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WO2007136057A1 - 血漿分離用マイクロ流路 - Google Patents

血漿分離用マイクロ流路 Download PDF

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Publication number
WO2007136057A1
WO2007136057A1 PCT/JP2007/060430 JP2007060430W WO2007136057A1 WO 2007136057 A1 WO2007136057 A1 WO 2007136057A1 JP 2007060430 W JP2007060430 W JP 2007060430W WO 2007136057 A1 WO2007136057 A1 WO 2007136057A1
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WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
substrate
channel
separation
blood
plasma
Prior art date
Application number
PCT/JP2007/060430
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Hidetoshi Kotera
Masao Washizu
Hidehiro Oana
Original Assignee
Kyoto University
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Kyoto University filed Critical Kyoto University
Priority to CN2007800191365A priority Critical patent/CN101454664B/zh
Priority to EP07743864A priority patent/EP2020598A4/en
Priority to US12/227,400 priority patent/US8003062B2/en
Priority to JP2008516696A priority patent/JP4686683B2/ja
Publication of WO2007136057A1 publication Critical patent/WO2007136057A1/ja

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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood
    • G01N33/491—Blood by separating the blood components
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    • Y10T137/206—Flow affected by fluid contact, energy field or coanda effect [e.g., pure fluid device or system]
    • Y10T137/218—Means to regulate or vary operation of device

Definitions

  • the present invention relates to a plasma separation microchannel, and more particularly to a channel structure for separating blood cells and plasma in a blood sample in a blood test microchip or the like.
  • Blood tests are the most common means for medical examination.
  • the development of technology for performing blood tests on microchips has progressed, and such on-chip ⁇ reduces the pain of blood collection due to the necessary reduction in blood volume, downsizing of the device, and point-of-care. It is expected to speed up the inspection through the inspection of the above and the low cost of inspection by reducing the amount of reagent.
  • Patent Document 1 discloses an analysis chip that separates blood cells using a porous material as a pretreatment element.
  • Patent Documents 2 and 3 propose that the blood components are separated by gravity in the process of continuously flowing blood.
  • the blood to which the anticoagulant is added passes through the introduction path 103 and passes through the blood introduction port 103a to the blood flow path 102. Introduced continuously on one side.
  • the blood flows along the blood flow path 102, it is separated into a supernatant layer 104 made of platelet-rich plasma and a precipitate layer 105 made of blood cells such as red blood cells and white blood cells.
  • the platelet-rich plasma in the supernatant layer 104 is discharged from the discharge path 106 through the discharge port 106a provided in the shallowest part, and the blood cells in the sediment layer 105 are discharged in the deepest part. It is discharged from the discharge passage 107 through the outlet 107a.
  • the volume of the blood flow path 102 is about 300 ml, and blood introduced at a flow rate of about 20 mlZ is separated with a residence time of about 15 minutes in the sealed container 101.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-58280
  • Patent Document 2 Japanese Patent Application Laid-Open No. 57-131451
  • Patent Document 3 JP-A-58-41822
  • the method using a filter has drawbacks such that hemolysis is likely to occur and plasma absorbed by the filter is wasted.
  • the method using a centrifuge has drawbacks such as the device itself being very powerful and not necessarily compatible with microchips! /.
  • the method using an aggregating agent has drawbacks such that the aggregating agent itself can be a disturbing component of the inspection, and the microchannel may be blocked.
  • the blood component separation apparatus shown in FIG. 12 has a configuration in which outlets 106a and 107a are provided at the downstream end of blood channel 102 so as to be separated from each other in the vertical direction, and the channel cross section changes rapidly. Therefore, adjust the flow rate of the blood supply and discharge so that the blood components are separated slowly over time so that the state where the blood components are separated downstream of the blood channel 102 is not disturbed. There is a need.
  • the flow rate in the blood channel 102 is smaller than the flow rate in the discharge channels 106 and 107. Even if such a configuration is miniaturized as it is, it is difficult to efficiently separate a minute amount of blood.
  • the present invention is intended to provide a plasma separation microchannel capable of easily performing plasma separation on a microchip in view of the actual situation.
  • the present invention provides a plasma separation microchannel configured as follows.
  • the plasma separation micro-channel is formed by (a) a substrate body, and (b) formed inside the substrate body.
  • a separation channel extending in parallel with the extending direction of the substrate body, and (C) formed at one end of the separation channel close to the thickness direction perpendicular to the extending direction of the substrate body.
  • the blood cells settle when the blood sample flows through the separation channel, and on the downstream side, the blood cells flow below the separation channel. Then, while maintaining the state in which the blood cells flow below the separation channel, the blood sample is supplied to the first and second branch channels from the first and second communication ports formed close to the top and bottom. So that blood cells flow in the lower branch flow path, and supernatant other than blood cells flows in the upper branch flow path. As a result, the supernatant that does not contain blood cells, that is, plasma can be taken out from the upper branch flow path.
  • the blood sample from which the blood component is separated while flowing through the separation channel is one end of the separation channel.
  • the blood component separation state (especially the boundary surface of the blood component) can be branched to the first and second communication ports without being disturbed, and the flow velocity before and after the branching should be made substantially constant. Therefore, even a very small amount of blood sample can be separated efficiently.
  • the separator further includes a separator structure that protrudes from the one end of the separation channel toward the other end and divides the one end of the separation channel into at least two portions in the thickness direction. . Portions divided by the separator structure communicate with the first and second communication ports, respectively.
  • the separator structure can separate the flow without disturbing the laminar flow state in which the blood cells flow in the lower side of the separation channel in the separation channel, thereby improving the accuracy of plasma separation. be able to.
  • the substrate body includes first and second substrates bonded to each other. A portion of the separation channel on one side in the thickness direction is formed on the first substrate, and a portion of the separation channel on the other side in the thickness direction is formed on the second substrate.
  • the separator structure is configured by a sheet-like member sandwiched between the first and second substrates so as to cross the one end side of the separation channel.
  • the separator structure can be easily formed by sandwiching a sheet-like member between the substrates.
  • first and second ends of the first and second portions of the separation channel formed on the first and second substrates respectively extend in the thickness direction on the one end side.
  • a second columnar structure is formed.
  • the sheet-like member constituting the separator structure is sandwiched between the first columnar structure and the second columnar structure.
  • the sheet-like member constituting the separator structure is sandwiched between the first columnar structure on the first substrate side and the second columnar structure on the second substrate side, and mechanically Therefore, it is possible to prevent deformation due to surface tension when the blood sample enters the separator structure (sheet-like member).
  • the inner surface of the separation channel has a contact angle with the blood sample of 70 degrees or more.
  • the blood sample has a uniform flow when the blood cells are separated in the separation channel, so that the plasma separation accuracy can be improved.
  • the depth of the separation channel in the normal direction is lmm or less.
  • blood cells can be sedimented in a short time, and the Reynolds number can be lowered to maintain a laminar flow state, so that a small amount of blood sample force plasma can be separated.
  • the present invention provides a plasma separation microphone port channel configured as follows.
  • the plasma separation microchannel comprises (a) a first substrate having first and second planes parallel to each other, and a second substrate having third and fourth planes parallel to each other.
  • First groove formed in front of the second substrate The second groove formed on the third plane is arranged opposite to each other, and the interface between the second plane of the first substrate and the third plane of the second substrate (C) formed on the first groove of the first substrate and the second groove of the second substrate, respectively, on one end side of the main channel.
  • the first communication port to the second plane of the first substrate and the third plane of the second substrate, respectively.
  • the main channel has a structure in which the interface extends perpendicularly to the direction of gravity, and the other end force of the main channel is a structure in which a blood sample containing blood cells and plasma flows in a laminar flow state at the one end Before the blood sample reaches the one end of the main flow path, the blood cells in the blood sample settle down in the gravity direction, and the gravity direction of the first and second branch flow paths is The blood cells are guided to one of the lower sides, and most of the plasma is guided to the other of the first and second branch flow channels on the upper side in the gravity direction.
  • the separator further includes a separator structure that protrudes from the one end of the main channel toward the other end and divides the one end of the main channel into at least two parts in a direction perpendicular to the interface.
  • the parts divided by the separator structure communicate with the first and second communication ports, respectively.
  • the separator structure is configured by a sheet-like member sandwiched between the first and second substrates so as to cross the one end side of the main flow path.
  • first and second ends extending in a direction perpendicular to the interface are respectively formed on the one end sides of the first and second grooves of the main flow path formed in the first and second substrates.
  • a second columnar structure is formed.
  • the sheet-like member constituting the separator structure is sandwiched between the first columnar structure and the second columnar structure.
  • the inner surface of the main channel has a contact angle with the blood sample of 70 degrees or more.
  • the depth in the direction perpendicular to the interface of the main channel is lmm or less.
  • a laminar flow state in a channel is utilized by utilizing sedimentation of blood cells in the micro channel.
  • plasma separation can be easily performed on the microchip.
  • FIG. 1 is a (a) plane perspective view and (b) a cross-sectional view of a blood test microchip.
