KR101499532B1 - Parallel flow pcr microdevice with syringes and single heater and manufaturing method the same - Google Patents

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Abstract

반자동 샘플 주입을 위한 시린지와 증폭을 위한 단일히터를 구비하는 PCR 마이크로 디바이스 및 제조방법이 개시된다. 본 발명의 일 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스는 하부에 단일히터가 결합 가능한 유리기판; 유리기판 상부에 형성되는 것으로, 제1 유체가 유입되는 제1 유체입구부와, 제1 유체가 유출되는 제1 유체출구부와, 제1 유체입구부 및 제1 유체출구부와 일부가 연결되고 복수개의 분절부가 제1 유체입구부에서 제1 유체출구부로 갈수록 곡률반경이 작아지도록 나선형으로 형성되어 배치되는 제1 PCR 반응채널과, 분절부에 일단이 수직으로 연결되는 컬럼부를 포함하는 하부 PDMS층; 하부 PDMS층 상부에 접합되는 것으로, 제2 유체가 유입되는 제2 유체입구부와, 제2 유체가 유출되는 제2 유체출구부와, 제2 유체입구부 및 제2 유체출구부와 일부가 연결되고 제1 PCR 반응채널과 180도 회전 대칭되어 형성되어 컬럼부의 타단과 연결되는 제2 PCR 반응채널을 포함하는 상부 PDMS층; 및 제1 유체입구부 및 제2 유체입구부와 각각 연결되는 파지형 시린지부를 포함하고, 제1 PCR 반응채널 및 제2 PCR 반응채널은 컬럼부에 의해 하나의 마이크로 채널을 이룬다.A PCR microdevice having a syringe for semi-automatic sample injection and a single heater for amplification and a manufacturing method are disclosed. A PCR microdevice according to an embodiment of the present invention includes a glass substrate to which a single heater can be coupled at a lower portion; A first fluid inlet portion through which the first fluid flows, a first fluid outlet portion through which the first fluid flows, and a second fluid outlet portion connected to the first fluid inlet portion and the first fluid outlet portion, A lower PDMS layer including a first PCR reaction channel formed in a spiral shape so that a plurality of segment portions are formed so as to have a smaller radius of curvature from the first fluid inlet portion to the first fluid outlet portion and a column portion having one end vertically connected to the segment portion, ; A second fluid inlet port through which the second fluid flows, a second fluid outlet port through which the second fluid flows, and a second fluid outlet port that is partially connected to the second fluid inlet port and the second fluid outlet port, An upper PDMS layer comprising a second PCR reaction channel formed to be symmetric with the first PCR reaction channel by 180 degrees and connected to the other end of the column; And a phage type syringe portion connected to the first fluid inlet portion and the second fluid inlet portion, respectively, wherein the first PCR reaction channel and the second PCR reaction channel form one microchannel by the column portion.

Description

반자동 샘플 주입을 위한 시린지와 증폭을 위한 단일히터를 구비하는 PCR 마이크로 디바이스 및 제조방법{PARALLEL FLOW PCR MICRODEVICE WITH SYRINGES AND SINGLE HEATER AND MANUFATURING METHOD THE SAME}FIELD OF THE INVENTION [0001] The present invention relates to a PCR microdevice having a syringe for semi-automatic sample injection and a single heater for amplification,

본 발명은 PCR 마이크로 디바이스 및 제조방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 반자동 샘플 주입을 위한 시린지와 샘플 증폭을 위한 단일히터를 구비하여 두 가지 반응을 동시에 일으키기 위한 PCR 마이크로 디바이스 및 제조방법에 관한 것이다.The present invention relates to a PCR microdevice and a manufacturing method thereof, and more particularly, to a PCR microdevice and a manufacturing method for simultaneously generating two reactions by providing a syringe for semi-automatic sample injection and a single heater for sample amplification.

유체 기술과 MEMS(micro-electromechanical system)를 이용한 미세가공기술을 기존의 질병 분석/진단용 칩 기술에 접목시키고자 하는 시도가 많이 이루어지고 있으며, 적은 양의 액체 시료(샘플)를 단위 칩에서 다룰 수 있도록 시료분석에 필요한 모든 구성요소를 소형화 및 집적화하여 랩온어칩(lap-on-a-chip)을 구현하고 있다.Attempts have been made to incorporate microfabrication technology using fluid technology and micro-electromechanical system (MEMS) into existing chip analysis / diagnostic chip technology, and a small amount of liquid sample (sample) On-a-chip by implementing miniaturization and integration of all components required for sample analysis.

