JP2004061320A

JP2004061320A - Liquid sending method of micro fluid device

Info

Publication number: JP2004061320A
Application number: JP2002220409A
Authority: JP
Inventors: Takanori Anazawa; 穴澤　孝典; Atsushi Teramae; 寺前　敦司
Original assignee: Kawamura Institute of Chemical Research
Current assignee: Kawamura Institute of Chemical Research
Priority date: 2002-07-29
Filing date: 2002-07-29
Publication date: 2004-02-26

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To send a liquid at a prescribed speed without entrained air bubbles even in the case of an extremely small quantity of processing liquid. <P>SOLUTION: A passage 4 formed meanderingly in this micro fluid device Da has both ends opened to the atmosphere at an injection hole 7 and a discharge hole 8. The passage 4 has three heated and/or cooled region parts α, β, γ. The passage 4 is controlled at different temperatures respectively in each heated and/or cooled region part. A liquid A, for example, DNA, supplied from the injection hole 7 is moved in the passage 4 by differential pressure of a liquid B in the contact state with the liquid B, and passes the first, second and third heated and/or cooled region parts α, β, γ successively and repeatedly, thereby to be subjected to temperature control, and to generate a polymerase chain reaction (PCR). <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、マイクロ流体デバイスに形成された毛細管状の流路中で液体を送液する方法に関し、特に極微少量の液体を送液するマイクロ流体デバイスの送液方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
毛細管状の流路を有するマイクロ流体デバイスは、マイクロ・フルイディック・デバイス、マイクロ・ファブリケイテッド・デバイス、ラブ・オン・チップ、又はマイクロ・トータル・アナリティカル・システム（μ−ＴＡＳ）とも呼ばれるものであり、流体を流入し流出するまでの経路内で、流体が温度変化をうける機構、濃度調整される機構、化学反応をうける機構、流動の流速、流動の分岐、混合若しくは分離などの制御をうける機構、又は電気的、光学的な測定をうける機構等を設けた毛細管状の流路を有するデバイスである。
マイクロ流体デバイスは、例えば微小ケミカルデバイス、即ち、微小な流路、反応槽などの構造が形成された、化学・生化学反応用微小デバイス（マイクロ・リアクター）；膜濾過デバイス、透析デバイス、脱気・吸気デバイス、抽出デバイスなどの化学的・物理化学的処理デバイス；ＤＮＡ分析デバイス、免疫分析デバイス、電気泳動デバイス、クロマトグラフィー、ガス分析デバイス、水質分析デバイスなどの微小分析デバイスに使用できる。また、例えばＤＮＡチップなどのマイクロアレイ製造用のノズルやそれを組み込んだ装置に利用できる。
このようなマイクロ流体デバイスとして、例えば特開２０００−２４６０９２号公報や特開２０００−２４６８０５号公報等が開示されている。マイクロ流体デバイスは、毛細管状の流路を用いるため、マイクロリットルオーダー以下の極めて微量の溶液量で化学反応、分離などの物理化学的処理、検出などの分析などを行うことが出来る。そのため、使用サンプル量や使用試薬量の低減が図れると期待されている。しかしながら、このような極微量のサンプルをマイクロ流体デバイスに導入したり、マイクロ流体デバイス内の流路を送液することは、特に、サンプル量がマイクロ流体デバイス内の流路容積より少ない場合にはかなり困難であった。
マイクロ流体デバイス中に形成された毛細管状の流路に流体を流す方法として、空気などの気体やシリンジポンプなどの外部駆動手段を用いた圧力差による方法、マイクロ流体デバイス内部に形成されたダイヤフラムポンプやギヤポンプなどの内部駆動手段を用いた圧力差による方法、非対称な波形の振動や超音波で流路内の流体を駆動する方法、流体が水系液体の場合には電気浸透流で直接流体を移動させる方法などが知られている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、電気浸透流による方法の場合には、送液する液体は２つの電極間を常に連絡する量だけ満たされている必要があり、液体が流路の一部だけに存在するような極少量である場合には使用不能であった。
非対称な波形の振動や超音波で駆動する方法も、液体量が少ない場合には、一方向のみの送液は可能であっても、複雑な形状の流路中を送液することは不可能であった。
シリンジポンプやギヤポンプなどの外部ポンプを用いた押動又は吸引による駆動の場合には、液体の量が、配管やポンプを満たす量が必要であった。また、マイクロ流体デバイス内部に設けられた内部ポンプのように、それが機能するためには液体が充填されている必要がある場合、液体は送液期間中この機構を満たしている必要があった。
一定圧力の気体を駆動力とする圧力差による駆動の場合には、液体の量が、配管やポンプを満たすに不十分な量であっても、気体を介して液体を圧力差で押動させたり吸引させることによって液体の移送を行うことが可能であった。しかしながら、流路の途中に、例えば多孔質膜のように大きな圧力損失を生じる機構が設けられている場合、液体が大きな圧力損失を有する部分を通過する前と後で流速が大きく変化するという不具合がある。また流路内の複数の領域で温度が異なる場合等には、気体の膨張・収縮により流路の各温度部分を所定の滞留時間で流すことが出来ず、流量が不正確になる、といった不具合が生じていた。
このような不具合は、加圧又は減圧気体で送液する場合だけでなく、加圧または減圧液体で送液する場合にも、送液すべき液体と駆動のための液体の混合やコンタミネーションを避けるため、２つの液体間に気体（流路を塞ぐ気泡。以下、単に気泡と称する。）を介在させて駆動すると、上記と同じ問題が生じた。これは、一定圧力の気体や液体で駆動する場合だけでなく、シリンジポンプやギヤポンプなどの定量ポンプで押動又は吸引する場合でも同様であった。特に、大気に解放された注入口に極微量の試料液体を注入し、そこに配管を接続する場合にも、２つの液体間に気体が介在する状況が生じがちであった。
【０００４】
本発明は、このような実情に鑑みて、試料液体が流路の一部だけに存在するような極少量であっても、また、大きな圧力損失を生じる機構が設けられている場合や、流路の各部で温度が異なる場合であっても、所定の流速で送液することの出来るマイクロ流体デバイスの送液方法を提供することを目的とする。
また本発明の他の目的は、大気に解放された注入口に試料液体を注入し、そこに圧力差で駆動するための配管を接続する場合に於いても、気泡の混入を生じること無く試料液体を導入出来るようにしたマイクロ流体デバイスの送液方法を提供することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明者は、上記の課題を解決すべく鋭意研究を重ねた結果、毛細管状の流路を有するマイクロ流体デバイスの流路内に配した試料液体を、試料液体と接触した状態で直列に配した試料液体と非相溶性（非混和性）の他の液体を圧力差や振動、超音波、電気浸透流等により駆動して送液することにより、上記課題を解決できることを見いだした。また、上記の送液方法は、大気に解放された注入口から試料液体を導入する方法においても、気泡の混入無く導入して送液可能であることを見いだし、本発明を完成するに至った。
即ち、本発明によるマイクロ流体デバイスの送液方法は、毛細管状の流路を有するマイクロ流体デバイスにおいて、流路内に供給した試料液体に該試料液体とは非相溶性の駆動液体を接触させ、該駆動液体を移動させることで試料液体を送液するようにしたことを特徴とする。
本発明によれば、試料液体が流路内の一部にのみ存在するような極微少量であっても、駆動液体を移動させることで直接試料液体を押動または吸引させることができ、その際に試料液体に気泡などが混入することなく、また毛細管状の流路内に温度差のある領域があっても温度変化による液体の熱膨張や収縮は極めて少ないから、試料液体を所定の流速で流路内を流すことができ、或いは所定の滞留時間で流路内を流すことが出来ることになり、流量が正確になる。
しかも試料液体とは非相溶性の駆動液体を接触させて押動させることで試料液体と混和する等の悪影響を与えない。
【０００６】
また本発明によるマイクロ流体デバイスの送液方法は、毛細管状の流路を有するマイクロ流体デバイスにおいて、流路内に供給した試料液体に続いて該試料液体とは非相溶性の中間液体を介して作動液体を配設し、該作動液体を移動させることで試料液体を送液するようにしたことを特徴とする。
本発明によれば、試料液体が流路内の一部にのみ存在するような極微少量であっても、作動液体を移動させることで仲間液体を介して間接的に試料液体を押動または吸引させることができ、その際に試料液体に気泡などが混入することなく、また毛細管状の流路内に温度差のある領域があっても温度変化による液体の熱膨張や収縮は極めて少ないから、試料液体を所定の流速で流路内を流すことができ、或いは所定の滞留時間で流路内を流すことが出来ることになり、流量が正確になる。
しかも試料液体と作動液体との間に非相溶性の中間液体を介在させれば、作動液体が試料液体と相溶性であっても試料液体に悪影響を与えることがない。また中間液体は試料液体と非相溶性であればよく、作動液体と相溶性であっても非相溶性であってもよい。
尚、駆動液体や作動液体の駆動手段として圧力差、振動、超音波、電磁波等を用いることができる。圧力差は加圧でも減圧でも良く、また、空気圧などの一定圧力差（圧力制御）、定量ポンプなどの流量制御の圧力差であって良い。
【０００７】
【発明の実施の形態】
本発明におけるマイクロ流体デバイスは、内部に毛細管状の流路（以下、「毛細管状の流路」を、単に「流路」と称する場合がある）を有し、この流路中で、化学反応、物理化学的処理、検出、定量などを行ったり、この流路から極微少量の液体を定量吐出したり、同じく定量吸引したりする機能を有するものである。本発明でいう流路は、その内部を送液する対象の液体である液体Ａ（試料液体）を送液する空洞を言い、単なる移送用の流路の他、反応流路、検出用流路、定量用流路、抽出その他の処理流路、バルブやポンプ部の空洞等であり得る。また、「流路内の液体Ａの送液」は、流路への液体Ａの導入や流路からの液体Ａの吐出であってもよい。
液体Ａは、例えば反応原液や生成物溶液、分離原液や分離液、検出すべき物質の溶液、定量すべき液体などであり、その状態は任意である。例えば、純粋液体、混合液体、溶液、分散液などであり得る。また液体Ａは、例えば水、酸、アルカリ、有機溶剤などであり得る。
流路中に供給される液体Ａの量は任意であるが、本発明は特に少量の液体Ａを送液する場合に効果が発揮される。特に、液体Ａの量が流路の容積より少であり、液体Ａの全量が前記流路に導入されても流出口に達せず、流路中を１つの塊となって送液される量である場合に、本発明の効果が発揮され、好ましい。即ち、本発明に於いては、液体Ａがこのような少量であっても使用可能である。液体Ａの量は、好ましくくは１μｍ^３〜１００ｍｍ^３　、より好ましくは１０μｍ^３〜１０ｍｍ^３である。好ましい溶液Ａの量は、マイクロ流体デバイスの流路断面積にも依存し、例えば流路断面積が１μｍ^２〜３０μｍ^２の場合には１μｍ^３〜１ｍｍ^３　程度が好ましく、流路断面積が３０μｍ^２〜５００μｍ^２の場合には１００μｍ^３〜１００ｍｍ^３　程度が好ましい。
【０００８】
液体Ａを流路に供給する方法は任意であり、大気に解放された注入口への注入；接続配管を通じての注入口からの導入；マイクロ流体デバイス中で分岐やバルブを経ての流路への導入；マイクロ流体デバイスの流路中での合成、混合、分離等の処理による形成などであり得るが、大気に解放された注入口への注入であることが特に有用である。
本発明に用いる液体Ｂ（駆動液体）は液体Ａとは非相溶性の液体であり、液体Ａやマイクロ流体デバイスなどを犯すものでなければ任意である。但し、この液体Ｂは非磁性流体である。液体Ａが水系液体、即ち水溶液や、水を分散媒とする分散液である場合には、液体Ｂは非水溶性の有機溶剤や有機液体、例えば、ノルマルヘキサン、トルエン、ミネラルオイルなどの炭化水素系溶剤；デカン酸エチルなどのエステル系溶剤；ジブチルエーテルなどのエーテル系溶剤；クロロホルムなどの塩素系溶剤；フッ素系溶剤；シリコンオイル等を例示できる。
液体Ｂの粘度は、流路の断面積や送液速度によって好適なものを選択できる。例えば０．１〜１００ｍＰａ／ｓのものを好ましく用いることが出来る。流路断面積が小さい場合には低粘度のものが流動性や定速性をよくして反応性を良好にするために好ましく、流路断面積が大きい場合には比較的高粘度のものが適正な流動性と定速性と計量性を確保する上で好ましい。
本発明の送液方法において、大気に解放された注入口に液体Ａを注入し、その上に下記の液体Ｂを注入する場合には、液体Ｂの密度は液体Ａの密度より小であることが好ましい。
【０００９】
液体Ｂは、流路内に於いて、液体Ａに接して液体Ａと直列に配する。直列とは送液方向に対して順に並ぶことを意味する。液体Ｂを、液体Ａに接するようにして直列に流路に配する方法は任意であり、例えば、注入口に注入した液体Ａの上に液体Ｂを注入する方法、マイクロ流体デバイス内に設けられた三方バルブにより流路内の液体を液体Ａから液体Ｂへ切り替える方法、液体Ａと気体を介して液体Ｂを流路中に配し、その後、気体を除去して液体Ａと液体Ｂを接触させる方法、マイクロ流体デバイス外において、例えば三方バルブなどによって互いに接して配された流体Ａと流体Ｂを配管を通じてそのままマイクロ流体デバイスの流路に注入する方法等があり得る。流路中の流体Ａと流体Ｂの間の気体を除去する方法は任意であり、例えば疎水性の多孔質体や疎水性の小径の毛細管状から成るベントを通じての除去、非多孔質気体透過膜を通じての脱気（脱泡）、炭酸ガスや酸素などの気体の化学的な吸収等であり得る。
流路内に配された液体Ａの、液体Ｂとは反対側（の界面）に接する物質は任意であり、気体、液体Ａと非混和性の液体、流路内を移動可能な固体やゲルの栓等であって良い。これらの中で、気体または液体Ａと非混和性の他の液体が好ましい。この気体は液体Ａを犯す物でなければ任意であり、例えば、空気、窒素、ヘリウム、ネオン、アルゴン、酸素、二酸化炭素、メタンなどの炭化水素、四フッ化炭素などのフッ化炭素等であり得るが、空気、窒素、ヘリウムまたはアルゴンが、非反応性、毒性、大気汚染性、コストなどの面で好ましい。
液体Ａの、液体Ｂとは反対側（の界面）に接する液体Ａと非混和性の液体としては、本発明において液体Ｂとして挙げた液体を使用できる。液体Ｂと同じものであることが好ましい。液体Ａの量が特に少なく、例えば流路方向の充填長さが流路幅の１００倍以下であるような場合には、液体Ａの蒸発を防止する目的で、液体Ａの、液体Ｂとは反対側に液体Ａと非混和性の液体を接触させることが好ましい。
【００１０】
液体Ａと液体Ｂの位置関係は、液体Ｂを加圧または減圧することによって、即ち、流路内の液体Ｂの一方の端と他方の端の圧力差によって液体Ｂが駆動され、液体Ｂの移動に伴って液体Ａが直接送液されるものであれば任意である。そのため、この発明では液体Ｂは駆動液体を構成する。
液体Ａは液体Ｂにより押されて送液される位置にあってもよく、吸引されて送液される位置にあってもよく、或いは両側を液体Ｂに挟まれていても良い。流路中に複数の液体Ａが液体Ｂを挟んで配されていることも、多数高速処理の観点から好ましい。
液体Ｂの駆動方法は任意で有る。但し、本発明に於いては、液体Ｂは非磁性流体であり磁性流体を外部磁力で駆動する方法は除く。駆動方法は、例えば圧力差、即ち加圧または減圧により駆動する方法、超音波や振動による駆動等を挙げることができる。圧力差による駆動は、例えばマイクロ流体デバイス外の定量ポンプによる液体Ｂの圧入または吸引、圧力制御によるマイクロ流体デバイス外からの液体Ｂの加圧または減圧、マイクロ流体デバイス内に設けられたポンプによる液体Ｂの加圧または減圧、マイクロ流体デバイス内に設けられたタンク中の加圧気体や減圧気体による液体Ｂの加圧または減圧等であり得る。
【００１１】
本発明の別の送液方法として、液体Ｂは、必要に応じて液体Ｂと直列に配した第３の液体Ｃによって駆動してもよい。この場合、液体Ｂは中間液体を構成し、液体Ｃは作動液体を構成する。
本発明では、液体Ｃが液体Ｂを押動するまたは吸引することによって液体Ｂを駆動し、液体Ａを間接的に送液する。液体Ｃは、液体Ｂの液体Ａとの接触界面とは反対の界面側に直接接触させるか、他の液体を介して接触させる。この時、液体Ｂと液体Ｃの接触部の位置は任意であり、マイクロ流体デバイスの流路内であっても、マイクロ流体デバイスの注入口内であっても、例えば流路に接続された接続配管などのマイクロ流体デバイス外であっても良いが、マイクロ流体デバイスの流路内またはマイクロ流体デバイスの注入口内であることが好ましい。この時、液体Ｂの量は任意であり、液体Ａと液体Ｃを隔てることが出来れば極微少量であって良く、例えば流路中の充填長さが流路幅の１〜１０倍程度であっても良いが、注入の容易な適量を使用できる。
液体Ｃを液体Ｂに接して直列に配する方法は任意であり、液体Ｂを液体Ａに接して直列に配する方法として下記の実施例等で例示した方法を採用することが出来る。液体Ｃの駆動方法も任意であり、例えば上記の液体Ｂに対して適用できる駆動方法を採用できるが、その他に、例えば液体Ｃとして水系液体を使用し、これを電気浸透流によって駆動する方法なども使用することも出来る。
液体Ｃは任意である。液体Ｂと非混和性であることが好ましいが、混和性であっても使用可能である。マイクロ流体デバイスの使用時間内に液体Ｂと完全に混和して液体Ａに接し、液体Ａを汚染するなどの影響を及ぼすことが無ければよい。液体Ｃの粘度は、液体Ｂの場合と同様であるが、液体Ｂと液体Ｃの接触部がマイクロ流体デバイス外である場合には、液体Ｃは径の大きな配管内を流れるのみであるので、好ましく使用できる粘度範囲が広くなり、０．１〜１００００ｍＰａＳが好ましい。液体Ｃとしては、水系液体、特に水であることが、汚染性、有毒性等の面で取り扱い性が良く好ましい。このように、液体Ｃを用い、これを駆動して間接的に液体Ａを送液する方法は、駆動用の液体Ｃの選択範囲が広がり、注入口への配管接続の際の注入口付近の汚染の心配が無くなり、取り扱い性の良い水などを使用できるため好ましい。
【００１２】
本発明で使用するマイクロ液体デバイスの形状は任意であり、用途、目的に応じた形状とすることが出来る。例えば塊状、板状、シート状（フィルム状、リボン状、ベルト状を含む）、繊維状（中空繊維状）等であり得るし、これらの複合構造、例えば液体Ａが配された流路部分が板状であり、液体Ｂが配された流路部分が中空糸状である構造などであり得る。マイクロ流体デバイスが微小ケミカルデバイスである場合には、板状またはシート状であることが好ましい。
流路の形状は任意である。流路の長さ方向の形状は、例えば直線、曲線、渦巻き、ジグザグ、その他の線状；樹枝状、櫛型、放射状、網状などの分岐状；円形や矩形などの面状；バルブ機構や膜分離機構などの機構の一部となる構造、これらの連結された形状等であり得る。流路はマイクロ液体デバイスの外部に開口していても良く、配管や他のデバイスと接続されていても良く、外部に開口せずに、マイクロ液体デバイス内に設けられた機構、例えば貯液槽、廃液溜め、加圧槽、減圧槽等に連絡していても良い。
流路の断面形状も任意であり、矩形（角の丸められた矩形を含む）、台形、円形、半円形、スリット状、その他の複雑な形状であり得る。流路の断面寸法は、幅と高さがそれぞれ好ましくは１μｍ〜５００μｍ、更に好ましくは３μｍ〜３００μｍである。また、断面積は、好ましくは１μｍ^２〜０．３ｍｍ^２、更に好ましくは１０μｍ^２〜０．１ｍｍ^２である。
これらの寸法未満では液体Ａの移送が困難となる。また、これらの寸法を超えると流路中の液体Ａの量が多くなり本発明の効果が減じる。なお、上記の断面形状や断面寸法は、液体Ａが送液される部分の形状、寸法であり、その他の部分、例えば廃液タンク等については任意である。
【００１３】
本発明においては、マイクロ流体デバイス内の流路が異なる温度にそれぞれ設定された複数の温度領域（温調領域部）にまたがって形成されており、これらの温度領域の流路を液体Ａが通過するようにした送液方法であることが好ましく、異なる温度領域を通過させることによって液体Ａが化学反応を行う送液方法であることが好ましく、特にポリメラーゼ連鎖反応（ピー・シー・アール：ＰＣＲ）を行う送液方法であることが、有用であり好ましい。
また、本発明においては、マイクロ流体デバイスがマイクロノズルであり、液体Ａがマイクロノズルから吐出させるべき液体であることが有用であり好ましい。この場合、マイクロノズルとして、それぞれ注入口と吐出口を有する互いに独立した複数の毛細管状の流路を有するものを使用し、各注入口にそれぞれ液体Ａを注入し、必要に応じてその上に液体Ｂを注入し、更に必要に応じてその上に液体Ｃを注入する送液方法であり、しかも注入口には供給源から分岐した複数の接続配管を接続し、接続配管の供給源において液体Ｂまたは液体Ｃを駆動し、接続配管が接続された複数の流路のそれぞれにおいて、液体Ａを送液して吐出口から吐出させる送液方法であることが好ましい。
これらの方法において、分岐した接続配管の供給源において駆動用の液体Ｂまたは作動用の液体Ｃを駆動する方法は任意であり、例えばピエゾポンプの使用、ピエゾ素子による流路容積の減少、定量ポンプによる吐出、気体などによる加圧などであり得るが、ＤＮＡマイクロアレイなどの製造にスポッタとして使用する場合には、ピエゾポンプによるパルス的な加圧、またはピエゾ素子による流路容積の瞬間的な減少であることが好ましい。上記のような送液方法により、溶液Ａが少量であってもマイクロノズルへの注入が容易となり、且つ１つの駆動機構で複数の吐出口でのスポッテイングが可能となる。
【００１４】
【実施例】
以下、本発明の実施例について添付図面により説明する。
図１及び図２は第一実施例によるマイクロ流体デバイスを示すもので、図１はその平面図、図２は図１のＡ−Ａ線縦断面図である。
図に示すマイクロ流体デバイスＤａは化学反応、例えばポリメラーゼ連鎖反応を行う送液方法に用いるものである。このデバイスＤａは、例えばポリスチレン製の基材１上に組成物からなる第一塗膜２と第二塗膜３を順次積層して部材Ｍを形成し、第二塗膜３には液体の流路４を形成するために上下面に貫通する溝を平面視で蛇行して折り曲げた形状に形成する。また例えばポリスチレン製の板６上に第三塗膜５を積層して部材Ｎを形成する。そして部材Ｍの第二塗膜３に部材Ｎの第三塗膜５を密着させて固着させることで一体化させ、第二塗膜３に設けた溝の上下面を密閉させて毛細管状の流路４を形成する。
そしてマイクロ流体デバイスＤａの部材Ｎについて、板６と第三塗膜５を貫通する二つの孔部を形成してそれぞれ流路４の両端部と連通させる。一方の孔部に円筒部を嵌挿して注入口７とし、他方の孔部にも円筒部を嵌挿して吐出口８とする。これによって流路４は注入口７と吐出口８によって大気に連通する構成となる。図１に示すマイクロ流体デバイスＤａ内で蛇行して形成された流路４は、略直線状の多数の流路部４ａが互いに平行に配列されると共に各流路部４ａは両端で湾曲または屈曲することで隣接する他の流路部４ａと接続されて全体で１本の流路を構成している。
【００１５】
そして図１に示す平面視で、流路４は直線状の流路部４ａに直交する方向の複数、例えば三つの温調領域部α、β、γに仕切られており、各温調領域部において流路４はそれぞれ異なる温度、例えば第一の温調領域部αで９５℃、第二の温調領域部βで７５℃、第三の温調領域部γで４５℃に制御されている。そのため、注入口７から供給された例えばＰＣＲ反応原液等の試料液体Ａは流路４内を移動する過程で第一の温調領域部α、第二の温調領域部β、第三の温調領域部γを順次繰り返して通過することで温度制御され、ポリメラーゼ連鎖反応（ＰＣＲ）を行うことになる。
これらの温度調節を行う手段として例えば表面温度を各温度に設定した温度調節ステージ（図示せず）をマイクロ流体デバイスＤａの基板１の下面に密着させて配置してもよく、各温度調節ステージはそれぞれ図１に示す第一の温調領域部α、第二の温調領域部β、第三の温調領域部γと重なる位置に設置するとよい。
【００１６】
本実施例によるマイクロ流体デバイスＤａは上述の構成を有しており、次にこのデバイスＤａの送液方法について説明する。
