JP4410040B2 - マイクロ流体制御機構およびマイクロチップ - Google Patents

Description

本発明は、マイクロ流体制御機構およびマイクロチップに関し、さらに詳細には、化学実験や生物実験の実験操作に用いるマイクロチップに実施して好適なマイクロ流体制御機構およびマイクロチップに関する。

近年、マイクロチップを利用して化学や生物実験操作を行うことが提案されており、実際に化学分析や細胞計測などの実験操作をマイクロチップ内で行うことが可能になってきている。

ここで、マイクロチップとは、平板状の基板に微細加工によってマイクロチャネル（マイクロ流路）を集積化して形成したものを意味する。

こうしたマイクロチップを用いることにより、試料の節約を図ることができたり、また、実験にかかるスピードを高速化して実験に費やす時間の短縮化を図ることができたり、また、実験操作の自動化を図ることができたりするなどの優れた効果が奏されるものであった。

ところで、実験に用いる試料や試薬などは多くの場合には液体であるが、上記したマイクロチップを用いた実験においては、これら試料や試薬などの液体をマイクロチップに形成されたマイクロ流路の中に導入する必要がある。こうした液体をマイクロ流路の中に導入する手法としては、以下に説明する二種類の手法（第１の手法および第２の手法）が一般に用いられている。

（１）第１の手法・・・シリンジポンプを用いる手法
この手法は、マイクロ流路にコネクターを介してチューブを接続し、シリンジポンプを用いて液体をマイクロ流路内に圧送するという手法である（非特許文献１参照）。

（２）第２の手法・・・電気浸透現象を用いる手法
この手法は、マイクロ流路の両端にリザーバーを設け、そこに電極を差し込んで高電圧をかけると、電気浸透現象によりマイクロ流路内に液体が流れ込むという手法である（非特許文献２参照）。

しかしながら、上記した第１の手法ならびに第２の手法には、以下に示すような問題点（問題点１乃至問題点３）があった。

（Ｉ）問題点１
外部装置としてシリンジポンプや高圧電源などを必要とするために、こうした外部装置を含む装置全体の構成が複雑になるとともに高価なものとなってしまっていた。

（ＩＩ）問題点２
マイクロ流路にチューブを接続したり電極を挿入したりする必要があるため、実際に実験を開始するまでの準備操作に手間がかかり、準備操作までを含めた全体の作業時間に長時間を要することとなっていた。

（ＩＩＩ）問題点３
特に、第１の手法に関しては、試料や試薬のほとんどが動力を伝達するために用いられることになり、そのための試料や試薬が浪費されることになって無駄の多いものとなっていた。

こうした問題点１乃至問題点３を解決するため、試料や試薬などの液体をマイクロ流路の中に導入するのに、マイクロチップ外部からの動力をほとんど必要としないか、あるいは、外部からの動力を全く必要としない手法として、以下に説明する二種類の手法（第３の手法および第４の手法）が提案されている。

（３）第３の手法・・・圧縮空気を用いる手法
この手法は、マイクロ流路に壊れやすい隔壁を介して圧力室を設け、マイクロ流路内に液体を送るエネルギーを圧力室内に圧縮空気として蓄えておく。そして、電流によって圧力室の隔壁を破壊すると、圧縮空気の空気圧が開放されてマイクロ流路内に液体が流れ込むという手法である（非特許文献３参照）。

（４）第４の手法・・・毛細管現象を用いる手法
この手法は、マイクロ流路の反応室の壁に、試料となる所定の分子を予め固定化しておき、薬液や洗浄液などの複数の溶液をこの反応室に１つずつ順番に、毛細管現象により流し込んで反応させるという手法である（非特許文献４参照）。

しかしながら、上記第３の手法ならびに第４の手法は、以下に示すような新たな問題点（問題点４および問題点５）を招来するものである。

（ＩＶ）問題点４
第３の手法では、マイクロ流路の中に液体を導入するのは、マイクロチップの圧力室に蓄えておいた圧縮空気、即ち、予めマイクロチップに蓄えておいたエネルギーであるが、マイクロ流路の中に液体を導入し始めるためには、電流によって圧力室の隔壁を破壊しなければならない。つまり、第３の手法は、マイクロ流路の中に液体を導入し始めるためのトリガーとして、マイクロチップ外部からの動力を必要としており、完全にマイクロチップ外部からの動力なしに、マイクロ流路の中に液体を導入することができなかった。

（Ｖ）問題点５
第４の手法では、毛細管現象により反応室に液体が導入されるので、マイクロチップ外部からの動力なしに、マイクロ流路の中に液体を導入することはできるのだが、反応室に液体が導入されると直ちに、その液体が反応室の壁に固定された分子と反応を開始してしまう構成なので、マイクロ流路内で複数の液体を混合することができなかった。

Ｍ．Ｔｏｋｅｓｈｉ ｅｔ ａｌ． Ａｎａｌｙｓｔｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ ７２（２０００）ｐｐ．１７１１−１７１４ Ｓ．Ｃ．Ｊａｃｏｂｓｏｎ ｅｔ ａｌ． Ａｎａｌｙｓｔｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ ７１（１９９９）ｐｐ．４４５５−４４５９ Ｃ．Ｃ．Ｈｏｎｇ，Ｊ．Ｗ．Ｃｈｏｉ，ａｎｄ Ｃ．Ｈ．Ａｈｎ，"Ｄｉｓｐｏｓａｂｌｅ ａｉｒ−ｂｕｒｓｔｉｎｇ ｄｅｔｏｎａｔｏｒｓ ａｓ ａｎ ａｌｔｅｒｎａｔｉｖｅ ｏｎ−ｃｈｉｐ ｐｏｗｅｒ ｓｏｕｒｃｅ，"Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ １５ｔｈ ＩＥＥＥ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｍｉｃｒｏ Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ，ｐｐ．２４０−２４３，Ｌａｓ Ｖｅｇａｓ，ＵＳＡ，Ｊａｎｕａｒｙ ２０−２４，２００２． Ｄ．Ｊｕｎｃｋｅｒ，ｅｔ ａｌ．"Ａｕｔｏｎｏｍｏｕｓ ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃ ｃａｐｉｌｌａｒｙ ｓｙｓｔｅｍ，" Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ ７４，ｐｐ．６１３９−６１４４，２００２．

本発明は、従来の技術の有する上記したような種々の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、上記した問題点１乃至問題点５を解決し、構造が単純で、液体をマイクロ流路の中に導入するのに外部からの動力を必要としないマイクロ流体制御機構およびマイクロチップを提供しようとするものである。

上記目的を達成するために、本発明は、高分子材料により形成し、マイクロ流路内に減圧された空間を生起させて、自動的にマイクロ流路内に液体を導入するようにしたものである。

即ち、本発明のうち請求項１に記載の発明は、所定の形状に形成されたマイクロチャネルと、上記マイクロチャネルの複数の端部のそれぞれに形成され、上記マイクロチャネル内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートとを有し、上記マイクロチャネルの全体または一部を高分子材料により形成し、低圧環境において上記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、上記マイクロチャネル内の空気を上記高分子材料に溶解させ、上記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより上記マイクロチャネル内に減圧された空間を生起し、上記減圧された空間に上記液体が吸引されるようにしたものである。

また、本発明のうち請求項２に記載の発明は、所定の形状に形成されたマイクロチャネルと、上記マイクロチャネルの複数の端部のうちの所定の端部側に連接され、上記マイクロチャネルの内部とのみ連通し外部に対して遮蔽された内部空間を有する減圧室と、上記マイクロチャネルの複数の端部のうちの上記減圧室が連接された端部を除いた残余の端部それぞれに形成され、上記マイクロチャネル内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートとを有し、上記マイクロチャネルまたは上記減圧室のそれぞれの全体または一部のうちの少なくともいずれかを高分子材料により形成し、低圧環境において上記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、上記マイクロチャネル内と上記減圧室内との空気を上記高分子材料に溶解させ、上記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより上記マイクロチャネルと上記減圧室とにより形成される減圧された空間を生起し、上記減圧された空間に上記液体が吸引されるようにしたものである。

また、本発明のうち請求項３に記載の発明は、本発明のうち請求項１または請求項２のいずれか１項に記載の発明において、上記マイクロチャネルに１以上の狭通路を形成したものである。