이러한 랩온어칩 제조에 있어서는 타겟이 되는 DNA 증폭이 가장 중요하며, 일반적으로 PCR(polymerase chain reaction, 중합효소연쇄반응)이 이용된다. 상기 PCR 방법을 적용하여 핵산을 증폭하는 마이크로 디바이스에서는 일반적으로 열변성(denaturation), 결합(annealing) 및 신장(extension) 단계를 위한 3개의 별도의 온도구역들이 필요하다. 표적 앰플리콘(amplicon)의 크기가 300bp 미만인 경우에는 열변성 및 신장 단계가 때로는 동일 온도에서 수행되고 있으나, 이러한 경우에도 여전히 2개의 별도 온도구역들이 요구되고 있다. 그리고 상기 온도구역들의 콘트롤을 위해 종래에는 금속 가열 블록, 박막 히터, 적외선 장치, 할로겐 램프, 마이크로웨이브, 백금 레지스터 또는 유도 가열장치들이 이용되어 왔다. In the production of such a lab-on-a-chip, DNA amplification as a target is most important, and PCR (polymerase chain reaction) is generally used. In a microdevice for amplifying a nucleic acid by applying the PCR method, generally, three separate temperature zones for denaturation, annealing and extension steps are required. If the size of the target amplicon is less than 300 bp, the thermal denaturation and extension steps are sometimes performed at the same temperature, but still two separate temperature zones are still required. Metal heating blocks, thin film heaters, infrared devices, halogen lamps, microwaves, platinum resistors or induction heating devices have conventionally been used for controlling the temperature zones.

한편, 폴리디메틸실록산(Poly(dimethylsiloxane)), 이하 PDMS)이 이러한 PCR 마이크로 디바이스 제조에 일반적으로 이용되는 데, 이는 PDMS가 비교적 낮은 열전도도를 가지므로 마이크로채널을 형성할 경우 안정한 온도를 유지할 수 있기 때문이다. 상기 PDMS의 낮은 열전도도로 인해 특정 두께를 갖는 평평한 PDMS 벌크의 경우 수직방향으로 온도구배를 가지며 히터 위에 놓으면 PDMS의 최저면 및 최상면은 두 개의 구별되는 온도범위를 나타낸다. 따라서, PDMS를 이용하여 마이크로 디바이스를 제조하는 경우에는 PCR 방법에 특히 유리하다는 장점이 있다. 그러나, 상기 PCR 반응에 사용되는 거대한 외부 장치들(예컨대, 샘플 주입 펌프나 히터 장치들)은 PCR 디바이스의 소형화를 가로막는 요인들이자, PCR 마이크로 디바이스의 휴대성을 악화시키는 원인으로 작용한다. On the other hand, poly (dimethylsiloxane) (hereinafter referred to as PDMS) is generally used in the manufacture of such PCR microdevices because PDMS has a relatively low thermal conductivity and thus can maintain a stable temperature when forming microchannels Because. Due to the low thermal conductivity of the PDMS, a flat PDMS bulk having a specific thickness has a temperature gradient in the vertical direction, and when placed on a heater, the bottom and top surfaces of the PDMS exhibit two distinct temperature ranges. Therefore, there is an advantage that it is particularly advantageous in the PCR method when a microdevice is manufactured using PDMS. However, gigantic external devices (for example, sample injection pumps or heater devices) used in the above-described PCR reaction cause deterioration of the portability of the PCR microdevice, which are obstacles to miniaturization of the PCR device.

따라서, 이러한 거대한 외부 장치들(특히, 샘플 주입 장치)의 사용을 줄이거나 대체함으로써 PCR 디바이스를 소형화하고 휴대성을 강화시키고자 하는 연구가 많이 이루어지고 있는 실정이다.Therefore, there have been many attempts to reduce the size and portability of PCR devices by reducing or replacing the use of such huge external devices (especially sample injection devices).