先ず第一の送液方法として、マイクロ流体デバイスＤａの注入口７にＤＮＡを含むＰＣＲ用反応溶液を液体Ａ（試料液体）としてマイクロシリンジを用いて注入する。このとき液体Ａの注入量は任意である。液体Ａの注入量が比較的多い場合には、液体Ａは注入口７内に十分な量が残存し、接続配管管９を注入口７に接続する際に気泡の混入を避けることが出来る。一方、注入する液体Ａが極微量の場合には、注入された液体Ａは、流路の表面が親水性で有る場合には、毛細管現象で大部分又は全ての液体Ａが流路４に入り込み、注入口７に残存する量がほとんど又は全く無くなる場合がある。このような場合には、後述のように液体Ｂを注入口７に適量注入した後、接続配管９を接続することで、気泡の混入を避けることが出来る。
尚、液体Ａの注入完了状態で液体Ａが流路４に入り込む量は任意である。液体Ａの全量が流路４に入り込んでも良いし、液体Ａの一部が流路４を充填し、残余が注入口７に残留していても良い。　次に図２に示すように他端にマイクロシリンジポンプ（図示せず）を装着した接続配管９の先端を注入口７内に嵌挿させ、マイクロシリンジポンプを駆動させて液体Ｂ（駆動液体）として液体Ａと非相溶性のミネラルオイル等を注入口７から気泡を混入させないように充填する。前述のように、注入口７内の液体Ａの残留量が少ない場合には、接続配管９の注入口７への嵌挿に先立って、マイクロシリンジを用いて、或いはマイクロシリンジポンプを一時的に作動させて接続配管９から注入口７内に液体Ｂを注入することによって、気泡の混入を防止できる。
これによって液体Ａは液体Ｂで押されて流路４内を一定速度で送液され、三つの温調領域部α、β、γを順次通過することで温度履歴を受ける。そして液体Ａは流出口８からＤＮＡが増幅された反応溶液として採取される。
次に第二の送液方法について説明する。液体Ａを注入口７から供給した後に例えばマイクロシリンジを用いてミネラルオイル等の非相溶性の液体Ｂ（中間液体）を注入口７に注入し、次いで接続配管９を接続して蒸留水等の液体Ｃ（作動液体）を供給する。その際、液体Ａ，Ｂ，Ｃ間に気泡を混入しないように液体Ｂの注入量を調節する。また液体Ｃは好ましくは液体Ｂと非相溶性の液体を用いるとよいが、相溶性であってもよく、或いは液体Ａと同質の液体でもよい。
そして液体Ｃをマイクロシリンジポンプで加圧して注入口７へ充填することで液体Ａを流路４内を送液させることができる。
【００１７】
上述のように本実施例によれば、液体Ａが流路４内の容積のほんの一部だけにすぎない極少量であっても、所定の流速で直接または間接的に流路４内を送液してポリメラーゼ連鎖反応等の反応や処理を行うことができ、しかも液体Ａを送液する駆動用の液体Ｂまたは液体Ｃは液体Ａと混和することがない上に、従来の送液方法と相違して気体でなく液体Ｂ，Ｃで駆動させるために温度変化による熱膨張差や熱収縮差が小さく気泡を混入することもなく、送液量の変動を抑制して所望の速度で精度良く送液できる。
【００１８】
尚、本実施例のように液体Ａを加熱する送液方法にあっては、液体Ｂ，Ｃや液体Ｂはオイル等の沸点の高い液体であることが好ましいが、マイクロ流体デバイスＤａをろ過処理に用いる場合には常温で行われるために水等でよく、格別沸点の高い液体である必要はない。
また上述の実施例では液体Ｂ，Ｃを加圧することによって液体Ａを流路４内を移動させるようにしたが、これとは逆に液体Ａに対して流出口８側に液体Ｂを接触状態で配設し、或いは液体Ｂを介して液体Ｃを配設して減圧することで液体Ａを吸引して送液させて、流出口８から採取するようにしてもよい。この場合には予め流路４に液体Ｂ又は液体Ｃを充填しておき、注入口に液体Ａを注入する方法で、各液体を配置することが出来る。
【００１９】
次に本発明の第二実施例を図３乃至図５により説明する。
図３及び図４に示すマイクロ流体デバイスＤｂはマイクロノズルまたはスポッタとして用いるものである。図において、マイクロ流体デバイスＤｂは、例えばシート状の第一部材１１、第二部材１２、第三部材１３が積層されて構成されている。
第三部材１３にはその上下面を貫通する孔状の注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄが所定間隔をおいて穿孔されており、図３に示す例では平面視で正方形の各角部に相当する位置に設けられている。第一部材１１にはその上下面を貫通する孔状の吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄが所定間隔をおいて穿孔されており、図３に示す例では一列に配列されている。しかも各吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄは１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄよりも小径に形成されている。そして第二部材１２にその上下面を貫通する溝状の流路１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄがそれぞれ互いに連通することなく個別に仕切られて形成されており、各流路１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄの両端にはそれぞれ注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄと吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄとが連通して形成されて四本の独立した流路を構成している。
【００２０】
本実施例によるマイクロ流体デバイスＤｂは上述の構成を有しており、次にこのデバイスＤｂの送液方法について説明する。
先ず第一の送液方法として、マイクロ流体デバイスＤｂの第一部材１１を、吐出口１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄと重ならない位置に置かれたスペーサ１７を介して塗布対象物１８に当接させ、各吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄを塗布対象物１８の面にスペーサ１７の厚みだけの間隔をあけて対向させる（図５参照）。そしてマイクロ流体デバイスＤｂの各注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄにＤＮＡを含む混合溶液を液体Ａとして例えば図示しないマイクロシリンジを用いて注入する。尚、本例では液体Ａの注入完了状態で液体Ａは各流路１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ内の一部にのみ充填しており、残余の液体Ａは注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄ内に残留しているものとする。
次に図４に示すように他端にピエゾポンプ１９を装着した配管２０を途中から分岐させた各接続配管２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、２０ｄの先端を各注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄ内に嵌挿させ、ピエゾポンプ１９を駆動させて液体Ｂとして液体Ａと非相溶性のミネラルオイル等を各注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄから気泡を混入させないように充填する。液体Ａの注入量が少なく、注入口１４ａ，１４ｂ，１４ｃ，１４ｄ内の残留量が少ない場合には、各注入口にミネラルオイル等の液体Ｂを適量注入し、その後接続配管を接続することで気泡の混入を防止できる。
これによって液体Ａは液体Ｂで押されて各流路１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ内を一定速度で送液され、図５（ａ）に示すように各吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄから液体Ａが吐出されて塗布対象物１８の面に付着する。このとき、液体Ａは表面張力で略半球状に盛り上がって塗布対象物１８の面に接触して付着する。そしてマイクロ流体デバイスＤｂを離間させると、液体Ａは塗布対象物１８の面に四つの半球状のスポットｓとしてスポッティングされることになる。
【００２１】
また第二の送液方法として、上述の第一実施例と同様に液体Ａを各注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄから供給した後にマイクロシリンジを用いてミネラルオイル等の非相溶性の液体を液体Ｂとして注入し、次いで各接続配管２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、２０ｄを接続して蒸留水等の液体Ｃを供給する。これによって液体Ａは液体Ｂを介して液体Ｃで押されて各流路１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ内を一定速度で送液され、各吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄから吐出されて塗布対象物１８の面に半球状のスポットｓとして付着させることができる。
上述のように本実施例によれば、極少量の液体Ａを精密にスポッティングすることができる。
【００２２】
以下、本発明をより具体化した実施例１、２，３，４及び比較例１，２を用いて更に詳しく説明するが、本発明は以下の実施例１，２，３，４の範囲に限定されるものではない。なお、以下の実施例１，２，３，４及び比較例１，２における「部」は「質量部」を表す。
また各実施例の説明に先立って各部材の製作や試験に共通する、エネルギー線照射装置と照射方法、エネルギー線硬化性組成物（ｉ）の調製方法、マイクロ流体デバイスの製法、配管９，２０の製作手順について説明する。
［エネルギー線照射装置］
２００ｗメタルハライドランプが組み込まれたウシオ電機株式会社製のマルチライト２００型露光装置用光源ユニットを用い、３６５ｎｍにおける強度が５０ｍｗ／ｃｍ^２の紫外線を窒素雰囲気下で照射した。
［製造例１］
〔エネルギー線硬化性組成物（ｉ）の調製〕
活性エネルギー線架橋重合性化合物として、平均分子量約２０００の３官能ウレタンアクリレートオリゴマー（大日本インキ化学工業株式会社製の「ユニディックＶ−４２６３」）を６０部、及び１，６−ヘキサンジオールジアクリレート（第一工業製薬株式会社製の「ニューフロンティアＨＤＤＡ」）を２０部、ノニルフェノキシポリエチレングリコール（ｎ＝１７）アクリレート（第一工業製薬株式会社製の「Ｎ−１７７Ｅ」；両親媒性の単量体）を２０部、光重合開始剤として１−ヒドロキシシクロヘキシルフェニルケトン（チバガイギー社製の「イルガキュア１８４」）を５部、及び重合遅延剤として２，４−ジフェニル−４−メチル−１−ペンテン（関東化学株式会社製）０．１部を均一に混合して組成物（ｉ）を調製した。
【００２３】
〔マイクロ流体デバイスＤａの作製〕
基材１としてポリスチレン（大日本インキ化学工業社製の「ディックスチレンＸＣ−５２０」）製の５ｃｍ×５ｃｍ×１ｍｍの板を用い、これに１２７μｍのバーコーターを用いて組成物（ｉ）を塗布し、紫外線を３秒間照射して、第一塗膜２を半硬化させた。
この半硬化の第一塗膜２の上に、１２７μｍのバーコーターを用いて組成物（ｉ）を塗布し、フォトマスクを使用して、図１に示された、蛇行状に折りたたまれた形状の流路４となる部分以外の部分に、紫外線を３秒間照射して、照射部分の第二塗膜３を半硬化させた後、５０％エタノール水溶液にて第二塗膜３の未照射部の未硬化の組成物（ｉ）を洗浄除去し、流路４となる溝が形成された部材Ｍを作製した。
一方、前記と同じポリスチレン製の５ｃｍ×５ｃｍ×１ｍｍの板６に１２７μｍのバーコーターを用いて組成物（ｉ）を塗布し、紫外線をフォトマスク無しで３秒間照射し、第三塗膜５を半硬化させ、部材Ｎとした。
次いで、部材Ｎの半硬化状態の第三塗膜５を部材Ｍの第二塗膜３と密着させて、紫外線を更に３０秒間照射し、部材Ｍの第二塗膜３に部材Ｎを接着し、溝を毛細管状の流路４と成し、幅１５０μｍ、深さ１００μｍ、長さ１．５ｍ（流路断面積１５００μｍ^２、流路の全容積２２．５ｍｍ^３）の流路４を形成した。
【００２４】
〔注入口の形成〕
部材Ｎの、流路４の両端部に相当する位置に、３ｍｍのドリルにてそれぞれ孔を穿ち、その部分に内径２ｍｍ、外径３ｍｍ、高さ８ｍｍの軟質塩化ビニル製の円筒を挿入して接着し、注入口７及び流出口８を形成し、図１及び図２に示された形状のマイクロ流体デバイス［Ｄａ１］を得た。
〔接続配管の作製〕
一方、、先端部の外径が２ｍｍ、根本の外径が２．５ｍｍ、長さ６ｍｍ、内径が０．５ｍｍのテーパー状のホース口を、内径２ｍｍ、外径３ｍｍの軟質塩化ビニルチューブの先端に取り付けた接続配管９を作製した。
【００２５】
［実施例１］
〔反応溶液の調製〕
鋳型プラスミドＤＮＡ：４．０ｍｍ^３、ポリメラーゼ［宝酒造株式会社製「ＴａＫａＲａ　Ｅｘ　Ｔａｑ　ＴＭ」］：２．０ｍｍ^３、緩衝液［宝酒造株式会社製「１０Ｘ　ＥｘＴａｑ　ＴＭ　Ｂｕｆｆｅｒ」］：８．０ｍｍ^３、基質　［宝酒造株式会社製「ｄＮＴＰ　Ｍｉｘｔｕｒｅ　（２．５ｍＭ　ｅａｃｈ）」］：６．４ｍｍ^３、プライマー［宝酒造株式会社製「Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｉｎ−Ｌａｂｅｌｅｄ　Ｐｒｉｍｅｒ　Ｍ４　（１ｐｍｏｌ／ｍｍ^３）」］：２０ｍｍ^３、プライマー［宝酒造株式会社製「Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｉｎ−Ｌａｂｅｌｅｄ　Ｐｒｉｍｅｒ　ＲＶ−Ｍ　（１ｐｍｏｌ／ｍｍ^３）」］：２０ｍｍ^３、及び滅菌蒸留水：１９．６ｍｍ^３を混合して、ＰＣＲ用の反応溶液を調製した。
【００２６】
〔ＰＣＲ試験〕
製造例１で作製したマイクロ流体デバイス［Ｄａ１］を注入口７を上にして、図１に示された第一の温調領域部α、第二の温調領域部β、第三の温調領域部γの底面に、それぞれ９５℃、７５℃、４５℃に温調した真鍮製の温調ステージ（図示せず）を密着させて載置した。そして、注入口７と流出口８の部分に孔を開けた厚さ３ｍｍの透明アクリル板（図示せず）を、マイクロ流体デバイス［Ｄａ１］の上面に約１ｍｍの間隙をあけて乗せた。
マイクロ流体デバイス［Ｄａ１］の注入口７に、液体Ａとして１０ｍｍ^３、即ち、マイクロ流体デバイス［Ｄａ１］の全長１５０ｃｍの流路中の６７ｃｍに充填される量の反応溶液をマイクロシリンジを用いて注入したところ、反応溶液は注入口７に残留した。次いで、液体Ｂとしてミネラルオイル（和光純薬製）をマイクロシリンジを用いて注入口７一杯に注入し、注入口７に、液体Ｂとして同じミネラルオイルを充填した接続配管９を、気泡が混入しないように注意しながら押し込んで接続した。
接続配管９の他端をマイクロシリンジポンプ（サイエンティフィック社製ＩＣ−３２１０Ｐ型）（図示せず）に接続し、マイクロシリンジポンプを駆動して液体Ｂとしてミネラルオイルを１ｍｍ^３／分の一定速度で導入したところ、液体Ａは液体Ｂにより押されて、流路４内を一定速度で送液され、前記の各温調領域部α、β、γを順次通過することによって温度履歴を受けた後、流出口８から流出した。流出口８より流出した反応溶液を採取し、電気泳動分析装置（日立電子エンジニヤリング製、ＳＶ１１００型）にかけたところ、ＤＮＡが増幅されていることが確認された。
【００２７】
［実施例２］
液体Ａを注入した後に、液体Ｂとして５ｍｍ^３（即ち、マイクロ流体デバイス［Ｄａ１］の流路中の３４ｃｍに充填される量）のミネラルオイル（和光純薬製）を注入口７に注入したこと、さらにその上に、液体Ｃとして蒸留水をマイクロシリンジを用いて注入口７一杯まで注入したこと、注入口７に、液体Ｃとして蒸留水を充填した接続配管９を接続したこと、及びシリンジポンプから液体Ｃとして蒸留水を導入したこと以外は実施例１と同様の送液試験を行い、実施例１と同様の結果を得た。
［比較例１］
液体Ｂを使用せず、その代わりに流路４中での長さが約５ｃｍの空気（気泡）を間に挟んで、液体Ｃとして水を使用して駆動したこと以外は実施例２と同様の試験を行ったところ、気泡の長さが不規則に変動し、それに伴って液体Ａの移送速度も変動する様子が観察された。また、得られたＤＮＡの濃度は実施例２の約１／１０であった。
【００２８】
［製造例２］
バーコーターの代わりにスピンコーターを用いて組成物（ｉ）を塗布したこと、フォトマスクのパターン寸法が異なること以外は、製造例１と同様にして、流路４が、幅１３μｍ、深さ８μｍ、長さ１．５ｍ（流路断面積１０４μｍ^２、流路４の全容積０．１５６ｍｍ^３）であること以外は、マイクロ流体デバイス［Ｄａ１］と同様のＰＣＲ用のマイクロ流体デバイス［Ｄａ２］を形成した。
［実施例３］
液体Ａの注入量が０．１ｍｍ^３であること、マイクロシリンジポンプの吐出量が０．００７ｍｍ^３／分であること以外は実施例１と同様の試験を行い、実施例１と同様の結果を得た。
［比較例２］
液体Ｂを使用せず、その代わりに圧力空気の配管を接続して、圧力空気で駆動したこと以外は実施例３と同様の試験を行ったところ、液体Ａが注入口から流路４に入り、流路４中の液体Ａの充填長さが増すに従い移送速度が低下し、また、液体Ａの一部が流出口から流出するに伴って流路４中に残った液体Ａの移送速度が速くなり、一定速度で移送出来なかった。さらに、流路４中の液体Ａの平均滞留時間を実施例３と同じにしたところ、得られたＤＮＡの濃度は実施例２の約１／３であった。
【００２９】
［製造例３］
〔エネルギー線硬化性組成物（ｉ）の調製〕
製造例１で調製したエネルギー線硬化性組成物（ｉ）を用いた。
〔エネルギー線硬化性組成物（ｉｉ）の調製〕
エネルギー線硬化性化合物として、３官能ウレタンアクリレートオリゴマー（大日本インキ化学工業株式会社製の「ユニディックＶ４２６３」）１０部、及びジシクロペンタニルジアクリレート（日本化薬株式会社製の「Ｒ−６８４」）９０部、重合遅延剤として２，４−ジフェニル−４−メチル−１−ペンテン（関東化学社製）を０．５部、及び紫外線重合開始剤として１−ヒドロキシシクロヘキシルフェニルケトン（チバガイギー社製の「イルガキュアー１８４」）５部を混合して、組成物（ｉｉ）を調製した。
〔第一部材１１の作製〕
一時的な支持体（図示せず）として、ポリプロピレン二軸延伸シート（二村化学社製の「ＦＯＲ」；厚さ３０μｍ；片面コロナ処理）を用い、このコロナ処理面に、５０μｍのバーコーターを用いて組成物（ｉｉ）を塗布し、フォトマスクを使用して、吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄと成す部分以外の部分に紫外線を３秒間照射して、流動性を喪失した半硬化状態の塗膜と成し、非照射部分の未硬化の組成物（ｉ）を、５０％エタノール水溶液に浸漬して５秒間の超音波線状により除去し、図３及び図４に示された、直径１００μｍ、中心間距離３００μｍの４つの吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄとなる孔が形成された厚さ３５μｍの半硬化塗膜状の第一部材１１を一時的な支持体（図示せず）上に形成した。
【００３０】
〔第二部材１２（Ｑ）の作製〕
別途、５０μｍのバーコーターの代わりに１２５μｍのバーコーターを使用したこと、組成物（ｉｉ）の代わりに組成物（ｉ）を用いたこと、非露光部のパターンが、図３及び図４に示された流路１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄを形成する部分であること以外は上と同様にして、一時的な支持体（図示せず）の上に組成物（ｉｉ）の硬化物で形成された、厚さ約１０５μｍの半硬化塗膜状の第二部材１２を一時的な支持体（図示せず）上に形成した。　第二部材１２に形成された４本の流路１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄとなる欠損部は各、幅１５０μｍ、長さ約７ｍｍである。
〔第三部材１３の作製〕
また別途、ポリスチレン（大日本インキ化学工業社製の「ディックスチレン　ＸＣ−５２０」）製の３ｃｍ×３ｃｍ×３ｍｍの板（図示せず）に、１辺が１ｃｍの正方形の頂点となる位置に、ドリルを用いて直径２ｍｍの注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄとなる孔を穿ち、第三部材１３とした。
【００３１】
〔第一乃至第三部材１１，１２，１３の接着〕
第一部材１１の各孔状の欠損部に第二部材１２の流路となる欠損部の一端部の位置を合わせて密着させ、第二部材１２側から紫外線を７秒間照射して、これらの部材の硬化を進め、２つの部材１１、１２を接着した。そして、第二部材１２から一時的な支持体（図示せず）を剥離した。
次いで、第三部材１３に、接着剤として組成物（ｉ）の１０％２−ブタノン（東京化成）溶液をスピンコートし、４０℃にて温風乾燥した後、紫外線を３秒間照射して、接着剤層を半硬化させ、第三部材１３の各注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄとなる孔を第二部材１２の流路１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄとなる欠損部の端部に合わせて密着させ、紫外線を６０秒間照射して、接着剤及び各部材の硬化を進めると同時に各部材を接着した。その後、第一部材１１から一時的な支持体を剥離除去し、第一部材１１と第二部材１２の、第三部材１３からはみ出した部分を切除し、図３及び図４に示された形状のマイクロノズル［Ｄｂ１］を作製した。
即ち、このマイクロノズル［Ｄｂ１］は、中心間距離３００μｍで一列に直径１００μｍの４つの吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄが形成されており、各吐出口には幅１５０μｍ、深さ１０５μｍの流路１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄが接続され、各流路の他端には、直径２ｍｍ、深さ３ｍｍの注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄが形成されている。
更に、このマイクロノズル［Ｄｂ１］の第一部材１１の中心部に、直径５ｍｍの固定用の真鍮棒（図示せず）をエポキシ接着剤にて垂直に接着した。
〔接続配管の作製〕
一方、製造例１の接続配管９と同様にして、一方の端が４本に分岐しており、その各先端にホース口が取り付けられていること以外は、接続配管９と同様の接続配管２０を作製した。
【００３２】
［実施例３］
マイクロノズル［Ｄｂ１］の各注入口１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄに、アミノ基を有する蛍光標識ＤＮＡ断片［エスペックオリゴサービス社製、５’−Ｃ６アミノ基−３’−ＦＩＴＣ−２６塩基オリゴヌクレオチド）とマイクロスポッティングソルーション［テレケムインターナショナル社（Ｔｅｌｅ　Ｃｈｅｍ　Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ　Ｉｎｃ．）製］の１／１混合溶液を液体Ａとしてマイクロシリンジを用いて５ｍｍ^３注入し、その上に液体Ｂとしてマイクロシリンジを用いてミネラルオイルを注入口一杯に満たし、各注入口に液体Ｂとしてミネラルオイルが充填された配管２０の各分岐した先端を押し込んで接続し、供給源である配管２０の基端側部分を液体Ｂとしてミネラルオイルが入ったピエゾポプ１９（日本計器製作所）に接続した。
スポッティング用基板として２５ｍｍ×７５ｍｍ、厚み１ｍｍのアルデヒド基固定スライドグラス［テレケム　インターナショナル社（Ｔｅｌｅ　Ｃｈｅｍ　Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ　Ｉｎｃ．）社製、オーガノアルデヒドＳＭＡ］を用い、これを上下方向に可動な台座の上に水平に置き、固定したマイクロノズル［Ｄｂ１］の底面である第一部材１１面へ上昇させ、厚み５０μｍのアルミ箔断片製のスペーサ１７を介して当接させることによって、約５０μｍ離れた位置に設置した。
次いで、ピエゾポンプ１９から液体Ｂとしてミネラルオイルをパルス状に０．１５ｍｍ^３（設定値）吐出したところ、マイクロノズル［Ｄｂ１］の各吐出口１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄからＤＮＡ溶液が液体Ａとして吐出されて、マイクロノズル［Ｄｂ１］の吐出口形成面である第一部材１１と塗布対象物１８を橋渡しする形状に塗布対象物１８の表面に付着した。
次いで、台座を下降させてスライドグラスをマイクロノズル［Ｄｂ１］から離し、塗布対象物１８の表面に半球状に塗布された４つのＤＮＡ溶液をヘアドライヤーを用いて熱風乾燥した。蛍光顕微鏡（オリンパス製）で観察したところ、直径約６００μｍの４個の蛍光スポットが観察された。
［実施例４］
接続配管２０及びピエゾポンプ１９に液体Ｃとして蒸留水を充填したこと以外は実施例３と同様の試験を行い、実施例３と同様の結果を得た。
【００３３】
【発明の効果】
上述のように本発明によるマイクロ流体デバイスの送液方法は、極少量の液体を気泡が混入することなくマイクロ流体デバイス中の流路中で送液することが出来る。また、流路の各部で温度が異なる場合などにも、所定の流速で不都合なく送液することが出来る。さらに、大気に解放された注入口から試料を導入するという取り扱いの簡単な試料導入方法においても、気泡の混入無く試料となる液体を導入して送液可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第一実施例によるマイクロ流体デバイスの平面図である。
【図２】図１に示すマイクロ流体デバイスのＡ−Ａ線縦断面図である。
【図３】本発明の第二実施例によるマイクロ流体デバイスの平面図である。
【図４】図３に示すマイクロ流体デバイスの側面図である。
【図５】第二実施例によるマイクロ流体デバイスを用いたスポッティング工程を示す図であり、（ａ）はスポッティング時の吐出口付近の拡大断面図、（ｂ）はマイクロ流体デバイスを離した状態でのスポットを示す図である。
【符号の説明】
Ｄａ、Ｄｂ　マイクロ流体デバイス
４、１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ　流路
７　注入口
８　流出口
９、２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、２０ｄ　接続配管
