バイオMEMS

バイオ MEMS は、生物医学(または生物学)用微小電気機械システムの略語です。バイオ MEMS には、ラボ オン チップ (LOC)やマイクロ トータル アナリシス システム (μTAS)とかなりの重複があり、同義語と見なされることもあります。バイオ MEMS は通常、生物学的用途に適した機械部品や微細加工技術に重点を置いています。一方、ラボ オン チップは、実験室のプロセスや実験を単一の (多くの場合はマイクロ流体) チップに小型化して統合することに取り組んでいます。この定義では、ラボ オン チップ デバイスは厳密には生物学的用途ではありませんが、ほとんどのデバイスは生物学的用途に使用されているか、生物学的目的に適応させることができます。同様に、マイクロ トータル アナリシス システムは生物学的用途を念頭に置いていない場合があり、通常は化学分析専用です。バイオ MEMS の広義の定義は、生物学的および生物医学的用途のためにマイクロスケールで動作する科学技術を指すために使用でき、これには電子的または機械的機能が含まれる場合と含まれない場合があります。^[2]バイオMEMSの学際的な性質は、材料科学、臨床科学、医学、外科、電気工学、機械工学、光工学、化学工学、生物医学工学を組み合わせたものです。^[2]その主な用途には、ゲノミクス、プロテオミクス、分子診断、ポイントオブケア診断、組織工学、単一細胞分析、インプラント可能なマイクロデバイスなどがあります。^[2]

1967年、SB Carterは、細胞接着に影蒸着パラジウムアイランドの使用を報告しました。^[3]この最初のバイオMEMS研究の後、この分野のその後の開発は約20年間低調でした。^[3] 1985年、Unipath Inc.は、今日でも使用されている妊娠検査薬ClearBlueを商品化しました。これは、紙を含む最初のマイクロ流体デバイスであり、市場に投入された最初のマイクロ流体製品であると言えます。^[3] 1990年、スイスのCiba-Geigy（現Novartis）のAndreas ManzとH. Michael Widmerは、化学センシングに小型化されたトータル化学分析システムを使用することを提案した独創的な論文で、初めてマイクロトータル分析システム（μTAS）という用語を作りました。 ^[4] μTASの概念の背後には、3つの主な動機付け要因がありました。^{[ 3]}第一に、1990年代までの過去数十年間の創薬は、マクロ的な装置で多くのクロマトグラフィー分析を並行して実行する時間とコストのために制限されていました。 [3]第二に、 1990年10月に開始されたヒトゲノム計画（HGP）により、DNA配列決定能力の向上が求められました。^{[3]こうして、}キャピラリー電気泳動が化学物質とDNAの分離の焦点となりました。^[3]第三に、米国国防総省のDARPAは、軍事およびテロリストの潜在的な脅威である化学兵器と生物兵器の検出のために現場で展開可能なマイクロシステムを開発する必要があることに気付いた後、1990年代に一連のマイクロ流体研究プログラムを支援しました。^{[5]研究者は、}マイクロエレクトロニクス業界から受け継いだマイクロ電気機械システム（MEMS）の微細加工にフォトリソグラフィー装置を使い始めました。^[3]当時、MEMSの生物学への応用は限られていた。この技術はシリコンやガラスのウエハーに最適化されており、生体材料と互換性のない溶剤ベースのフォトレジストを使用していたためである。^[3] 1993年、ハーバード大学の化学者ジョージ・M・ホワイトサイドは、安価なPDMS ベースの微細加工技術がバイオMEMS分野に革命をもたらしました。^[3]それ以来、バイオMEMS分野は爆発的に成長しました。1990年代のバイオMEMS開発における主要な技術的成果には以下が含まれます。

• 1991年に最初のオリゴヌクレオチドチップが開発された^[6]
• 1998年に、薬物送達用の最初の固体マイクロニードルが開発されました^[7]
• 1998年に最初の連続フローポリメラーゼ連鎖反応チップが開発された^[8]
• 1999年に、マイクロチャネル内の細胞を選択的に処理するための不均一層流の最初の実証^[9]

現在、アガロースなどのハイドロゲル、生体適合性フォトレジスト、自己組織化は、PDMSの代替品または補完物としてバイオMEMSを改善するための重要な研究分野です。^[3]

ウェットエッチング、ドライエッチング、ディープ反応性イオンエッチング、スパッタリング、陽極接合、フュージョンボンディングなどの従来のマイクロマシニング技術は、バイオMEMSで流路、フローセンサー、化学検出器、分離毛細管、ミキサー、フィルター、マイクロポンプ、バルブを作るために使われてきました。^[10]しかし、シリコンベースのデバイスをバイオメディカル用途に使用するには、高コストや生体非適合性などの欠点があります。^[10]使い捨てであること、MEMSデバイスよりも大きいこと、クリーンルーム設備が必要であることなどから、材料費と加工費が高く、シリコンベースのバイオMEMSは経済的に魅力的ではありません。^[10] 生体内では、シリコンベースのバイオMEMSはタンパク質吸着を最小限に抑えるように容易に機能化できますが、シリコンの脆さが依然として大きな問題です。^[10]

バイオ MEMS にプラスチックやポリマーを使用することは、製造が容易で、マイクロマシニングやラピッドプロトタイピング法と互換性があり、コストが低いため魅力的です。^{[10] [11]多くのポリマーは}光学的に透明でもあり、蛍光、UV/Vis 吸光度、ラマン法などの光学検出技術を使用するシステムに統合できます。^[11]さらに、多くのポリマーは生物学的に適合性があり、溶媒に対して化学的に不活性で、電気泳動分離などの強い電界が必要な用途に対して電気的に絶縁性です。^[10]ポリマーの表面化学も特定の用途に合わせて変更することができます。^{[10]具体的には、} PDMSの表面をマグネシウム、タンタル、鉄などの元素でイオン照射して表面の疎水性を低下させ、生体内用途で細胞接着を改善できます。^[12]バイオ MEMS で使用される最も一般的なポリマーには、PMMA、PDMS、 OSTEmer 、SU-8などがあります。^[10]