본 발명의 실시예들에서는 PDMS를 이용하여 두개의 층에 구별되는 두개의 온도범위를 구현 가능하고, 단일히터를 통해 온도조절이 가능할 뿐더러 샘플 주입 유닛으로 파지형 시린지를 사용함으로써 전체 디바이스의 소형화를 달성 가능한 PCR 마이크로 디바이스 및 그 제조방법을 제공하고자 한다.In the embodiments of the present invention, it is possible to realize two temperature ranges distinguished in two layers by using PDMS, temperature control is possible through a single heater, and a phage type syringe is used as a sample injection unit, And a method for producing the same.

본 발명의 일 측면에 따르면, 하부에 단일히터가 결합 가능한 유리기판; 상기 유리기판 상부에 형성되는 것으로, 제1 유체가 유입되는 제1 유체입구부와, 상기 제1 유체가 유출되는 제1 유체출구부와, 상기 제1 유체입구부 및 제1 유체출구부와 일부가 연결되고 복수개의 분절부가 상기 제1 유체입구부에서 상기 제1 유체출구부로 갈수록 곡률반경이 작아지도록 나선형으로 형성되어 배치되는 제1 PCR 반응채널과, 상기 분절부에 일단이 수직으로 연결되는 컬럼부를 포함하는 하부 PDMS층; 상기 하부 PDMS층 상부에 접합되는 것으로, 제2 유체가 유입되는 제2 유체입구부와, 상기 제2 유체가 유출되는 제2 유체출구부와, 상기 제2 유체입구부 및 제2 유체출구부와 일부가 연결되고 상기 제1 PCR 반응채널과 180도 회전 대칭되어 형성되어 상기 컬럼부의 타단과 연결되는 제2 PCR 반응채널을 포함하는 상부 PDMS층; 및 상기 제1 유체입구부 및 상기 제2 유체입구부와 각각 연결되는 파지형 시린지부를 포함하고, 상기 제1 PCR 반응채널 및 상기 제2 PCR 반응채널은 상기 컬럼부에 의해 하나의 마이크로 채널을 이루게 되는 PCR 마이크로 디바이스가 제공될 수 있다. According to an aspect of the present invention, there is provided a glass substrate comprising: a glass substrate to which a single heater can be coupled at a bottom; A first fluid inlet portion through which the first fluid flows, a first fluid outlet portion through which the first fluid flows, and a second fluid inlet portion through which the first fluid inlet portion and the first fluid outlet portion and a portion A first PCR reaction channel formed in a spiral shape so that a radius of curvature becomes smaller as a plurality of segment portions are connected to the first fluid inlet portion and the first fluid outlet portion; A lower PDMS layer comprising a portion; A second fluid inlet port through which the second fluid flows, a second fluid outlet port through which the second fluid flows, and a second fluid inlet port through which the second fluid inlet port and the second fluid outlet port are connected, An upper PDMS layer including a second PCR reaction channel which is partially connected to the first PCR reaction channel and which is symmetrically formed by 180 ° rotation with the first PCR reaction channel and connected to the other end of the column; And a phage type syringe connected to the first fluid inlet portion and the second fluid inlet portion, respectively, wherein the first PCR reaction channel and the second PCR reaction channel are formed by one column of microchannels The resulting PCR microdevice can be provided.

또한, 상기 제1 유체입구부와 연결되는 제1 입구도관과, 상기 제2 유체입구부와 연결되는 제2 입구도관을 더 포함하고, 상기 파지형 시린지부는 상기 제1 입구도관과 연결되는 제1 시린지부와, 상기 제2 입구도관과 연결되는 제2 시린지부를 포함할 수 있다. The apparatus may further include a first inlet conduit connected to the first fluid inlet portion and a second inlet conduit connected to the second fluid inlet portion, the fibrillated syringe portion having a first inlet conduit connected to the first inlet conduit, A first syringe, and a second syringe connected to the second inlet conduit.

또한, 상기 제1 유체출구부와 연결되는 제1 출구도관과, 상기 제2 유체출구부와 연결되는 제2 출구도관을 더 포함하고, 상기 제1 출구도관 및 제2 출구도관은 개폐 가능하도록 형성될 수 있다. A first outlet conduit connected to the first fluid outlet and a second outlet conduit connected to the second fluid outlet, wherein the first outlet conduit and the second outlet conduit are configured to be openable and closable .

