3のデバイスでは、マイクロ流体チャネル16が、幅50μm、高さ70μmの、矩形の高アスペクト比を持つチャネルである。インレット18は、細胞12を含むサンプル用の第1のインレット18’と、PBS又はその他の洗浄溶液を含む第2のインレット18を具える。デュアルインレット18’、18構成は、マイクロ流体デバイス10内で容易かつ迅速な溶液交換が可能となり、例えば、捕獲されなかった細胞12を洗い流し、回収したサンプルの最終的な濃縮比と純度を強化する手段を提供する。マイクロ流体デバイス10の長さは数センチメートルである。拡張領域30は、所定のコンパクトな設置面積に最大数の拡張領域30を配置するために、交互になったパターンにおかれている。図3に示すデバイスでは、拡張領域が、400μm×400μmの寸法を有する正方形である。細胞12が拡張領域30に捕獲されると、渦のサイズを小さくしてゆき、最後になくすことで細胞12は拡張領域30から放出される。これは、入力流速を低減する例えば、ポンプ22、24の流速を低減することによって行われる。低減させた流速が、渦のサイズを小さくして、そこに捕獲されている細胞12をマイクロ流体チャネル16の流れの中に放出させ、デバイスのアウトレット20へ運ぶ。図3に示すデバイスでは約4ml/分の流速が、最も良いことが分かっている。代替的に、流速を急にほぼゼロになるまで小さくして、マイクロ流体デバイス10を流れる流体の流れを止めるようにしてもよい。この代替例では、オフチップではなく、オンチップで細胞12を回収することができる。実施例1:稀ながん細胞の血液からの濃縮図3のマイクロ流体デバイス10を、正常な人の血液細胞直径2乃至15μmからがん細胞直径20μmを分離して集中させるのに適用し、高スループットでサイズベースの濃縮及び集中させる有用性を示した。血液から濃縮及び集中させたがん細胞は、循環腫瘍細胞CTCsが患者の状態に関する情報をリアルタイムで提供することができ、がん治療をモニタリングできるので、臨床診断に特に重要である。生存CTCsを血液から迅速、有効、かつ標識のないアプローチで単離することは、依然として技術的に非常に難しい。CTCsは、10億の血液細胞につき一の細胞というほど低い割合の稀な事象である。現在の戦略は、診断用のCTCsの計数に注目が集まっているが、研究目的で生存CTCsのより大きいサンプルを集めることが緊急目的である。このことは、大きな血液体積をより高いスループットで処理し、修飾した基質又は磁気ビーズに目的の細胞をつけることなく濃縮することが必要であり、更なる分析又は培養のために、捕捉した細胞を個々に選択するアドバンテージを提供している。このデバイス10は、稀な細胞を、mL/分の範囲で液体体積を処理し、サイズと密度をベースにした分離を行って目的の細胞を濃縮し、捕獲した細胞をより小さい濃縮した体積にして放出する、大規模な平行デバイスで濃縮するという要望に取り組むものである。稀な細胞濃縮を示すために、希釈したヒトの血液中にスパイクさせた蛍光ラベルを行った乳がん細胞MCF-7を、図3に示すデバイスと同様のデバイス10に、4.4mL/分の速度で注入した。MCF7の乳がん細胞を、10のFBSと、1の牛のインスリンと、1のペニシリン/ストレプトマイシンで補填したDMEMを含む媒体で培養し、使用する前にトリプシン処理を行って再度懸濁させた。血液は、健康な人間のポランティアから、訓練された外科医が回収し、実験用にPBS中で5乃至20に希釈した。これらの高い流速では、上流側渦タンクにチャネルの変形が見られたが、周囲圧力により近いところで作動する下流側の渦チャンバは変形しないことを考えると、捕獲は影響を受けない。より高い操作流速は、むしろ結合強度によって制限を受ける。単細胞と2-4細胞クラスタに含まれるクラスタ細胞としてのスパイクMCF-7細胞は、臨床サンプルに有意なレベルで存在していることが示されていた。血液細胞とがん細胞が、図4Aの上側パネルにある単一の拡張領域30の図に示すように、注入ステップの間に渦の中に入り周回するのが観察された。図4Aの下側パネルは、拡張領域30中に含まれる赤血球細胞と共に捕獲されたがん細胞を示す顕微鏡画像である。