タンパク質、細胞、組織などの生物学的材料のマイクロスケールの操作とパターン形成は、細胞ベースのアレイ、マイクロアレイ、微細加工に基づく組織工学、人工臓器の開発に使用されてきた。^[11]生物学的マイクロパターン形成は、高スループットの単一細胞分析、^[14]細胞微小環境の精密制御、および生体内条件を再現するための適切な多細胞構造への細胞の制御された統合に使用できる。 ^[15]フォトリソグラフィー、マイクロコンタクトプリンティング、選択的マイクロ流体デリバリー、および自己組織化単分子膜は、生物学的分子を表面にパターン形成するために使用されるいくつかの方法である。^{[3] [15]細胞マイクロパターン形成は、}細胞外マトリックスタンパク質のマイクロコンタクトパターン形成、細胞電気泳動、光ピンセットアレイ、誘電泳動、および電気化学的に活性な表面を使用して行うことができる。 ^[16]

ペーパーマイクロフルイディクス（ラボオンペーパーとも呼ばれる）は、マイクロファブリケーションにおいて紙の基板を使用して、さまざまな用途で流体の流れを操作することです。^{[3] [17]ペーパーマイクロフルイディクスは、ペーパー電気泳動や}免疫測定に応用されており、最も注目すべきは、商品化された妊娠検査薬であるClearBlueです。^[3]バイオMEMSのマイクロフルイディクスや電気泳動に紙を使用する利点には、低コスト、生分解性、自然な吸い上げ作用などがあります。^{[3]紙ベースの}マイクロフルイディクスの重大な欠点は、吸い上げ速度が温度や相対湿度などの環境条件に依存することです。^[18]紙ベースの分析装置は、材料コストが低いことと、医療専門家が目で簡単に結果を解釈できる比色分析に重点を置いていることから、発展途上国でのポイントオブケア診断に特に魅力的です。^[18]従来のマイクロ流体チャネルと比較して、紙のマイクロチャネルはサンプルの導入（特に体液や土壌などの法医学的サンプル）が容易であるだけでなく、サンプル内の細胞破片、汚れ、その他の不純物を排除する自然なフィルタリング特性も備えています。 ^{[3]紙ベースのレプリカは、}流体力学的フォーカス、サイズベースの分子抽出、マイクロミキシング、希釈などの一般的なマイクロ流体操作を実行する際に同様の有効性を実証しています。自動化された液体処理および分析用の一般的な96ウェルおよび384ウェルのマイクロプレートは、従来のマイクロプレートリーダーとの互換性を維持しながら、よりスリムなプロファイルとより低い材料コストを実現するために、紙にフォトリソグラフィーで複製されています。^{[19] [20]紙の}マイクロパターニング技術には、フォトリソグラフィー、レーザー切断、インクジェット印刷、プラズマ処理、ワックスパターニングなどがあります。 ^{[3] [17]}

バイオMEMSでは、電界を使用して分子と細胞の混合物を分離するために電気運動学が利用されています。電気泳動では、液体中の荷電種が印加電界の影響下で移動します。^[3] 電気泳動は、小さなイオン、荷電有機分子、タンパク質、およびDNAを分画するために使用されています。^{[3]電気泳動とマイクロ流体は、より速い}熱除去によりマイクロチャネルでより高い電圧を使用できるため、高い相乗効果があります。^[3] 等電点フォーカシングは、異なる等電点を持つタンパク質、細胞小器官、および細胞の分離です。^[3]等電点フォーカシングには、流れの方向に対して垂直なpH勾配（通常は電極で生成）が必要です。[3]目的の種の選別とフォーカシングは、電気泳動力によって、それぞれの等電点に沿って流れるまで垂直な移動が発生するため実現されます。^[3]誘電泳動は、不均一な電界による誘導分極による非荷電粒子の運動です。バイオMEMSでは誘電泳動は誘電泳動トラップに利用でき、表面上の特定の点に特定の粒子を集中させたり、ある流れから別の流れに粒子を流して動的濃縮を行ったりすることができる。^[3]

マイクロ流体工学とは、微細加工された基板上で少量（μL、nL、pL、fL）の流体を操作するシステムを指します。バイオ MEMS に対するマイクロ流体アプローチには、次のようないくつかの利点があります。

• マイクロチャネル内の流れは層流であるため、マイクロチャネル内の細胞を選択的に処理することができ、^[9] 流れのパターンと濃度の数学的モデリング、および細胞の生物学的環境と生化学反応の定量的予測が可能になる^[3]
• マイクロ流体の特徴は細胞スケールまたはそれより小さいスケールで作製することができ、細胞内現象の調査、単一細胞の播種と選別、生理学的パラメータの再現が可能となる^[3]
• マイクロエレクトロニクス、マイクロメカニクス、マイクロオプティクスを同じプラットフォームに統合することで、デバイスの自動制御が可能になり、人的ミスや運用コストが削減されます^[3]
• マイクロ流体技術は、バッチ製造と高スループット（並列化と冗長性）により比較的経済的です。これにより、使い捨てチップの製造が可能になり、使いやすさが向上し、生物学的交差汚染の可能性が低減し、迅速なプロトタイピングが可能になります^{[3] [11]}
• マイクロ流体デバイスは、従来のマクロ流体デバイスや実験に比べて、試薬の消費量が少なく、化学検出に必要な分析対象物も少量で済み、プロセスや反応の完了にかかる時間も短く、廃棄物も少ない^[3]。
• マイクロ流体デバイスを適切にパッケージングすることで、ウェアラブルアプリケーション、インプラント、および発展途上国でのポータブルアプリケーションに適したものになる可能性がある^[3]

電気運動現象とマイクロ流体工学を組み合わせた興味深いアプローチがデジタルマイクロ流体工学です。デジタルマイクロ流体工学では、基板表面に電極を微細パターン化し、選択的に活性化します。^[3 ]小さな液滴の操作は、電界が表面上の電解質液滴の濡れ性を変える現象であるエレクトロウェッティングによって行われます。^[3]