이 때, 상기 제1 입구도관, 제2 입구도관, 제1 출구도관 및 제2 출구도관은 실리콘 튜브로 형성될 수 있다. At this time, the first inlet conduit, the second inlet conduit, the first outlet conduit, and the second outlet conduit may be formed of silicon tubes.

또한, 상기 하부 PDMS층의 두께와 상기 상부 PDMS층의 두께는 상이하고, 상기 하부 PDMS층의 두께가 상기 상부 PDMS층의 두께보다 두껍게 형성될 수 있다.In addition, the thickness of the lower PDMS layer may be different from the thickness of the upper PDMS layer, and the thickness of the lower PDMS layer may be greater than the thickness of the upper PDMS layer.

본 발명의 다른 측면에 따르면, 마이크로 채널을 상부에 패턴화한 마스터 몰드로부터 복제 몰딩하여 상기 마이크로 채널이 음각으로 형성됨으로써, 유체가 유입되는 유체입구부와, 상기 유체가 유출되는 유체출구부와, 상기 유체입구부 및 유체출구부와 일부가 연결되고 복수개의 분절부가 상기 유체출구부에서 상기 유체출구부로 갈수록 곡률반경이 작아지도록 나선형으로 형성되어 배치되는 PCR 반응채널과, 상기 분절부에 일단이 수직으로 연결되는 컬럼부를 포함하는 하부 PDMS층을 제조하는 1단계; 상기 마스터 몰드로부터 복제 몰딩하여 상기 하부 PDMS층과 동일한 마이크로 채널이 음각으로 형성되되 상기 하부 PDMS층의 패턴이 180도(°) 대칭된 형태의 상부 PDMS층을 제조하는 2단계; 상기 유체가 상기 컬럼부를 통해 상기 하부 PDMS층과 상부 PDMS층의 PCR 반응채널을 통과하도록 상기 하부 PDMS층에 상기 상부 PDMS층을 접합시키는 3단계를 포함하는 PCR 마이크로 디바이스 제조방법이 제공될 수 있다. According to another aspect of the present invention, there is provided a microchannel comprising: a fluid inlet portion through which a microchannel is formed at an obtuse angle by replicating molding from a master mold patterned at an upper portion thereof, A PCR reaction channel formed in a spiral shape so that a radius of curvature becomes smaller as a part of the fluid inlet part and the fluid outlet part are connected to each other and a plurality of segment parts are separated from the fluid outlet part to the fluid outlet part; A lower PDMS layer including a column portion connected to the lower PDMS layer; Forming a top PDMS layer in which the same microchannel as the bottom PDMS layer is formed at an indented angle and the pattern of the bottom PDMS layer is 180 degrees ([deg.]) Symmetric by duplicating molding from the master mold; And bonding the upper PDMS layer to the lower PDMS layer so that the fluid passes through the column portion and through the PCR reaction channel of the lower PDMS layer and the upper PDMS layer.

또한, 유리기판을 상기 하부PDMS층의 하부에 결합시키는 4단계를 더 포함하고, 상기 유리기판의 하부에 단일히터를 결합시키는 5단계를 더 포함할 수 있다. Further, the method may further include a fourth step of bonding a glass substrate to a lower portion of the lower PDMS layer, and may further include a fifth step of bonding a single heater to a lower portion of the glass substrate.

이 때, 상기 1단계는, PMMA 플레이트에 패턴에 따라 컬럼부재들을 삽입하는 필러 플레이트를 제조하는 단계; 마이크로 채널을 상부면에 패턴화한 마스터 몰드 상에 상기 필러 플레이트의 컬럼부재를 패턴에 따라 정렬하는 단계; 상기 필러 플레이트 및 마스터 몰드 사이의 공간에 PDMS 프리폴리머와 경화제의 10:1(w/w) 혼합물을 채우는 단계; 및 상기 혼합물을 열경화한 후, 상기 필러 플레이트 및 마스터 몰드를 제거하여 경화된 PDMS 구조체인 하부 PDMS층을 얻는 단계를 포함할 수 있다.At this time, the first step includes: preparing a filler plate for inserting column members according to a pattern on a PMMA plate; Aligning a column member of the filler plate with a pattern on a master mold patterned with a microchannel on an upper surface; Filling a space between the filler plate and the master mold with a 10: 1 (w / w) mixture of a PDMS prepolymer and a curing agent; And thermally curing the mixture, and then removing the filler plate and the master mold to obtain a lower PDMS layer which is a cured PDMS structure.