１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄ　注入口
１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄ　吐出口
２０　配管
α　第一の温調領域部
β　第二の温調領域部
γ　第三の温調領域部[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a method for feeding a liquid in a capillary channel formed in a microfluidic device, and more particularly to a method for feeding a microfluidic device for sending a very small amount of liquid.
[0002]
[Prior art]
Microfluidic devices having capillary channels are also referred to as microfluidic devices, microfabricated devices, lab-on-a-chip, or micro-total analytical systems (μ-TAS) In the path from inflow to outflow of the fluid, control of the mechanism of the fluid undergoing temperature change, the mechanism of concentration adjustment, the mechanism of undergoing a chemical reaction, the flow rate of the flow, the flow branching, the mixing or the separation, etc. This is a device having a capillary channel provided with a mechanism for receiving electric or optical measurements.
A microfluidic device is, for example, a microchemical device, that is, a microdevice for chemical and biochemical reactions (microreactor) in which structures such as microchannels and reaction vessels are formed; a membrane filtration device, a dialysis device, and degassing. -Chemical / physicochemical processing devices such as suction devices and extraction devices; can be used for microanalysis devices such as DNA analysis devices, immunoanalysis devices, electrophoresis devices, chromatography, gas analysis devices, and water quality analysis devices. Further, the present invention can be used for a nozzle for manufacturing a microarray such as a DNA chip and an apparatus incorporating the nozzle.
As such a microfluidic device, for example, JP-A-2000-246092 and JP-A-2000-246805 are disclosed. Since a microfluidic device uses a capillary channel, it can perform a chemical reaction, a physicochemical treatment such as separation, an analysis such as detection, and the like with a very small amount of a solution on the order of microliter or less. Therefore, it is expected that the amount of used sample and the amount of used reagent can be reduced. However, introducing such an extremely small amount of sample into the microfluidic device or sending the flow through the flow path in the microfluidic device is particularly difficult when the sample amount is smaller than the flow path volume in the microfluidic device. It was quite difficult.
As a method for flowing a fluid through a capillary channel formed in a microfluidic device, a method using a gas such as air or a pressure difference using an external driving means such as a syringe pump, a diaphragm pump formed inside a microfluidic device Method by pressure difference using internal driving means such as gear and gear pump, method of driving fluid in flow path by asymmetrical waveform vibration and ultrasonic wave, and direct movement of fluid by electroosmotic flow when fluid is aqueous liquid There are known methods for causing them to do so.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the case of the method using the electroosmotic flow, the liquid to be sent needs to be filled with an amount that always connects the two electrodes, and a very small amount of the liquid is present only in a part of the flow path. If not, it could not be used.
When the amount of liquid is small, it is not possible to send liquid in only one direction, but it is not possible to send it through a flow path with a complicated shape if the amount of liquid is small. Met.
In the case of driving by pushing or suction using an external pump such as a syringe pump or a gear pump, the amount of liquid needs to be sufficient to fill a pipe or a pump. Also, when the liquid needs to be filled for it to function, such as an internal pump provided inside the microfluidic device, the liquid must satisfy this mechanism during the liquid sending period .
In the case of driving by a pressure difference with a gas of constant pressure as the driving force, the liquid is pushed by the pressure difference through the gas even if the amount of liquid is insufficient to fill the piping or pump. The liquid can be transferred by sucking or sucking. However, when a mechanism that generates a large pressure loss is provided in the middle of the flow path, for example, a porous membrane, a problem that the flow velocity largely changes before and after the liquid passes through a portion having a large pressure loss. There is. In addition, when the temperature is different in a plurality of regions in the flow path, for example, it is not possible to flow each temperature portion of the flow path for a predetermined residence time due to expansion and contraction of gas, and the flow rate becomes inaccurate. Had occurred.
Such a problem is caused not only when the liquid is supplied by pressurized or depressurized gas, but also when the liquid is supplied by pressurized or depressurized liquid, when the liquid to be supplied and the liquid for driving are mixed or contaminated. To avoid this, the same problem as described above occurs when the liquid is driven with a gas (bubbles closing the flow path; hereinafter, simply referred to as bubbles) interposed between the two liquids. This is the same not only in the case of driving with a gas or a liquid having a constant pressure, but also in the case of pushing or sucking with a fixed amount pump such as a syringe pump or a gear pump. In particular, when a very small amount of sample liquid is injected into the injection port opened to the atmosphere and a pipe is connected thereto, a situation in which a gas intervenes between the two liquids tends to occur.
[0004]
The present invention has been made in view of such circumstances, even when a sample liquid is present in a very small amount such that it is present only in a part of the flow path, or when a mechanism that causes a large pressure loss is provided, It is an object of the present invention to provide a liquid supply method for a microfluidic device that can supply a liquid at a predetermined flow rate even when the temperature of each part of the path is different.
Another object of the present invention is to provide a sample liquid without injecting air bubbles even when a sample liquid is injected into an injection port opened to the atmosphere and a pipe for driving the sample liquid with a pressure difference is connected thereto. An object of the present invention is to provide a method for feeding a microfluidic device that can introduce a liquid.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
The present inventors have conducted intensive studies to solve the above problems, and as a result, arranged a sample liquid arranged in a flow path of a microfluidic device having a capillary flow path in series in contact with the sample liquid. The inventor has found that the above problem can be solved by driving the sample liquid and the other liquid that is immiscible (immiscible) with a pressure difference, vibration, ultrasonic waves, electroosmotic flow, or the like to send the liquid. In addition, the above-described liquid feeding method has been found to be capable of introducing and sending liquid without mixing bubbles even in a method of introducing a sample liquid from an injection port opened to the atmosphere, and has completed the present invention. .
That is, the liquid sending method of the microfluidic device according to the present invention, in a microfluidic device having a capillary flow path, a sample liquid supplied into the flow path is brought into contact with a driving liquid incompatible with the sample liquid, The sample liquid is sent by moving the driving liquid.
According to the present invention, the sample liquid can be directly pushed or aspirated by moving the driving liquid, even in a very small amount such that the sample liquid is present only in a part of the flow path. The sample liquid does not enter the sample liquid at a predetermined flow rate because bubbles and the like do not enter the sample liquid, and even if there is an area with a temperature difference in the capillary channel, the thermal expansion and contraction of the liquid due to temperature changes are extremely small. It is possible to flow in the flow path or flow in the flow path for a predetermined residence time, so that the flow rate becomes accurate.
In addition, when the driving liquid which is incompatible with the sample liquid is brought into contact with the sample liquid and pushed, there is no adverse effect such as mixing with the sample liquid.
[0006]
Further, in the method for feeding a microfluidic device according to the present invention, in a microfluidic device having a capillary channel, a sample liquid supplied into the channel is passed through an intermediate liquid incompatible with the sample liquid. A working liquid is provided, and the sample liquid is sent by moving the working liquid.
ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, even if it is a very small amount that the sample liquid is present only in a part of the flow path, the working liquid is moved to indirectly push or aspirate the sample liquid via the companion liquid. At that time, bubbles and the like are not mixed into the sample liquid, and even if there is a region having a temperature difference in the capillary channel, the thermal expansion and contraction of the liquid due to temperature change is extremely small, The sample liquid can flow in the flow path at a predetermined flow rate, or can flow in the flow path for a predetermined residence time, so that the flow rate becomes accurate.
Moreover, if an incompatible intermediate liquid is interposed between the sample liquid and the working liquid, even if the working liquid is compatible with the sample liquid, there is no adverse effect on the sample liquid. The intermediate liquid only needs to be incompatible with the sample liquid, and may be compatible or incompatible with the working liquid.
Note that a pressure difference, vibration, ultrasonic waves, electromagnetic waves, or the like can be used as a driving liquid or a driving means of the working liquid. The pressure difference may be pressurized or depressurized, or may be a constant pressure difference such as air pressure (pressure control) or a pressure difference of flow rate control such as a metering pump.
[0007]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
The microfluidic device according to the present invention has a capillary channel (hereinafter, the “capillary channel” may be simply referred to as a “channel”) inside, and a chemical reaction in the channel. , Physicochemical treatment, detection, quantification, etc., and the ability to discharge a very small amount of liquid from this flow path, and to aspirate the same. The channel in the present invention refers to a cavity for sending a liquid A (sample liquid), which is a liquid to be sent inside, and includes a reaction channel and a detection channel in addition to a simple transfer channel. , A flow path for quantification, a flow path for extraction or other processing, a cavity of a valve or a pump section, or the like. In addition, the “liquid feeding of the liquid A in the flow path” may be the introduction of the liquid A into the flow path or the discharge of the liquid A from the flow path.