マイクロ流体デバイス製造のためのリソグラフィー法は、マクロスケールバルブで使用されるスクリュー型機構の形成には効果がありません。^[23]そのため、マイクロ流体デバイスには代替のフロー制御技術が必要であり、現在人気のある技術がいくつかあります。

作動時間が速く、流量制限が可変のバルブを安価に製造する方法の 1 つに、多層ソフト リソグラフィー (MSL) があります。^{[24]この製造技術で製造されたバルブは、}スタンフォード大学のStephen Quakeの研究室で最初に作成されたため、Quake バルブと呼ばれています。基本的なスキームでは、交差部で不浸透性のエラストマー膜で分離された 2 つの垂直な流路導管が使用されています。制御された空気の流れが一方の導管を通過し、プロセス流体がもう一方の導管を通過します。制御空気の流量を変更することで調整される 2 つの導管間の圧力勾配により、膜が変形してプロセス チャネル内の流れが妨げられます。^[24] MSL では、プロセス流体と制御流体の両方のチャネルがエラストマー型から鋳造されるため、完全に積層製造プロセスになります。

アイスバルブは、流路の単一部分から熱を運び、流体を凝固させてその領域の流れを止めることによって機能します。熱をプラグから運び出すために、熱電（TE）ユニットが使用されます。 ^[23] TEユニットが提供できる温度差は限られているため、多くの場合、複数のTEユニットが直列に接続され、基板と流体の界面で氷点下の温度が生成され、より急速な冷却が可能になります。現在の最先端のアイスバルブ技術は、短い閉鎖時間（10 μL/分で0.37秒）を特徴としており、高流量（1150 μL/分）でも動作します。^[23]アイスバルブは、加圧液体二酸化炭素を冷却剤として使用する1995年に初めて導入されました。

プレファブリケーションされた機械式スクリューバルブとソレノイドバルブは、高度な微細加工プロセスを必要とせず、PDMSなどの柔らかい基板材料に簡単に実装できます。^[25]スクリューバルブは、Quakeバルブやアイスバルブとは異なり、電力入力なしで流量制限レベルを維持するため、バルブの位置がほぼ一定のままで、人間の操作者による作動が許容される状況に最適です。^[25]電磁ソレノイドバルブは、Quakeバルブと比較して作動時間は似ていますが、フットプリントが大きく、デバイス基板に組み込まれていません。^[25]これは、埋め込み型デバイスなど、デバイスのサイズが問題となる場合に問題となります。

マイクロ流体システムでは長さスケールが小さいため拡散時間が大幅に短くなるという事実にもかかわらず、マイクロ流体技術に必要な時間スケールで濃度勾配を除去することは依然として課題がある。^[26]

超音波処理は、超高エネルギー音響を発生させて流れを局所的に混合するためによく使用されます。^[26]超音波混合を利用するマイクロ流体チップには、超音波トランスデューサーが内蔵されている場合と外部に配置されている場合とがあります。 ^{[ 27] 超音波処理は、マクロ流体システムとマイクロ流体システムの両方で細胞溶解と均質化に広く使用されています。超音波処理による}細胞溶解の主なメカニズムは、強力な局所加熱とせん断力です。^[27]

受動的な混合要素では、経路長や直径が変化する平行導管を使用して、流入する層流を時間的および空間的に再分配することで混合が実現されます。 ^[26]長さの異なるさまざまな平行流路を設けることによる最終的な結果は、層流プロファイルの端に最初にあった物質が反対側の端に繰り返し再分配され、特徴的な拡散長スケールが大幅に短縮されることです。^[26]

バイオセンサーは、バイオレセプターと呼ばれる生物学的認識システムとトランスデューサーで構成されるデバイスです。^[28]分析対象物とバイオレセプターの相互作用により、トランスデューサーが電気信号などの測定値に変換できる効果が発生します。^[28]バイオセンシングで使用される最も一般的なバイオレセプターは、抗体-抗原相互作用、核酸相互作用、酵素相互作用、細胞相互作用、および生体模倣材料を使用した相互作用に基づいています。^[28]一般的なトランスデューサー技術には、機械的検出、電気的検出、および光学的検出があります。^{[11] [28]}

バイオ MEMS における機械的検出は、応力感知および質量感知用のマイクロおよびナノスケールのカンチレバー^[11]、またはマイクロおよびナノスケールのプレートまたは膜^[29]によって実現されます。応力感知では、生化学反応がカンチレバーの片側で選択的に実行され、表面自由エネルギーの変化を引き起こします。^[11]これにより、表面応力の変化により、光学的 ( 4 位置検出器へのレーザー反射) または電気的 (カンチレバーの固定端にあるピエゾ抵抗器) のいずれかで測定可能なカンチレバーの曲がりが生じます。 ^[11]質量感知では、電気的または光学的に測定された共振周波数でカンチレバーが振動します。 ^[11]生化学反応が起こり、カンチレバー上で捕捉されると、カンチレバーの質量が変化し、共振周波数も変化します。^[11]ただし、このデータの分析はやや複雑になることがあります。サンプルがカンチレバーに吸着すると、カンチレバーのヤング率も変化することが判明しているためです。^[30]カンチレバーの剛性が変化すると共振周波数も変化するため、共振周波数が弾性の変化の関数でもあるかどうかを判断するには、振動信号のノイズを解析する必要があります。^[30]この技術の一般的な用途の 1 つは、DNA のヌクレオチドの不一致を検出することです。これは、誤った塩基の存在によって引き起こされる質量の変化が、カンチレバーの共振周波数を変えて信号を記録するのに十分であるためです。^[11]減衰媒体では検出可能な最小質量がはるかに高いため、質量センシングは流体ではそれほど効果的ではありません。^[11]懸架式マイクロチャネル抵抗器は、カンチレバー内のマイクロ流体チャネルを使用してこの制限を回避できる特殊なタイプのカンチレバー設計です。^[31]これらのチャネルは、カンチレバーを水に浸すことなく、カンチレバー上でサンプルをその場で移動させることができるため、振動への影響は最小限に抑えられます。ただし、この技術はまだ初期段階であり、限られたアプリケーション以外では使用できません。[ ^{31]カンチレバーセンサーを使用する利点は、}分析物またはバイオレセプターに光学的に検出可能なラベルが不要なことです。^[11]