また、本発明のうち請求項４に記載の発明は、本発明のうち請求項３に記載の発明において、上記狭通路を２個形成したものである。

また、本発明のうち請求項５に記載の発明は、一方の端部に複数の導入用流路が連接され、他方の端部が減圧室に連接された混合用流路と、上記複数の導入用流路それぞれの上記混合用流路と連通する側の端部とは異なる端部側に形成され、上記導入用流路内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートと、上記減圧室の内部空間を、上記混合用流路の内部とのみ連通させ外部に対して遮蔽する封止手段とを有し、上記封止手段、上記減圧室または上記混合用流路のそれぞれの全体または一部のうちの少なくともいずれかを高分子材料により形成し、低圧環境において上記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、上記導入用流路内と上記混合用流路内と上記減圧室内との空気を上記高分子材料に溶解させ、上記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより上記導入用流路と上記混合用流路と上記減圧室とにより形成される減圧された空間を生起し、上記減圧された空間に上記液体が吸引されるようにしたものである。

また、本発明のうち請求項６に記載の発明は、本発明のうち請求項５に記載の発明において、上記混合用流路に１以上の狭通路を形成したものである。

また、本発明のうち請求項７に記載の発明は、本発明のうち請求項６に記載のマイクロ流体制御機構において、上記狭通路を２個形成したものである。

また、本発明のうち請求項８に記載の発明は、本発明のうち請求項１、請求項２、請求項３、請求項４、請求項５、請求項６または請求項７のいずれか１項に記載の発明において、上記高分子材料をゴムとしたものである。

また、本発明のうち請求項９に記載の発明は、本発明のうち請求項１、請求項２、請求項３、請求項４、請求項５、請求項６、請求項７または請求項８のいずれか１項に記載の発明によるマイクロ流体制御機構を有するマイクロチップである。

また、本発明のうち請求項１０に記載の発明は、本発明のうち請求項９に記載の発明において、上記ポートからそれぞれ異なる種類の液体を導入し、上記狭通路において異なる種類の液体からなる界面を形成するようにしたものである。

また、本発明のうち請求項１１に記載の発明は、本発明のうち請求項１０に記載の発明において、上記液体の少なくとも一つが試料を含む溶液であり、他の少なくとも一つが試料と相互作用する物質を含む溶液であるようにしたものである。

また、本発明のうち請求項１２に記載の発明は、本発明のうち請求項１１に記載の発明において、上記試料を上記相互作用物質の方向に電気泳動し、試料の濃縮、分離、検出またはそれらの組み合わせを行うようにしたものである。

また、本発明のうち請求項１３に記載の発明は、本発明のうち請求項１１または請求項１２のいずれか１項に記載の発明において、上記試料がＤＮＡであり、上記相互作用する物質がＤＮＡ−ポリマー複合体であるようにしたものである。

本発明は、以上説明したように構成されているので、上記した問題点１乃至問題点５を解決し、構造が単純で、液体をマイクロ流路の中に導入するのに外部からの動力を必要としないマイクロ流体制御機構およびマイクロチップを提供することができるという優れた効果を奏する。

以下、添付の図面に基づいて、本発明によるマイクロ流体制御機構およびマイクロチップの実施の形態の一例を詳細に説明するものとする。

まず、図１には本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップの概略構成上面説明図が示されており、図２（ａ）には図１に示すマイクロチップのＡ−Ａ線による断面図（概略構成縦断面図）が示されており、図２（ｂ）には図１に示すマイクロチップのＢ−Ｂ線による断面図（概略構成縦断面図）が示されている。

ここで、マイクロチップ１０は、第１の板状部材１２と、第２の板状部材１４と、第１の板状部材１２に配置された封止手段としての被覆部材１６とを有して構成されている。

そして、第１の板状部材１２には、マイクロチャネルとして、上面から見てＹ字型状の一連の流路を構成するマイクロチャネル２０が形成されている。

このマイクロチャネル２０は、上面から見て直線状に延長するマイクロ流路たる混合用流路２２と、混合用流路２２の一方の端部２２ａが二股に分岐されて形成されたマイクロ流路たる第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６とを有するものである。

ここで、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６は、第１の板状部材１２の下面１２ｂ側が開口した溝状に形成されており、その下面１２ｂ側の開口面は第２の板状部材１４により遮蔽されている。

また、第１導入用流路２４の一方の端部２４ａ、即ち、混合用流路２２の端部２２ａ側とは異なる側の端部は、第１の板状部材１２の上面１２ａ側に形成された試料や試薬などの液体を導入するために外部に開口している開口部たる第１サンプル用ポート３０と連通している。一方、第２導入用流路２６の一方の端部２６ａ、即ち、混合用流路２２の端部２２ａ側とは異なる側の端部は、第１の板状部材１２の上面１２ａ側に形成された試料や試薬などの液体を導入するために外部に開口している開口部たる第２サンプル用ポート３２と連通している。

従って、第１導入用流路２４の端部２４ａならびに第２導入用流路２６の端部２６ａは、大気に開放されていることになる。一方、第１導入用流路２４の他方の端部２４ｂと第２導入用流路２６の端部２６ｂとは、混合用流路２２の一方の端部２２ａと連通している。

そして、混合用流路２２の他方の端部２２ｂ、即ち、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６と連通する側とは異なる側の端部は、減圧室４０の側方開口部４０ａと連通している。即ち、混合用流路２２の一方の端部２２ａには、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６の複数の導入用流路が連接されおり、他方の端部２２ｂには減圧室４０が連接されている。

この減圧室４０は、第１の板状部材１２の上面１２ａにおいて略円形形状の上方開口部４０ｂで開口するとともに下面１２ｂ側において略円形形状の開口部で開口する円筒状に形成されており、その下面１２ｂ側の開口部は第２の板状部材１４により遮蔽されている。

一方、減圧室４０の上方開口部４０ｂには封止手段たる被覆部材１６が配設されており、被覆部材１６によって上方開口部４０ｂは封止されている。これにより、減圧室４０の内部空間４０ｃは、混合用流路２２の内部とのみ連通し、外部に対しては遮蔽されている。即ち、混合用流路２２の他方の端部２２ｂは、減圧室４０の内部空間４０ｃには開放されているが、大気には開放されていない。

ここで、マイクロチップ１０を構成する第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６の材料としては、高分子材料を用いることができる。

例えば、高分子材料の一つであるゴムは、固体のミクロ構造がかなり疎であり、かつ固体分子の運動自由度が相当に大であるので、気体が固体中に入り込み易く、非常に多くの気体が溶解する固体材料である。このように非常に多くの気体が溶解可能な固体材料であるゴムなどの高分子材料によって、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６を形成するとよい。

なお、この実施の形態においては、マイクロチップ１０を構成する第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６の材料としてゴム、さらに具体的には、ポリジメチルシロキサン（ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ（以下、「ＰＤＭＳ」と称する。）などのシリコーンゴムを用いている。

ここで、
Ｃ：固体中の気体濃度（ｃｍ^３（ＳＴＰ）／ｃｍ^３）
Ｐ：固体に接触する気体の圧力（ａｔｍ）
Ｓ：溶解度係数（ｃｍ^３（ＳＴＰ）／（ｃｍ^３ａｔｍ））
とするヘンリーの法則
Ｃ＝ＳＰ
により、ＰＤＭＳの空気に対する溶解度係数を算出することができる。なお、気体濃度Ｃは、１ｃｍ^３の固体に溶けている気体の量を、標準状態（ＳＴＰ、０℃、１ａｔｍ）での体積に換算したものである。

そして、温度３５℃、空気を窒素８０％、酸素２０％とすると、ＰＤＭＳの空気に対する溶解度係数は、
Ｓ＝０．１１ｃｍ^３（ＳＴＰ）／（ｃｍ^３ａｔｍ）
となる。ただし、このＰＤＭＳの空気に対する溶解度係数Ｓは、ＰＤＭＳの重合度などに依存するものである。

マイクロチップ１０を構成する第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６の材料としては、非常に多くの気体が溶解可能な固体材料が好適であり、例えば上記したＰＤＭＳのように、空気に対する溶解度係数Ｓ＝０．００１〜１０（ｃｍ^３（ＳＴＰ）／（ｃｍ^３ａｔｍ））の高分子材料を用いることができる。

なお、マイクロチップ１０を構成する第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６の材料は、上記したものに限られるものではないことは勿論であり、マイクロチップ１０を用いて実験を行う際の試料や試薬などの液体の種類などに応じて適宜に選択することができる。

また、マイクロチップ１０の第１の板状部材１２は、例えば、長さＬ１が３０ｍｍ、長さＬ２が３０ｍｍ、厚さＬ３が２ｍｍの大きさの直方体形状を有しており、第２の板状部材１４は、例えば、第１の板状部材際１２と略一致する寸法に設定されている。