  • FIG. (Example 1) [FIG. 2] An exploded perspective view of a microchip for blood test. (Example 1)
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of a flow path branching portion. (Example 1)
  • FIG. 4 is an explanatory diagram of a substrate manufacturing process. (Example 1)
  • FIG. 5 is a (a) plane perspective view and (b) a side perspective view of a blood test microchip. (Example 2)
  • FIG. 7 is a (a) plan view and (b) a side view of the lower substrate. (Example 2)
  • FIG. 8 is an enlarged photograph of the vicinity of the flow path branching portion. (Example 2)
  • FIG. 9 is a plan perspective view of a microchip array for blood test. (Example 3)
  • FIG. 10 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. (Example 3)
  • FIG. 11 is a cross-sectional view taken along line BB in FIG. (Example 3)
  • FIG. 12 is a partial sectional perspective view of a blood component separation device. (Conventional example)
  • Example 1 A blood test microchip (hereinafter also simply referred to as “microphone opening chip”) of Example 1 of the present invention will be described with reference to FIGS.
  • FIG. 1 (a) is a perspective plan view
  • FIG. 1 (b) is a cross-sectional view taken along line bb in FIG. 1 (a).
  • the microchip 10 is provided inside the substrate body 1 Oa, which is the main body of the microchip 10, substantially in parallel with the extending direction of the substrate body 10a.
  • Channels 11, 13, and 14 are formed in a letter shape. That is, the first branch channel 13 and the second branch channel are connected to the first branch channel 13 and the second channel through the communication ports 13a and 14a formed in the thickness direction perpendicular to the extending direction of the substrate body 10a on one end l ib side of the separation channel 11.
  • the branch flow path 14 is branched.
  • the separation flow path 11 is supplied with the blood sample at the other end 11a.
  • blood cells settle, and on the downstream side, the blood cells flow below the separation channel 11.
  • the blood sample is led to the branch channels 13 and 14 from the communication ports 13a and 14a formed close to each other while maintaining the state where the blood cells flow under the separation channel 11 and branched. Is done.
  • blood cells flow into the lower branch flow path 14 and flow into the upper branch flow path 13.
  • the supernatant not containing blood cells that is, plasma can be taken out from the upper branch flow path 13.
  • the communication ports 13a and 14a are formed close to each other, a blood sample that has flowed through the separation channel 11 and separated from the blood component is separated at one end l ib side of the separation channel 11.
  • the separation state of blood components (especially the boundary surface of blood components) can be guided to the communication ports 13a and 14b without being disturbed.
  • the blood sample can be passed from the separation channel 11 to the branch channels 13 and 14 so as to flow at a substantially constant flow rate. Therefore, even a very small amount of blood sample can be separated efficiently.
  • a separator structure 16 (a shaded pentagonal portion) that divides the separation channel 11 vertically is provided near one end l ib of the separation channel 11, blood components can be more efficiently obtained. Can be separated.
  • the separator structure 16 is constituted by a portion of the thin plate 40 that traverses the vicinity of one end l ib of the separation channel 11 and disposed in the separation channel 11.
  • the separator structure 16 extends from the separation channel 11 to the other end 11a side of the separation channel 11 from a position (branch start position) 12 where the branch channels 13 and 14 start to branch.
  • the distance T between the tip 16a of the separator structure 16 and the branch start position 12 is preferably T ⁇ 0 so that the flow is not disturbed during the branch.
  • the separator structure 16 extends in parallel with the extending direction of the separation channel 11, and divides the separation channel 11 into two parts l is and l it. .
  • the first branch flow path 13 and the second branch flow path 14 communicate with the portions l is and l it divided by the separator structure 16, respectively.
  • the substrate body 10a is disposed substantially horizontally, and each of the flow paths 11, 13, and 14 extends in a substantially vertical direction, that is, in a substantially horizontal direction with respect to the direction of gravity indicated by an arrow 18.
  • the blood sample is supplied from the other end 11a of the separation channel 11 as shown by the arrow lx.
  • the blood cells in the blood sample settle as shown by the arrow l ly due to gravity and become more downstream as it goes to the downstream (one end l ib side of the separation channel 11). It flows under the gravity direction of the separation channel 11.
  • the plasma in the blood sample flows on the opposite side from the blood cells, that is, on the upper side in the gravity direction of the separation channel 11 as it goes downstream.
  • the standard value for blood sedimentation in clinical tests is within 10 mm per hour for men and within 15 mm for females, so the sedimentation rate V of blood cells under normal gravity is approximately 3-4. mZsec.
  • the length of the separation channel 11 up to the tip 16a is L
  • the depth of the separation channel 11 is D
  • the flow velocity of the blood sample is v
  • the sedimentation velocity of blood cells in the blood sample is V
  • the blood sample is set so as to satisfy the condition, when the blood sample reaches the tip 16a of the separator structure 16, the blood cell is separated downward in the gravity direction and the plasma is separated upward in the gravity direction.
  • the separator structure 16 in FIG. 1 is a thin plate-like structure. Any structure that can bisect the flow in the direction of gravity, such as a structure having an edge-shaped tip that is not limited to this, is applicable. Even so.
  • the flow paths 11, 13, and 14 have a uniform cross section and extend in the horizontal direction because the flow disturbance is reduced, but this is not restrictive.
  • the cross sections of the flow paths 11, 13, and 14 may change.
  • the separation channel 11 may extend in a non-horizontal direction as long as blood cells can be settled using gravity.
  • the flow paths 13 and 14 may also extend in a non-horizontal direction.
  • the microchip 10 has grooves 22, 24; 32,
  • the two substrates 20 and 30 on which the 34 is formed can be manufactured by bonding them together with the thin plate 40 sandwiched therebetween.
  • grooves 22 and 32 that become part of the separation flow path 11 and grooves that become the second branch flow path 14 or grooves that become the first branch flow path 13 by injection or embossing 34. are formed in advance. Then, the positions of the grooves 22 and 32 of the portion to be the separation channel 11 are aligned, and the substrates 20 and 30 are bonded together so that the thin plate 40 is sandwiched therebetween.
  • the manufacturing method of the microchip 10 is not limited to this.
  • the separator structures 16 may be formed inside the substrate body 10a using a photocurable resin.
  • the separator structure 16 is composed of the thin plate 40, depending on the thickness, material, and the like of the thin plate 40, depending on the surface tension when the blood sample enters the separator structure 16, for example, as shown in FIG.
  • the thin plate 40 may be pulled and the separator structure 16 may be deformed.
  • columnar structures 28 and 38 are formed in the grooves 22 and 32 of the substrates 20 and 30 to be the separation channel 11 (see FIG. 1).
  • the separator structure 16 may be mechanically supported by sandwiching the thin plate 40 between the columnar structures 28 and 38 !.
  • the columnar structures 28 and 38 may be provided in the branch flow paths 13 and 14 so that the thin plate 40 exposed in the branch flow paths 13 and 14 is pressed against the flow path wall surface.
  • the time required for plasma separation using the microphone chip 10 is determined by the time required for blood sedimentation and is proportional to the depth of the separation channel 11. In general, it is desirable that the blood test on the chip should be completed within a few minutes. Therefore, it is preferable that the depth D (see FIG. 1 (b)) of the separation channel 11 does not exceed lmm.
  • the condition for successful plasma separation by the microchip 10 is that the flow is maintained in a laminar flow state in the separation channel 11. If this condition breaks down, blood cell sedimentation is disturbed, or the separated serum and blood cells are remixed. Therefore, in order to maintain the laminar flow state by reducing the Reynolds number, the depth D of the separation channel 11 needs to be 1 mm or less.
  • SU-8-2 manufactured by Microchem
  • SU-8-2 is spin-coated as a negative resist 3 on a glass substrate 2, and heated in an oven to be semi-cured.
  • a mask 4 having an opening 5 is formed.
  • the mask 4 has grooves 22, 24; 32, 34 patterns to be flow paths, and grooves 22, 2 near the branch start position 12 (see Fig. 1).
  • the pattern of the columnar structures 28 and 38 is also formed in the 32 and 34.
  • the negative resist 3 is exposed to ultraviolet rays from the opening 5 of the mask 4 and then heated again in an oven. Because of this, negative resist 3
  • the negative resist 3 is developed with a developer solution exclusively for SU-8, and then washed with water to remove unnecessary portions 3b of the negative resist. Next, by drying, a saddle shape in which a portion 3a to be a flow path is formed on the glass substrate 2 is completed.
  • the surfaces where the flow path pattern is formed face each other.
  • a polyimide film with a thickness of 7 / zm is placed and the substrates 20 and 30 are brought into close contact with each other. Since PDMS is adhesive, the thin plate 40 is sandwiched and bonded between the substrates 20 and 30. A portion where the thin plate 40 crosses the grooves 22, 32 is sandwiched and supported between the columnar structures 28, 38 formed in the grooves 22, 32.