電気的および電気化学的検出は、特に光学的検出と比較して、携帯性および小型化に容易に適応できます。 ^[11]アンペロメトリックバイオセンサーでは、酵素触媒酸化還元反応によって酸化還元電子電流が発生し、それが作用電極によって測定されます。 [11] アンペロメトリックバイオセンサーは、グルコース、ガラクトース、ラクトース、尿素、コレステロールの検出のほか、ガス検出やDNA ハイブリダイゼーションの用途でバイオ MEMS に使用されています。^[11]電位差測定バイオセンサーでは、1 つの電極の電位を別の電極を基準にして測定します。^[11]電位差測定バイオセンサーの例には、イオン感応電界効果トランジスタ (ISFET)、化学電界効果トランジスタ(chem-FET)、光アドレス可能電位差センサー (LAPS) などがあります。^[11]導電率測定バイオセンサーでは、2 つの電極間の電気インピーダンスの変化が生体分子反応の結果として測定されます。^[11]導電性測定は、特定の参照電極を必要としないためシンプルで使いやすく、生化学物質、毒素、核酸、細菌細胞の検出に使用されてきました。^[11]

光学検出における課題は、バイオ MEMS 上の小型ポータブル形式で検出器とフォトダイオードを統合する必要があることです。 ^[11]光学検出には、蛍光ベースの技術、化学発光ベースの技術、および表面プラズモン共鳴 (SPR)が含まれます。蛍光ベースの光学技術では、特定の波長で光を発するマーカーを使用し、光信号の存在または増強/減少 (例:蛍光共鳴エネルギー移動) により、反応が起こったことを示します。^{[11]蛍光ベースの検出は、}マイクロアレイやPCRオンチップ デバイスで使用されています。 ^[11]化学発光は、化学反応からのエネルギー放出による光生成です。 ^[11] 生物発光と電気化学発光は、化学発光のサブタイプです。^{[11]表面プラズモン共鳴センサーは、金属または誘電体表面上の}表面プラズモンの共鳴挙動を測定する薄膜屈折計または格子です。^[32]共鳴は生体分子がセンサー表面に捕捉または吸着されると変化し、分析物の濃度とその特性に依存する。^{[32]表面プラズモン共鳴は}食品の品質と安全性の分析、医療診断、環境モニタリングに利用されてきた。^[32]

ゲノムおよびプロテオームマイクロアレイの目的は、ハイスループットゲノム解析をより迅速かつ安価にし、活性化遺伝子とその配列を特定することです。^[3]マイクロアレイにはさまざまなタイプの生物学的実体が使用されますが、一般的にマイクロアレイは、単一の実験で何千ものパラメータを同時にテストするために分析対象物と相互作用する単一の定義された分子種を含むマイクロスポットの規則的な集合体で構成されています。^{[33]ゲノムおよびプロテオームマイクロアレイの用途としては、}新生児スクリーニング、疾患リスクの特定、個別化医療の治療効果の予測などがあります。

オリゴヌクレオチドチップはオリゴヌクレオチドのマイクロアレイである。^[3]変異の検出や発現モニタリング、遺伝子の発見やマッピングに使用できる。^[33]オリゴヌクレオチドマイクロアレイを作成する主な方法は、ゲルパッド（モトローラ）、マイクロ電極（ナノジェン）、フォトリソグラフィー（アフィメトリクス）、インクジェット技術（アジレント）である。^[33]

• ゲルパッドを使用して、予め作製されたオリゴヌクレオチドを活性化ポリアクリルアミドのパッチに付着させる^[33]
• 微小電極を使用すると、負に帯電したDNAと分子プローブを通電電極に集中させて相互作用させることができる^[34]
• フォトリソグラフィーでは、デジタルマイクロミラーデバイスから投影されたフォトマスクまたは仮想フォトマスクを使用して、基板上に光露光パターンが作成されます。^{[3] [6]}光は、選択された露光領域から光不安定性保護基を除去します。^[6]脱保護に続いて、光不安定性保護基を持つヌクレオチドが表面全体に露出し、前のステップで光が照射された場所でのみ化学結合プロセスが発生します。^[6]このプロセスを繰り返すことで、表面上でヌクレオチドごとに比較的短い長さのオリゴヌクレオチドを合成できます。^[6]
• インクジェット技術を使用して、ヌクレオチドを一滴ずつ表面に印刷してオリゴヌクレオチドを形成する^[33]

cDNAマイクロアレイは、大規模なスクリーニングや発現研究によく使用されます。^[33] cDNAマイクロアレイでは、細胞からのmRNAが収集され、逆転写によってcDNAに変換されます。^[3]続いて、cDNA分子（それぞれが1つの遺伝子に対応）が、金属ピンによって膜、ガラス、またはシリコンチップ上に直径約100μmのスポットとして固定されます。^{[3] [33]}検出のために、細胞からの蛍光標識された一本鎖cDNAがマイクロアレイ上の分子とハイブリダイズし、処理されたサンプル（たとえば、赤で標識）と未処理のサンプル（緑などの別の色で標識）の差次的比較が分析に使用されます。^[3]赤い点は、対応する遺伝子が処理されたサンプルでより高いレベルで発現されたことを意味します。逆に、緑の点は、対応する遺伝子が未処理のサンプルでより高いレベルで発現されたことを意味します。赤い点と緑の点が重なり合った結果生じた黄色の点は、対応する遺伝子が両方のサンプルで比較的同じレベルで発現したことを意味し、一方、暗い点はどちらのサンプルでも発現がないか、ごくわずかであることを示します。

ペプチドおよびタンパク質マイクロアレイを使用する動機は、第一に、 mRNA転写産物が実際に合成されたタンパク質の量とあまり相関しないことが多いためです。 ^[35]第二に、DNAマイクロアレイはタンパク質の機能に直接影響を与えるタンパク質の翻訳後修飾を特定できません。^[35]第三に、尿などの一部の体液にはmRNAが含まれていません。 [35]タンパク質マイクロアレイは、通常ガラス、シリコン、ポリスチレン、PVDF、またはニトロセルロースなどの基板チップ上に固定化されたタンパク質ライブラリで構成されています。^[35]一般に、タンパク質マイクロアレイには、機能的、分析的または捕捉的、および逆相タンパク質アレイの3種類があります。^[36]