そして、マイクロチャネル２０の混合用流路２２の端部２２ａから端部２２ｂまでの長さＬ４は、例えば、１４ｍｍに設定され、混合用流路２２の幅Ｌ５は、例えば、１００μｍに設定され、混合用流路２２の深さＬ６は、例えば２５μｍに設定されている。

また、第１導入用流路２４の端部２４ａから端部２４ｂまでの長さ、ならびに、第２導入用流路２６の端部２６ａから端部２６ｂまでの長さＬ７は、例えば、４ｍｍに設定されている。なお、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６の幅は、例えば、混合用流路２２の幅Ｌ５と略一致する寸法に設定され、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６の深さは、例えば、混合用流路２２の深さＬ６と略一致する寸法に設定されている。

また、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２の直径Ｌ８は、例えば、２ｍｍに設定されている。また、減圧室４０の上方開口部４０ｂの直径Ｌ９は、例えば、１ｍｍに設定されている。

なお、上記した各構成部位の寸法は各構成部位の大きさの一例を示すものであって、本発明は当該記入された寸法の大きさに限定されるものではない。従って、必要な反応時間や流速などに応じて、上記した各構成部位の寸法は適宜変更すればよく、例えば、反応時間を比較的長く確保したいときには、混合用流路２２の長さＬ４を延長すればよく、流速を比較的遅くしたいときには、混合用流路２２の断面積を小さくすればよい。

以上の構成において、マイクロチップ１０を脱気するために圧力１０ｋＰａの真空チャンバーに０．５〜３時間入れる（図３（ａ）参照）。このように、マイクロチップ１０全体を低圧環境に置くことにより、マイクロチップ１０全体に溶け込んでいる空気を抜くことができる（図３（ａ）における破線矢印参照）。つまり、マイクロチップ１０を形成しているＰＤＭＳに溶解している気体が取り除かれることになる。

そして、脱気を開始してから所定時間が経過した後、マイクロチップ１０を真空チャンバー内から大気中（１００ｋＰａ）に取り出す（図３（ｂ）参照）。こうして、真空チャンバー内における脱気を終了し、大気中に取り出されてマイクロチップ１０が大気圧に戻されたときから、マイクロチップ１０を形成するＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まる（図３（ｂ）における破線矢印参照）。

こうしたＰＤＭＳへの空気の再溶解は、気体溶解度に関するヘンリーの法則に基づく現象である。即ち、ＰＤＭＳなどのシリコーンゴムは、液体のように平衡溶解度が接触気体の分圧に比例するものである。このため、低圧から大気圧に戻すことにより、平衡溶解度が再び上がり、系がこの新しい平衡に向かってＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まる。

そして、上記したように溶解度係数Ｓ＝０．１１（ｃｍ^３（ＳＴＰ）／（ｃｍ^３ａｔｍ））のＰＤＭＳは、非常に多くの気体が溶解可能な固体材料であって、こうしたＰＤＭＳよりなるマイクロチップ１０の外部環境が低圧環境下から大気圧に戻されることで、マイクロチップ１０全体に新たに多くの空気が溶解することになる。

こうして大気中に取り出された後、マイクロチップ１０の第１サンプル用ポート３０に第１の液体を滴下する。

ここで、マイクロチャネル２０を構成する３つの流路、即ち、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のうち、混合用流路２２の端部２２ｂ側は、被覆部材１６によって予め大気には開放されておらず、第１導入用流路２４の端部２４ａは、第１サンプル用ポート３０に滴下された第１の液体によって封止されている。その結果、第１の液体がマイクロチャネル２０に導入されたときには、第２導入用流路２６の端部２６ａのみが大気に開放されていることになる。

次に、マイクロチップ１０の第２サンプル用ポート３２に第１の液体と混合すべき第２の液体を滴下する。

これにより、第２導入用流路２６の端部２６ａが、第２サンプル用ポート３２に滴下された第２の液体によって封止されるので、マイクロチャネル２０に形成された各流路が外部に対して閉ざされ、第１の液体と第２の液体とを混合用流路２２へ導入する動作が開始される。

より詳細には、第１サンプル用ポート３０に第１の液体を滴下し、第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下した状態では、マイクロチャネル２０に形成された各流路が外部に対して閉ざされるので、混合用流路２２内の空気や、混合用流路２２の端部２２ｂが開放している減圧室４０の内部空間４０ｃの空気は、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２を介したマイクロチップ１０の外部との連絡を失い、マイクロチップ１０の閉ざされた各流路と減圧室とにより形成される空間（以下、「閉空間」と称する。）に位置するようになる。

ここで、上記したようにマイクロチップ１０を真空チャンバー内から大気中に取り出したときから、マイクロチップ１０を形成するＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まっているので（図３（ｂ）参照）、この閉空間に位置する空気は、混合用流路２２の内壁２２ｃや減圧室４０の内壁４０ｄからＰＤＭＳに溶解する（図３（ｄ）における破線矢印参照）。

その結果、混合用流路２２内や減圧室４０の内部空間４０ｃよりなる閉空間の圧力が下がり、第１導入用流路２４内の第１の液体と第２導入用流路２６内の第２の液体とは、同時に混合用流路２２に流れ込む（図３（ｃ）参照）。こうして第１の液体と第２の液体との２液は混合用流路２２内において混合される。

上記したように、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップ１０においては、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４および被覆部材１６をＰＤＭＳにより形成して、脱気し、ＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まるようにした状態において、混合すべき２液によってマイクロチャネル２０が外部に対して閉ざされると、マイクロチャネル２０内に減圧された空間が生起され、液体は減圧された空間に吸引されて自動的に混合用流路２２内に導入される。

このように、本発明は、単純な構造であって、液体をマイクロ流路の中に導入するのに外部からの動力を必要とすることがない。このため、本発明によれば、「従来技術」の項に示した問題点１、問題点２ならびに問題点３が解決されることになり、全体の装置構成の簡潔化を図ることができ、実験の準備操作までを含めた全体の作業時間の短縮化を図ることができ、試料や試薬の使用量の低減化を図ることができるようになる。

さらに、本発明は、マイクロ流路の中に液体を導入し始めるためのトリガーとして、マイクロチップ外部からの動力を必要とすることもないので、完全にマイクロチップ外部からの動力なしに、マイクロ流路の中に液体を導入することができ、「従来技術」の項に示した問題点４を解決することができる。

また、本発明によれば、第１の液体と第２の液体との２液を混合用流路２２内において混合することができるので、「従来技術」の項に示した問題点５を解決することができる。

ここで、従来のマイクロチップにおいては、マイクロ流路内を液体が流れる際に、マイクロ流路の内壁に気包が付着してしまって、液体の流れがブロックされることがあった。

これに対して、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップ１０においては、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４がＰＤＭＳにより形成されており、このため、マイクロチャネル２０の全体、即ち、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のそれぞれの内壁が全てＰＤＭＳにより形成されていることになる。その結果、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のそれぞれの内部を液体が流れる際に、混合用流路２２、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のそれぞれの内壁に気泡が付着しても、直ちに気体はＰＤＭＳに溶解され、気泡は吸い込まれて消えてしまう。従って、マイクロチャネル２０内で液体の流れがブロックされることがなく、再現性のよい安定した液体の流れを得ることができ、良好な動作状態を維持し、高精度な実験結果を得ることができる。

ここで、流れを可視化するために、蛍光微粒子の水溶液を用いて実験を行った結果について説明することとする。蛍光微粒子の平均直径は２ミクロン、濃度は６．５×１０^７個／ｍＬである。

図４には、マイクロチャネル２０において２液の混合時の溶液の流れを示す顕微鏡写真が示されている。撮影された蛍光微粒子により、導入された２液が、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２それぞれから、合流点である混合用流路２２の一方の端部２２ａに至り（図４におけるＬｅｆｔの矢印ならびにＲｉｇｈｔの矢印参照）、減圧室４０に向かって進行する流れ（図４におけるＴｏｔａｌ矢印参照）が観察される。