  • the columnar structures 28 and 38 are also provided in the grooves 24 and 34, and the thin plate 40 is pressed against the other substrates 20 and 30 at the ends of the columnar structures 28 and 38. To fix.
  • the microchip 10 produced in this way has a very thin polyimide film on the thin plate 40, the PDMS of the upper and lower substrates 20, 30 are sufficiently adhered to each other even at the edge of the polyimide film, and in particular a seal. Even without that, it was not that the leakage of blood samples would be a problem.
  • the substrates 20 and 30 are manufactured using PDMS to which a hydrophilic additive is added.
  • hydrophilic glaze agent may be hydrophilized by oxygen plasma.
  • a reactive ion etching apparatus is used to hydrophilize the inner surface of the substrate flow path using oxygen plasma.
  • Oxygen plasma makes the PDMS surface hydrophilic by replacing methyl groups on the surface with hydroxyl groups.
  • At least the inner surface of the separation channel 11 is hydrophilized so that the contact angle with the blood sample is 70 degrees or more, and blood cells are allowed to settle in a uniform flow state in the cross section. Power is preferable.
  • the substrates 20 and 30 are transparent and the thin plate 40 is translucent, the internal state of the microchip 10 can be observed from the outside. Can do. Therefore, the reaction in the flow channel can be detected optically, which is suitable for blood tests.
  • Example 2 Blood Test Microchip of Example 2 (hereinafter simply referred to as “microchip”) Also called. ) 100 will be described with reference to FIGS.
  • FIG. 5 is a (a) plane perspective view and (b) a side perspective view of the microchip 100.
  • 6A is a plan view of the upper substrate 130, and FIG. 6B is a side view thereof.
  • 7A is a plan view of the lower substrate 120, and FIG. 7B is a side view thereof.
  • the microchip 100 is similar to the first embodiment in that the substrate 120, 130 on which the grooves 122, 124; 132, 134 to be Y-shaped channels are formed is formed.
  • a thin plate 140 for forming a separator structure is sandwiched between them, and the separation channel 110 is branched into a first branch channel 113 and a second branch channel 114.
  • the upper substrate 130 is formed with the groove 134 that becomes the separation channel 110 only halfway.
  • the lower substrate 120 is formed with a first groove 124 and a second groove 126 having different widths and depths as grooves to be the separation channel 110.
  • One end of the first groove 124 is connected to the groove 122 serving as the second branch flow path 114, and the other end is connected to the second groove 126.
  • the second groove 126 has a step 123 formed on the bottom surface that is relatively larger in width and depth than the first groove 124.
  • the groove 134 of the upper substrate 130 overlaps the first groove 124, and the downstream flow channel 112 of the separation flow channel 110 is formed by the groove 124 of the lower substrate 120 and the groove 134 of the upper substrate 130. Is formed.
  • the upstream flow path 111 and the downstream flow path 112 of the separation flow path 110 are connected only through the opening 125 that communicates between the first groove 124 and the second groove 126.
  • a groove 128 connected to the second groove 126 is formed in the lower substrate 120.
  • the portion of the upper substrate 130 where the groove is not formed is partially overlapped, and the side opposite to the second groove 126 is exposed, and an opening for supplying a blood sample from the outside is formed. It is supposed to be.
  • an opening 125 having a reduced cross-sectional area is provided in the middle of the separation channel 110 to restrict the channel and increase the fluid resistance, and b) an upstream channel 111 of the separation channel 110.
  • the microchip 100 of Example 2 can separate plasma more accurately.
  • FIG. 8 is an example of an enlarged photograph of the area 150 (see FIG. 5) near the branch start position of the microchip 100 manufactured in the same manner as the manufacturing example of Example 1.
  • the left side of the figure is a separation channel 110
  • the upper right channel in the diagram is a second branch channel 114 through which blood cells flow
  • the lower right channel in the diagram is a first channel 113 through which plasma flows.
  • the blood cells are dark and the plasma is transparent.Blood cells flow out only to the second branch channel 114 in the upper right of the figure, and only plasma is extracted from the first branch channel 113 in the lower right of the figure. It is shown that.
  • 99% or more of blood cells could be separated from a blood sample flowing at a flow rate of 100 ⁇ mZ seconds.
  • the microchip in this photograph has a width S of 1000 m Downstream of separation channel 110
  • the depth force m of the side channel 112 and the depths of the branch channels 113 and 114 are both 50 m.
  • the first groove 124 forming the upstream channel 111 of the separation channel 110 has a width of 2500 m and a depth of 150 m, and forms the lower part of the downstream channel 112 of the separation channel 110.
  • the second groove 124 has a width of 1000 ⁇ m and a depth of 50 ⁇ m.
  • the thickness of the thin plate 140 was 7 ⁇ m, and there was no leakage of blood cells from the gap between the substrates 120 and 130.
  • Example 3 The microchip array for blood test of Example 3 (hereinafter simply referred to as “microchip”). Also called “up array”. ) 200 will be described with reference to FIGS.
  • FIG. 9 is a plan perspective view of the microphone opening chip array 200.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view taken along line BB in FIG.
  • the microchip array 200 of the third embodiment is configured in the same manner as in the first and second embodiments. Below, it demonstrates centering around difference with Example 1 and Example 2. FIG.
  • two sets of flow channel structures 220 are formed on a substrate body 210 in which substrates 212 and 214 having a pair of parallel planes are joined to each other. It is made.
  • a glass substrate is used for the substrates 212 and 214, and a fluorine-based material such as CH F is used.
  • the channel structure 220 is formed by plasma etching or ion beam etching using a gas.
  • the channel structure 220 includes a main channel 230 and two branch channels 232 and 234.
  • the main flow path 230 is formed by grooves provided so as to face each other on the bonding surfaces of the substrates 212 and 214 (that is, the interface between the bonded substrates 212 and 214).
  • the branch flow paths 232 and 234 are formed between a groove provided on the bonding surface of one substrate 212 or 214 and a portion where the groove of the other substrate 214 or 212 is not formed, and are separated from each other.
  • each substrate 212, 214, the groove forming the main flow channel 230 and the groove forming the branch flow channel 232, 234 are connected to each other at one end, and the communication port 233 is connected to the connection portion between the one ends. , 235 power is formed!
  • a blood inlet 222 communicating with the other end of the main channel 230 is formed in one of the upper substrates 212.
  • the other end of one branch channel 232 communicates with the plasma tank 240, and the other end of the other branch channel 234 communicates with the blood cell reservoir 236.
  • the plasma tank 240 is formed by a recess provided facing the bonding surface of each of the substrates 212 and 214.
  • the plasma tank 240 is divided into a plurality of examination regions 244 by a partition plate 242 schematically shown in FIG.
  • the partition plate 242 may be configured so as to be inserted into the plasma tank 240, or may be configured so as to be arranged and opened in advance in the plasma tank 240! / ⁇ .
  • Reagent liquid is supplied to each inspection region 244 partitioned by the partition plate 242 via a reagent liquid inlet 224 and a reagent flow path 250 formed in the upper substrate 212 in the drawing. Is done.
  • the microchip array 200 When examining a blood sample using the microchip array 200, the microchip array 200 is arranged in a substantially horizontal direction, and the blood sample is supplied to the blood inlet 222 of each channel structure 220.
  • the supplied blood sample flows through the main channel 230 in a laminar flow state, while blood cells in the blood sample settle, and plasma and blood cells separate in the vertical direction.
  • blood cells flow through the lower branch flow path 234 in the drawing and are guided to the blood cell reservoir 236.
  • most of the plasma flows through the upper branch channel 232 in the figure and is guided to the plasma tank 240.
  • the plasma tank 240 When plasma accumulates in the plasma tank 240, the plasma tank 240 is partitioned into a plurality of examination regions 244 by the partition plate 242. Next, the reagent solution is supplied from the reagent solution inlet 224 to the partitioned inspection regions 244 via the reagent channel 250, and the reaction with the reagent is inspected.
  • the microchip array 200 is mounted in a blood test apparatus, irradiated with laser light from the blood test apparatus toward the plasma tank 240 as indicated by an arrow 246, and transmitted light that has passed through the plasma tank 240. Is measured by the optical sensor 248 of the blood test apparatus, and the reaction with the reagent is examined based on the change in the transmitted light. At this time, one laser beam may be scanned in each examination region 244 of the plasma tank 240, or each examination region 244 may be irradiated with a separate laser beam. Further, instead of measuring the transmitted light, the reflected light from the plasma tank 240 may be measured and examined.
  • the substrates 212 and 214 may be thinned or a hole window may be provided as necessary so that sufficient light for inspection is transmitted. Further, the blood sample may be examined by a method other than the above. For example, electrical characteristics may be measured.
  • the blood sample is supplied from the blood introduction port 222.
  • Blood cells that have settled near the bottom surface 223 of the blood inlet 222 are less likely to enter the main flow path 230, and there are few blood cells in the main flow path 230, and the supernatant portion of the blood sample enters, thus increasing the plasma separation accuracy. be able to.