赤血球細胞は、希釈サンプルを用いた実験では同じサイズの粒子が渦の中へ移動しなかった場合でも、渦に入ることが観察された。同様に、高い細胞濃度は、細胞間に衝突と流体力学的攪乱を誘発し、クロスストリームの移動と渦へ入ることを引き起こす。更に、各拡張領域30が維持される細胞の最大容量がある。渦が拡張領域30全体を占めた後、最大で~40単細胞MCF7をより高い流速範囲以上で維持することができる。ほとんどのスパイク実験条件は、この最大値以下に保たれた。溶液が完全に処理されると、渦で捕獲した細胞を、渦をこわすことなくPBSで洗浄した。このことは、図4Bの上側パネルに示されている。図4Bの下側パネルは、より小さく密度の高いRBCsを除去するために、PBS洗浄溶液を導入した後も捕獲されたがん細胞を示す顕微鏡画像である。興味深いことに、最初に渦に入った血液細胞は安定的に捕獲されずトラップからシステムの外にまたすぐに出てしまい、周回しているより大きい安定的に捕獲されたがん細胞を残すことが観察された。赤血球細胞と白血球細胞は、両方ともより密度が高く及び/又はサイズがより小さいため、安定した周回を形成できない。洗浄した細胞は、特性評価と計数用に、96-ウエル-プレートのうちの一のウエルに放出した。マイクロ流体デバイス10は、目標細胞濃度、濃縮、及び純度の重要な数値指標を定量化する場合に、良好に機能する。~500がん細胞でスパイクした5v/vの血液例えば、0.5mLの全血、または、~25億の血液細胞の10mL容量の血液細胞n≧6サンプルを、比較的少量の血液細胞コンタミネーションで、<3分間、200mLより少ない最終容量へ濃縮した20倍の容量濃縮。これは、図5Aに見られるように、3.4百万の濃縮比出力溶液中の混入血液細胞に対する目標がん細胞の比を、入力溶液中の同じ比で除したものに該当する。この高い濃縮レベルによって、200mLの最終容量にいて高純度のがん細胞を導出する:図5Bに見られるように、~40平均で、102±21のがん細胞、及び221±155の血液細胞である。マイクロ流体デバイス10とサンプルで処理したスパイクがん細胞n=3がない血液サンプルがウエルに回収され、これは772±283の赤血球細胞と、4±1CD45の赤血球細胞を有することが分かった。これは、スパイク血液サンプルを用いてマイクロウエルに見られる血液細胞混入量と同じである。達成した濃縮レベルは、百万乃至一千万の濃縮を報告している目標細胞を分離する分子親和性ベース及びフィルターベースのアプローチと比較できる。処理したサンプルの純度は、9.2乃至14.0のスパイクがん細胞の純度を報告している親和性ベースのアプローチに比較して、高い。処理したサンプル中の血液の希釈を少なくすることで細胞処理スループットが上がるが、スパイク細胞の捕獲効率は下がる。図5Cに示すように、血液濃度が高くなり、捕獲効率が下がり、10乃至20のスパイクがん細胞が回収された。より高い血液濃度によって、流体渦のサイズと位置を変化させる流体粘度がより高くなり、捕獲効率が下がる。この高い血液濃度での比較的低い捕獲効率は、この技術を1乃至10細胞/mLで生じる超稀な細胞を単離するのに有効なものにするためには、高容量の血液を処理しなければならない10mL又はそれ以上ことを示唆している。しかしながら、ここに述べたマイクロ流体デバイス10の高いスループット2cm2のチップに対して~5mL/分の希釈血液は、妥当な時間<30分内で大容量の操作を行いうることを示している。マイクロ流体デバイス10に捕捉した細胞は、高い生存レベルを維持した。蛍光生/死アッセイで測定したところ、デバイスを通って細胞を注入した後の細胞の生存には有意な変化は見られなかった90.1vs90.3初期。生存細胞は、いくつかのサンプル調整アプリケーションに重要である。マイクロ流体デバイス10で捕捉して放出した細胞は、免疫染色などの標準的な分子アッセイに使用できる。この結果、標識のないスパイク血液サンプルがマイクロ流体デバイス10で濃縮された。次いで、がん細胞は放出され、マイクロウエルで標識した。