KR101067695B1

KR101067695B1 - 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템

Info

Publication number: KR101067695B1
Application number: KR1020100026654A
Authority: KR
Inventors: 김철기; 아난다 쿠말 살렐라
Original assignee: 충남대학교산학협력단
Priority date: 2010-03-25
Filing date: 2010-03-25
Publication date: 2011-09-27
Also published as: US20110234342A1

Abstract

본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템은, 외부 자기장을 제어하여 하기 연자성 미세 구조물 및 마이크로 비드를 자화시키는 자기력 발생수단; 상기 외부 자기장에 의해 자화되는 경우 내부 자기장을 발생시키며 자화 방향에 따라 하기 마이크로 비드의 움직임을 제어하는 연자성 미세 구조물; 및 생체 분자를 표면에 고정하고 상기 연자성 미세 구조물이 자화됨에 따라 발생된 상기 내부 자기장에 의해 움직임을 제어받는 마이크로 비드를 포함한다.

Description

연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템{MICRO MAGNETIC DEVICE FOR BIOMOLECULE TRANSLOCATION}

본 발명은 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 생체 반응에 의해 결합된 생체 분자 및 마이크로 비드가 미세 유체 채널에서 자기력 발생수단으로부터 인가되는 자기력의 영향을 받아 흐름 경로를 변경하도록 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에 관한 것이다.

인간 유전체 프로젝트(human genome project)가 완료되고 포스트 게놈(post genome) 시대가 도래함에 따라 쏟아져 나오는 많은 양의 바이오 정보는 기존의 실험실 분석 시스템으로는 그 신속한 처리가 어려운 실정이다. 이러한 추세에 따라 생명 현상의 규명과 신약 개발 및 진단을 위한 생물학적 검출 시스템은 미세 유체 공학(microfluidics)의 기반 위에서 보다 적은 양으로 빠른 시간에 정확하고 편리하게 시료를 분석하기 위한 미세 종합 분석 시스템(μ-TAS: micro-Total Analysis System)과 랩온어칩(lab-on-a-chip)의 형태로 발전하고 있다.

분석의 대상이 되는 대부분의 생화학적 시료는 용액 상태로 존재하기 때문에 액체 시료를 전달하는 기술이 무엇보다도 중요한 요소라고 할 수 있다. 미세 유체 공학은 바로 이러한 미세 유체의 흐름을 조절하는 연구분야로서, 미세 종합 분석 시스템과 랩온어칩의 상용화에 기초가 되는 핵심 기술을 연구 개발하는 분야이다.

미세 종합 분석 시스템은 다수의 실험 단계들과 반응을 거치는 화학 및 생물학 실험과 분석을, 하나의 실험대 위에 존재하는 하나의 유니트(unit)상에서 종합적으로 구현하는 시스템이다. 이러한 미세 종합 분석 시스템은 시료 채취 영역, 미세 유체 회로, 검출기, 및 이들을 제어하는 제어기로 구성된다.

또한, 랩온어칩이란 칩 속의 실험실 또는 칩 위의 실험실을 의미하는데, 이는 보통 플라스틱, 유리, 실리콘 등의 소재를 이용하여 나노리터 이하의 미세 채널을 만들고, 이를 통해 수 나노리터에 불과한 적은 양의 액체시료를 이동시켜 기존의 실험이나 연구 과정을 신속하게 수행할 수 있도록 한 것이다.

급증하는 바이오 정보에 대한 분석을 신속하게 수행할 수 있는 미세 종합 분석 시스템 또는 랩온어칩의 구현은 적절한 생체분석 방법들과의 결합에 의해 효과적으로 이루어질 수 있다.

생체 분자들을 분석하기 위한 방법으로는 면역 분석(immunoassays), DNA 혼성화(hybridization), 및 수용체 기반(receptor-based) 분석 등이 있다. 이들 생체 분자들을 분석하기 위한 검출 방법은 실험실에서의 분석뿐만 아니라 의료 진단이나 신약 개발 등에서 광범위하게 사용되고 있다.