The liquid A is, for example, a reaction stock solution or product solution, a separation stock solution or separation solution, a solution of a substance to be detected, a liquid to be quantified, and the like, and its state is arbitrary. For example, it can be a pure liquid, a mixed liquid, a solution, a dispersion, and the like. The liquid A can be, for example, water, an acid, an alkali, an organic solvent, or the like.
Although the amount of the liquid A supplied into the flow path is arbitrary, the present invention is particularly effective when a small amount of the liquid A is sent. In particular, the amount of the liquid A is smaller than the volume of the flow path, and the amount of the liquid A which is not delivered to the outlet even when introduced into the flow path and is sent as one lump in the flow path. Is preferable, the effect of the present invention is exhibited. That is, in the present invention, it is possible to use the liquid A even in such a small amount. The amount of liquid A is preferably 1 μm ³ ~ 100mm ³ , More preferably 10 μm ³ -10 mm ³ It is. The preferred amount of the solution A also depends on the cross-sectional area of the flow path of the microfluidic device. ² ~ 30 μm ² 1 μm for ³ ~ 1mm ³ Degree is preferable, and the flow path cross-sectional area is 30 μm ² ~ 500 μm ² 100 μm in case of ³ ~ 100mm ³ The degree is preferred.
[0008]
The method of supplying the liquid A to the flow channel is arbitrary, and the liquid A is injected into the injection port opened to the atmosphere; introduced from the injection port through a connection pipe; Introduce; may be formation by processing such as synthesis, mixing, separation, etc. in the flow path of the microfluidic device, but it is particularly useful to inject into an injection port opened to the atmosphere.
The liquid B (driving liquid) used in the present invention is a liquid that is incompatible with the liquid A, and is arbitrary as long as the liquid A and the microfluidic device are not violated. However, the liquid B is a non-magnetic fluid. When the liquid A is an aqueous liquid, that is, an aqueous solution or a dispersion using water as a dispersion medium, the liquid B is a water-insoluble organic solvent or an organic liquid, for example, a hydrocarbon such as normal hexane, toluene, or mineral oil. Ester solvents such as ethyl decanoate; ether solvents such as dibutyl ether; chlorine solvents such as chloroform; fluorine solvents;
A suitable viscosity can be selected for the viscosity of the liquid B depending on the cross-sectional area of the flow path and the liquid sending speed. For example, a material having a thickness of 0.1 to 100 mPa / s can be preferably used. When the cross-sectional area of the flow path is small, those having a low viscosity are preferable in order to improve the fluidity and constant speed and improve the reactivity, and when the cross-sectional area of the flow path is large, those having a relatively high viscosity are preferable. It is preferable in order to ensure proper fluidity, constant speed, and meterability.
In the liquid feeding method of the present invention, when the liquid A is injected into the injection port opened to the atmosphere and the following liquid B is injected thereon, the density of the liquid B is smaller than the density of the liquid A. Is preferred.
[0009]
The liquid B is arranged in series with the liquid A in contact with the liquid A in the flow path. Series means that they are arranged in order in the liquid feeding direction. The method of arranging the liquid B in series with the liquid A so as to be in contact with the liquid A is arbitrary. For example, a method of injecting the liquid B onto the liquid A injected into the injection port, or a method provided in the microfluidic device A method of switching the liquid in the flow path from the liquid A to the liquid B by the three-way valve, disposing the liquid B in the flow path via the liquid A and the gas, and then removing the gas to contact the liquid A and the liquid B There may be a method of injecting the fluid A and the fluid B, which are arranged in contact with each other by a three-way valve or the like outside the microfluidic device, and directly inject the fluid A into the flow channel of the microfluidic device through a pipe. The method of removing the gas between the fluid A and the fluid B in the flow path is optional. For example, removal through a vent made of a hydrophobic porous body or a hydrophobic small-diameter capillary, a nonporous gas-permeable membrane (Degassing), chemical absorption of gases such as carbon dioxide and oxygen, and the like.
The substance in contact with (the interface of) the liquid A disposed in the flow path on the side opposite to (the interface with) the liquid B is arbitrary, and may be a gas, a liquid immiscible with the liquid A, or a solid or gel movable in the flow path. Or the like. Of these, gases or other liquids that are immiscible with liquid A are preferred. This gas is arbitrary as long as it does not violate the liquid A, for example, air, nitrogen, helium, neon, argon, oxygen, carbon dioxide, hydrocarbons such as methane, and fluorocarbons such as carbon tetrafluoride. However, air, nitrogen, helium or argon are preferred in terms of non-reactivity, toxicity, air pollution, cost and the like.
As the liquid immiscible with the liquid A, which is in contact with (the interface of) the liquid A on the opposite side of (the interface with) the liquid B, the liquid mentioned as the liquid B in the present invention can be used. It is preferably the same as the liquid B. When the amount of the liquid A is particularly small, for example, when the filling length in the flow channel direction is 100 times or less of the flow channel width, the liquid A and the liquid B are used for the purpose of preventing the evaporation of the liquid A. It is preferable to contact the liquid A and the immiscible liquid on the opposite side.
[0010]
The positional relationship between the liquid A and the liquid B is determined by pressurizing or depressurizing the liquid B, that is, the liquid B is driven by a pressure difference between one end and the other end of the liquid B in the flow path, and It is optional as long as the liquid A is directly sent along with the movement. Therefore, in the present invention, the liquid B constitutes the driving liquid.
The liquid A may be at a position where the liquid B is pushed and sent by the liquid B, may be at a position where it is sucked and sent, or may be sandwiched between the liquids B on both sides. It is also preferable that a plurality of liquids A are arranged in the flow path with the liquid B interposed therebetween, from the viewpoint of high-speed processing.
The driving method of the liquid B is arbitrary. However, in the present invention, the liquid B is a non-magnetic fluid, and the method of driving the magnetic fluid by an external magnetic force is excluded. The driving method includes, for example, a method of driving by a pressure difference, that is, a pressurization or a pressure reduction, a drive by ultrasonic waves or vibration, and the like. The drive by the pressure difference is performed, for example, by press-in or suction of the liquid B by a fixed amount pump outside the microfluidic device, pressurization or depressurization of the liquid B from outside the microfluidic device by pressure control, or by a pump provided in the microfluidic device. B may be pressurized or depressurized, or pressurized or depressurized liquid B by pressurized gas or depressurized gas in a tank provided in the microfluidic device.
[0011]
As another liquid feeding method of the present invention, the liquid B may be driven by a third liquid C arranged in series with the liquid B as needed. In this case, the liquid B forms the intermediate liquid, and the liquid C forms the working liquid.
In the present invention, the liquid B is driven by the liquid C pushing or sucking the liquid B, and the liquid A is sent indirectly. The liquid C is brought into direct contact with the interface side opposite to the contact interface of the liquid B with the liquid A or through another liquid. At this time, the position of the contact portion between the liquid B and the liquid C is arbitrary, and, for example, in the flow path of the microfluidic device or the inlet of the microfluidic device, for example, a connection pipe connected to the flow path Although it may be outside the microfluidic device, it is preferably in the flow path of the microfluidic device or in the inlet of the microfluidic device. At this time, the amount of the liquid B is arbitrary, and may be extremely small as long as the liquid A and the liquid C can be separated. For example, the filling length in the flow channel is about 1 to 10 times the width of the flow channel. Alternatively, an appropriate amount that can be easily injected can be used.
The method of disposing the liquid C in series in contact with the liquid B is arbitrary, and the method exemplified in the following examples and the like can be adopted as the method of disposing the liquid B in series in contact with the liquid A. The driving method of the liquid C is also arbitrary. For example, a driving method applicable to the liquid B described above can be adopted. In addition, for example, a method in which an aqueous liquid is used as the liquid C and the liquid C is driven by an electroosmotic flow, or the like. Can also be used.
The liquid C is optional. Although it is preferably immiscible with the liquid B, it can be used even if it is miscible. It is sufficient that the liquid A is completely mixed with the liquid B within the usage time of the microfluidic device and comes into contact with the liquid A, and does not affect the liquid A. The viscosity of the liquid C is the same as that of the liquid B. However, when the contact portion between the liquid B and the liquid C is outside the microfluidic device, the liquid C only flows through a pipe having a large diameter. The viscosity range that can be preferably used is widened, and 0.1 to 10,000 mPaS is preferable. As the liquid C, an aqueous liquid, particularly water, is preferable because of good handling properties in terms of pollution and toxicity. As described above, the method of indirectly sending the liquid A by using the liquid C and driving the liquid C increases the selection range of the driving liquid C, and the vicinity of the injection port when connecting the pipe to the injection port. This is preferable because there is no need to worry about contamination and water or the like that can be easily handled can be used.
[0012]
The shape of the micro liquid device used in the present invention is arbitrary, and can be formed according to the application and purpose. For example, it may be in the form of a block, a plate, a sheet (including a film, a ribbon, and a belt), a fiber (a hollow fiber), or the like. It may have a plate shape and a structure in which the flow channel portion in which the liquid B is disposed has a hollow fiber shape. When the microfluidic device is a microchemical device, it is preferably in the shape of a plate or a sheet.