본 발명의 실시예들은 PDMS를 이용하여 3차원 구조의 나선형 마이크로 채널을 형성함으로써, 단일 히터를 사용하여 PCR 반응에서의 온도조절을 할 수 있다. 따라서, PCR 반응에서의 온도조절을 간소화시켜 저비용 고효율의 PCR 마이크로 디바이스를 제공 가능하다. Embodiments of the present invention can form a spiral microchannel having a three-dimensional structure using PDMS, so that a temperature can be controlled in a PCR reaction using a single heater. Therefore, it is possible to provide a PCR micro device with low cost and high efficiency by simplifying the temperature control in the PCR reaction.

또한, 샘플 주입 유닛으로 파지형 시린지를 사용하여 전체 디바이스의 소형화를 구현함으로써, 마이크로 디바이스 구동에 필수적으로 요구되는 샘플 주입 유닛을 소형화시켜 마이크로 디바이스의 휴대성을 향상시킬 수 있다. Further, by using a phage type syringe as the sample injection unit, miniaturization of the whole device is realized, so that the sample injection unit, which is indispensably required for driving the micro device, can be miniaturized and portability of the micro device can be improved.

또한, PCR 반응채널을 가스 투과성 물질인 PDMS를 이용하여 나선형으로 형성함으로써, 가스 불투과성인 플라스틱 파지형 시린지와 가스 투과성의 PCR 반응채널을 통해 압력구배를 일으켜 PCR 반응채널 내에서의 유체의 체류시간을 PCR 반응의 각 온도 영역대에서 동기화 하는 것이 가능하다.In addition, the PCR reaction channel is spirally formed using PDMS, which is a gas permeable substance, to generate a pressure gradient through the gas permeable plastic phage type syringe and the gas permeable PCR reaction channel, so that the retention time of the fluid in the PCR reaction channel Can be synchronized in each temperature region of the PCR reaction.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스를 개략적으로 도시한 도면이다.
도 2는 도 1의 PCR 마이크로 디바이스의 샘플 주입 매커니즘에 대하여 개략적으로 도시한 도면이다.
도 3은 도 1의 PCR 마이크로 디바이스를 부연 설명하기 위한 개념도이다.
도 4 내지 도 6은 도 1의 PCR 마이크로 디바이스 제조방법을 개략적으로 도시한 공정도이다.
도 7은 시제작된 필러 플레이트의 이미지이다.
도 8은 시제작된 PCR 마이크로 디바이스의 이미지이다.
도 9는 시제작된 PCR 마이크로 디바이스의 각 층에서의 측정된 표면온도 이미지이다.
도 10은 시제작된 PCR 마이크로 디바이스에 대해 시간에 따른 샘플 유체 흐름을 나타내는 이미지 및 상기 샘플 흐름에 따른 평균 샘플 체류시간을 나타내는 그래프이다.
도 11은 DNA 증폭 시험 결과를 나타내는 이미지이다.1 is a schematic diagram of a PCR microdevice according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a sample injection mechanism of the PCR microdevice of FIG. 1. FIG.
3 is a conceptual diagram for further illustrating the PCR microdevice of FIG.
FIGS. 4 to 6 are process drawings schematically showing the PCR microdevice manufacturing method of FIG.
Figure 7 is an image of a prototype filler plate.
8 is an image of a prototype PCR microdevice.
Figure 9 is a measured surface temperature image at each layer of the prototype PCR microdevice.
10 is a graph showing an image showing sample fluid flow over time and a mean sample retention time according to the sample flow for a prototype PCR microdevice.
11 is an image showing the result of DNA amplification test.