  • the inner surface of the main channel 230 is treated as necessary so that the contact angle with blood is 70 degrees or more.
  • the depth of the main channel 230 (dimension in the direction perpendicular to the interface between the substrates 232 and 234) is 1 mm or less so that the flow in the main channel 230 remains laminar.
  • a separator structure may be provided on the branch flow paths 232 and 234 side of the main flow path 230 as in the first and second embodiments.
  • the blood test microchip and the blood test mic chip array can easily perform plasma separation on the microchip.
  • three or more substrates may be used to create a flow path in the substrate body.
  • a flow path may be formed only on one substrate. It is also possible to configure the substrate body with only one substrate.
  • the substrate body is exemplified by a flat plate shape obtained by bonding substrates having a pair of planes parallel to each other.
  • the substrate body is not limited to this, and may have any shape.

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Abstract

　マイクロチップ上で血漿分離を簡便に行うことができる血漿分離用マイクロ流路を提供する。 　基板体１０ａと、基板体１０ａの内部に形成され、基板体１０ａの延在方向と平行方向に延在する分離用流路１１と、分離用流路１１の一端に基板体１０ａの延在方向に垂直な厚み方向に近接して形成された少なくとも２つの第１及び第２の連通口１３ａ，１４ａと、基板体１０ａの内部に形成され、第１及び第２の連通口１３ａ，１４ａにそれぞれ連通する第１及び第２の分岐流路１３，１４とを備える。基板体１０ａが重力方向に対して垂直に延在する状態で、分離用流路１１の他端１１ａ側から、血球と血漿を含む血液試料が流され、血液試料が分離用流路１１の一端１１ｂに達する前に、血液試料中の血球が沈降する。第１及び第２の分岐流路のうち重力方向下側の一方１４には、沈降した血球が導かれ、重力方向上側の他方１３には、血漿の大部分が導かれる。

Description

明 細 書
血漿分離用マイクロ流路
技術分野
[0001] 本発明は血漿分離用マイクロ流路に関し、詳しくは、血液検査用マイクロチップ等 にお 、て血液試料中の血球と血漿を分離するための流路構造に関する。
背景技術
[0002] 血液検査は、健康診断のための最も一般的な手段である。近年、血液検査をマイ クロチップ上で行うための技術開発が進んでおり、このようなオンチップィ匕により、必 要な血液量減少にともなう採血の苦痛の低減、装置の小型化、ポイントォブケアでの 検査を通じた検査の迅速化、試薬量低減による検査のローコストィ匕などが期待されて いる。
[0003] ところで、血液検査の検査項目のほとんどは、血中の可溶性成分にかかわるもので あり、血液中のおよそ 50%の体積を占める血球は、これらの検査においては妨害成 分となる。そこで、検査に先だって、血液力 血球を分離して血漿のみを取り出すこと が必要になる。
[0004] 従来の手法においては、この血漿分離のためには、フィルターを用いる方法、遠心 機により血球を沈殿させる方法、薬剤の添カ卩により血球を凝集させる方法などが用い られてきた。このような方法を、血液検査をマイクロチップ上で行う場合にも適用する ことが考えられる。
[0005] 例えば特許文献 1には、前処理要素に多孔質体を用いて血球を分離する分析チッ プが開示されている。
[0006] また、特許文献 2、 3には、血液を連続的に流す過程において、重力により血液成 分を分離することが提案されて 、る。例えば図 12の部分断面斜視図に示す密閉容 器 101を有する血液の成分分離装置は、抗凝固剤を加えられた血液が、導入路 10 3を通り、血液導入口 103aから血液流路 102の一方に継続的に導入される。血液が 血液流路 102に沿って流れるに従って、多血小板血漿よりなる上清層 104と、赤血 球、白血球等の血球よりなる沈殿層 105とに分離される。そして、血液流路 102の下 流の末端において、上清層 104の多血小板血漿は、最も浅い部位に設けられた排 出口 106aを通って排出路 106から排出され、沈殿層 105の血球は、最も深い部位 に設けられた排出口 107aを通って排出路 107から排出される。例えば、血液流路 1 02の容積は約 300mlであり、約 20mlZ分の流量で導入された血液が、密閉容器 1 01内における約 15分の滞留時間で分離される。
特許文献 1：特開 2006 - 58280号公報
特許文献 2 :特開昭 57— 131451号公報
特許文献 3 :特開昭 58— 41822号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0007] しかしながら、フィルターを用いる方法には、溶血が発生しやすい、フィルターに吸 収された血漿が無駄になるなどの欠点がある。遠心機による方法には、装置自体が 大が力りでマイクロチップ化との適合性が必ずしもよくな!/、などの欠点がある。凝集剤 を用いる方法には、凝集剤自体が検査の妨害成分になり得るし、またマイクロ流路を 閉塞してしまうおそれがあるなどの欠点がある。
[0008] また、図 12に示した血液の成分分離装置は、血液流路 102の下流の末端に排出 口 106a, 107aが上下に離れて設けられ、流路断面が急激に変化する構成となって おり、血液流路 102の下流で血液成分が分離している状態が乱れてしまわないよう に、血液の供給'排出の流量を調整し、時間をかけてゆっくりと血液の成分を分離す る必要がある。血液流路 102での流速は、排出路 106, 107での流速よりも小さい。 このような構成をそのまま小型化しても、微小量の血液を効率よく分離することは困難 である。
[0009] 本発明は、力かる実情に鑑み、マイクロチップ上で血漿分離を簡便に行うことがで きる血漿分離用マイクロ流路を提供しょうとするものである。
課題を解決するための手段
[0010] 本発明は、上記課題を解決するために、以下のように構成した血漿分離用マイクロ 流路を提供する。
[0011] 血漿分離用マイクロ流路は、（a)基板体と、（b)前記基板体の内部に形成され、前 記基板体の延在方向と平行に延在する分離用流路と、（C)前記分離用流路の一端 に、前記基板体の延在方向に垂直な厚み方向に近接して形成された少なくとも 2つ の第 1及び第 2の連通口と、（c)前記基板体の内部に形成され、前記第 1及び第 2の 連通口にそれぞれ連通する第 1及び第 2の分岐流路とを備える。前記基板体が重力 方向に対して垂直に延在する状態で、前記分離用流路の他端側から、血球と血漿を 含む血液試料が流され、前記血液試料が前記分離用流路の前記一端に達する前に 、前記血液試料中の前記血球が沈降する。前記第 1及び第 2の分岐流路のうち重力 方向下側の一方には、沈降した前記血球が導かれ、前記第 1及び第 2の分岐流路の うち重力方向上側の他方には、前記血漿の大部分が導かれる。
[0012] 上記構成において、血液試料が分離用流路を流れるときに血球が沈降し、下流側 では、血球が分離用流路の下側を流れるようにする。そして、血球が分離用流路の 下側を流れる状態を維持したまま、血液試料を、上下に近接して形成されている第 1 及び第 2の連通口から第 1及び第 2の分岐流路に導いて分岐させ、下側の分岐流路 に血球が流れ、上側の分岐流路に血球以外の上澄みが流れるようにする。これによ つて、上側の分岐流路から血球を含まない上澄み、すなわち血漿を取り出すことがで きる。
[0013] 上記構成によれば、第 1及び第 2の連通口を近接して形成することによって、分離 用流路を流れながら血液成分が分離している血液試料を、分離用流路の一端側に おいて、血液成分の分離状態 (特に、血液成分の境界面）が乱れることなく第 1及び 第 2の連通口に導いて分岐させることができ、分岐前後の流速を略一定にすることが できるので、微小量の血液試料でも効率よく分離することができる。