この図４に示す蛍光微粒子の画像を解析して、溶液の流速の計算を行った結果が図５乃至図７に示されている。

図５には、脱気時間を変えた場合の全流速の時間変化を示すグラフが示されている。なお、「脱気時間」とは、マイクロチップ１０を圧力１０ｋＰａの真空チャンバーに入れて置く時間であり、０．５時間、１時間、２時間ならびに３時間と変化させた。また、「全流量」とは、図４におけるＴｏｔａｌ矢印に対応する流量、即ち、マイクロチップ１０の混合用流路２２内における溶液の流れの流量である。そして、「全流量の体積流量（ｎＬ／ｓ）」は、「全流量の平均流速（ｍｍ／ｓ）」と混合用流路２２の断面積との積に等しいものであって、図４におけるＴｏｔａｌ矢印に対応する流量である。また、「溶液注入前のインターバル」とは、真空チャンバー内における脱気を終了して大気中に取り出されたマイクロチップ１０の第１サンプル用ポート３０に第１の液体を滴下し、さらに第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下するまでの時間であり、５分とした。なお、「時間」は、第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下してからの経過時間である。

この図５に示す結果から、導入された２液が合流点である混合用流路２２の一方の端部２２ａにおいて合流した後の混合用流路２２における全流量は、時間とともに減少し、かつ、脱気時間にほとんど依存しないことが判る。つまり、本発明によるマイクロチップ１０によれば、非常に小さい流量、例えば、１ｍｍ／ｓのような流量が再現性よく得られるものである。

なお、図５において混合用流路２２における全流量が時間とともに減少するのは、時間が経過するのに伴ってマイクロチップ１０を形成するＰＤＭＳの吸気能力が低下することと、液体の流れが進行して混合用流路２２内や減圧室４０の内部空間４０ｃが液体で満たされて、ＰＤＭＳの吸気面積が減少することに起因しているものと思われる。

図６には、全流量に対する一方の支流の流量の比の時間変化を示すグラフが示されている。なお、図６における「脱気時間」、「溶液注入前のインターバル」ならびに「時間」はそれぞれ、図５において説明したものと同様である。また、「全流量」とは、図４におけるＴｏｔａｌ矢印に対応する流量、即ち、マイクロチップ１０の混合用流路２２内における溶液の流れの流量である。また、「左支流の流量」とは、図４におけるＬｅｆｔ矢印に対応する流量、即ち、マイクロチップ１０の第１導入用流路２４内における溶液の流れの流量であって一方の支流の流量である。

この図６に示す結果から、左支流の流量／全流量の比は０．５に近く、本発明によるマイクロチップ１０によれば、第１導入用流路２４内の第１の液体と第２導入用流路２６内の第２の液体とが均等に混合され、理想的に釣り合いのとれた２液の混合を実現することができる。

なお、この図６に示す場合には、第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下してからの経過時間が６分以上になると、左支流の流量／全流量の比は０．５からずれる傾向にある。これは、経過時間が長くなると、２液の混合が進行して流量が小さくなるために、左支流の流量／全流量の比の０．５からのずれが顕著に現れたものである。

ここで、所定時間経過した後も左支流の流量／全流量の比を０．５近くに維持するためには、例えば、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２の形状や内壁表面の加工精度を向上させるとよい。また、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６のそれぞれにおいて、第１の液体ならびに第２の液体の液面形状が維持されるようにし、２液それぞれの圧力が等しくなるようにすると、２液それぞれの流れが対称となり、所定時間経過して流量が小さくなったときでも、左支流の流量／全流量の比を０．５に近く維持することができる。

図７には、溶液注入前のインターバルを変えた場合の全流速の時間変化を示すグラフが示されている。なお、図７における「脱気時間」、「全流量の体積流量（ｎＬ／ｓ）」、「全流量の平均流速（ｍｍ／ｓ）」、「溶液注入前のインターバル」ならびに「時間」はそれぞれ、図５において説明したものと同様である。そして、「脱気時間」は１時間に固定し、「溶液注入前のインターバル」を３分、５分、１０分ならびに１５分と変化させた。

この図７に示す結果から、溶液注入前のインターバルが、全流量に大きく影響することが判る。このように溶液注入前のインターバルが全流量に大きく影響するので、溶液注入前のインターバルは比較的短時間、例えば、５分〜１０分で、第２サンプル用ポート３２に第２の液体を滴下するとよい。

次に、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップ１０の製造方法について説明する。

ここで、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップの製造過程の概略は、図８（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）の順に時系列で示されている。

まず、マイクロチップ１０の第１の板状部材１２は、以下のような型成型技術によって製造される。即ち、所定の高さのマイクロチャネル２０を成形するための反転パターンを形成するために、超厚膜フォトレジスト（ＳＵ−８：Ｍｉｃｒｏｃｈｅｍ社製、米国）をシリコン基板の上にスピンコートし、製造者メーカーの指示にしたがって処理する。その後、反転パターンを露光し、現像する。

現像の後に、接着を強化するために、炉中で４分間１５０℃で焼き、それから１〜２時間かけて室温まで徐冷する。型離れをよくするために、シリコン基板は、反応性イオンエンッチング（ＲＩＥ）機械（ＲＩＥ−１０ＮＲ：サムコインターナショナル研究所社製，日本）中で、ＣＨＦ_３プラズマにより重合化されたフロロカーボン層を２分間成膜する。その時の条件は、ＣＨＦ_３ガス流量５０ｓｃｃｍ、圧力２０Ｐａ、電力２００ｗである。

さらに、ＰＤＭＳ（Ｓｙｌｇａｒｄ １８４：Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ社製、米国）の未重合溶液を、当該溶液を保持する型枠を使用してシリコン基板上に注ぐ（図８（ａ）参照）。これに対して６５℃で１時間の第１キュアと、１００℃で１時間の第２キュアとを行う。キュアされたＰＤＭＳチップは、シリコン基板から剥離される。

こうして製造されたＰＤＭＳチップに対して、金属パイプを使用してパンチすることにより、第１サンプル用ポート３０、第２サンプル用ポート３２ならびに減圧室４０に対応する丸孔を穿設する（図８（ｂ）参照）。

上記したようにして製造された第１の板状部材１２は、同じくＰＤＭＳチップからなる第２の板状部材１４の表面に単に接触させるだけで可逆的接着される（図８（ｃ）参照）。

そして、減圧室４０の開口部を被覆するようにして、第１の板状部材１２の上面１２ａにＰＤＭＳからなるテープを貼り付けると（図８（ｄ）参照）、マイクロチップ１０が完成する。この際、ＰＤＭＳからなるテープに代わって、市販されている粘着テープを用いてもよい。

なお、上記した実施の形態は、以下の（１）乃至（１１）に示すように変形することができるものである。

（１）上記した実施の形態においては、上記において図８（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）を参照しながら説明した製造工程によってマイクロチップ１０を製造するものとしたが、これに限られるものではないことは勿論であり、マイクロチップを形成する材料の種類などに応じて、適宜の製造プロセスでマイクロチップを製造するようにしてもよい。

（２）上記した実施の形態においては、マイクロチップ１０は、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４ならびに被覆部材１６により構成されるようにしたが、これに限られるものではないことは勿論であり、適宜の製造プロセスを用いることにより、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４ならびに被覆部材１６のそれぞれに対応する部分が全て一体的に成形されるようにしてもよいし（図９に示すマイクロチップ１０’参照）、あるいは、第１の板状部材１２と被覆部材１６とを一体的に成形するようにしてもよい。このように、被覆部材１６が第１の板状部材１２と一体的に形成された場合には、減圧室４０の内部空間４０ｃを外部に対して遮蔽する領域が封止手段となる。

（３）上記した実施の形態のマイクロチップ１０は、真空チャンバー内において脱気した後、マイクロチップ１０を真空チャンバー内から大気中に取り出して使用するようにしたが、これに限られるものではないことは勿論である。例えば、予め脱気処理を行った状態のマイクロチップ１０を、真空保持可能な密閉容器（箱や袋）に収納しておけば、保管や搬送が容易で便利になり、大量生産や市販するのに好適で、ユーザーは使用時に容器を開封してマイクロチップを取り出せば直ちに使用することができる。

（４）上記した実施の形態のマイクロチップ１０においては、第１の板状部材１２、第２の板状部材１４ならびに被覆部材１６をいずれも、ＰＤＭＳにより形成するようにしたが（図１０（ａ）参照）、これに限られるものではないことは勿論であり、第１の板状部材１２の全体または一部、第２の板状部材１４の全体または一部、被覆部材１６の全体または一部、これらのうちの少なくともいずれかをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよい。

例えば、図１０（ｂ）に示すように、第１の板状部材１２の全体と被覆部材１６の全体とをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよいし、図１０（ｃ）に示すように、被覆部材１６の全体だけをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよいし、図１０（ｄ）に示すように、第１の板状部材１２の一部だけをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよいし、図１０（ｅ）に示すように、第１の板状部材１２の一部と第２の板状部材１４の一部とをＰＤＭＳにより形成するようにしてもよい。なお、１０（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）（ｅ）において、梨子地で示した領域がＰＤＭＳにより形成された領域を示している。