면역 분석법은 항원-항체간의 결합 반응을 이용한 분석 기술로서 그 검사 원리에 따라 다양한 형태가 존재하고 있으며, DNA 혼성화 분석법은 탐침(probe) DNA와 표적(target) DNA 간의 상보적 결합을 이용하고 있다. 또한, 수용체 기반 분석법은 특정 분자와 그 수용체 사이의 결합 능력을 이용하는 분석 방법이다. 이처럼 특정 결합을 할 수 있는 항체, DNA, RNA, 및 분자 수용체들의 검출 분자에 대한 선택적 결합 능력을 이용하면 다양한 생체 분자들의 검출이 가능하다.

이러한 생체 분자들의 결합 과정은 직접 관측할 수 없기 때문에 측정 가능한 신호를 발생시킬 수 있는 표지 물질을 사용하게 된다. 일반적으로 형광 물질, 방사성 물질, 효소, 또는 자기 입자 등을 표지 물질로 사용한다. 이러한 측정 방법에서는 고감도의 신호를 발생시켜 극미량의 검출 분자를 인식할 수 있도록 하는 것이 중요하다.

특히 최근에는 합성 화학과 생명 과학의 발전으로 신약 개발 및 진단 등의 분야에 있어 분석될 표적 물질이 다양화되고, 또한 이러한 표적 물질들은 비용이 매우 고가이고 쉽게 구할 수 없는 이유로 극미량 분석을 통한 비용 절감의 필요성이 증대되고 있는데 기인한다.

고감도의 신호발생을 보장하기 위한 검출 방법 가운데 하나로서, 자기 입자들을 이용하는 여러 가지 방법들이 보고되어 있다. 미합중국 특허 제 5,981,297호에서는 표적 분자(target molecule)를 선택적으로 고정한 인식 물질(recognition agents)이 자화 가능한 입자들과 결합되고, 이렇게 결합된 입자들의 자기장 센서에 대한 자기 저항 혹은 일그러짐 응답을 관찰하여 입자들을 검출하는 방법이 소개되고 있다.

거대자기저항(GMR: Giant Magnetoresistive) 소자에 DNA를 고정하고 표지 물질로서 자기 입자를 이용하여 자기 입자의 자속을 저항의 변화값으로 측정하여 원하는 DNA를 검출하는 방법이 개발되었다. 또한, 자기 입자들이 생물학적 인식 과정에 의해 고정되었는지 여부를 알기 위해 초전도 양자 간섭소자(SQUID)를 이용하여 산화철(Fe3O4)의 자성 입자로부터 잔류자기 및 자화율 등을 측정함으로써 검출 분자를 인식하는 방법이 있다. 상기의 방법들은 생체 분자의 검출에 있어서 고감도의 검출 능력을 보여준다.

하지만, 자기 나노입자를 이용한 고감도 검출 시스템들은 자기 나노입자의 자기장의 자속을 직접 측정하는 시스템으로 그 자속을 검출하기 위한 장비들의 복잡성과 그로 인한 고가의 장비 도입이 필수적이며 소형화되지 못하는 문제를 가지고 있다. 그리고 거대자기저항 측정을 위한 마이크로칩의 경우에는 굉장히 복잡한 공정을 거치게 되는 문제도 있다.

또한, 전술한 방법들은 평면 기판 위에 수용체 분자를 고정하여 분석을 하는 평면 어레이(array) 방식이기 때문에 다중 검출 및 시료 준비 과정이 단순화되어 있지 않다는 문제가 있다.

마이크로 비드에 기반한 생체 분자들을 분리하기 위한 장치들이 존재하지만 마이크로 비드들이 5mm 이상의 영구 자석이나 전자석으로 만들어지기 때문에 복잡한 조작을 수행하는데 제한된 능력을 가지고 있다. 또한, 현재 생체 분자 이송을 위한 기술은 나노 스케일에서 제어하기에 충분하지 않다. 그리고 일반적으로 생물 검정을 위한 시스템들은 제작하기가 어렵고 고가이며 또한 생물학적 개체들을 죽일 수도 있는 열을 발생시킨다. 또한, 이러한 시스템을 사용한 자기 매개체의 움직임은 본 발명의 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템보다 매끄럽지 않다.