[0014] 好ましくは、前記分離用流路の前記一端から前記他端側に突出し、前記分離用流 路の前記一端側を、前記厚み方向に少なくとも 2つの部分に分割するセパレータ構 造をさらに備える。前記セパレータ構造により分割された部分がそれぞれ前記第 1及 び第 2の連通口に連通する。
[0015] この場合、セパレータ構造によって、分離用流路内において血球が分離用流路の 下側を流れる層流状態を乱すことなぐ流れを上下に分離することができ、血漿分離 の精度を高めることができる。 [0016] 好ましくは、前記基板体は、互いに接合された第 1及び第 2の基板を含む。前記第 1の基板には前記分離用流路の前記厚み方向一側の部分が形成され、前記第 2の 基板には前記分離用流路の前記厚み方向他側の部分が形成される。前記セパレー タ構造は、前記分離用流路の前記一端側を横断するように、前記第 1及び第 2の基 板の間に挟持されたシート状の部材により構成される。
[0017] この場合、基板の間にシート状の部材を挟み込むことによって、セパレータ構造を 簡単に形成することができる。
[0018] より好ましくは、前記第 1及び第 2の基板に形成された前記分離用流路の前記第 1 及び第 2の部分の前記一端側に、それぞれ、前記厚み方向に延在する第 1及び第 2 の柱状構造が形成される。前記第 1の柱状構造と前記第 2の柱状構造との間に、前 記セパレータ構造を構成する前記シート状の部材が挟持される。
[0019] この場合、セパレータ構造を構成するシート状の部材は、第 1の基板側の第 1の柱 状構造と第 2の基板側の第 2の柱状構造との間に挟持され、機械的に支持されてい るため、血液試料がセパレータ構造 (シート状の部材）に進入する際の表面張力によ る変形を防止することができる。
[0020] 好ましくは、前記分離用流路の内面は、前記血液試料に対する接触角が 70度以 上である。
[0021] この場合、血液試料は、分離用流路内で血球が分離するとき、一様な流れとなるの で、血漿分離精度を向上することができる。
[0022] 好ましくは、前記分離用流路の前記法線方向の深さが lmm以下である。
[0023] この場合、短時間で血球を沈降させるとともに、レイノルズ数を低くして層流状態を 保ち、微量の血液試料力 血漿を分離することができる。
[0024] また、本発明は、上記課題を解決するために、以下のように構成した血漿分離用マ イク口流路を提供する。
[0025] 血漿分離用マイクロ流路は、（a)互いに平行な第 1及び第 2の平面を有する第 1の 基板と、互いに平行な第 3及び第 4の平面を有する第 2の基板とを含み、前記第 1の 基板の前記第 2の平面と前記第 2の基板の前記 3の平面とが接合された、基板体と、 (b)前記第 1の基板の前記第 2の平面に形成された第 1の溝と、前記第 2の基板の前 記第 3の平面に形成された第 2の溝とが互いに対向して配置されてなり、前記第 1の 基板の前記第 2の平面と前記第 2の基板の前記第 3の平面との界面に沿って延在す る、主流路と、（c)前記主流路の一端側において、前記第 1の基板の前記第 1の溝と 前記第 2の基板の前記第 2の溝とにそれぞれ形成された第 1及び第 2の連通口と、 (d )前記第 1の基板の前記第 2の平面と前記第 2の基板の前記第 3の平面とに、それぞ れ、前記第 1の連通口と前記第 2の連通口とに連通して形成され、前記界面に沿って 互いに離れて延在する、第 1及び第 2の分岐流路とを備える。前記主流路は、前記 界面が重力方向に対して垂直に延在するように配置された状態で、前記主流路の他 端力 前記一端に血球と血漿を含む血液試料が層流状態で流れる構造を有し、前 記血液試料が前記主流路の前記一端に達する前に、前記血液試料中の前記血球 が重力方向下側に沈降し、前記第 1及び第 2の分岐流路のうち重力方向下側の一方 には、前記血球が導かれ、前記第 1及び第 2の分岐流路のうち重力方向上側の他方 には、前記血漿の大部分が導かれる。
[0026] 好ましくは、前記主流路の前記一端から前記他端側に突出し、前記主流路の前記 一端側を、前記界面に垂直方向に少なくとも 2つの部分に分割するセパレータ構造 をさらに備える。前記セパレータ構造により分割された部分がそれぞれ前記第 1及び 第 2の連通口に連通する。
[0027] 好ましくは、前記セパレータ構造は、前記主流路の前記一端側を横断するように、 前記第 1及び第 2の基板の間に挟持されたシート状の部材により構成される。
[0028] 好ましくは、前記第 1及び第 2の基板に形成された前記主流路の前記第 1及び第 2 の溝の前記一端側に、それぞれ、前記界面に垂直方向に延在する第 1及び第 2の柱 状構造が形成される。前記第 1の柱状構造と前記第 2の柱状構造との間に、前記セ パレータ構造を構成する前記シート状の部材が挟持される。
[0029] 好ましくは、前記主流路の内面は、前記血液試料に対する接触角が 70度以上であ る。
[0030] 好ましくは、前記主流路の前記界面に垂直方向の深さが lmm以下である。
発明の効果
[0031] 本発明によれば、マイクロ流路内での血球の沈降を利用し、流路内での層流状態 を維持し、分岐流路により血漿を含む上澄みを取り出すことにより、マイクロチップ上 で血漿分離を簡便に行うことができる。
図面の簡単な説明
[0032] [図 1]血液検査用マイクロチップの（a)平面透視図、（b)断面図である。（実施例 1) [図 2]血液検査用マイクロチップの分解斜視図である。（実施例 1)
[図 3]流路分岐部の断面図である。（実施例 1)
[図 4]基板の作製工程の説明図である。（実施例 1)
[図 5]血液検査用マイクロチップの（a)平面透視図、（b)側面透視図である。（実施例 2)
[図 6]上側基板の (a)平面図、（b)側面図である。（実施例 2)
[図 7]下側基板の (a)平面図、（b)側面図である。（実施例 2)
[図 8]流路分岐部付近の拡大写真である。（実施例 2)
[図 9]血液検査用マイクロチップアレイの平面透視図である。（実施例 3)
[図 10]図 9の線 A— Aに沿って切断した断面図である。（実施例 3)
[図 11]図 9の線 B— Bに沿って切断した断面図である。（実施例 3)
[図 12]血液の成分分離装置の部分断面斜視図である。（従来例）
符号の説明
[0033] 10 血液検査用マイクロチップ (血漿分離用マイクロ流路）
10a 基板体
11 分離用流路 (主流路）
13, 14 分岐流路 (第 1及び第 2の分岐流路）
13a, 14a 連通口（第 1及び第 2の連通口）
16 セパレータ構造
20 下基板 (第 1の基板）
28 柱状構造 (第 1の柱状構造）
30 上基板 (第 2の基板）
38 柱状構造 (第 2の柱状構造）
40 薄板 (シート状の部材） 100 血液検査用マイクロチップ (血漿分離用マイクロ流路）
110 分離用流路 (主流路）
113, 114 分岐流路
120 下基板 (第 1の基板）
130 上基板 (第 2の基板）
140 薄板 (シート状の部材）
200 血液検査用マイクロチップアレイ (血漿分離用マイクロ流路)
210 基板体
212 基板 (第 1の基板）
214 基板 (第 2の基板）
230 主流路 (分離用流路）
232, 234 分岐流路
発明を実施するための最良の形態
[0034] 以下、本発明の実施の形態について、図 1〜図 11を参照しながら説明する。
[0035] <実施例 1 > 本発明の実施例 1の血液検査用マイクロチップ (以下、単に「マイク 口チップ」ともいう。）について、図 1〜図 4を用いて説明する。
[0036] マイクロチップ 10の基本構成について、図 1を参照しながら説明する。図 1 (a)は平 面透視図、図 1 (b)は図 1 (a)の線 b— bに沿って切断した断面図である。
[0037] 図 1 (a)〖こ示すように、マイクロチップ 10は、マイクロチップ 10の本体である基板体 1 Oaの内部に、基板体 10aの延在方向と実質的に平行に、略 Y字状に流路 11, 13, 1 4が形成されている。すなわち、分離用流路 11の一端 l ib側において基板体 10aの 延在方向に垂直な厚み方向に近接して形成された連通口 13a, 14aから、第 1の分 岐流路 13と第 2の分岐流路 14とが分岐している。
[0038] 分離用流路 11には、他端 11a側力 血液試料が供給される。血液試料は、分離用 流路 11を流れるときに血球が沈降し、下流側では、血球が分離用流路 11の下側を 流れる。そして、血液試料は、分離用流路 11の下側を血球が流れる状態を維持した まま、上下に近接して形成されている連通口 13a, 14aから分岐流路 13, 14に導か れ、分岐される。このとき、下側の分岐流路 14に血球が流れ、上側の分岐流路 13に 血球以外の上澄みが流れるようにして、上側の分岐流路 13から、血球を含まない上 澄み、すなわち血漿を取り出すことができる。
[0039] 連通口 13a, 14aは近接して形成されているので、分離用流路 11を流れて血液成 分が分離している血液試料を、分離用流路 11の一端 l ib側において、血液成分の 分離状態 (特に血液成分の境界面）が乱れることなく連通口 13a, 14bに導くことがで きる。また、血液試料は、分離用流路 11から分岐流路 13, 14へ略一定の流速で流 れるよう〖こすることができる。したがって、微小量の血液試料でも効率よく分離すること ができる。