つまり、ＰＤＭＳのような高分子材料により形成される領域は、マイクロチップ１０の全体に限られるものではなく、被覆部材１６の全体または一部、マイクロチャネル２０の混合用流路２２の全体または一部、減圧室４０の全体または一部、これらのうちの少なくともいずれかとすることができる。

ただし、ＰＤＭＳなどの高分子材料により形成される領域全体の容量は、高分子材料内部の気体濃度に影響するものなので、マイクロチャネル２０内に減圧された空間が生起可能な範囲で、マイクロチャネル２０全体や減圧室４０全体の寸法に応じて、高分子材料により形成される領域は適宜変更するとよい。

さらに、高分子材料により形成された部分だけを予め脱気処理し、それから、高分子材料により形成されていないその他の部分とともに組み立てて、マイクロチップとするようにしてもよい。例えば、図１０（ｃ）に示す場合では、第１の板状部材１２と第２の板状部材１４とはＰＤＭＳにより形成されていないので、ＰＤＭＳにより形成されている被覆部材１６だけを脱気処理した後に、第１の板状部材１２の上面１２ａに組み付ければよい。

（５）上記した実施の形態においては、導入用のマイクロ流路として、第１導入用流路２４ならびに第２導入用流路２６を形成したが、これに限られるものではないことは勿論であり、混合用流路の一方の端部に連接される導入用流路の本数は３本以上でもよい。

（６）上記した実施の形態のマイクロチップ１０においては、マイクロチャネル２０の全てのポート、即ち、第１サンプル用ポート３０ならびに第２サンプル用ポート３２のいずれにも液体を滴下して、マイクロチャネル２０を外部に対して閉ざし、第１の液体と第２の液体とが同時に混合用流路２２に流れ込むようにしたが、このように複数のポート全てに所定の液体を滴下するのに限られるものではない。

例えば、上記した実施の形態のマイクロチップ１０において、混合用流路２２に試料となる所定の分子を予め固定化しておき、第１サンプル用ポート３０に所定の液体を滴下した後、第２サンプル用ポート３２を被覆するように第１の板状部材１２の上面１２ａにテープを貼り付けるなどすると、マイクロチャネル２０が外部に対して閉ざされ、第１サンプル用ポートに滴下された溶液が混合用流路２２に流れ込んで、固相反応を行わせることができる。

また、３本以上の導入用流路を形成した場合に、２液以上の混合を行うのに全ての導入用流路を使用する必要がなければ、３本以上の導入用流路のそれぞれに形成された３個以上のポートのうちのいずれかのポートに所定の液体を滴下するとともに、残余のポートは外部に対して遮蔽されるようにすれば、マイクロチャネルが外部に対して閉ざされ、２液以上の溶液が混合用流路２２に流れ込んで混合される。

（７）上記した実施の形態においては、マイクロチャネル２０として上面から見てＹ字型状の一連の流路を形成したが、これに限られるものではないことは勿論であり、マイクロチャネル２０の形状は、混合用流路の総数やポートの大きさなどによって、適宜の形状を採用することができる。

また、単一のマイクロチップに形成されるマイクロチャネルの総数も、上記した実施の形態のマイクロチップ１０のように１つに限られることなしに、複数のマイクロチャネルを形成するようにしてもよい。

（８）上記した実施の形態のマイクロチップ１０に限られることなしに、例えば、本発明によるマイクロ流体制御機構をマイクロチップ１００（図１１ならびに図１２参照）に備えるようにし、上面から見て十字型状の一連のマイクロチャネル１２０を形成すれば、マイクロチップ１００を電気泳動用のマイクロチップとして使用することができる。

具体的には、マイクロチップ１００は、第１の板状部材１１２と第２の板状部材１１４とにより構成されている。なお、第１の板状部材１１２はＰＤＭＳにより形成されており、第２の板状部材１１４はガラスにより形成されている。

そして、十字型状のマイクロチャネル１２０は、端部１２２ａと端部１２２ｂとを両端とする第１の流路１２２と、端部１２４ａと端部１２４ｂとを両端とする第２の流路１２４とを有するものである。この第１の流路１２２と第２の流路１２４とは交差箇所１２０ａにおいて略直交するようにして形成され、第１の流路１２２の全長は、第２の流路１２４の全長に比べて短くなされている。なお、図１１ならびに図１２には各構成部位の寸法は各構成部位の大きさの一例が示されているが、当該記入された寸法の大きさに限定されるものではないことは勿論である。

このマイクロチップ１００は、上記した実施の形態のマイクロチップ１０（図１ならびに図２参照）と比べて、マイクロチャネル全体の形状が異なっているのでポートの総数が異なっており、さらに、マイクロチップ１０が有する減圧室４０ならびに減圧室４０の内部空間４０ｃを外部に対して遮蔽する被覆部材１６を備えていない。

以上の構成のマイクロチップ１００を用いて電気泳動分離を行う場合には、まず、上記した実施の形態のマイクロチップ１０と同様に、マイクロチップ１００を脱気するために圧力１０ｋＰａの真空チャンバーに０．５〜３時間（例えば、１時間）入れる。これにより、マイクロチップ１００の第１の板状部材１１２を形成しているＰＤＭＳに溶解している気体が取り除かれることになる。

そして、脱気を開始してから所定時間が経過した後、マイクロチップ１００を真空チャンバー内から大気中（１００ｋＰａ）に取り出す。これにより、マイクロチップ１００の第１の板状部材１１２を形成しているＰＤＭＳへの空気の再溶解が始まる。

こうして大気中に取り出されたマイクロチップ１００の全てのポートに、電気泳動分離のための分離材料たる液体を滴下する。より詳細には、第１の流路１２２の端部１２２ａが連通するポート１３１、端部１２２ｂが連通するポート１３２、第２の流路１２４の端部１２４ａが連通するポート１３３ならびに端部１２４ｂが連通するポート１３４の４つのポートそれぞれに、ＤＮＡなどを分ける篩いの役目を果たすポリアクリルアミド水溶液などのポリマー（高分子）溶液を滴下する。

これにより、マイクロチャネル１２０の複数の端部のそれぞれに形成された複数のポートの全てが、各ポートそれぞれに滴下されたポリマー溶液によって封止されるので、マイクロチャネル１２０に形成された各流路が外部に対して閉ざされる。その結果、第１の流路１２２内の空気や第２の流路１２４内の空気は、マイクロチップ１００の閉ざされた各流路により形成される空間に位置するようになる。そして、この空間に位置する空気は、第１の流路１２２の第１の板状部材１１２により形成される内壁や、第２の流路１２４の第１の板状部材１１２により形成される内壁からＰＤＭＳに溶解する。

その結果、マイクロチップ１００の閉ざされた各流路により形成される空間の圧力が下がり、第１の流路１２２の端部１２２ａ、端部１２２ｂならびに第２の流路１２４の端部１２４ａ、端部１２４ｂのそれぞれから、交差箇所１２０ａに向かって、第１の流路１２２内ならびに第２の流路１２４内にポリマー溶液が流れ込み、マイクロチャネル１２０がポリマー溶液で満たされる。

こうしてマイクロチャネル１２０内にポリマー溶液が充填された後、ポート１３１，１３２，１３３，１３４のそれぞれに装着された白金電極を通じて、ポート１３１からサンプルを導入し、第１の流路１２２をサンプル注入用の流路として使用し、第２の流路１２４を分離用の流路として使用して電気泳動分離を行う。

上記したように、本発明によるマイクロ流体制御機構を備えたマイクロチップ１００によれば、マイクロチャネル１２０の一部をＰＤＭＳにより形成し脱気するようにしたため、マイクロ流路内に減圧された空間が生起され、電気泳動分離のためのポリマー溶液を自動的にマイクロチャネル１２０に充填させることができる。

ここで、従来の電気泳動解析に用いられるマイクロチップにおいては、マイクロ流路にシリンジを接続し、ポリマー溶液を圧送してマイクロ流路内に充填させていた。このため、外部装置としてシリンジなどが必要となり、装置全体の構成が複雑になるとともに高価なものとなっていた。また、従来のシリンジを用いた圧送では、ＰＤＭＳのような表面が疎水性の場合には特に、マイクロ流路内に気泡が生じないようにしてポリマー溶液を充填することが困難であった。