또한, 종래의 마그네틱 족집게와 마이크로 바늘은 하나의 정점을 가지고 있기 때문에 오직 하나의 자기 매개체만을 옮길 수 있고 근접하게 위치하는 그룹의 매개체들을 옮길 수는 없다.

본 발명은 상기와 같은 종래 기술을 개선하기 위해 안출된 것으로서, 생체 반응에 의해 결합된 생체 분자 및 마이크로 비드가 미세 유체 채널에서 자기력 발생수단으로부터 인가되는 자기력의 영향을 받아 흐름 경로를 변경하도록 하는 것으로 자기력의 방향 및 세기에 따라 마이크로 비드의 움직임을 제어할 수 있도록 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템을 제공하는 것을 목적으로 한다.

상기의 목적을 이루고 종래기술의 문제점을 해결하기 위하여, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템은, 외부 자기장을 제어하여 하기 연자성 미세 구조물 및 마이크로 비드를 자화시키는 자기력 발생수단; 상기 외부 자기장에 의해 자화되는 경우 내부 자기장을 발생시키며 자화 방향에 따라 하기 마이크로 비드의 움직임을 제어하는 연자성 미세 구조물; 및 생체 분자를 표면에 고정하고 상기 연자성 미세 구조물이 자화됨에 따라 발생된 상기 내부 자기장에 의해 움직임을 제어받는 마이크로 비드를 포함한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 연자성 미세 구조물은 NiFe, Fe, Ni, 및 Co 중 어느 하나인 연자성 박막을 패터닝하여 형성되는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 연자성 미세 구조물은 타원판 및 반쪽 타원판 중 어느 하나의 형태로 구현되는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 연자성 미세 구조물은 상기 마이크로 비드를 유체 미세 칩 내에 프로브 분자들이 고정되어 있는 센싱 장소로 유인하도록 연쇄적으로 배치되는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 연자성 미세 구조물은 약 1 테슬라(Tesla)의 포화 자화를 가지고 10μm 이하의 길이를 갖는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 내부 자기장의 변화도는 약 10⁴ T/m의 범위 내인 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 외부 자기장에 의해 자화된 상기 연자성 미세 구조물은 기하학적 구조 및 연자성에 의하여 국소적인 내부 자기장을 발생시키고 상기 내부 자기장의 힘의 차이로 인해 상기 마이크로 비드를 상기 내부 자기장의 힘이 가장 강한 상기 연자성 미세 구조물의 극으로 이동시키는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 외부 자기장에 의해 자화된 상기 연자성 미세 구조물은 기하학적 구조 및 연자성에 의하여 국소적인 내부 자기장을 발생시키고 회전 또는 진동하는 상기 외부 자기장에 의해 상기 마이크로 비드를 이동시키는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 외부 자기장이 시계 방향으로 또는 반시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물이 타원판의 형태이며 상기 연자성 미세 구조물이 유체 채널 내에 있는 경우 상기 마이크로 비드를 상기 유체 채널의 특정 위치로 이송시키는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 외부 자기장이 시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물이 반쪽 타원판의 형태인 경우 상기 마이크로 비드는 앞으로 진행하게 되고 상기 외부 자기장이 반시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물이 반쪽 타원판의 형태인 경우 상기 마이크로 비드는 뒤로 진행하게 되는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 외부 자기장이 시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물들이 사선으로 배열되는 경우 상기 마이크로 비드들은 상기 사선이 가운데로 모아지는 부분으로 집중되게 되고 상기 외부 자기장이 반시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물들이 사선으로 배열되는 경우 상기 마이크로 비드들은 상기 사선이 가운데로 모아지는 부분으로부터 흩어지게 되는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에서 상기 사선이 가운데로 모아지는 부분은 유체 미세 칩 내에 프로브 분자들이 고정되어 있는 센싱 장소인 것을 특징으로 한다.

본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템에 따르면, 연자성 미세 구조물을 이용하여 초상자성 마이크로 비드의 이송 및 조작을 제어하는 장치를 제공하고 종래의 운송 전도체보다 훨씬 더 뛰어난 잠재력을 가지고 있으며 제작하기 쉽고 생물학적 객체들의 조작 및 이송에 있어서 필수적인 사항으로 칩에 열이 발생되지 않는 장점이 있다.