[0040] さらに、分離用流路 11の一端 l ib付近に、分離用流路 11を上下に分割するセパ レータ構造 16 (斜線を付した五角形の部分)を設けると、血液成分をより効率よく分 離することができる。セパレータ構造 16は、分離用流路 11の一端 l ib付近を横断す る薄板 40のうち分離用流路 11内に配置された部分によって構成される。セパレータ 構造 16は、分離用流路 11から分岐流路 13, 14が分岐を開始する位置 (分岐開始 位置） 12よりも分離用流路 11の他端 11a側まで延在している。セパレータ構造 16の 先端 16aと分岐開始位置 12との間の距離 Tは、分岐の際に流れに乱れが生じないよ うに、 T≥0とすることが好ましい。
[0041] 図 1 (b)に示すように、セパレータ構造 16は分離用流路 11の延在方向と平行に延 在し、分離用流路 11を 2つの部分 l is, l itに分割する。第 1の分岐流路 13と第 2の 分岐流路 14とは、このセパレータ構造 16により分割された部分 l is, l itにそれぞれ 連通している。
[0042] 基板体 10aは実質的に水平に配置され、各流路 11, 13, 14は、矢印 18で示す重 力方向に対して実質的に垂直方向、すなわち実質的に水平方向に延在するように 配置され、矢印 l lxで示すように、分離用流路 11の他端 11aから血液試料が供給さ れる。血液試料が分離用流路 11を流れるとき、血液試料中の血球は、重力によって 、矢印 l lyで示すように沈降し、下流 (分離用流路 11の一端 l ib側）に行くほど、分 離用流路 11の重力方向下側を流れる。一方、血液試料中の血漿は、下流に行くほ ど、血球とは反対側、すなわち、分離用流路 11の重力方向上側を流れる。
[0043] 血液試料が分離用流路 11を流れるときの流速 Vと、セパレータ構造 16の先端 16a に達するまでの間に血液試料が流れる距離 Lを適宜に設定することにより、血液試料 がセパレータ構造 16の先端 16aに達したときに、血球を重力方向下側に、血漿を重 力方向上側に分離することができる。
[0044] すなわち、臨床検査における血沈の基準値は、男性で 1時間に 10mm以内、女性 では 15mm以内が臨床検査の基準であるので、通常の重力下における血球の沈降 速度 Vは約 3〜4 mZsecである。分離用流路の他端 11aからセパレータ構造 16の s
先端 16aまでの分離用流路 11の長さを L、分離用流路 11の深さを D、血液試料の流 速を v、血液試料中の血球の沈降速度 Vとすると、
L > (v/v ) - d · · · (1)
s
を満たすように設定すれば、血液試料がセパレータ構造 16の先端 16aに達したとき に、血球は重力方向下側に、血漿は重力方向上側に分離する。
[0045] セパレータ構造 16の高さ H力 セパレータ構造 16の先端 16aに達したときに沈降し て 、る血球の高さと同程度となるようにすると、血球の全部又は大部分がセパレータ 構造 16の重力方向下側の部分 l itに流れ込み、血漿の大部分がセパレータ構造よ りも重力方向上側の部分 l isに流れ込むようになる。これによつて、第 1の分岐流路 1 3には血漿を導き、第 2の分岐流路 14には血球を導くことができる。
[0046] なお、図 1におけるセパレータ構造 16は薄板状の構造である力 これに限るもので はなぐエッジ状の尖端を持つ構造など、流れを重力方向に二分できるものであれば どのような構造であってもよ ヽ。
[0047] また、流路 11, 13, 14は、断面が一様で水平方向に延在するように構成すると、流 れの乱れが少なくなり、好ましいが、これに限るものではない。例えば、流路 11, 13, 14の断面が変化してもよい。また、分離用流路 11は、重力を利用して血球を沈降さ せることができれば、非水平方向に延在してもよい。また、流路 13, 14も、非水平方 向に延在してもよい。
[0048] また、図 1 (a)に示したように、第 1及び第 2の分岐流路 13, 14が分離用流路 11に 対して分岐する角度 0 , Θ は、 180° に近いと流れの乱れが少なくなるため好まし
1 2
いが、任意の値とすることができる。
[0049] 図 2の分解斜視図に示すように、マイクロチップ 10は、一方主面に溝 22, 24 ; 32, 34が形成された 2つの基板 20, 30を、間に薄板 40を挟むようにして貼り合わせるこ とによって作製することができる。基板 20, 30には、インジェクションやェンボシング によって、分離用流路 11の一部となる溝 22, 32と、第 2の分岐流路 14となる溝又は 第 1の分岐流路 13となる溝 34とを、それぞれ予め形成しておく。そして、分離用流路 11となる部分の溝 22, 32の位置を合わせ、間に薄板 40を挟むようにして、基板 20, 30同士を貼り合わせる。
[0050] なお、マイクロチップ 10の製作方法は、これに限定されるものではな 、。例えば、光 硬化性榭脂を用いて基板体 10aの内部に流路 11, 13, 14ゃセパレータ構造 16を 形成してちょい。
[0051] セパレータ構造 16を薄板 40で構成する場合、薄板 40の厚さ、材質等によっては、 血液試料がセパレータ構造 16に進入する際の表面張力によって、例えば図 3 (a)に 示すように薄板 40が引張られ、セパレータ構造 16が変形してしまうことがある。
[0052] これを防止するため、図 3 (b)に示すように、分離用流路 11 (図 1参照）となる基板 2 0, 30の溝 22, 32に、柱状構造 28, 38を作り、薄板 40を柱状構造 28, 38の間に挟 み込んで、セパレータ構造 16を機械的に支持するようにしてもよ!、。
[0053] なお、柱状構造 28, 38を分岐流路 13, 14内にも設け、分岐流路 13, 14に露出す る薄板 40を流路壁面に押圧するようにしてもょ 、。
[0054] マイクチップ 10を用いて血漿の分離に要する時間は、血液の沈降に要する時間で 決まり、分離用流路 11の深さに比例する。一般に、チップ上での血液検査は、数分 程度で終了することが望ましいので、分離用流路 11の深さ D (図 1 (b)参照）は lmm を越えないことが好ましい。
[0055] マイクロチップ 10により血漿分離がうまくいくための条件は、分離用流路 11中で流 れが層流状態を保つことにある。この状態が崩れると、血球の沈降が乱され、あるい は分離した血清と血球が再混合することになる。したがって、レイノルズ数を低くして 層流状態を保っためにも、分離用流路 11の深さ Dは lmm以下である必要がある。
[0056] 一般に、流路が親水性であると、毛管現象により水溶性の流体が流路内に自発的 に引き込まれる。この時、親水性が強すぎると、毛管現象が流路断面の角の部分で 強く働くため、流体がこの角に沿ってまず引き込まれてしまい、流路内断面で一様な 流れにならず、層流状態が乱される。血球が沈降するように分離用流路 11で一様な 流れとするためには、分離用流路 11の流路壁面は、血液との接触角が 70度以上で あるような、比較的疎水的である必要がある。そのため、分離用流路 11を形成する基 板 20, 30の材料としてガラスを用いるには、有機材料、例えばパリレンゃシランカブ ラーなどによる管路内壁のコーティングが必要になる。
[0057] く作製例〉 次に、マイクロチップ 10の作製例について説明する。
[0058] (1)铸型の作製
図 4 (a)に示すように、ガラス基板 2上に、ネガレジスト 3として SU— 8— 2 (microch em社製）をスピンコートし、オーブンで加熱して、半硬化させる。
[0059] 次 、で、半硬化状態のネガレジスト 3上にフォトレジストを塗布し、露光、現像を行!ヽ
、図 4 (b)に示すように、開口 5を有するマスク 4を形成する。マスク 4には、流路となる 溝 22, 24 ; 32, 34のパターンとともに、分岐開始位置 12 (図 1参照)付近の溝 22, 2
4 ; 32, 34内には、柱状構造 28, 38のパターンも形成する。
[0060] 次いで、図 4 (c)において矢印 6で示すように、マスク 4の開口 5から、ネガレジスト 3 に紫外線を露光した後、再び、オーブンで加熱する。これによつて、ネガレジスト 3は
、マスク 4の開口 5に対向する部分 3aのみが本硬化する。
[0061] 次いで、ネガレジスト 3を、 SU— 8専用の現像液で現像した後、水洗いして、ネガレ ジストの不要部分 3bを除去する。次いで、乾燥することにより、流路となる部分 3aが ガラス基板 2上に形成された铸型が完成する。
[0062] (2)流路の作製
完成した铸型にノリアコート (離型剤)をスピンコートする。次いで、図 4 (e)に示すよ うに、上面に流路の凸パターン 3aが形成されたガラス基板 2の周囲をスぺーサ（図示 せず）で囲み、 PDMS (Polydimethylsiloxane)榭脂 7を流し込み、オーブンでカロ 熱して、硬化させる。
[0063] 次いで、冷ました後に硬化した PDMS榭脂 7を剥がすことにより、一方主面に流路 ノ《ターンが形成された PDMS製の基板 20, 30 (図 2参照）が完成する。
[0064] (3)基板の接合