これに対して、本発明によるマイクロ流体制御機構を備えたマイクロチップ１００は、液体をマイクロ流路の中に導入するのに外部からの動力を必要とすることがないので、従来の電気泳動解析に用いられるマイクロチップに比べて全体の装置構成の簡潔化を図ることができる。さらに、本発明によれば、ＰＤＭＳにより形成されていたり、あるいは、複雑な形状のマイクロチャネルであっても、当該マイクロチャネル内に自動的に充填されたポリマー溶液内には気泡がなく、良好な動作状態で電気泳動分離を行うことができる。

このように本発明によるマイクロ流体制御機構は、マイクロチップ１０が有する減圧室４０や被覆部材１６がなくとも、上記したマイクロチップ１００のようにしてマイクロ流路内に減圧された空間を生起させることができ、マイクロチャネルの各流路内に所定の単一種類の液体を気泡なしに充填させるのに有用である。

なお、上記したマイクロチップ１００のマイクロチャネル１２０の全体を、ＰＤＭＳなどの高分子材料により形成するようにしてもよいし、第１の流路１２２の端部１２２ｂが連通するポート１３２に代わって、端部１２２ｂに減圧室を連接するようにしてもよい。

（９）上記した実施の形態においては、本発明によるマイクロ流体制御機構をマイクロチップに備えるようにしたが、これに限られるものではないことは勿論であり、例えば、微量な液体を取扱う各種システムに、本発明によるマイクロ流体制御機構を採用してもよい。

また、上記したマイクロチップ１０において混合される第１の液体として酵素溶液を用い、第２の液体として試料を用いた場合には、酵素反応を観察することができ、これに限られることなしに各種溶液を使用することができる。

（１０）上記した実施の形態においては、マイクロチャネル２０、１２０を直線状に形成するとともにその断面積を略一定としたが、これに限られることなしに、マイクロチャネル２０、１２０の断面積が急激に小さくなる箇所たる狭通路を形成するようにしてもよい。このように、マイクロチャネル２０、１２０の断面積が急激に小さくなる箇所たる狭通路を形成すると、流路断面積が急激に小さくなることにより、狭通路が溶液の移動に対して抵抗として作用することになる。

例えば、図１３には、マイクロチップ１０のマイクロチャネル２０における混合用流路２２の内壁に対向するように突出部２００を形成して狭通路２０２を形成した例が示されており、また、図１４には、マイクロチップ１００のマイクロチャネル１２０における第２の流路１２４の内壁に対向するように突出部３００を形成して狭通路３０２を形成した例が示されている。

ここで、図１５には、こうした狭通路を備えたマイクロチップのマイクロチャネルの他の形状が示されている。

即ち、この図１５に示すマイクロチップ４００は、マイクロチャネル４０２の形状のみが上記したマイクロチップ１０、１２０と異なり、材料や製造方法などは上記したマイクロチップ１０、１２０と同様であるため、その詳細な説明は省略する。

マイクロチャネル４０２は、逆Ｔ字形状に形成された第１の流路４０４と第２の流路４０６とより構成されている。即ち、第１の流路４０４と直交するように、第２の流路４０６の一方の端部４０６ａが連接されている。

そして、第１の流路４０４の一方の端部４０４ａは外部に開口している開口部たる第１のポート４０８と連通しており、第１の流路４０４の他方の端部４０４ｂは外部に開口している開口部たる第２のポート４１０と連通しており、第２の流路４０６の他方の端部４０６ｂは外部に開口している開口部たる第３のポート４１２と連通している。

また、このマイクロチャネル４０２においては、第１の流路４０４に第１の狭通路４１４および第２の狭通路４１６の２つの狭通路が形成されており、第１の狭通路４１４は、第１の流路４０４と第２の流路４０６との接続部と第１のポート４０８との間であって、第１の流路４０４と第２の流路４０６との接続部の近傍に形成されていて、一方、第２の狭通路４１６は、第１の流路４０４と第２の流路４０６との接続部と第２のポート４１０との間であって、第２のポート４１０寄りに形成されている。

ここで、第１の狭通路４１４は、第１の流路４０４の内壁に突出部４１８を所定ピッチずらして互いに対向するように２個ずつ配置することにより構成されている。同様に、第２の狭通路４１６は、第２の流路４０６の内壁に突出部４２０を所定ピッチずらして互いに対向するように２個ずつ配置することにより構成されている。従って、これら第１の狭通路４１４と第２の狭通路４１６とは、クランク形状の流路となる。

次に、上記した図１５に示すマイクロチップ４００を使用したアフィニティーマイクロチップ電気泳動を用いて、ＤＮＡの濃縮および配列特異的分離を行う手法について説明する。マイクロチップ４００のような本発明によるマイクロチップを用いると、検体ＤＮＡの濃縮とその配列特異的分離を一度の操作で簡易かつ迅速に行うことができる。

具体的には、以下に説明する本願発明者により実施された実験によれば、１１０倍以上の検体ＤＮＡの濃縮と配列特異的分離に成功した。これらは一度の操作で行うことができ、その時間はわずか１５秒以内である。また、本手法は、希薄な検体ＤＮＡの一塩基変異検出に対して、簡易なデバイス作製および検出操作を可能にするものである。

なお、マイクロチップ４００の各部の寸法は図１５に記載した通りであり、また、マイクロチャネル４０２の第１の流路４０４と第２の流路４０６との断面形状は、幅１００μｍ、深さ２２μｍの矩形状であり、第１の狭通路４１４と第２の狭通路４１６の最も断面積が急激に小さくなる箇所の断面形状は、幅１０μｍ、深さ２２μｍの矩形状である。また、マイクロチップ４００のＰＤＭＳ部分は鋳型法により作製し、スライドガラスへ可逆的に貼り合わせた。

実験においては、検体として２種類の蛍光標識一本鎖ＤＮＡ（Ｋ−ｒａｓ遺伝子コドン１０〜１３とその一塩基変異体）の等量混合物を用いた（正常体（Ｎ）：FITC-5’-GGA GCT GGT GGC-3’，変異体（Ｍ）：FITC-5’-GGA GCT AGT GGC-3’）。検体ＤＮＡの濃縮と分離のためのＤＮＡ−ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド）（ＤＮＡ−ＰＤＭＡ）複合体は、Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミドとメタクリロイル基を有する一本鎖リガンドＤＮＡ（5’-CAC CAG C-3’，正常体の中央部分に相補）のラジカル重合により得た。

図１６（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）（ｅ）には本願発明者が行った実験操作の概略図が示されており、これらを参照しながら実験操作について説明する。

まず、マイクロチップ４００を１０ｋＰａに設定された真空容器５００内に５分間保持し、ＰＤＭＳに溶存する空気を脱気する（図１６（ａ）：脱気）。

それから、マイクロチップ４００を大気中に出した後に、検体ＤＮＡおよびＤＮＡ−ＰＤＭＡ複合体をそれぞれ第１のポート４０８、第２ポート４１０、第３のポート４１２へ３μｌずつ滴下する（図１６（ｂ）：試料滴下）。

第１のポート４０８、第２ポート４１０、第３のポート４１２へ滴下された溶液は、上記した本発明の作用により自発的にマイクロチャネル４０２、即ち、第１の流路４０４および第２の流路４０６内に充填され、第１の狭通路４１４と第２の狭通路４１６との付近でそれぞれ液−液界面を形成する（図１６（ｃ）：自発的な溶液充填と界面形成）。

ここで、試料のプラグ長さは二つの狭通路、即ち、第１の狭通路４１４と第２の狭通路４１６との間距離で決定され、その長さは１１ｍｍである。白金電極を第１のポート４０８、第２ポート４１０、第３のポート４１２へ取り付けた後、高電圧（２５０Ｖ／ｃｍ）を印加して電気泳動を行った。

図１７に濃度プロファイルを示し、図１８にその蛍光顕微鏡写真（印加電圧２５０Ｖ／ｃｍ，２５ｍＭトリス−ほう酸緩衝溶液（ｐＨ ７．４），１０ｍＭ ＭｇＣｌ_２，初期ＤＮＡ濃度 各０．１μＭ，プラグ長 １１ｍｍ）を示す。図１７の濃度は既知濃度試料により決定した。

高電圧印加により検体ＤＮＡは電気泳動されるが、液−液界面付近の溶液組成の変化により検体ＤＮＡは液−液界面付近で濃縮された（図１６（ｄ）：濃縮，図１７および図１８の５ｓ）。