The shape of the flow path is arbitrary. The shape of the flow path in the longitudinal direction is, for example, a straight line, a curve, a spiral, a zigzag, or another linear shape; a branch shape such as a dendritic shape, a comb shape, a radial shape, a net shape; a planar shape such as a circular or rectangular shape; It may be a structure that becomes a part of a mechanism such as a separation mechanism, or a connected shape thereof. The channel may be open to the outside of the micro liquid device, may be connected to piping or another device, without opening to the outside, a mechanism provided in the micro liquid device, for example, a liquid storage tank Alternatively, it may be connected to a waste liquid reservoir, a pressure tank, a decompression tank, or the like.
The cross-sectional shape of the flow channel is also arbitrary, and may be rectangular (including a rounded rectangle), trapezoidal, circular, semicircular, slit-like, or any other complicated shape. As for the cross-sectional dimension of the flow channel, the width and the height are each preferably 1 μm to 500 μm, and more preferably 3 μm to 300 μm. The cross-sectional area is preferably 1 μm ² ~ 0.3mm ² , More preferably 10 μm ² ~ 0.1mm ² It is.
If the size is less than these dimensions, the transfer of the liquid A becomes difficult. In addition, when these dimensions are exceeded, the amount of the liquid A in the flow channel increases, and the effect of the present invention decreases. The above-described cross-sectional shape and cross-sectional dimensions are the shape and dimensions of a portion to which the liquid A is sent, and other portions, such as a waste liquid tank, are arbitrary.
[0013]
In the present invention, the flow path in the microfluidic device is formed over a plurality of temperature regions (temperature control regions) set at different temperatures, and the liquid A passes through the flow paths in these temperature regions. Preferably, the liquid A is a liquid transfer method in which the liquid A is subjected to a chemical reaction by passing through different temperature ranges. In particular, the polymerase chain reaction (PCR: PCR) Is useful and preferable.
In the present invention, it is useful and preferable that the microfluidic device is a micro nozzle and the liquid A is a liquid to be discharged from the micro nozzle. In this case, a micro nozzle having a plurality of independent capillary channels each having an inlet and an outlet is used, and the liquid A is injected into each inlet, and if necessary, the liquid A is further placed thereon. This is a liquid feeding method of injecting the liquid B and further injecting the liquid C thereon if necessary. In addition, a plurality of connection pipes branched from the supply source are connected to the injection port, and the liquid is supplied at the connection pipe supply source. It is preferable to adopt a liquid sending method in which the liquid A is sent in each of the plurality of flow paths to which the connection pipe is connected by driving the liquid B or the liquid C, and the liquid A is ejected from the ejection port.
In these methods, the method of driving the driving liquid B or the operating liquid C at the supply source of the branched connection pipe is optional. For example, the use of a piezo pump, the reduction of the channel volume by a piezo element, the metering pump However, when used as a spotter in the production of DNA microarrays, pulse pressurization by a piezo pump or instantaneous reduction of the flow channel volume by a piezo element can be used. Preferably, there is. With the above-described liquid feeding method, even if the amount of the solution A is small, it is easy to inject the solution A into the micro nozzle, and spotting can be performed at a plurality of discharge ports by one driving mechanism.
[0014]
【Example】
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
1 and 2 show a microfluidic device according to a first embodiment. FIG. 1 is a plan view thereof, and FIG. 2 is a longitudinal sectional view taken along line AA of FIG.
The microfluidic device Da shown in the figure is used for a liquid sending method for performing a chemical reaction, for example, a polymerase chain reaction. In this device Da, a member M is formed by sequentially laminating a first coating film 2 and a second coating film 3 composed of a composition on a base material 1 made of polystyrene, for example. In order to form the path 4, a groove penetrating the upper and lower surfaces is formed in a meandering and bent shape in plan view. Further, the member N is formed by laminating the third coating film 5 on, for example, a plate 6 made of polystyrene. Then, the third coating film 5 of the member N is adhered to and fixed to the second coating film 3 of the member M, and the upper and lower surfaces of the groove provided in the second coating film 3 are sealed to form a capillary flow. The road 4 is formed.
Then, with respect to the member N of the microfluidic device Da, two holes penetrating through the plate 6 and the third coating film 5 are formed and communicate with both ends of the flow path 4 respectively. The cylindrical portion is inserted into one of the holes to form the injection port 7, and the cylindrical portion is also inserted into the other hole to form the discharge port 8. As a result, the channel 4 is configured to communicate with the atmosphere through the inlet 7 and the outlet 8. The flow path 4 formed meandering in the microfluidic device Da shown in FIG. 1 has a large number of substantially linear flow path sections 4a arranged in parallel with each other, and each flow path section 4a is curved or bent at both ends. By doing so, it is connected to the other adjacent flow path portion 4a to constitute one flow path as a whole.
[0015]
In the plan view shown in FIG. 1, the flow path 4 is divided into a plurality of, for example, three temperature control area sections α, β, and γ in a direction orthogonal to the linear flow path section 4 a. , The flow paths 4 are controlled at different temperatures, for example, 95 ° C. in the first temperature control area α, 75 ° C. in the second temperature control area β, and 45 ° C. in the third temperature control area γ. . Therefore, the sample liquid A, such as a PCR reaction undiluted solution, supplied from the inlet 7 moves through the flow path 4 during the first temperature control region α, the second temperature control region β, and the third temperature control region β. The temperature is controlled by sequentially and repeatedly passing through the control region γ, and the polymerase chain reaction (PCR) is performed.
As means for performing these temperature adjustments, for example, a temperature adjustment stage (not shown) in which the surface temperature is set to each temperature may be arranged in close contact with the lower surface of the substrate 1 of the microfluidic device Da. It is good to install in the position which overlaps with the 1st temperature control area part alpha shown in Drawing 1, the 2nd temperature control area part β, and the 3rd temperature control area part γ, respectively.
[0016]
The microfluidic device Da according to the present embodiment has the above-described configuration. Next, a liquid sending method of the device Da will be described.
First, as a first liquid sending method, a PCR reaction solution containing DNA is injected into the injection port 7 of the microfluidic device Da as a liquid A (sample liquid) using a microsyringe. At this time, the injection amount of the liquid A is arbitrary. When the injection amount of the liquid A is relatively large, a sufficient amount of the liquid A remains in the injection port 7, and when the connection pipe 9 is connected to the injection port 7, mixing of bubbles can be avoided. On the other hand, when the amount of the liquid A to be injected is extremely small, most or all of the injected liquid A enters the flow path 4 by capillary action when the surface of the flow path is hydrophilic. The amount remaining in the injection port 7 may be almost or completely eliminated. In such a case, by injecting an appropriate amount of the liquid B into the injection port 7 and connecting the connection pipe 9 as described later, the incorporation of bubbles can be avoided.
Note that the amount of the liquid A entering the flow path 4 when the injection of the liquid A is completed is arbitrary. The entire amount of the liquid A may enter the flow path 4, or a part of the liquid A may fill the flow path 4, and the remainder may remain in the inlet 7. Next, as shown in FIG. 2, the distal end of a connection pipe 9 having a micro syringe pump (not shown) attached to the other end is inserted into the inlet 7, and the micro syringe pump is driven to generate a liquid B (driving liquid). Is filled with a mineral oil or the like incompatible with the liquid A from the inlet 7 so as not to mix bubbles. As described above, when the residual amount of the liquid A in the injection port 7 is small, before the fitting of the connection pipe 9 into the injection port 7, a micro syringe is used or a micro syringe pump is temporarily turned off. By operating and injecting the liquid B from the connection pipe 9 into the injection port 7, the incorporation of bubbles can be prevented.
As a result, the liquid A is pushed by the liquid B, is sent at a constant speed in the flow path 4, and receives the temperature history by sequentially passing through the three temperature control regions α, β, γ. Then, the liquid A is collected from the outlet 8 as a reaction solution in which the DNA has been amplified.
Next, a second liquid feeding method will be described. After the liquid A is supplied from the inlet 7, an incompatible liquid B (intermediate liquid) such as mineral oil is injected into the inlet 7 using, for example, a microsyringe. The liquid C (working liquid) is supplied. At this time, the injection amount of the liquid B is adjusted so that air bubbles are not mixed between the liquids A, B, and C. The liquid C is preferably a liquid that is incompatible with the liquid B, but may be compatible or may be a liquid of the same quality as the liquid A.
Then, the liquid C can be sent through the flow path 4 by pressurizing the liquid C with a micro syringe pump and filling the inlet 7.
[0017]
As described above, according to the present embodiment, even if the liquid A is a very small amount which is only a small part of the volume in the flow path 4, it is directly or indirectly transmitted through the flow path 4 at a predetermined flow rate. The reaction can be performed by performing a reaction or a process such as a polymerase chain reaction. Further, the driving liquid B or the liquid C for transmitting the liquid A is not mixed with the liquid A, and is not mixed with the conventional liquid transmission method. Differently, since the liquid B and the liquid C are driven instead of the gas, the difference in thermal expansion and contraction due to the temperature change is small, and bubbles are not mixed. Liquid can be sent.
[0018]
In the liquid feeding method of heating the liquid A as in the present embodiment, the liquids B, C and the liquid B are preferably liquids having a high boiling point such as oil, but the microfluidic device Da is subjected to a filtration treatment. When it is used for water, since it is carried out at normal temperature, it may be water or the like, and need not be a liquid having a particularly high boiling point.