流路パターンが形成された面同士を対向させ、基板 20, 30の間に、薄板 40として 厚さ 7 /z mのポリイミドフィルムを配置し、基板 20, 30同士を密着させる。 PDMSは粘 着性があるので、薄板 40は、基板 20, 30の間に挟まれ、接合される。薄板 40が溝 2 2, 32を横断する部分は、溝 22, 32内に形成された柱状構造 28, 38の間に挟まれ 、支持される。薄板 40が溝 24, 34内に露出する部分については、溝 24, 34内にも 柱状構造 28, 38を設け、柱状構造 28, 38の先端で薄板 40を他方の基板 20, 30に 押圧することにより、固定する。
[0065] このようにして作製したマイクロチップ 10は、薄板 40のポリイミドフィルムが非常に薄 いため、ポリイミドフィルムのふちの部分でも、上下の基板 20, 30の PDMSは十分に 密着し、特にシールをしなくても、血液試料の漏れが問題になることはな力つた。
[0066] ところで、 PDMSは元来疎水性であり、そのままでは毛細管現象で血液を流し込む ことはできないので、流路 11, 13, 14の内面は何らかの方法で親水化する必要があ る。そこで、基板 20, 30は、親水ィ匕剤の添加を添加した PDMSを用いて作製する。
[0067] 親水ィ匕剤の添加の代わりに、酸素プラズマにより親水化してもよい。例えば、リアク ティブイオンエッチング装置を用い、酸素プラズマにより、基板の流路の内面を親水 化処理する。酸素プラズマによって、 PDMSの表面のメチル基がヒドロキシル基に置 き換わること〖こより、親水化される。
[0068] 親水化処理しても、血液試料に対する接触角が 70度未満では、毛管現象により矩 形断面の流路 11, 13, 14の角の部分のみを血液が流れ、断面内で一様な流れとな らない。血液試料に対する接触角が 70度以上では、毛細管現象で血液試料が流路 11, 13, 14内を進むとき、断面内で一様な流れとなる。
[0069] したがって、少なくとも分離用流路 11の内面については、血液試料に対する接触 角が 70度以上であるように親水化処理し、断面内で一様な流れの状態で血球を沈 降させること力 好ましい。
[0070] 上記のようにして作製したマイクロチップ 10は、基板 20, 30は透明であり、薄板 40 は半透明であるため、マイクロチップ 10の内部の状態を、外部から内部を観察するこ とができる。したがって、流路内での反応を光学的に検出することができ、血液検査 用に好適である。
[0071] <実施例 2> 実施例 2の血液検査用マイクロチップ（以下、単に「マイクロチップ」 ともいう。） 100について、図 5〜図 8を用いて説明する。
[0072] 実施例 2のマイクロチップ 100は、実施例 1のマイクロチップ 10と略同様に構成され ている。図 5はマイクロチップ 100の（a)平面透視図、（b)側面透視図である。図 6は 上基板 130の（a)平面図、（b)側面図である。図 7は下基板 120の（a)平面図、（b) 側面図である。
[0073] 図 5〜図 7に示すように、マイクロチップ 100は、実施例 1と同様に、 Y字状流路とな る溝 122, 124 ; 132, 134が形成された基板 120, 130の間に、セパレータ構造を 形成するための薄板 140が挟持され、分離用流路 110が第 1の分岐流路 113と第 2 の分岐流路 114に分岐するようになって 、る。
[0074] 実施例 1と異なり、上基板 130には、分離用流路 110となる溝 134は、途中までしか 形成されていない。
[0075] また、下基板 120は、分離用流路 110となる溝として、幅と深さが異なる第 1の溝 12 4と第 2の溝 126とが形成されている。第 1の溝 124の一端は、第 2の分岐流路 114と なる溝 122に接続され、他端は第 2の溝 126に接続されている。第 2の溝 126は、第 1の溝 124よりも、幅及び深さが相対的に大きぐ底面には段差 123が形成されてい る。
[0076] 第 1の溝 124の上には、上基板 130の溝 134が重なり、下基板 120の溝 124と上基 板 130の溝 134とによって、分離用流路 110の下流側流路 112が形成される。
[0077] 第 2の溝 126の上には、上基板 130の溝が形成されていない部分が重なり、第 2の 溝 126のみで、分離用流路 110の上流側流路 111が形成される。分離用流路 110 の上流側流路 111と下流側流路 112とは、第 1の溝 124と第 2の溝 126との間を連通 する開口 125のみを介して、接続されている。
[0078] また、下基板 120には、第 2の溝 126に接続された溝 128が形成されている。この 溝 128の上には、上基板 130の溝が形成されていない部分が途中まで重ねられ、第 2の溝 126とは反対側が露出し、外部から血液試料を供給するための開口が形成さ れるようになっている。
[0079] このように、 a)分離用流路 110の中間に断面積が減少する開口 125を設けて流路 を絞り、流体抵抗を増やし、 b)分離用流路 110の上流側流路 111を太くすることによ り、毛管現象で引き込まれる血液試料の流速を遅くし、血球が沈降する時間が確実 に得られるようにする。
[0080] また、分離用流路 110の上流側流路 111と下流側流路 112との間に設けた段差 1 23に血球がひっかかるので、分離用流路 110の上流側流路 111の下側が血球によ り満たされるまでは、分離用流路 110の下流側流路 112に流れる血液試料中の血球 の割合を少なくすることができる。
[0081] その結果、実施例 2のマイクロチップ 100は、血漿をより精度よく分離することができ る。
[0082] 図 8は、実施例 1の作製例と同様に作製したマイクロチップ 100の分岐開始位置付 近の領域 150 (図 5参照)付近を拡大した写真の一例である。図の左側は分離用流 路 110であり、図の右上の流路は血球が流れる第 2の分岐流路 114、図の右下の流 路は血漿が流れる第 1の流路 113である。血球は色が濃ぐ血漿は透明であり、図の 右上の第 2の分岐流路 114にのみ血球が流れ出しており、図の右下の第 1の分岐流 路 113からは血漿のみが取り出されていることが示されている。このとき、流速は 100 μ mZ秒で流れる血液試料から、血球を 99%以上分離することができた。
[0083] この写真のマイクロチップは、分離用流路 110の下流側流路 112及び分岐流路 11 3, 114の幅（図 1の W , W , W〖こ対応する）力 S 1000 m、分離用流路 110の下流
0 1 2
側流路 112の深さ力 m、分岐流路 113, 114の深さがどちらも 50 mである。 分離用流路 110の上流側流路 111を形成する第 1の溝 124の幅は 2500 m、深さ は 150 mであり、分離用流路 110の下流側流路 112の下側部分を形成する第 2の 溝 124の幅は 1000 μ m、深さは 50 μ mである。
[0084] 分岐開始位置付近には、セパレータ構造のたわみを防止するため、直径 50 μ mの 多数の柱状構造が 100 m間隔で形成され、薄板 140を挟持している。隣り合う柱 状構造の間には、血球の直径 (8 m程度)よりも大きい 50 mの隙間が設けられて いる。
[0085] また、薄板 140の厚さは 7 μ mであり、基板 120, 130との間の隙間からの血球の漏 れはなかった。
[0086] <実施例 3 > 実施例 3の血液検査用マイクロチップアレイ（以下、単に「マイクロチ ップアレイ」ともいう。） 200について、図 9〜図 11を参照しながら説明する。図 9は、マ イク口チップアレイ 200の平面透視図である。図 10は、図 9の線 A— Aに沿って切断 した断面図である。図 11は、図 9の線 B— Bに沿って切断した断面図である。
[0087] 実施例 3のマイクロチップアレイ 200は、実施例 1及び実施例 2と同様に構成される 。以下では、実施例 1及び実施例 2との相違点を中心に説明する。
[0088] 図 9〜図 11に示すように、マイクロチップアレイ 200は、互いに平行な一対の平面 を有する基板 212, 214同士が接合された基板体 210に、 2組の流路構造 220が形 成されている。例えば、基板 212, 214にガラス基板を用い、 CH Fなどのフッ素系の
3
ガスを使ったプラズマエッチングやイオンビームエッチングにより、流路構造 220を形 成する。
[0089] 流路構造 220は、主流路 230と、 2本の分岐流路 232, 234とを含む。実施例 2と同 様に、主流路 230は、各基板 212, 214の接合面 (すなわち、接合された基板 212, 214間の界面）に互いに対向するように設けられた溝によって形成されている。分岐 流路 232, 234は、一方の基板 212又は 214の接合面に設けられた溝と他方の基板 214又は 212の溝が形成されて 、ない部分との間に形成され、互 、に離れて 、る。 各基板 212, 214の接合面において、主流路 230を形成する溝と分岐流路 232, 23 4を形成する溝とは、一端同士が接続されて連通し、一端同士の接続部分に連通口 233, 235力形成されて!ヽる。
[0090] 図において上側の一方の基板 212には、主流路 230の他端に連通する血液導入 口 222が形成されている。
[0091] 一方の分岐流路 232の他端は血漿槽 240に連通し、他方の分岐流路 234の他端 は血球溜め 236に連通して!/、る。