도 1은 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물이 타원판 형태인 경우 외부 자기장에 의한 마이크로 비드의 움직임을 도시한 도면.
도 2는 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로 비드의 직선형 이송을 위한 타원판 형태의 연자성 미세 구조물이 연속적으로 배열된 구조를 도시한 도면.
도 3은 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로 비드의 앞 뒤 움직임을 위한 반쪽 타원판 형태의 연자성 미세 구조물이 연속적으로 배열된 구조를 도시한 도면.
도 4 및 도 5는 본 발명의 일실시예에 따른 외부 자기장의 회전 방향에 따라 마이크로 비드들을 모이게 하거나 흩어지게 하기 위한 연자성 미세 구조물이 사선 방향으로 연속적으로 배열된 구조를 도시한 도면.

이하에서는 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예를 상세히 설명한다.

도 1은 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물이 타원판 형태인 경우 외부 자기장에 의한 마이크로 비드의 움직임을 도시한 도면이다.

본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템은 도면에 도시된 바와 같이 자기력 발생수단(미도시), 연자성 미세 구조물(200), 및 마이크로 비드(300)를 포함한다.

본 발명의 일실시예에 따른 자기력 발생수단은 미세 유체 채널로부터 이격되어 위치하는 전극배열을 포함하여 구성될 수 있다. 본 발명의 일실시예에 따른 자기력 발생수단은 외부 자기장(100)을 제어하여 연자성 미세 구조물(200) 및 마이크로 비드(300)를 자화시킨다. 예를 들어, 자기력 발생수단은 외부 자기장(100)의 회전 방향을 시계 방향으로 또는 반시계 방향으로 바꿀 수 있다.

본 발명의 일실시예에 따른 자기장과 마이크로 비드(300)는 생체 적합성이 우수하다. 일반적으로 이러한 공정은 비침습성이고 마이크로 비드(300)의 표면에 입혀진 생체학적 샘플에 손상을 일으키지 않는다. 본 발명의 일실시예에 따른 외부 자기장(100)은 자기적으로 마이크로 비드(300)를 포화 상태로 만들기에 충분하다.

본 발명의 일실시예에 따른 마이크로 비드(300)는 초상자성을 띠는 물질로 이루어지는 것을 특징으로 한다. 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로 비드(300)의 표면에는 프로브 분자와 결합할 수 있는 생체 분자를 접합시킬 수 있는 표면 처리가 되어 있는 것이 바람직하다.

본 발명의 일실시예에 따른 마이크로 비드(300)는 그 표면에 단일 또는 이중가닥 핵산, 핵산 유사체, 헵텐, 단백질, 펩타이드, 항체 또는 이들의 단편, 당구조물 등을 수용할 수 있는 수용체 또는 리간드 분자를 고정시켜서 생체 분자 반응을 유도하도록 구성할 수 있다.

상기 생체 분자 반응은 바이러스 항원과 바이러스 항체, 병원성 미생물과 병원성 미생물 항체 등의 각종 항원-항체간 반응, 바이오틴과 애버딘, 면역글로불린 G와 단백질 A, 호르몬과 호르몬 수용체, DNA와 DNA 수용체, RNA와 RNA 수용체 또는 약물과 약물 수용체간의 반응 등을 포함하는 생리활성 물질쌍간의 반응으로 구성될 수 있다.

본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물(200)은 외부 자기장(100)에 의해 자화되는 경우 내부 자기장(400)을 발생시키며 연자성 미세 구조물(200)의 자화 방향(500)에 따라 마이크로 비드(300)의 움직임을 제어한다. 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물(200)은 NiFe, Fe, Ni, 및 Co 중 어느 하나인 연자성 박막을 패터닝하여 형성될 수 있다.

또한, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물(200)은 도면에 도시된 바와 같이 원판, 타원판, 및 반쪽 타원판 중 어느 하나의 형태로 구현될 수 있다.