また、電圧の切替などを行わずにそのまま電気泳動を続けるだけで、正常体と変異体が分離して検出された（図１６（ｅ）：分離，図１７および図１８の１５ｓ）。

リガンドＤＮＡとの親和力が大きい正常体は、二重らせん形成により液−液界面付近に著しく捕捉された。このとき正常体のピーク濃度は１１μＭと見積もられ、これは１１０倍以上濃縮されたことを示す。一方，変異体はリガンドＤＮＡとの親和力が小さいので、リガンドＤＮＡに捕捉されずにそのまま泳動し、正常体と分離したピークとして検出された。

このように、本発明によるマイクロチップを用いた上記した手法は、デバイスの作製が簡易であり、また迅速な遺伝子の点変異や一塩基多型の検出法として極めて有用である。

次に、マイクロチップ４００とは異なる形態のマイクロチップを用いて、アフィニティー電気泳動によるＤＮＡ一塩基変異検出の実験結果について説明する。

まず、図１９を参照しながら実験試料について説明すると、検体には２種類の蛍光標識一本鎖ＤＮＡ（Ｋ−ｒａｓ遺伝子コドン１０〜１３とその一塩基変異体）の等量混合物を用いた（正常体（Ｎ）：FITC-5’-GGA GCT GGT GGC-3’，変異体（Ｍ）：FITC-5’-GGA GCT AGT GGC-3’）。検体ＤＮＡの分離のためのＤＮＡ−ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド）（ＤＮＡ−ＰＤＭＡ）複合体は，Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミドとメタクリロイル基を有する一本鎖リガンドＤＮＡ（5’-CAC CAG C-3’，正常体の中央部分に相補）のラジカル重合により得た。

次に、本発明によるマイクロチップと電極を形成したガラス基板とを貼り合わせて構成されるデバイスの作製について、図２０を参照しながら説明する。

即ち、デバイスは、ガラス基板上にパターニングした電極部と、複数の直線形状のマイクロチャネルを有するＰＤＭＳチップ（本発明によるマイクロチップ）とから構成されている。

電極部は、ガラス基板上にＣｒ／Ａｕ（１０／１００ｎｍ）を真空蒸着し、フォトリソグラフィー技術を用いてパターニングを行った。左右の電極幅は４００μｍ、中央の電極幅は１００μｍである。なお、図２１には、電極の形状ならびに各部の寸法が示されている。

また、図２２にはＰＤＭＳチップにおけるマイクロチャネル、ポートならびに狭通路の配置関係を示す概略上面説明図が示されており、ＰＤＭＳチップは鋳型法により作製し、６本のマイクロチャネルが形成されている。これらの６本のマイクロチャネルのそれぞれの両端部は、外部に開口している開口部たるポートに連通している。

各マイクロチャネルの断面形状は、幅１００μｍ、深さ２５μｍの矩形状に形成されており、その中央部付近には狭通路が形成されている。この狭通路の位置は、ガラス基板と張り合わせる際に、中央の電極から５００μｍの位置となるようにした。

次に、図２３を参照しながら実験操作について説明すると、まず、デバイスを真空容器内（１０ｋＰａ）に１５分間保持し、ＰＤＭＳに溶存する空気を脱気する。

次に、大気中に出した後、検体ＤＮＡを各マイクロチャネルの図２２上左側の各ポートへ、ＤＮＡ−ＰＤＭＡ複合体を図２２上右側の各ポートへ３μｌずつ分注する。

溶液は本発明のマイクロチップの作用により自発的にマイクロチャネル内に充填され、狭通路付近で液液界面を形成する。試料のプラグ長さは中央電極と狭通路との間の距離で決定され、その長さは５００μｍである。電源を接続後、各電極に電圧（左：１０Ｖ，中央：０Ｖ，右：１０Ｖ）を印加して電気泳動を行った。

図２４は、同一検体を６つのマイクロチャネルを用いて同時検出を行ったものである。全てのマイクロチャネルにおいて、電気泳動開始後３０秒には、正常体と変異体とが明確な二つのバンドとして検出された。

また、図２５は、検体として
ａ．正常体＋変異体
ｂ．変異体のみ
ｃ．正常体のみ
ｄ．正常体＋変異体
を用い、分離媒体としてａ〜ｃはＤＮＡ−ＰＤＭＡ複合体、ｄはリガンドＤＮＡを含まないＰＤＭＡを用いて実験を行った。

ａの「正常体＋変異体」のマイクロチャネルは、６０秒後には正常体と変異体が明確な二つのバンドとして検出された。また、コントロール実験として行ったｂ〜ｃのマイクロチャネルについても、期待される結果が得られた。

なお、公知の文献「S. Kaneda and T. Fujii著, Combining droplet-based liquid handling and on-chip capillary electrophoresis with a new sampling injection method (M. A. Northrup, K. F. Jansen, and D. J. Harrison編, Micro Total Analysis Systems 2003, Vol. 2, Transducers Research Foundation, San Diego, 2003の pp. 1279-1282に収録）」では、ＤＮＡ試料溶液とポリマー溶液との界面をマイクロ流路内に形成した後、電気泳動を行うことにより、ＤＮＡ試料を分離する技術が開示されている。なお、界面の形成には特開２０００−２７８１３「微量流体制御機構」の技術が使用されており、従来のマイクロチップ電気泳動と違って電圧を切り替える必要がない。

しかしながら、上記文献に開示された手法で界面を所望の位置に形成するには、空気圧を使って溶液を制御しなければならず、構造も操作も複雑であった。そのため、流路をワンチップに多数並べて同時に制御したり、一つの流路に２ヶ所以上の界面を作ったりすることは容易ではなかった。

また、ポリマー溶液には固定化ＤＮＡを含んでいないため、本発明によるマイクロチップを用いた上記した手法のように１００倍以上の濃縮や配列特異的な分離は不可能であった。

ところが、本発明によるマイクロチップを用いた上記した手法によれば、マイクロチャネル内の所望の位置に液−液界面を形成することが容易にできるため、流路をワンチップに多数並べて同時に制御したり、一つの流路に２ヶ所の界面を作ったりすることに困難は生じない。

ここで、界面を２ヶ所にすることにより、試料注入用ポートとは別に電気泳動用ポートを設けることができ、そこに高電圧を印加することができるようになる。その結果、分析が高速化されることになる。

一方、界面が１ヶ所しかない場合は、電圧を切り替えないことを前提とすれば電気泳動用の電極を流路内に設けざるを得ず、そこに高電圧をかけると電気分解によって気体が生じて流路をブロックしてしまい、分析ができなくなってまうという問題点がある。

また、本発明によるマイクロチップを用いた上記した手法は、公知のＤＮＡ−ポリマー複合体技術と組み合わせることができる。この場合、試料ＤＮＡ溶液とＤＮＡ−ポリマー複合体溶液の界面を形成した後、電圧を印加して試料ＤＮＡをＤＮＡ−ポリマー複合体の方向に電気泳動させる．試料ＤＮＡはポリマーに固定化されたＤＮＡにトラップされて著しく減速される。一般にフロー系では濃度は移動度に反比例するため、試料溶液とＤＮＡ−ポリマー複合体溶液がつくる界面において、試料ＤＮＡは、例えば、１００倍以上濃縮される。

さらに、もう一つの効果として、公知の配列特異的な分離を前記濃縮と同時に行うことができる。

即ち、試料がいくつかのＤＮＡの混合物であり、それらの配列がわずかに異なる場合には、固定化ＤＮＡに対する親和性がわずかに異なることにより移動度に差ができるので、分離することが可能となるものである。

なお、本明細書において「界面」とは、そこを境にして物質濃度が急激に変わる仮想的な面を意味するものとする。当該面は、現実には拡散によって数μｍ〜１００μｍ程度の厚みができると考えられるが、必ずしも全然混ざらないということを意味していない。