In the above embodiment, the liquid A is moved in the flow path 4 by pressurizing the liquids B and C. On the contrary, the liquid B is brought into contact with the liquid A on the outlet 8 side. Alternatively, the liquid A may be disposed via the liquid B and the liquid C may be disposed to reduce the pressure, thereby sucking the liquid A, sending the liquid A, and collecting the liquid A from the outlet 8. In this case, each liquid can be arranged by a method in which the flow path 4 is previously filled with the liquid B or the liquid C and the liquid A is injected into the injection port.
[0019]
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
The microfluidic device Db shown in FIGS. 3 and 4 is used as a micro nozzle or a spotter. In the figure, the microfluidic device Db is configured by laminating, for example, a sheet-like first member 11, a second member 12, and a third member 13.
The third member 13 has perforated holes 14a, 14b, 14c, and 14d, which penetrate through the upper and lower surfaces thereof, at predetermined intervals. In the example shown in FIG. It is provided at a corresponding position. Hole-shaped discharge ports 15a, 15b, 15c, and 15d penetrating the upper and lower surfaces of the first member 11 are formed at predetermined intervals, and are arranged in a row in the example shown in FIG. Moreover, each of the discharge ports 15a, 15b, 15c, 15d is formed to have a smaller diameter than 14a, 14b, 14c, 14d. Then, groove-shaped flow paths 16a, 16b, 16c, 16d penetrating the upper and lower surfaces of the second member 12 are individually partitioned and formed without communicating with each other, and the respective flow paths 16a, 16b, 16c, At both ends of 16d, inlets 14a, 14b, 14c, 14d and outlets 15a, 15b, 15c, 15d are formed in communication with each other to form four independent flow paths.
[0020]
The microfluidic device Db according to the present embodiment has the above-described configuration. Next, a liquid sending method of the device Db will be described.
First, as a first liquid sending method, the first member 11 of the microfluidic device Db is brought into contact with the application object 18 via the spacer 17 placed at a position that does not overlap the discharge ports 15a, 15b, 15c, and 15d. Then, the ejection ports 15a, 15b, 15c, and 15d are opposed to the surface of the application object 18 with an interval corresponding to the thickness of the spacer 17 (see FIG. 5). Then, a mixed solution containing DNA is injected as a liquid A into each of the injection ports 14a, 14b, 14c, and 14d of the microfluidic device Db using, for example, a micro syringe not shown. In this example, in the state where the injection of the liquid A is completed, the liquid A fills only a part of each of the flow paths 16a, 16b, 16c, and 16d, and the remaining liquid A fills the injection ports 14a, 14b, 14c, and 14d. It is assumed that it remains inside.
Next, as shown in FIG. 4, the ends of the connection pipes 20a, 20b, 20c, and 20d obtained by branching the pipe 20 having the piezo pump 19 mounted on the other end from the middle thereof into the injection ports 14a, 14b, 14c, and 14d. Then, the piezo pump 19 is driven to fill the liquid B with mineral oil or the like incompatible with the liquid A so as to prevent air bubbles from being mixed in from the respective inlets 14a, 14b, 14c, 14d. When the injection amount of the liquid A is small and the residual amount in the injection ports 14a, 14b, 14c, and 14d is small, an appropriate amount of the liquid B such as mineral oil is injected into each injection port, and then the connection pipe is connected. Air bubbles can be prevented from being mixed.
As a result, the liquid A is pushed by the liquid B and is sent at a constant speed in each of the flow paths 16a, 16b, 16c, and 16d, and from the discharge ports 15a, 15b, 15c, and 15d as shown in FIG. The liquid A is discharged and adheres to the surface of the application target 18. At this time, the liquid A rises in a substantially hemispherical shape due to surface tension, and comes into contact with and adheres to the surface of the application object 18. Then, when the microfluidic device Db is separated, the liquid A is spotted as four hemispherical spots s on the surface of the application target 18.
[0021]
As a second liquid sending method, as in the first embodiment described above, the liquid A is supplied from each of the inlets 14a, 14b, 14c, and 14d, and then an incompatible liquid such as mineral oil is supplied using a microsyringe. The mixture is injected as a liquid B, and then the connection pipes 20a, 20b, 20c, and 20d are connected to supply a liquid C such as distilled water. As a result, the liquid A is pushed by the liquid C via the liquid B and is sent at a constant speed in each of the flow paths 16a, 16b, 16c and 16d, and is discharged from each of the discharge ports 15a, 15b, 15c and 15d to be applied. It can be attached as a hemispherical spot s on the surface of the object 18.
As described above, according to the present embodiment, a very small amount of the liquid A can be precisely spotted.
[0022]
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to Examples 1, 2, 3, and 4 and Comparative Examples 1 and 2, which further embody the present invention. It is not limited. In the following Examples 1, 2, 3, 4 and Comparative Examples 1 and 2, “parts” represents “parts by mass”.
Prior to the description of each embodiment, an energy beam irradiation device and irradiation method, a method of preparing an energy beam curable composition (i), a method of manufacturing a microfluidic device, piping 9 and 20 are common to the manufacture and testing of each member. Will be described.
[Energy beam irradiation device]
Using a light source unit for a multi-light 200 type exposure apparatus manufactured by USHIO INC. Incorporating a 200 w metal halide lamp, the intensity at 365 nm is 50 mw / cm. ² Was irradiated under a nitrogen atmosphere.
[Production Example 1]
[Preparation of energy ray-curable composition (i)]
As an active energy ray crosslinkable polymerizable compound, 60 parts of a trifunctional urethane acrylate oligomer having an average molecular weight of about 2000 (“Unidick V-4263” manufactured by Dainippon Ink and Chemicals, Inc.), and 1,6-hexanediol diacrylate 20 parts of "New Frontier HDDA" manufactured by Daiichi Kogyo Seiyaku Co., Ltd., and nonylphenoxy polyethylene glycol (n = 17) acrylate ("N-177E" manufactured by Daiichi Kogyo Seiyaku Co., Ltd.); 20 parts), 5 parts of 1-hydroxycyclohexylphenyl ketone (“Irgacure 184” manufactured by Ciba Geigy) as a photopolymerization initiator, and 2,4-diphenyl-4-methyl-1-pentene (2) as a polymerization retarder 0.1 part (manufactured by Kanto Chemical Co., Ltd.) was uniformly mixed to prepare composition (i).
[0023]
[Production of microfluidic device Da]
A 5 cm × 5 cm × 1 mm plate made of polystyrene (“Dick Styrene XC-520” manufactured by Dainippon Ink and Chemicals, Inc.) was used as the substrate 1, and the composition (i) was applied thereto using a 127 μm bar coater. Then, the first coating film 2 was semi-cured by irradiating ultraviolet rays for 3 seconds.
The composition (i) is applied on the semi-cured first coating film 2 using a 127 μm bar coater, and the photomask is used to coat the composition (i) in a meandering shape shown in FIG. A portion other than the portion that becomes the flow path 4 is irradiated with ultraviolet light for 3 seconds to semi-cure the irradiated portion of the second coating film 3, and then the non-irradiated portion of the second coating film 3 with a 50% aqueous ethanol solution. The uncured composition (i) was removed by washing to prepare a member M in which a groove serving as the flow path 4 was formed.
On the other hand, the composition (i) was applied to a 5 cm × 5 cm × 1 mm plate 6 made of the same polystyrene as above using a 127 μm bar coater, and irradiated with ultraviolet light for 3 seconds without a photomask to form the third coating film 5. It was semi-cured to obtain a member N.
Next, the third coating film 5 in the semi-cured state of the member N is brought into close contact with the second coating film 3 of the member M, and is irradiated with ultraviolet rays for another 30 seconds to bond the member N to the second coating film 3 of the member M. The groove is formed as a capillary channel 4 having a width of 150 μm, a depth of 100 μm, and a length of 1.5 m (channel cross section of 1500 μm). ² , Total volume of the flow channel 22.5mm ³ ) Was formed.
[0024]
(Formation of injection port)
Drill a hole of 3 mm in each of the members N at positions corresponding to both ends of the flow path 4, and insert a soft vinyl chloride cylinder having an inner diameter of 2 mm, an outer diameter of 3 mm, and a height of 8 mm into the hole. By bonding, an inlet 7 and an outlet 8 were formed, and a microfluidic device [Da1] having the shape shown in FIGS. 1 and 2 was obtained.
[Production of connection piping]
On the other hand, a tapered hose port having an outer diameter of 2 mm, an outer diameter of a root of 2.5 mm, a length of 6 mm, and an inner diameter of 0.5 mm is connected to a soft vinyl chloride tube having an inner diameter of 2 mm and an outer diameter of 3 mm. The connection pipe 9 attached to was manufactured.
[0025]
[Example 1]
(Preparation of reaction solution)
Template plasmid DNA: 4.0 mm ³ , Polymerase [“TaKaRa Ex Taq ™” manufactured by Takara Shuzo Co., Ltd.]: 2.0 mm ³ Buffer solution [Takara Shuzo Co., Ltd. “10X ExTaq ™ Buffer”]: 8.0 mm ³ , Substrate [Takara Shuzo Co., Ltd. “dNTP Mixture (2.5 mM etch)”]: 6.4 mm ³ And primer [Takara Shuzo Co., Ltd. "Fluorescein-Labeled Primer M4 (1 pmol / mm) ³ ) "]: 20 mm ³ , A primer [Fluorescein-Labeled Primer RV-M (1 pmol / mm, manufactured by Takara Shuzo Co., Ltd.) ³ ) "]: 20 mm ³ , And sterilized distilled water: 19.6 mm ³ Was mixed to prepare a reaction solution for PCR.
[0026]
[PCR test]
With the microfluidic device [Da1] manufactured in Production Example 1 with the inlet 7 facing upward, the first temperature control region α, the second temperature control region β, and the third temperature control shown in FIG. A brass temperature control stage (not shown) whose temperature was controlled at 95 ° C., 75 ° C., and 45 ° C., respectively, was placed in close contact with the bottom surface of the region γ. Then, a transparent acrylic plate (not shown) having a thickness of 3 mm and having holes formed at the inlet 7 and the outlet 8 was placed on the upper surface of the microfluidic device [Da1] with a gap of about 1 mm.
10 mm as the liquid A was injected into the inlet 7 of the microfluidic device [Da1]. ³ That is, when the reaction solution was injected using a microsyringe in an amount of 67 cm in a channel having a total length of 150 cm of the microfluidic device [Da1], the reaction solution remained in the inlet 7. Next, a mineral oil (manufactured by Wako Pure Chemical Industries) as the liquid B is filled into the filling port 7 using a microsyringe, and the connecting pipe 9 filled with the same mineral oil as the liquid B into the filling port 7 does not contain bubbles. And connected with care.
The other end of the connection pipe 9 is connected to a micro syringe pump (IC-3210P type manufactured by Scientific) (not shown), and the micro syringe pump is driven to supply 1 mm of mineral oil as liquid B. ³ When the liquid A is introduced at a constant speed, the liquid A is pushed by the liquid B, is sent at a constant speed in the flow path 4, and sequentially passes through each of the temperature control region portions α, β, γ. After receiving the temperature history, it flowed out of the outlet 8. The reaction solution flowing out of the outlet 8 was collected and subjected to an electrophoresis analyzer (manufactured by Hitachi Electronics Engineering, Model SV1100), and it was confirmed that the DNA was amplified.