• 機能性タンパク質アレイは折り畳まれたタンパク質と活性タンパク質を表示し、分子相互作用のスクリーニング、タンパク質経路の研究、翻訳後修飾の標的の特定、酵素活性の分析に使用されます。^[36]
• 分析用または捕捉用タンパク質アレイは、抗原と抗体を表示して、血清中のタンパク質または抗体の発現をプロファイルします。 ^{[36]これらのアレイは、}バイオマーカーの発見、タンパク質量のモニタリング、シグナル伝達経路の活性状態のモニタリング、および疾患における抗体レパートリーのプロファイリングに使用できます。 ^[36]
• 逆相タンパク質アレイは、細胞溶解物と血清サンプルの複製をさまざまな抗体でテストし、疾患の進行中の特定のタンパク質の発現とタンパク質修飾の変化、およびバイオマーカーの発見を研究します。^[36]

タンパク質マイクロアレイは、安定性が低く、固定化されたタンパク質のネイティブフォールディングを考慮する必要があるため、製造、保管、実験条件が厳格です。^[37]一方、ペプチドは化学的耐性が高く、タンパク質機能の部分的な側面を保持できます。^[37]そのため、ペプチドマイクロアレイは、プロテオミクス研究および診断においてタンパク質マイクロアレイを補完するために使用されてきました。 タンパク質マイクロアレイでは通常、大腸菌を使用して目的のタンパク質を生成しますが、ペプチドマイクロアレイでは、SPOT技術（セルロース上でのペプチドの段階的合成）またはフォトリソグラフィーを使用してペプチドを作成します。^{[36] [37]}

ポリメラーゼ連鎖反応（PCR）は、 DNA配列の選択的増幅を可能にする基本的な分子生物学技術であり、幹細胞、生検、循環腫瘍細胞などの希少サンプルの拡大使用に役立ちます。 ^[3]この反応では、DNA配列とDNAポリメラーゼを3つの異なる温度で熱サイクリングします。従来のPCR装置での加熱と冷却には時間がかかり、一般的なPCR反応は完了するまでに数時間かかります。^[39]従来のPCRのその他の欠点は、高価な試薬の消費量が多いこと、短い断片の増幅が優先されること、短いキメラ分子が生成されることです。^[39] PCRチップは、表面積と体積の比が大きく拡散距離が短いため、反応環境を小型化し、急速な熱伝達と高速混合を実現します。^[39] PCRチップの利点には、熱サイクリング時間が短いこと、温度がより均一で収量が向上すること、ポイントオブケアアプリケーションでの携帯性などがあります。^[39]マイクロ流体PCRチップの2つの課題は、PCR阻害と、表面と試薬の相互作用が増加する大きな表面積対体積比による汚染である。^[39]たとえば、シリコン基板は熱伝導性に優れているため、急速加熱と急速冷却が可能だが、ポリメラーゼ反応を阻害する可能性がある。^[3]また、シリコン基板は不透明であるため、qPCRの光学検出ができず、導電性があるため、チャネルを通る電気泳動輸送が妨げられる。^[40]一方、ガラスは電気泳動に理想的な材料だが、反応を阻害する。^[40]ポリマー、特にPDMSは光学的に透明で阻害性がなく、電気泳動ガラスチャネルのコーティングに使用できる。^[40]ポリエチレングリコール、ウシ血清アルブミン、二酸化ケイ素など、他のさまざまな表面処理も存在する。^{[40]固定式（チャンバーベース）、動的（連続フローベース）、およびマイクロドロップレット（}デジタルPCR ）チップアーキテクチャがある。^[3]

• チャンバーベースのアーキテクチャは、スケールアップが難しい従来のPCRリアクターを小型化した結果である。^[3]このアーキテクチャを使用して、マイクロバルブ、マイクロヒーター、温度センサー、380nL反応チャンバー、およびアトモル検出感度を持つ逆転写ポリメラーゼ連鎖反応（RT-PCR）用のキャピラリー電気泳動チャネルを統合した4層ガラスPDMSデバイスが開発されている。^[41]
• 連続フローベースのアーキテクチャでは、サンプルを異なる温度ゾーンに移動させて熱サイクリングを実現します。^[39]このアプローチはエネルギー消費量が少なく、スループットが高いですが、試薬の消費量が多く、流路内に気泡が発生する可能性があります。^[3]
• デジタルPCRは、マイクロ液滴またはマイクロチャンバー内でPCRを実行することで、サンプル/試薬表面の吸着と汚染を排除します。 ^[39]液滴内でのPCRは相同遺伝子断片の組み換えも防ぐため、短いキメラ産物の合成が排除されます。^[39]

ベッドサイドやポイントオブケアで医療診断を行う能力は、医療において重要です。特に、中央病院へのアクセスが限られており、法外な費用がかかる発展途上国では重要です。この目的のために、ポイントオブケア診断バイオMEMSが開発され、唾液、血液、または尿サンプルを採取し、サンプルの前処理、サンプルの分画、信号増幅、分析対象物の検出、データ分析、および結果の表示を統合的に実行します。^[3]特に、血液は数分ごとに体内を循環し、その内容が健康の多くの側面を示すことができるため、非常に一般的な生物学的サンプルです。^[3]