이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예들에 대하여 구체적으로 설명하도록 한다. 그러나, 본 발명의 실시형태는 여러가지 다른 형태로 변형될 수 있으며, 본 발명의 범위가 이하 설명하는 실시형태로 한정되는 것은 아니다. 또한, 본 명세서의 첨부된 도면의 구성요소들은 설명의 편의를 위하여 확대 또는 축소되어 도시되어 있을 수 있음이 고려되어야 한다. Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. However, the embodiments of the present invention can be modified into various other forms, and the scope of the present invention is not limited to the embodiments described below. In addition, it should be understood that the components of the accompanying drawings in this specification may be enlarged or reduced for convenience of description.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스(100)를 개략적으로 도시한 도면이다. 1 is a schematic diagram of a PCR microdevice 100 according to an embodiment of the present invention.

도 1을 참조하면, PCR 마이크로 디바이스(100)는 유리기판(110)과, 유리기판(110) 상부에 형성되는 하부 PDMS층(120)과, 하부 PDMS층(120) 상부에 접합되는 상부 PDMS층(130)과, PCR 마이크로 디바이스(100) 내부로 유체를 주입하는 파지형 시린지부(140)를 포함한다. 1, the PCR microdevice 100 includes a glass substrate 110, a lower PDMS layer 120 formed on the glass substrate 110, and an upper PDMS layer 120 bonded onto the lower PDMS layer 120. [ And a phage type syringe unit 140 for injecting a fluid into the PCR micro device 100.

유리기판(110)은 PCR 마이크로 디바이스(100)를 하부에서 지지하기 위한 기판 역할을 하는 것으로, 유리기판(110)의 하부에는 단일히터(112)가 결합될 수 있다. 단일히터(112)는 다양한 공지의 열원수단을 사용 가능하며, 특정 열원수단에 한정되지 않는다. 예컨대, 단일히터(112)는 핫플레이트(hot plate)일 수 있다. 단일히터(112)의 크기가 작아질수록 전체 PCR 마이크로 디바이스(100)가 소형화될 수 있으며, 경우에 따라서는 유리기판(110) 하부에 단일히터(112)가 결합되지 않고 공지의 무선 가열 시스템(예컨대, 전자기 유도 방식)을 채용하는 것도 가능하다. 다만, 본 명세서에서는 유리기판(110)의 하부에 단일히터(112)가 결합된 경우를 중심으로 설명하도록 한다. The glass substrate 110 serves as a substrate for supporting the PCR micro device 100 from the bottom. A single heater 112 may be coupled to the bottom of the glass substrate 110. The single heater 112 can use various known heat source means, and is not limited to the specific heat source means. For example, the single heater 112 may be a hot plate. The smaller the size of the single heater 112, the smaller the size of the entire PCR microdevice 100. In some cases, the single heater 112 is not coupled to the lower portion of the glass substrate 110, For example, an electromagnetic induction type) may be employed. However, in this specification, a case where a single heater 112 is coupled to the lower portion of the glass substrate 110 will be mainly described.

하부 PDMS층(120)은 유리기판(110) 상부에 형성되는 것으로, 내부에는 유체가 흐를 수 있도록 패턴화된 마이크로 채널이 형성된다(보다 정확하게는, 하부 PDMS층(120)의 하부면 표면에 마이크로 채널이 음각으로 형성되고 상기 하부면이 유리기판(110)과 접합되어 폐쇄형의 마이크로 채널이 형성된다). 하부 PDMS층(120)은 가스 투과성(gas-permeable) 특성을 갖는 폴리디메틸실록산 기판(polydimethylsiloxane substrates)에 상기 마이크로 채널이 음각으로 새겨짐으로써 형성될 수 있다. 한편, 본 명세서에서 "유체"는 시험 샘플들(예컨대, DNA 주형 및 PCR 시약들)이 혼합되어 있는 시약 일반을 의미하며, 그 형태는 샘플 플러그(sample-plug)일 수 있다. The lower PDMS layer 120 is formed on the upper surface of the glass substrate 110 so that a patterned microchannel is formed inside the lower PDMS layer 120 so that a fluid can flow therethrough (more precisely, The channel is formed at a negative angle and the lower surface is bonded to the glass substrate 110 to form a closed microchannel). The lower PDMS layer 120 may be formed by engraving the microchannels on polydimethylsiloxane substrates having gas-permeable properties. In the present specification, the term "fluid" means a general reagent in which test samples (e.g., DNA template and PCR reagents) are mixed, and the form thereof may be a sample-plug.