[0027]
[Example 2]
After injecting liquid A, 5 mm ³ Mineral oil (manufactured by Wako Pure Chemical Industries, Ltd.) was injected into the inlet 7 (that is, the amount filled in 34 cm in the flow path of the microfluidic device [Da1]). Except that the injection was performed up to the filling port 7 using a micro syringe, the connection pipe 9 filled with distilled water as the liquid C was connected to the filling port 7, and distilled water was introduced as the liquid C from the syringe pump. A liquid feeding test similar to that of Example 1 was performed, and the same result as that of Example 1 was obtained.
[Comparative Example 1]
Same as Example 2 except that the liquid B was not used, and instead, the air (bubbles) having a length of about 5 cm was interposed in the flow path 4 and water was used as the liquid C. As a result, it was observed that the length of the bubbles fluctuated irregularly and the transfer speed of the liquid A fluctuated accordingly. Further, the concentration of the obtained DNA was about 1/10 of that in Example 2.
[0028]
[Production Example 2]
Except that the composition (i) was applied using a spin coater instead of a bar coater, and the pattern size of the photomask was different, the flow path 4 had a width of 13 μm and a depth of 8 μm in the same manner as in Production Example 1. , Length 1.5m (channel cross-sectional area 104μm ² , Total volume of channel 4 0.156 mm ³ A microfluidic device [Da2] for PCR similar to the microfluidic device [Da1] was formed except for the above.
[Example 3]
Liquid A injection amount is 0.1mm ³ And the discharge amount of the micro syringe pump is 0.007 mm ³ / Min, and the same test as in Example 1 was performed. The same result as in Example 1 was obtained.
[Comparative Example 2]
The same test as in Example 3 was performed except that the liquid B was not used and a pipe of the pressurized air was connected instead, and the liquid A was driven by the pressurized air. The transfer speed decreases as the filling length of the liquid A in the flow path 4 increases, and the transfer speed of the liquid A remaining in the flow path 4 as a part of the liquid A flows out of the outlet is reduced. It became faster and could not be transferred at a constant speed. Further, when the average residence time of the liquid A in the flow path 4 was the same as in Example 3, the concentration of the obtained DNA was about 1/3 of that in Example 2.
[0029]
[Production Example 3]
[Preparation of energy ray-curable composition (i)]
The energy ray-curable composition (i) prepared in Production Example 1 was used.
[Preparation of energy ray-curable composition (ii)]
As an energy ray-curable compound, 10 parts of a trifunctional urethane acrylate oligomer (“Unidick V4263” manufactured by Dainippon Ink and Chemicals, Inc.) and dicyclopentanyl diacrylate (“R-684” manufactured by Nippon Kayaku Co., Ltd.) ") 90 parts, 0.5 part of 2,4-diphenyl-4-methyl-1-pentene (manufactured by Kanto Kagaku) as a polymerization retarder, and 1-hydroxycyclohexyl phenyl ketone (manufactured by Ciba Geigy) as an ultraviolet polymerization initiator Of “Irgacure 184”) was mixed to prepare composition (ii).
[Production of First Member 11]
As a temporary support (not shown), a biaxially stretched polypropylene sheet (“FOR” manufactured by Nimura Chemical Co., Ltd .; thickness: 30 μm; corona treatment on one side) was used, and a 50 μm bar coater was used on the corona treated surface. The composition (ii) is applied, and a portion other than the portion formed by the discharge ports 15a, 15b, 15c, and 15d is irradiated with ultraviolet rays for 3 seconds using a photomask, to thereby obtain a semi-cured state in which fluidity is lost. The uncured composition (i) in a non-irradiated portion, which was formed into a coating film, was immersed in a 50% aqueous ethanol solution and removed by ultrasonication for 5 seconds, and the diameter shown in FIGS. A temporary support (not shown) is a 35 μm thick semi-cured coating-like first member 11 having four ejection openings 15 a, 15 b, 15 c, and 15 d having 100 μm and a center-to-center distance of 300 μm. Formed on top.
[0030]
[Production of Second Member 12 (Q)]
Separately, a 125 μm bar coater was used in place of the 50 μm bar coater, the composition (i) was used in place of the composition (ii), and the pattern of the non-exposed portion was shown in FIGS. 3 and 4. In the same manner as above, except that it is a portion forming the formed flow paths 16a, 16b, 16c, 16d, a cured product of the composition (ii) is formed on a temporary support (not shown). A second member 12 in the form of a semi-cured coating film having a thickness of about 105 μm was formed on a temporary support (not shown). Each of the four flow paths 16a, 16b, 16c and 16d formed in the second member 12 has a width of 150 μm and a length of about 7 mm.
[Production of Third Member 13]
Separately, a 3 cm × 3 cm × 3 mm plate (not shown) made of polystyrene (“Dick Styrene XC-520” manufactured by Dainippon Ink and Chemicals, Inc.) is placed at the position where the apex of a square with 1 cm on a side is Holes serving as injection ports 14 a, 14 b, 14 c, and 14 d having a diameter of 2 mm were formed using a drill, and the third member 13 was formed.
[0031]
[Adhesion of first to third members 11, 12, 13]
The position of one end of the defective portion serving as the flow path of the second member 12 is brought into close contact with each of the hole-shaped defective portions of the first member 11 and irradiated with ultraviolet rays for 7 seconds from the second member 12 side. The curing of the members was advanced, and the two members 11 and 12 were bonded. Then, the temporary support (not shown) was peeled off from the second member 12.
Next, a 10% 2-butanone (Tokyo Kasei) solution of the composition (i) was spin-coated on the third member 13 as an adhesive, dried with warm air at 40 ° C., and irradiated with ultraviolet light for 3 seconds. The adhesive layer is semi-cured, and the holes serving as the injection ports 14a, 14b, 14c, and 14d of the third member 13 are aligned with the ends of the missing portions serving as the flow paths 16a, 16b, 16c, and 16d of the second member 12. Then, ultraviolet rays were irradiated for 60 seconds to promote the curing of the adhesive and each member, and at the same time, bonded each member. Thereafter, the temporary support is peeled and removed from the first member 11, and the portions of the first member 11 and the second member 12 that protrude from the third member 13 are cut off, and the shapes shown in FIGS. The micro nozzle [Db1] was manufactured.
That is, this micro nozzle [Db1] is formed with four outlets 15a, 15b, 15c, and 15d having a diameter of 100 μm in a line at a center distance of 300 μm, and each outlet has a flow width of 150 μm and a depth of 105 μm. The passages 16a, 16b, 16c, and 16d are connected, and injection ports 14a, 14b, 14c, and 14d each having a diameter of 2 mm and a depth of 3 mm are formed at the other end of each flow path.
Further, a brass rod (not shown) for fixing having a diameter of 5 mm was vertically bonded to the center of the first member 11 of the micro nozzle [Db1] with an epoxy adhesive.
[Production of connection piping]
On the other hand, a connection pipe 20 similar to the connection pipe 9 except that one end is branched into four and a hose port is attached to each end thereof in the same manner as the connection pipe 9 of Production Example 1. Was prepared.
[0032]
[Example 3]
A fluorescence-labeled DNA fragment having an amino group at each of the injection ports 14a, 14b, 14c, and 14d of the micro nozzle [Db1] [5'-C6 amino group-3'-FITC-26 base oligonucleotide manufactured by Espec Oligo Service Corporation] And a microspotting solution (manufactured by Telechem International Inc.) as a liquid A using a 1/1 mixed solution as a liquid A with a 5 mm syringe. ³ Fill it, fill it with mineral oil as a liquid B using a microsyringe to fill the inlet, fill each inlet with each branched tip of the pipe 20 filled with mineral oil as liquid B, connect and supply The base end portion of the pipe 20 as a source was connected to a piezo pop 19 (Nihon Keiki Seisakusho) containing mineral oil as liquid B.
A 25 mm × 75 mm, 1 mm thick aldehyde group-fixed slide glass [Organaldehyde SMA, manufactured by Telechem International Inc.] is used as a spotting substrate, and the slide glass is horizontally placed on a pedestal that can move vertically. And raised to the surface of the first member 11, which is the bottom surface of the fixed micro nozzle [Db1], and abutted via a spacer 17 made of an aluminum foil piece having a thickness of 50 μm, thereby being set at a position about 50 μm away. .
Then, mineral oil was pulsed from the piezo pump 19 as liquid B to 0.15 mm. ³ (Setting value) When the DNA solution is ejected, the DNA solution is ejected from each ejection port 15a, 15b, 15c, 15d of the micro nozzle [Db1] as the liquid A, and the first member which is the ejection port forming surface of the micro nozzle [Db1] 11 adhered to the surface of the application target 18 in a shape bridging the application target 18.
Next, the pedestal was lowered to separate the slide glass from the micro nozzle [Db1], and the four DNA solutions applied in a hemispherical shape on the surface of the application object 18 were dried with hot air using a hair dryer. When observed with a fluorescence microscope (Olympus), four fluorescent spots having a diameter of about 600 μm were observed.
[Example 4]
The same test as in Example 3 was performed except that the connection pipe 20 and the piezo pump 19 were filled with distilled water as the liquid C, and the same result as in Example 3 was obtained.
[0033]
【The invention's effect】
As described above, the liquid sending method for a microfluidic device according to the present invention can send an extremely small amount of liquid in a flow path in a microfluidic device without bubbles being mixed. Further, even when the temperature of each part of the flow path is different, the liquid can be sent at a predetermined flow rate without any inconvenience. Further, even in a simple handling sample introduction method in which a sample is introduced from an injection port opened to the atmosphere, a liquid serving as a sample can be introduced and sent without mixing of air bubbles.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a plan view of a microfluidic device according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a vertical sectional view taken along line AA of the microfluidic device shown in FIG.
FIG. 3 is a plan view of a microfluidic device according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a side view of the microfluidic device shown in FIG.
FIGS. 5A and 5B are views showing a spotting process using a microfluidic device according to a second embodiment, wherein FIG. 5A is an enlarged cross-sectional view near a discharge port at the time of spotting, and FIG. FIG.
[Explanation of symbols]
Da, Db Microfluidic device
4, 16a, 16b, 16c, 16d Channel
7 Inlet
8 Outlet
9, 20a, 20b, 20c, 20d Connection piping
14a, 14b, 14c, 14d Inlet
15a, 15b, 15c, 15d Discharge port
20 piping
α First temperature control area
β Second temperature control area
γ Third temperature control area