본 발명의 일실시예에 따른 내부 자기장(400)은 연자성 미세 구조물(200)의 자화에 의해 생성된다. 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물(200)의 자화는 연자성 미세 구조물(200)의 기하학적 구조와 연자성 미세 구조물(200)에 적용된 외부 자기장(100)에 의존한다.

본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물(200)은 약 1 테슬라(Tesla)의 포화 자화를 가지고 10μm 이하의 길이를 갖는다. 또한, 본 발명의 일실시예에 따른 내부 자기장(400)의 변화도는 약 10⁴ T/m의 범위 내이다.

본 발명의 일실시예에 따른 마이크로 비드(300)는 생체 분자(미도시)를 표면에 고정하고 연자성 미세 구조물(200)이 자화됨에 따라 발생된 내부 자기장(400)에 의해 움직임을 제어받는다.

본 발명의 일실시예에 따른 마이크로 비드(300)의 일차원적인 움직임은 자기력에 의해 행해진다. 상기 자기력은 마이크로 비드(300)의 자화와 내부 자기장(400)의 변화도에 의해 생성될 수 있다. 상기 자기력은 수학식 1과 같이 내부 자기장(400)의 변화도에 비례한다.

여기서,

는 연자성 미세 구조물(200) 및 마이크로 비드(300) 간의 자기력이고

는 연자성 미세 구조물(200)에 의한 자속 밀도이며

는 마이크로 비드(300)의 자기 모멘트이다. 이러한 자기력은 자기장의 세기과 자기장 변화값에 비례하여 발생하므로 자기장을 변화시켜가며 경로의 이탈 정도를 결정할 수가 있다.

도 2 내지 도 4에 도시된 바와 같이, 본 발명의 일실시예에 따른 연자성 미세 구조물(200)은 마이크로 비드(300)를 유체 미세 칩 내에 프로브 분자들이 고정되어 있는 센싱 장소로 유인하기 위하여 연쇄적으로 배치될 수 있다.

도 1에 도시된 바와 같이 외부 자기장(100)이 회전함에 따라 연자성 미세 구조물(200)의 자화 방향이 변화한다. 내부 자기장(400)의 힘의 차이가 부분적으로 자화된 마이크로 비드(300)를 더 강한 내부 자기장(400)이 존재하는 연자성 미세 구조물(200)의 극으로 끌어 당긴다. 즉, 연자성 미세 구조물(200)과 마이크로 비드(300) 간의 끌어 당기는 힘은 연자성 미세 구조물(200)의 가로 세로의 비에 의해 각기 다른 방향의 다양한 내부 자기장(400)을 생성한다.

본 발명의 일실시예에 따르면, 50 내지 100 에르스테드의 외부 자기장(100)은 연자성 미세 구조물(200)을 포화 상태로 만들기에 충분하고 200 에르스테드 이상의 외부 자기장(100)은 내부 자기장(400)의 변화도를 더 이상 증가시키지 않는다.

도 1에 도시된 바와 같이 외부 자기장(100)에 의해 자화된 연자성 미세 구조물(200)은 연자성 미세 구조물(200)의 기하학적 구조 및 연자성에 의하여 국소적인 내부 자기장(400)을 발생시킨다. 이러한 경우, 내부 자기장(400)의 힘의 차이로 인해 마이크로 비드(300)는 내부 자기장(400)의 힘이 가장 강한 연자성 미세 구조물(200)의 극으로 이동하게 된다.

즉, 외부 자기장(100)에 의해 자화된 연자성 미세 구조물(200)은 기하학적 구조 및 연자성에 의하여 국소적인 내부 자기장(400)을 발생시키고 회전 또는 진동하는 외부 자기장(100)에 의해 마이크로 비드(300)를 이동시킬 수 있다.

도 2는 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로 비드의 직선형 이송을 위한 타원판 형태의 연자성 미세 구조물이 연속적으로 배열된 구조를 도시한 도면이다.