染色したがん細胞は、サイトケラチン-PEとDAPIに対してポジティブであり、CD45に対してネガティブである。この一のデバイスで濃縮するが、細胞を更なる処理用に小容量に移す能力は、稀な単細胞の分析に大きなアドバンテージを提供する。図4C乃至4Fは、レイノルド数Rc270で、図3のマイクロ流体デバイス10を用いて、HeLa細胞でスパイクした血液サンプルを同様に濃縮した結果を示す。マイクロ流体デバイス10は、HeLa細胞が拡張領域30で捕捉されると、PBS洗浄液で洗浄する。捕獲したHeLa細胞は、流速をRC=5に下げることによって拡張領域30から放出させた。図4Gは、細胞濃度に応じたマイクロ流体デバイス10の捕獲効率の比較を示す。細胞数は、マイクロ流体デバイス10を通して処理したスパイクHeLa細胞の数を表す。実施例2:細胞標識と溶液交換マイクロ流体デバイス10は、特定分子のマーカーとして細胞を効果的に標識するのに使用することもできる。伝統的な遠心分離機では、一連の標識化及び洗浄ステップを介して細胞サンプルを特定のマーカーとして標識している。これは、標識化試薬を用いて遠心分離管で細胞をインキュベートするステップと、この細胞を卓上遠心分離機でペレットに濃縮するステップと、手動吸引によって非結合標識化試薬を含む上澄み層を除去するステップと、細胞を新しい媒体に手動で再懸濁させるステップを含む。これらの操作は、流体渦内に細胞を捕獲することによってマイクロ流体デバイス10内で行われ、連続して、捕獲されて周回する細胞を標識化試薬に露出させ、更に、PBS洗浄溶液で洗浄する。標識化細胞は、次いで流速を下げることによって、回収バイアルに小容量で放出された。図6A乃至6Dは、それぞれ、捕獲図6A、第1の溶液交換図6B,反応図6C、及び第2の溶液交換図6Dを示す。図6E乃至6Hは、それぞれ、マイクロ流体デバイス10に注入したビオチニル化したEpCAMでインキュベートした実際のMCF7細胞の図6A乃至6Dに対応する顕微鏡画像である。図6Eに示すように、細胞が渦に捕獲され、一定の回転及び周回動作を行っている。図6Fは、ストレプタビジンで被覆したマイクロスフェアを用いた第1の溶液交換を示す。ストレプタビジンで被覆したマイクロスフェアは、拡張領域30に入る。図6Gは、ストレプタビジンで被覆したマイクロスフェアのMCF7細胞との連続的な反応を示す。図6Hは、第2の溶液すなわち、PBS洗浄液との溶液交換を示す。PBS洗浄液は、非結合マイクロスフェア矢印Aを除去する。洗浄が完了した後、マイクロ流体デバイス10の流速を下げることで細胞が渦トラップから放出され、特徴化を行うために96ウエルプレートに回収される。図6Hの矢印Bは、2分以上で次第に細胞に結合した粒子を指している。流体渦の中の適所に細胞を安定して保持する能力によって、標識化剤と洗浄溶液との複数の溶液交換を自動化できるフォーマットで行うことが可能である。追加の新しい溶液は、各々、完全に交換するには約100msかかる。同じ標識化反応は、従来の遠心分離ベースのプロセスでは3回の洗浄ステップを含む6回の遠心分離ステップが必要であり、>30分のサンプル調整時間標識化試薬でのインキュベーション時間を除くを要する。各遠心分離及び洗浄ステップは、潜在的に一部の細胞が失われ、5乃至10分を要する。高速標識化は、常にリフレッシュした環境の分子標識に露出させるように流体渦の中で回転し周回している細胞によって支援される。換言すると、渦中の標識化試薬の強い還流によって、細胞表面近くに試薬の非常に小さな空乏化した領域ができ、細胞表面により多くの試薬を強い勾配で引き寄せる。この高速標識は、細胞表面上のストレプタビジンで被覆したマイクロスフェアのビオチニル化した抗EpCAM抗体への結合図6A乃至6Hを調べることによって観察した。マイクロ流体デバイス10中の細胞が、同数のマイクロビーズを5分で蓄積し、標準プロトコルで調整した細胞は30分で蓄積することがわかった。更に、30分後、マイクロ流体デバイス10で標識した細胞は、標準的な方法に比べて細胞あたりに結合したマイクロビーズの数が平均で2倍であった。