血液分析では、白血球、血小板、細菌、血漿を分離する必要があります。^{[ 3]}ふるい、堰、慣性閉じ込め、およびフローダイバージョンデバイスは、細胞を含まない分析用に血漿を準備するために使用されるアプローチです。 [3]ふるいは、高アスペクト比の柱またはポストを使用して微細加工できますが、細胞による詰まりを避けるために低負荷にのみ適しています。 [3]堰は、支柱のない層間の狭いスロットへの流れを制限するために使用される浅いメサのようなセクションです。^[3]堰を使用する利点の1つは、支柱がないため、フィルター全体の流れで詰まった細胞を洗い流すために、保持液をより効果的にリサイクルできることです。^[3]磁気ビーズは、分析物の分離を助けるために使用されます。これらの微小なビーズは、ターゲット分子で機能化され、変化する磁場を使用してマイクロ流体チャネルを介して移動します。^[42]これは、分析用にターゲットを収集する迅速な方法として機能します。このプロセスが完了したら、強力な静止磁場を適用して、ターゲットに結合したビーズを固定し、結合していないビーズを洗い流します。^[42] Hフィルターは、2つの入口と2つの出口を備えたマイクロ流体デバイスであり、層流と拡散を利用して、2つの入口ストリーム間のインターフェイスを横切って拡散する成分を分離します。^[3]フィルター内の流体の流量、拡散距離、滞留時間を制御することにより、拡散速度が遅いため、細胞は濾液から除外されます。^[3] Hフィルターは目詰まりせず、無制限に動作できますが、分析対象物は2分の1に希釈されます。^{[3]細胞分析では、細胞をそのまままたは}溶解後に研究することができます。^[3]溶解バッファーストリームを細胞を含むストリームと一緒に導入し、拡散によって溶解を誘発してから、さらに分析することができます。^[3]細胞分析は通常、フローサイトメトリーによって行われ、従来のマクロな対応物よりも流体速度が低く、スループットが低いマイクロ流体に実装できます。^[3]

マイクロ流体サンプルの分離は、キャピラリー電気泳動または連続フロー分離によって実現できます。 ^[3]キャピラリー電気泳動では、細長いチューブが電気浸透流によって移動する際に電圧によって分析物を分離します。 [3 ^]連続フロー分離の場合、一般的な考え方は、流れの方向に対して角度をつけて磁場を適用し、サンプルの流路を異なるチャネルに向けることです。^[3]連続フロー分離技術の例には、連続フロー電気泳動、等電点電気泳動、連続フロー磁気分離、分子ふるいなどがあります。^[3]

• 市販されている診断機器のほとんどは、1つの病気しか検査できません。さらに、ほとんどの機器は患者の状態に関する詳細な情報がなく、バイナリ出力（はい/いいえ）です。そのため、科学者たちは、より多くの病気の検査を開発することに加えて、これらの機器の複雑さを拡大して、その有用性を高めることに現在取り組んでいます。^[43]
• MEMS診断デバイスを研究室以外で製造することは困難です。これらのデバイスの研究の多くは、気候制御された研究室で行われ、デバイスは製造後すぐにテストされます。しかし、これらのデバイスの多くは熱帯病の検査に使用されるため、高温多湿の環境でも耐えられるほど頑丈でなければなりません。また、製造時から使用時まで長期間保管する必要があります。^[43]
• 熱帯病研究のための資金は不足しています。さらに、医療機器が承認されるまでにクリアしなければならない規制上のハードルが数多くあり、数千万ドルの費用がかかることもあります。そのため、熱帯病に重点を置く企業は、熱帯病の研究目的と、資金が豊富な他の医療研究分野の研究を組み合わせなければならないことがよくあります。^[43]

フロリダ大学のZ. ヒュー・ファンと彼のチームの研究は、アプタマーと呼ばれるリガンド結合 核酸配列の使用を伴う。アプタマーはマイクロ流体デバイスのチャネルに取り付けられ、さまざまなタイプの CTC をその特異性に基づいて分離する (Fan et al., 2013)。その他の注目すべき進歩には、ナノ構造ポリマー繊維メッシュを介して細胞捕捉効率を高めるように設計された UCLA の Hsian-Rong Tseng のチームによるナノベルクロ表面の作成 (Tseng et al., 2012) と、UNC チャペルヒルのSteven A. Soperのグループによる正弦波チャネルの開発(幾何学的変更によって細胞捕捉を改善) がある (Soper et al., 2011)。これらの革新は総合的に CTC 検出の感度と特異性を高め、癌の予後と治療のための貴重なツールを提供します。^[44]

従来の細胞培養技術では、細胞培養培地中の薬物候補、成長因子、神経ペプチド、遺伝子、レトロウイルスの組み合わせ試験を効率的に行うことができません。 ^[3]細胞に定期的に新鮮な培地を与えて継代する必要があるため、いくつかの条件を試験するだけでも、多数の細胞と消耗品、高価でかさばるインキュベーター、大量の液体（サンプルあたり約0.1～2 mL）、そして面倒な人手が必要になります。^[3]人手が必要なため、実験のタイムポイントの数と長さも制限されます。 マイクロ流体細胞培養は、自動化できるだけでなく、全体的なコストが低く、スループットが高く、単一細胞の行動の変動をより定量的に記述できるため、潜在的に大きな改善となります。^[14]ガス交換システムと温度制御システムをチップに組み込むことで、マイクロ流体細胞培養ではインキュベーターと組織培養フードが不要になります。^[3]ただし、このタイプの連続マイクロ流体細胞培養操作には、独自の課題もあります。細胞をマイクロチャネルに播種する際には、フロー制御が重要です。なぜなら、細胞懸濁液を最初に注入した後、細胞がマイクロウェル、誘電泳動トラップ、マイクロマグネティックトラップ、または流体力学トラップに付着または捕捉されるように、フローを停止する必要があるためです。^[3]その後、細胞を基板から剥がす大きな力を生じさせない方法で、フローを再開する必要があります。 ^[3]手動またはロボットピペッティングによる流体の分配は、マイクロポンプとマイクロバルブに置き換えることができます。マイクロミキサーによる連続フローシステムとは対照的に、流体の計量は簡単です。^[3]ヒト胚性幹細胞の骨形成分化を研究するために、完全に自動化されたマイクロ流体細胞培養システムが開発されました。^[45]細胞培養溶液を加熱およびポンプで送ることができる手持ち式のマイクロ流体細胞培養インキュベーターも開発されました。^[46]マイクロ流体培養では体積が減少するため、収集された濃度が高くなり、信号対雑音比の測定が向上しますが、収集と検出はそれに応じて難しくなります。^[3]その場顕微鏡検査 マイクロ流体細胞培養は、この点で役立つ可能性があるが、顕微鏡プローブの視野が小さいため、本質的にスループットが低くなります。^[3] Berkeley Lights Beaconプラットフォームは、光電的に活性化されてチップ全体の細胞を操作できる光伝導体のアレイ上でマイクロ流体培養を行うことで、収集と検出の問題を解決しました。 ^[47]このプラットフォームは、バイオ医薬品業界での細胞株開発にAmgenとNovartisによって採用されています。マイクロパターン化された共培養は、生体内の状態と3Dの自然構造を再現する組織工学用のバイオMEMSにも貢献しています。具体的には、アルブミン分泌、尿素合成、p450解毒などの肝臓特有の機能を維持するために、肝細胞を特定の細胞密度で線維芽細胞と共培養するようにパターン化されています。 ^[48]同様に、マイクロ流体工学とマイクロパターン共培養を統合することで、血液脳関門や肺など、複数の血管組織が接する臓器のモデル化が可能になりました。 ^{[3]臓器レベルの肺機能は}、肺オンチップデバイス上で再構成されており、多孔質膜と播種された上皮細胞層が、隣接するマイクロチャネルに真空をかけて周期的に引き伸ばされ、吸入を模倣しています。^[49]