（１１）上記した実施の形態ならびに上記した（１）乃至（１０）に示す変形例は、適宜に組み合わせるようにしてもよい。

本発明は、化学実験や生物実験の実験操作、例えば、アフィニティーキャピラリー電気泳動（ＡＣＥ）法を実施する際に利用することができる。

図１は、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップの概略構成上面説明図である。 図２（ａ）は、図１に示すマイクロチップのＡ−Ａ線による断面図（概略構成縦断面図）であり、また、図２（ｂ）は、図１に示すマイクロチップのＢ−Ｂ線による断面図（概略構成縦断面図）である。 図３は、図１に示すマイクロチップの動作を示す説明図であり、図３（ａ）は脱気処理を示す説明図であり、図３（ｂ）は液体の滴下を示す説明図であり、図３（ｃ）は２液の混合を示す説明図であり、図３（ｄ）は図３（ｃ）の一部拡大説明図である。 図４は、本願発明者による実験結果を示す顕微鏡写真である。 図５は、脱気時間を変えた場合の全流速の時間変化を示すグラフである。 図６は、全流量に対する一方の支流の流量の比の時間変化を示すグラフである。 図７は、溶液注入前のインターバルを変えた場合の全流速の時間変化を示すグラフである。 図８（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）は、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップの製造過程を示す概略構成説明図である。 図９は、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップの他の例を示す概略構成縦断面図である。 図１０（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）（ｅ）はそれぞれ、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップの他の例を示す概略構成説明図である。 図１１は、本発明によるマイクロ流体制御機構を実施したマイクロチップの他の例の概略構成上面説明図である。 図１２は、図１１に示すマイクロチップのＣ−Ｃ線による断面図（概略構成縦断面図）である。 図１３は、マイクロチャネルに狭通路を形成したマイクロチップの例を示す概略構成上面説明図である。 図１４は、マイクロチャネルに狭通路を形成したマイクロチップの例を示す概略構成上面説明図である。 図１４は、マイクロチャネルに狭通路を形成したマイクロチップの例を示す概略構成上面説明図である。 図１６（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）（ｅ）は、本願発明者が行った実験操作を示す概略図である。 図１７は、本願発明者が行った実験結果の濃度プロファイルを示すグラフである。 図１８は、本願発明者が行った実験結果の蛍光顕微鏡写真（印加電圧２５０Ｖ／ｃｍ，２５ｍＭトリス−ほう酸緩衝溶液（ｐＨ ７．４），１０ｍＭ ＭｇＣｌ_２，初期ＤＮＡ濃度 各０．１μＭ，プラグ長 １１ｍｍ）である。 図１９は、本願発明者が行った実験における実験試料の説明図である。 図２０は、本発明によるマイクロチップと電極を形成したガラス基板とを貼り合わせて構成されるデバイスの作製の手法を示す説明図である。 図２１は、電極の形状ならびに各部の寸法を示す説明図である。 図２２は、ＰＤＭＳチップにおけるマイクロチャネル、ポートならびに狭通路の配置関係を示す概略上面説明図である。 図２３は、本願発明者が行った実験操作を示す概略図である。 図２４は、複数サンプルの同時測定の実験結果の蛍光顕微鏡写真である。 図２５は、検体として「正常体＋変異体」、「変異体のみ」、「正常体のみ」、「正常体＋変異体」を用い、分離媒体として「正常体＋変異体」、「変異体のみ」および「正常体のみ」はＤＮＡ−ＰＤＭＡ複合体、「正常体＋変異体」はリガンドＤＮＡを含まないＰＤＭＡを用いて実験を行った結果の蛍光顕微鏡写真である。

符号の説明

１０，１０’，１００ マイクロチップ
１２，１１２ 第１の板状部材
１２ａ 上面
１２ｂ 下面
１４，１１４ 第２の板状部材
１６ 被覆部材
２０，１２０ マイクロチャネル
２２ 混合用流路
２２ａ，２２ｂ 端部
２２ｃ 内壁
２４ 第１導入用流路
２４ａ，２４ｂ 端部
２６ 第２導入用流路
２６ａ，２６ｂ 端部
３０ 第１サンプル用ポート
３２ 第２サンプル用ポート
４０ 減圧室
４０ａ 側方開口部
４０ｂ 上方開口部
４０ｃ 内部空間
４０ｄ 内壁
１２０ａ 交差箇所
１２２ 第１の流路
１２２ａ，１２２ｂ 端部
１２４ 第２の流路
１２４ａ，１２４ｂ 端部
１３１，１３２，１３３，１３４ ポート
２００、３００ 突出部
２０２、３０２ 狭通路
４００ マイクロチップ
４０２ マイクロチャネル
４０４ 第１の流路
４０６ 第２の流路
４０８ 第１のポート
４１０ 第２のポート
４１２ 第３のポート
４１４ 第１の狭通路
４１６ 第２の狭通路
４１８、４２０ 突出部
５００ 真空容器

Claims (13)

1. 所定の形状に形成されたマイクロチャネルと、
   前記マイクロチャネルの複数の端部のそれぞれに形成され、前記マイクロチャネル内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートと
   を有し、
   前記マイクロチャネルの全体または一部を高分子材料により形成し、
   低圧環境において前記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、前記マイクロチャネル内の空気を前記高分子材料に溶解させ、
   前記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより前記マイクロチャネル内に減圧された空間を生起し、前記減圧された空間に前記液体が吸引される
   ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。
2. 所定の形状に形成されたマイクロチャネルと、
   前記マイクロチャネルの複数の端部のうちの所定の端部側に連接され、前記マイクロチャネルの内部とのみ連通し外部に対して遮蔽された内部空間を有する減圧室と、
   前記マイクロチャネルの複数の端部のうちの前記減圧室が連接された端部を除いた残余の端部それぞれに形成され、前記マイクロチャネル内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートと
   を有し、
   前記マイクロチャネルまたは前記減圧室のそれぞれの全体または一部のうちの少なくともいずれかを高分子材料により形成し、
   低圧環境において前記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、前記マイクロチャネル内と前記減圧室内との空気を前記高分子材料に溶解させ、
   前記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより前記マイクロチャネルと前記減圧室とにより形成される減圧された空間を生起し、前記減圧された空間に前記液体が吸引される
   ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。
3. 請求項１または請求項２のいずれか１項に記載のマイクロ流体制御機構において、
   前記マイクロチャネルに１以上の狭通路を形成した
   ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。
4. 請求項３に記載のマイクロ流体制御機構において、
   前記狭通路は２個形成された
   ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。
5. 一方の端部に複数の導入用流路が連接され、他方の端部が減圧室に連接された混合用流路と、
   前記複数の導入用流路それぞれの前記混合用流路と連通する側の端部とは異なる端部側に形成され、前記導入用流路内に液体を導入するために外部に開口する複数のポートと、
   前記減圧室の内部空間を、前記混合用流路の内部とのみ連通させ外部に対して遮蔽する封止手段と
   を有し、
   前記封止手段、前記減圧室または前記混合用流路のそれぞれの全体または一部のうちの少なくともいずれかを高分子材料により形成し、
   低圧環境において前記高分子材料を脱気した後に大気中に戻すことにより、前記導入用流路内と前記混合用流路内と前記減圧室内との空気を前記高分子材料に溶解させ、
   前記複数のポートの少なくともいずれか１つのポートに液体を滴下するとともに他のポートを封止することにより前記導入用流路と前記混合用流路と前記減圧室とにより形成される減圧された空間を生起し、前記減圧された空間に前記液体が吸引される
   ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。
6. 請求項５に記載のマイクロ流体制御機構において、
   前記混合用流路に１以上の狭通路を形成した
   ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。
7. 請求項６に記載のマイクロ流体制御機構において、
   前記狭通路は２個形成された
   ことを特徴とするマイクロ流体制御機構。
8. 請求項１、請求項２、請求項３、請求項４、請求項５、請求項６または請求項７のいずれか１項に記載のマイクロ流体制御機構において、
   前記高分子材料はゴムである
   マイクロ流体制御機構。
9. 請求項１、請求項２、請求項３、請求項４、請求項５、請求項６、請求項７または請求項８のいずれか１項に記載のマイクロ流体制御機構を有する
   ことを特徴とするマイクロチップ。
10. 請求項９に記載のマイクロチップにおいて、
    前記ポートからそれぞれ異なる種類の液体を導入し、前記狭通路において異なる種類の液体からなる界面を形成する
    ことを特徴とするマイクロチップ。
11. 請求項１０に記載のマイクロチップにおいて、
    前記液体の少なくとも一つが試料を含む溶液であり、他の少なくとも一つが試料と相互作用する物質を含む溶液である
    ことを特徴とするマイクロチップ。
12. 請求項１１に記載のマイクロチップにおいて、
    前記試料を前記相互作用物質の方向に電気泳動し、試料の濃縮、分離、検出またはそれらの組み合わせを行う
    ことを特徴とするマイクロチップ。
13. 請求項１１または請求項１２のいずれか１項に記載のマイクロチップにおいて、
    前記試料がＤＮＡであり、前記相互作用する物質がＤＮＡ−ポリマー複合体である
    ことを特徴とするマイクロチップ。