도 2에 도시된 바와 같이 외부 자기장(100)이 회전할 때 내부 자기장(400)의 힘의 국소적인 차이가 마이크로 비드(300)의 움직임을 지배한다. 즉, 마이크로 비드(300)는 각 연자성 미세 구조물(200)의 자화 방향을 따라 움직이게 되고 하나의 연자성 미세 구조물(300)에서 이웃하여 위치한 또 다른 하나의 연자성 미세 구조물(300)로 이동하게 된다.

도 2에 도시된 바와 같이 외부 자기장(100)이 시계 방향으로 또는 반시계 방향으로 회전하고 연자성 미세 구조물(200)이 타원판의 형태이며 연자성 미세 구조물(200)이 유체 채널 내에 있는 경우 마이크로 비드(300)를 상기 유체 채널의 특정 위치로 이송시킬 수 있다.

본 발명의 일실시예에 따르면, 도 2에 도시된 바와 같이 외부 자기장(100)이 시계 방향으로 회전하고 마이크로 비드(300)가 연자성 미세 구조물(200)의 위쪽에 위치하는 경우 마이크로 비드(300)는 앞으로 진행하게 된다. 또한, 외부 자기장(100)이 시계 방향으로 회전하고 마이크로 비드(300)가 연자성 미세 구조물(200)의 아래쪽에 위치하는 경우 마이크로 비드(300)는 뒤로 진행하게 된다.

도 2에 도시된 바와 같은 경로에서 마이크로 비드(300)의 움직임 방향은 연자성 미세 구조물(200)의 기하학적 구조와 마이크로 비드(300)의 위치에 의해 결정된다.

도 3은 본 발명의 일실시예에 따른 마이크로 비드의 앞 뒤 움직임을 위한 반쪽 타원판 형태의 연자성 미세 구조물이 연속적으로 배열된 구조를 도시한 도면이다.

도 3에 도시된 바와 같이 외부 자기장(100)의 회전 방향에 따라 마이크로 비드(300)를 앞으로 진행하게 하거나 뒤로 진행하게 할 수 있다. 도 2에 도시된 마이크로 비드(300)의 움직임과 비교했을 때 도 3에 도시된 마이크로 비드(300)의 움직임은 오직 외부 자기장(100)의 회전 방향에 의해서만 결정된다는 점에서 차이가 있다.

도 3에 도시된 바와 같이 외부 자기장(100)이 시계 방향으로 회전하고 연자성 미세 구조물(200)이 반쪽 타원판의 형태인 경우 마이크로 비드(300)는 앞으로 진행하게 된다. 또한, 외부 자기장(100)이 반시계 방향으로 회전하고 연자성 미세 구조물(200)이 반쪽 타원판의 형태인 경우 마이크로 비드(300)는 뒤로 진행하게 된다.

도 4는 본 발명의 일실시예에 따른 외부 자기장의 회전 방향에 따라 마이크로 비드들을 모이게 하거나 흩어지게 하기 위한 연자성 미세 구조물이 사선 방향으로 연속적으로 배열된 구조를 도시한 도면이다.

도 4에 도시된 바와 같이 외부 자기장(100)이 시계 방향으로 회전하고 연자성 미세 구조물들(200)이 사선으로 배열되는 경우 마이크로 비드들(300)은 상기 사선이 가운데로 모아지는 부분으로 집중되게 된다. 또한, 외부 자기장(100)이 반시계 방향으로 회전하고 연자성 미세 구조물들(200)이 사선으로 배열되는 경우 마이크로 비드들(300)은 상기 사선이 가운데로 모아지는 부분으로부터 흩어지게 된다.

이러한 경우, 상기 사선이 가운데로 모아지는 부분은 유체 미세 칩 내에 프로브 분자들이 고정되어 있는 센싱 장소로 구현되는 것이 바람직하다. 본 발명의 일실시예에 따르면 미세한 자기력의 형성만으로 마이크로 비드의 경로 변경을 유도할 수 있는 효과가 있다. 또한, 본 발명의 일실시예에 따르면 일련의 생체 분석 과정을 미세 유체 칩 내에서 수행하게 함으로써 랩온어칩을 구현할 수 있는 효과가 있다.