[0092] 血漿槽 240は、図 10に示すように、各基板 212, 214の接合面に対向して設けら れた凹部によって形成される。血漿槽 240は、図 9に模式的に示した仕切り板 242に より、複数の検査領域 244に仕切られる。仕切り板 242は、血漿槽 240内に差し込ま れるように構成しても、血漿槽 240内に予め配置され開閉するように構成してもよ!/ヽ。 仕切り板 242で仕切られた各検査領域 244には、それぞれ、図において上側の一方 の基板 212に形成された試薬液入口 224及び試薬流路 250を介して試薬液が供給 される。
[0093] マイクロチップアレイ 200を用いて血液試料を検査する場合、マイクロチップアレイ 2 00を実質的に水平方向に配置し、各流路構造 220の血液導入口 222に血液試料を 供給する。供給された血液試料は、主流路 230を層流状態で流れながら、血液試料 中の血球が沈降し、血漿と血球とが上下方向に分離する。そして、主流路 230の一 端側において、血球は図において下側の分岐流路 234を流れ、血球溜め 236に導 かれる。一方、血漿の大部分は、図において上側の分岐流路 232を流れ血漿槽 240 に導かれる。血漿槽 240に血漿が溜まると、仕切り板 242によって血漿槽 240が複数 の検査領域 244に仕切られる。次いで、仕切られた各検査領域 244に、それぞれ、 試薬液入口 224から試薬流路 250を介して試薬液が供給され、試薬との反応が検査 される。
[0094] 例えば、マイクロチップアレイ 200は血液検査装置内に装着され、血液検査装置か ら矢印 246で示すように血漿槽 240に向けてレーザ光が照射され、血漿槽 240を透 過した透過光が、血液検査装置の光センサ 248で測定され、透過光の変化に基づ いて試薬との反応が検査される。このとき、血漿槽 240の各検査領域 244に一つのレ 一ザ光をスキャンするようにしても、各検査領域 244にそれぞれ別個のレーザ光を照 射するよう〖こしてもよい。また、透過光を測定する代りに、血漿槽 240からの反射光を 測定し、検査するように構成してもよい。
[0095] なお、検査のために十分な光が透過するように、必要に応じて、基板 212, 214を 薄くしたり、孔ゃ窓を設けたりすればよい。また、上記以外の方法で、血液試料の検 查を行うようにしてもよい。例えば、電気的特性を測定するようにしてもよい。
[0096] また、図 10において仮想線で示すように、血液導入口 222の底面 223を、主流路 2 30より下になるように構成すれば、血液導入口 222から血液試料を供給したときに血 液導入口 222の底面 223付近に沈降した血球が主流路 230に進入しにくくなり、主 流路 230には血球が少な 、血液試料の上澄み部分が進入するため、血漿の分離精 度を高めることができる。
[0097] 主流路 230で血球が沈降するように一様な流れとするため、主流路 230の内面は、 必要に応じて表面を処理して、血液との接触角が 70度以上であるように構成する。 主流路 230の深さ（基板 232, 234の界面に垂直方向の寸法）は、主流路 230中で 流れが層流状態を保つように、 1mm以下である。また、主流路 230の分岐流路 232 , 234側に、実施例 1及び実施例 2と同様に、セパレータ構造を設けてもよい。
[0098] 実施例 3のマイクロチップアレイ 200を用いると、数種類の血液検査を一度まとめて 行うことができる。
[0099] <まとめ > 以上に説明したように、血液検査用マイクロチップ及び血液検査用マ イク口チップアレイは、マイクロチップ上で血漿分離を簡便に行うことができる。
[0100] なお、本発明は、上記した実施の形態に限定されるものではなぐ種々変更を加え て実施することが可能である。
[0101] 例えば、基板体内に流路を作るため、 3枚以上の基板を用いてもよい。 2枚の基板 を接合して基板体を作る場合、一方の基板のみに流路を形成するようにしてもょ 、。 基板体を 1枚の基板のみで構成することも可能である。基板体は、互いに平行な一 対の平面を有する基板を接合した平板形状のものを例示したが、これに限定されるも のではなぐ任意の形状とすることができる。

Claims

請求の範囲
[1] 基板体と、
前記基板体の内部に形成され、前記基板体の延在方向と平行に延在する分離用 流路と、
前記分離用流路の一端に、前記基板体の延在方向に垂直な厚み方向に近接して 形成された少なくとも 2つの第 1及び第 2の連通口と、
前記基板体の内部に形成され、前記第 1及び第 2の連通口にそれぞれ連通する第 1及び第 2の分岐流路と、
を備え、
前記基板体が重力方向に対して垂直に延在する状態で、前記分離用流路の他端 側から、血球と血漿を含む血液試料が流され、前記血液試料が前記分離用流路の 前記一端に達する前に、前記血液試料中の前記血球が沈降し、
前記第 1及び第 2の分岐流路のうち重力方向下側の一方には、沈降した前記血球 が導かれ、前記第 1及び第 2の分岐流路のうち重力方向上側の他方には、前記血漿 の大部分が導かれることを特徴とする、血漿分離用マイクロ流路。
[2] 互いに平行な第 1及び第 2の平面を有する第 1の基板と、互いに平行な第 3及び第 4の平面を有する第 2の基板とを含み、前記第 1の基板の前記第 2の平面と前記第 2 の基板の前記 3の平面とが接合された、基板体と、
前記第 1の基板の前記第 2の平面に形成された第 1の溝と、前記第 2の基板の前記 第 3の平面に形成された第 2の溝とが互いに対向して配置されてなり、前記第 1の基 板の前記第 2の平面と前記第 2の基板の前記第 3の平面との界面に沿って延在する 、主流路と、
前記主流路の一端側において、前記第 1の基板の前記第 1の溝と前記第 2の基板 の前記第 2の溝とにそれぞれ形成された第 1及び第 2の連通口と、
前記第 1の基板の前記第 2の平面と前記第 2の基板の前記第 3の平面とに、それぞ れ、前記第 1の連通口と前記第 2の連通口とに連通して形成され、前記界面に沿って 互いに離れて延在する、第 1及び第 2の分岐流路と、
を備え、 前記主流路は、前記界面が重力方向に対して垂直に延在するように配置された状 態で、前記主流路の他端から前記一端に血球と血漿を含む血液試料が層流状態で 流れる構造を有し、前記血液試料が前記主流路の前記一端に達する前に、前記血 液試料中の前記血球が重力方向下側に沈降し、前記第 1及び第 2の分岐流路のうち 重力方向下側の一方には、前記血球が導かれ、前記第 1及び第 2の分岐流路のうち 重力方向上側の他方には、前記血漿の大部分が導かれることを特徴とする、血漿分 離用マイクロチップ。
[3] 前記分離用流路の前記一端から前記他端側に突出し、前記分離用流路の前記一 端側を、前記厚み方向に少なくとも 2つの部分に分割するセパレータ構造をさらに備 え、
前記セパレータ構造により分割された部分がそれぞれ前記第 1及び第 2の連通口 に連通することを特徴とする、請求項 1に記載の血漿分離用マイクロ流路。
[4] 前記主流路の前記一端から前記他端側に突出し、前記主流路の前記一端側を、 前記界面に垂直方向に少なくとも 2つの部分に分割するセパレータ構造をさらに備え 前記セパレータ構造により分割された部分がそれぞれ前記第 1及び第 2の連通口 に連通することを特徴とする、請求項 2に記載の血漿分離用マイクロ流路。
[5] 前記基板体は、互いに接合された第 1及び第 2の基板を含み、
前記第 1の基板には前記分離用流路の前記厚み方向一側の第 1の部分が形成さ れ、前記第 2の基板には前記分離用流路の前記厚み方向他側の第 2の部分が形成 され、
前記セパレータ構造は、前記分離用流路の前記一端側を横断するように、前記第
1及び第 2の基板の間に挟持されたシート状の部材により構成されることを特徴とする
、請求項 3に記載の血漿分離用マイクロ流路。
[6] 前記セパレータ構造は、前記主流路の前記一端側を横断するように、前記第 1及 び第 2の基板の間に挟持されたシート状の部材により構成されることを特徴とする、請 求項 4に記載の血漿分離用マイクロ流路。
[7] 前記第 1及び第 2の基板に形成された前記分離用流路の前記第 1及び第 2の部分 の前記一端側に、それぞれ、前記厚み方向に延在する第 1及び第 2の柱状構造が形 成され、
前記第 1の柱状構造と前記第 2の柱状構造との間に、前記セパレータ構造を構成 する前記シート状の部材が挟持されることを特徴とする、請求項 5に記載の血漿分離 用マイクロ流路。
[8] 前記第 1及び第 2の基板に形成された前記主流路の前記第 1及び第 2の溝の前記 一端側に、それぞれ、前記界面に垂直方向に延在する第 1及び第 2の柱状構造が形 成され、
前記第 1の柱状構造と前記第 2の柱状構造との間に、前記セパレータ構造を構成 する前記シート状の部材が挟持されることを特徴とする、請求項 6に記載の血漿分離 用マイクロ流路。
[9] 前記分離用流路又は前記主流路の内面は、前記血液試料に対する接触角が 70 度以上であることを特徴とする、請求項 1〜8のいずれか一項に記載の血漿分離用 マイクロ流路。
[10] 前記分離用流路の前記法線方向の深さ又は前記主流路の前記界面に垂直方向 の深さが lmm以下であることを特徴とする、請求項 1〜9のいずれか一項に記載の 血漿分離用マイクロ流路。
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