Claims

In a microfluidic device having a capillary channel, a sample liquid supplied into the channel is brought into contact with a driving liquid composed of a nonmagnetic fluid which is incompatible with the sample liquid, and the driving liquid is moved. A liquid sending method for a microfluidic device, wherein the sample liquid is sent.

2. The microfluidic device according to claim 1, wherein after injecting the sample liquid into the inlet of the flow channel, a connection pipe is connected to the inlet to supply the driving liquid and send the sample liquid. Liquid method.

The method according to claim 1, wherein the driving liquid is a liquid having a lower density than a sample liquid.

The flow path includes a plurality of independent flow paths each having an inlet and an outlet. The drive liquid is supplied by connecting a plurality of connection pipes branched from the same supply source to the inlet and supplying the drive liquid. 2. The method according to claim 1, wherein the sample liquid is sent by moving the sample liquid.

The method according to claim 1, wherein the driving liquid is moved by a pressure difference.

In a microfluidic device having a capillary flow path, an intermediate liquid incompatible with the sample liquid is brought into contact with the sample liquid supplied into the flow path, and a working liquid comprising a non-magnetic fluid is further contacted with the intermediate liquid. A liquid sending method for a microfluidic device, wherein the sample liquid is sent by disposing them in contact with each other and moving the working liquid.

After injecting the sample liquid into the inlet of the flow path, injecting the intermediate liquid, connecting a connection pipe to the inlet to supply the working liquid, and sending the sample liquid through the intermediate liquid. The method for feeding a microfluidic device according to claim 6.

The flow path is composed of a plurality of independent flow paths each having an inlet and a discharge port, and supplies a working liquid by connecting a plurality of connection pipes branched from the same supply source to the inlet, and supplies the working liquid. The method according to claim 6, wherein the sample liquid is sent through the intermediate liquid by moving the sample liquid.

The method according to any one of claims 6 to 8, wherein the working liquid is moved by a pressure difference.

The method according to claim 1, wherein an amount of the sample liquid is smaller than a volume of the flow channel.

The method according to claim 1, wherein the sample liquid is caused to pass through different temperature regions in a flow path of the microfluidic device.

12. The method according to claim 11, wherein the sample liquid is subjected to a polymerase chain reaction in a flow channel.

9. The method according to claim 4, wherein the microfluidic device is a micronozzle, and the sample liquid is ejected by the micronozzle. 10.