実施例3:シーケンシャル操作:標識化に続いて行う稀な細胞の濃縮遠心分離機で行うことができる複数のシーケンシャルのサンプル調整ステップ例えば、捕獲、蛍光溶液交換、反応及び洗浄を、図7に示すマイクロ流体デバイス10を用いて成功裏に行った。この実施例では、マイクロ流体デバイス10が、三つのインレット18’、18、および18’’’を具える。一のインレット18’は、細胞サンプルを送達するのに使用されるシリンジポンプ22に接続されている。第2のシリンジポンプ24は、蛍光剤を送達するのに使用される。第3のシリンジポンプ26は、洗浄液PBSを送達するのに使用される。サイズベースの血液からのがん細胞の捕獲、シーケンシャルな蛍光標識、及び、放出した細胞の分析を<1時間で行った。希釈したがん細胞でスパイクしたヒトの血液10mLをマイクロ流体デバイス10に~3分間注入し、がん細胞を濃縮した。次いで、捕獲された細胞を、固定剤パラホルムアルデヒドと透過剤で調整し、蛍光抗体抗サイトケラチンPEDAPIで20分間染色した。捕獲、第1の溶液交換、反応、第2の溶液交換のシーケンスは、図8A乃至8Dに示す。次いで、細胞をPBSで<1分間洗浄し、特徴化を行うために96-ウエルプレートに回収した。回収した細胞は、サイトケラチンとDAPIに対してはポジティブであり、流体渦内部にシーケンシャルに捕獲され、パラホルムアルデヒドで固定され、透視化され、抗サイトケラチン-PEDAPIで標識化した細胞クラスタの蛍光画像を示す図9に見られるように、シーケンシャルなサンプル調整が成功したことがわかる。図10Aに示すように、ビオチニル化した抗サイトケラチン-EpCAMで被覆したMCF7細胞は、ストレプタビジン結合マイクロビーズでの30分後の標準オフチッププロトコルと同じレベルで、<5分以内で被覆した。図11Aは、30分後の細胞集団の上にマイクロビーズを用いた均一な標識を示す。更に、マイクロ流体デバイス10遠心分離-オンチップにより、細胞あたりより多数のビーズが結合した。この結果、単一の簡単なプラットフォームでの細胞分析に必要なすべてのサンプル調整プロセスへの完全なルートが示された。ここに述べたデバイス10と方法は、安価で迅速な循環腫瘍細胞CTCの分析に有益である。CTCの検出と計数は、乳がんの状況と予後をモニタする価値のある有望な診断ツールである。CTCは、血流を介して拡散する腫瘍由来の細胞であり、腫瘍の悪性度を反映することができる。CTCは10億個の細胞あたり1個というほど低い割合で生じる稀な事象である。したがって、CTCの単離は、有意な技術的チャレンジを提供する。ここに述べたデバイス10と方法は、CTCと血液細胞間の細胞サイズ差CTCは、RBCより2-4倍大きいを利用して、生きたCTCを全血から標識をしない方法で単離できる。デバイス10と方法のその他の潜在的アプリケーションには、母体血液細胞から胎児細胞を単離する工程を含む出生前診断がある。対象となる胎児細胞を、標識化することなく、あるいは外付けの大きな機械を使うことなく単離することができる。マイクロ流体デバイス10は、CTCの単離に特定のアプリケーションを有するが、その他のアプリケーションに、サンプルから得た細胞12の濃縮がある。例えば、拡張領域30で捕獲できるサイズを有する目標の細胞12を捕捉して、サンプル中に濃縮した形で放出される。例えば、尿、胸膜液、腹腔洗浄液などの生物学的源の流体に含まれる細胞12をマイクロ流体デバイス10に流して、ここに含まれる細胞12を濃縮することができる。この点に関して、マイクロ流体デバイス10は、細胞12の濃縮に非常に適している。例えば、容積ベースでは、マイクロ流体デバイス10は、細胞12を、最初の溶液中の細胞12の濃度の10倍又は20倍以上に濃縮することができる。実施例を示して説明したが、ここに開示した本発明の概念の範囲から外れることなく、様々な変形例が考えられる。例えば、ここにはいくつかの実施例が説明されているが、様々な態様あるいは要素がその他の個別の実施例と交換可能であることは自明である。本発明は、したがって、特許請求の範囲の記載及びその均等物以外によっては限定されるものではない。"