이상과 같이 본 발명은 비록 한정된 실시예와 도면에 의해 설명되었으나, 본 발명은 상기의 실시예에 한정되는 것은 아니며, 이는 본 발명이 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이러한 기재로부터 다양한 수정 및 변형이 가능하다. 따라서, 본 발명 사상은 아래에 기재된 특허청구범위에 의해서만 파악되어야 하고, 이의 균등 또는 등가적 변형 모두는 본 발명 사상의 범주에 속한다고 할 것이다.

100: 외부 자기장
200: 연자성 미세 구조물
300: 마이크로 비드
400: 내부 자기장
500: 연자성 미세 구조물의 자화 방향

Claims

외부 자기장(100)을 제어하여 하기 연자성 미세 구조물(200) 및 마이크로 비드(300)를 자화시키는 자기력 발생수단;
상기 외부 자기장(100)에 의해 자화되는 경우 내부 자기장(400)을 발생시키며 자화 방향(500)에 따라 하기 마이크로 비드(300)의 움직임을 제어하는 연자성 미세 구조물(200); 및
생체 분자를 표면에 고정하고 상기 연자성 미세 구조물(200)이 자화됨에 따라 발생된 상기 내부 자기장(400)에 의해 움직임을 제어받는 마이크로 비드(300)
를 포함하는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 연자성 미세 구조물(200)은 NiFe, Fe, Ni, 및 Co 중 어느 하나인 연자성 박막을 패터닝하여 형성되는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 연자성 미세 구조물(200)은 원판, 타원판, 및 반쪽 타원판 중 어느 하나의 형태로 구현되는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 연자성 미세 구조물(200)은 상기 마이크로 비드(300)를 유체 미세 칩 내에 프로브 분자들이 고정되어 있는 센싱 장소로 유인하도록 연쇄적으로 배치되는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 연자성 미세 구조물(200)은 약 1 테슬라(Tesla)의 포화 자화를 가지고 10μm 이하의 길이를 갖는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 내부 자기장(400)의 변화도는 약 10⁴ T/m의 범위 내인 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 외부 자기장(100)에 의해 자화된 상기 연자성 미세 구조물(200)은 기하학적 구조 및 연자성에 의하여 국소적인 내부 자기장(400)을 발생시키고 상기 내부 자기장(400)의 힘의 차이로 인해 상기 마이크로 비드(300)를 상기 내부 자기장(400)의 힘이 가장 강한 상기 연자성 미세 구조물(200)의 극으로 이동시키는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 외부 자기장(100)에 의해 자화된 상기 연자성 미세 구조물(200)은 기하학적 구조 및 연자성에 의하여 국소적인 내부 자기장(400)을 발생시키고 회전 또는 진동하는 상기 외부 자기장(100)에 의해 상기 마이크로 비드(300)를 이동시키는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 외부 자기장(100)이 시계 방향으로 또는 반시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물(200)이 타원판의 형태이며 상기 연자성 미세 구조물(200)이 유체 채널 내에 있는 경우 상기 마이크로 비드(300)를 상기 유체 채널의 특정 위치로 이송시키는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 외부 자기장(100)이 시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물(200)이 반쪽 타원판의 형태인 경우 상기 마이크로 비드(300)는 앞으로 진행하게 되고 상기 외부 자기장(100)이 반시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물(200)이 반쪽 타원판의 형태인 경우 상기 마이크로 비드(300)는 뒤로 진행하게 되는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제1항에 있어서,
상기 외부 자기장(100)이 시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물들(200)이 사선으로 배열되는 경우 상기 마이크로 비드들(300)은 상기 사선이 가운데로 모아지는 부분으로 집중되게 되고 상기 외부 자기장(100)이 반시계 방향으로 회전하고 상기 연자성 미세 구조물(200)들이 사선으로 배열되는 경우 상기 마이크로 비드들(300)은 상기 사선이 가운데로 모아지는 부분으로부터 흩어지게 되는 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.
제11항에 있어서,
상기 사선이 가운데로 모아지는 부분은 유체 미세 칩 내에 프로브 분자들이 고정되어 있는 센싱 장소인 것을 특징으로 하는 연자성 미세 구조물을 이용한 분자 이송 시스템.