幹細胞工学の目標は、細胞治療のために多能性幹細胞の分化と自己複製を制御できるようにすることです。幹細胞の分化は、可溶性因子と生化学的因子、流体せん断応力、細胞-ECM相互作用、細胞間相互作用、胚様体の形成と組織化など、多くの要因に依存しています。 ^[51]バイオMEMSは、これらの因子を制御することで幹細胞の培養と成長条件を最適化する方法を研究するために使用されてきました。^[3]幹細胞とその分化した子孫のアッセイは、転写因子とmiRNAがどのように細胞の運命を決定するか、幹細胞とその娘細胞間のエピジェネティックな変更がどのように表現型に影響するかを研究するためにマイクロアレイで行われます。また、タンパク質発現によって幹細胞を測定および分類します。^[51]

マイクロ流体工学は、その微小な体積と層流特性を利用して、幹細胞に送達される生化学的因子を時空間的に制御することができる。^{[51]マイクロ流体勾配発生器は、}用量反応関係の研究に使用されている。 ^[52] 酸素は、低酸素誘導転写因子（HIF）および関連するシグナル伝達経路を介した分化において考慮すべき重要な生化学的因子であり、特に血液、血管、胎盤、および骨組織の発達において重要である。 ^[51]酸素の影響を研究する従来の方法は、特定の酸素濃度でインキュベーター全体を設定することに依存していたため、分析は、望ましい濃度依存特性評価ではなく、常酸素状態と低酸素状態の間の一対比較に限定されていた。^[51]開発されたソリューションには、連続軸方向酸素勾配の使用^{[53]と、薄い}PDMS膜でガス充填マイクロチャネルに分離されたマイクロ流体細胞培養チャンバーのアレイが含まれる。^[54]

流体せん断応力は、心血管系幹細胞の分化、ならびに発生中の左右非対称性などの後期胚発生および器官形成に関連している。 ^{[51]マクロ規模の研究では、}平行板フローチャンバーまたは回転コーン装置を使用してオンオフシナリオでのみ実行されるため、分化に対するせん断応力の定量分析は不可能である。 ^{[51]マイクロ流体工学における} ポアズイユ流は、間葉系幹細胞および線維芽細胞接着研究のための灌流チャンバーのアレイを使用することで実証されているように、マイクロポンプを介してチャネル形状と流量を使用してせん断応力を体系的に変化させることを可能にする。^{[51] [55]}

細胞-ECM相互作用は、メカノトランスダクションを介した基質の剛性と、ECM分子と相互作用するさまざまなインテグリンによって、分化と自己複製の変化を引き起こします。 ^[51] マイクロコンタクトプリンティング、インクジェットプリンティング、マスクスプレーによるECMタンパク質のマイクロパターニングは、幹細胞-ECM相互作用研究で使用されてきました。^[51]マイクロコンタクトプリンティングを使用して細胞接着領域を制御することで、ヒト間葉系幹細胞の骨形成/脂肪形成系統の切り替えは細胞の形状に依存する可能性があることがわかりました。 ^[56]マイクロポストの微細加工とそれらのたわみの測定により、細胞に及ぼされる牽引力を測定できます。^[51]フォトリソグラフィーは、 3次元研究のために細胞を播種した光重合性ECMを架橋するためにも使用できます。 ^[57] ECMマイクロアレイを使用してコラーゲン、ラミニン、フィブロネクチンの幹細胞に対する組み合わせ効果を最適化することは、従来のウェルプレートよりもスループットが高く、高価な試薬の必要性が低いため有利である。 ^[58]

細胞の運命は、幹細胞間の相互作用と幹細胞と膜タンパク質との相互作用の両方によって制御される。^{[51]細胞播種密度の操作は、}細胞間相互作用を制御する一般的な生物学的手法であるが、局所密度の制御は難しく、培地中の可溶性シグナルと物理的な細胞間相互作用の間の効果を切り離すことは難しいことが多い。^[51]細胞接着タンパク質のマイクロパターン化は、ヒトES細胞の増殖を研究するために、基板上のさまざまな細胞の空間的位置を定義するために使用できる。^[51]幹細胞をPDMSマイクロウェルに播種し、基板または別の細胞層に反転させることは、正確な空間制御を実現する方法である。^[59] ギャップジャンクション通信もマイクロ流体工学を使用して研究されており、中央チャネルの両側にあるサイドチャネルの流体の流れによって生成される負圧が、直接接触しているか小さなギャップで隔てられている細胞のペアを捕捉する。^[60]しかし、一般的に、幹細胞の非ゼロ運動性と短い細胞周期時間は、これらのマイクロテクノロジーによって課せられた空間的組織化をしばしば乱す。^[51]

胚様体は幹細胞の一般的なin vitro 多能性試験であり、特定の系統への分化を誘導するためにはそのサイズを制御する必要がある。^[51]マイクロウェルとマイクロ流体工学を用いた均一サイズの胚様体の高スループット形成により、簡単に回収でき、さらに重要なことに、臨床状況に合わせてスケールアップできる。^{[51] [61]}胚様体細胞の組織と構造を積極的に制御することで、内胚葉、中胚葉、外胚葉誘導因子、および自己複製因子のマイクロ流体勾配を使用して幹細胞の分化を誘導することもできる。 ^[62]

生殖補助技術は不妊症の治療や家畜の遺伝的改良に役立ちます。^[3]しかし、これらの技術は哺乳類の胚の凍結保存や体外生産において効率が低いです。^[3]マイクロ流体工学はこれらの技術に応用されており、パターン化された地形的および生化学的表面で生体内の微小環境をよりよく模倣し、時空間的な細胞接着を制御し、デッドボリュームを最小限に抑えます。 ^[3]マイクロポンプとマイクロバルブは面倒な液体分配手順を自動化し、さまざまなセンサーを統合してリアルタイムの品質管理を行うことができます。バイオMEMSデバイスは、精子の運動性を評価し、^[63]精子の選択を行い、^[64]体外受精で多精子症を防ぐ^[65]ために開発されています。

埋め込み型微小電極の目的は、身体の神経系とインターフェースして生体電気信号を記録および送信し、疾患の研究、義肢の改良、臨床パラメータのモニタリングを行うことです。^[3] 微細加工によってミシガンプローブとユタ電極アレイが開発されました。これらは単位体積あたりの電極数が増加し、厚い基板が埋め込み中に損傷を引き起こしたり、電極内のシリコンや金属によって異物反応や電極の封入を引き起こしたりする問題に対処しています。 ^[3]ミシガンプローブは、ニューロンアセンブリの大規模な記録とネットワーク分析に使用されており、^[66]ユタ電極アレイは麻痺患者の脳コンピューターインターフェースとして使用されています。 ^{[67]細胞外微小電極は}、人工内耳の膨張可能ならせん状のプラスチック上にパターン化されており、より深い挿入と電極と組織の接触を改善して、高忠実度の音を変換しています。^{[68]薄くて柔軟な基板上にマイクロエレクトロニクスを統合することで、}心臓の曲面に表面張力だけで接着して心臓の電気生理学を測定する心臓パッチ^[69]や、皮膚温度と生体電気を測定する電子タトゥーが開発されました。^[70]埋め込み型マイクロデバイス上の2つの記録電極と1つのトランジスタの回路に圧電結晶を追加することで、電気生理学的信号のワイヤレス記録が可能になります。外部トランスデューサーが超音波エネルギーのパルスを発し、それが圧電結晶に衝突し、細胞外電圧の変化が圧電結晶によって超音波で後方散乱され、測定が可能になります。^[71]いわゆる「神経ダスト」モートのネットワークは、マイクロセンサーが埋​​め込まれた体の領域全体の信号をマッピングできます。

外科用バイオMEMSは、既存の機能を改善し、外科医が新しい技術や手順を開発するための新しい機能を追加し、リスクを低減し手術中にリアルタイムのフィードバックを提供することで手術の結果を改善できます。 [ ^72]小さな鉗子、マイクロニードルアレイ、組織デブリードマンなどのマイクロマシン手術ツールは、低侵襲手術やロボット手術のための金属やセラミックの層ごとの微細加工技術によって可能になりました。^{[3] [72]手術ツールに}センサーを組み込むことで、外科医への触覚フィードバック、切断操作中の歪みと密度による組織タイプの識別、血流、圧力、温度、酸素含有量、化学物質の濃度を測定するための診断カテーテル挿入も可能になります。 ^{[3] [72]}

マイクロニードル、製剤システム、およびインプラントシステムは、薬物送達に適用可能なバイオMEMSである。^[73]約100μmのマイクロニードルは皮膚バリアを貫通し、組織損傷、痛み、出血を抑えながら、下にある細胞や間質液に薬物を送達することができる。 ^{[3] [73]}マイクロニードルは、自動化された薬物充填または多重化のためにマイクロ流体工学と統合することもできる。^{[3]ユーザーの観点からは、マイクロニードルは自己投与用のパッチ形式に組み込むことができ、鋭利な廃棄物の}バイオハザードを構成しない（材料がポリマーの場合）。^[3]マイクロニードルによる薬物送達には、表面を治療薬でコーティングすること、多孔質または中空のマイクロニードルに薬物を充填すること、または薬物の充填を最大限にするために薬物およびコーティングマトリックスを使用してマイクロニードルを製造することが含まれる。^[73]間質液抽出、血液抽出、および遺伝子送達用のマイクロニードルも開発されている。^{[3] [73]}マイクロニードルによる薬物送達の効率は、マイクロニードルが効果的に皮膚を貫通したかどうかを確認するのが難しいため、依然として課題となっています。ジアゼパムなどの一部の薬物は溶解性が低く、鼻腔内投与の直前にエアロゾル化する必要があります。^{[73]このような状況では、液体リザーバーに}圧電トランスデューサーを使用するバイオMEMS技術を使用して、より優れた薬物送達のために狭い粒度分布のエアロゾルを生成することができます。 [73]バイオアベイラビリティが低い治療薬や標的部位での局所的な放出と曝露を必要とする治療薬を投与するための埋め込み型薬物送達システムも開発されています。^{[ 73]}例としては、眼疾患の治療のために眼に薬物を送達するために結膜の下に埋め込まれるPDMSマイクロ流体デバイス^[74]や、骨粗鬆症用の金で覆われた薬物リザーバーを備えたマイクロチップなどがあります。^[73] 薬物送達用の埋め込み型バイオMEMSでは、デバイスの破裂と投与量の放出、デバイスの繊維カプセル化、およびデバイスの摘出を考慮することが重要です。 ^{[73] [75]}また、ほとんどの薬物は比較的大量に（ミリリットルまたはそれ以上）送達する必要があり、薬物保持容量が限られているため、埋め込み型バイオMEMS薬物送達は困難です。