상부 PDMS층(130)은 하부 PDMS층(120) 상부에 접합되는 것으로, 내부에는 유체가 흐를 수 있도록 패턴화된 마이크로 채널이 형성된다(보다 정확하게는, 상부 PDMS층(130)의 하부면 표면에 마이크로 채널이 음각으로 형성되고 상기 하부면이 하부 PDMS층(120)과 접합되어 폐쇄형의 마이크로 채널이 형성된다). 하부 PDMS층(120)과 마찬가지로 상부 PDMS층(130)은 PDMS 기판에 마이크로 채널이 음각으로 새겨짐으로써 형성될 수 있다. The upper PDMS layer 130 is bonded to the upper portion of the lower PDMS layer 120 to form a patterned microchannel so that fluid can flow therethrough (more precisely, The microchannel is formed at a negative angle and the lower surface is bonded to the lower PDMS layer 120 to form a closed microchannel). Like the bottom PDMS layer 120, the top PDMS layer 130 can be formed by engraving microchannels in the PDMS substrate at a negative angle.

상부 PDMS층(130)의 패턴은 하부 PDMS층(120)의 패턴과 동일하게 형성된다. 다만, 하부 PDMS층(120) 상부에 상부 PDMS층(130)이 접합될 때에 상부 PDMS층(130)의 패턴이 하부 PDMS층(120)의 패턴을 기준으로 180도 회전한 상태에서 접합된다. 그리고 하부 PDMS층(120)의 마이크로채널과 상부 PDMS층(130)의 마이크로채널은 하부 PDMS층(120)에 형성되어 있는 컬럼부(127)에 의해 상호 연결된다. 이와 관련해서는 다른 도면을 참조하여 구체적으로 설명하도록 한다. The pattern of the upper PDMS layer 130 is formed to be the same as the pattern of the lower PDMS layer 120. When the upper PDMS layer 130 is bonded onto the lower PDMS layer 120, the pattern of the upper PDMS layer 130 is bonded with the pattern of the lower PDMS layer 120 rotated 180 degrees. And the microchannels of the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 are interconnected by the column portion 127 formed in the lower PDMS layer 120. In this regard, the detailed description will be made with reference to the other drawings.

파지형 시린지부(140)는 PCR 마이크로 디바이스(100) 내부로 유체를 주입하기 위한 핸드 헬드(hand-held)형의 시린지(syringe)에 해당하는 것으로, 하부 PDMS층(120)과 상부 PDMS층(130)과 각각 연결될 수 있다. 즉, 파지형 시린지부(140)는 하부 PDMS층(120)과 연결되어 하부 PDMS층(120) 내부로 유체를 주입시키는 제1 시린지부(141)와, 상부 PDMS층(130)과 연결되어 상부 PDMS층(130) 내부로 유체를 주입시키는 제2 시린지부(142)를 포함할 수 있다. The phage type syringe 140 corresponds to a hand-held syringe for injecting a fluid into the PCR micro device 100 and includes a lower PDMS layer 120 and an upper PDMS layer 130, respectively. That is, the phage type syringe part 140 includes a first syringe part 141 connected to the lower PDMS layer 120 to inject fluid into the lower PDMS layer 120, And a second syringe 142 for injecting fluid into the PDMS layer 130.

이 때, 구분을 위하여 하부 PDMS층(120) 내부로 주입되는 유체를 제1 유체라고 칭하고, 상부 PDMS층(130) 내부로 주입되는 유체를 제2 유체라고 칭하기로 한다. 상기 제1 유체 및 제2 유체는 동일한 유체일 수 있고, 상이한 유체일 수도 있다. In this case, a fluid to be injected into the lower PDMS layer 120 is referred to as a first fluid, and a fluid injected into the upper PDMS layer 130 is referred to as a second fluid. The first fluid and the second fluid may be the same fluid, or they may be different fluids.

한편, 하부 PDMS층(120)과 상부 PDMS층(130)의 두께(높이)는 상이하게 형성될 수 있다. 예컨대, 하부 PDMS층(120)과 상부 PDMS층(130)의 두께는 대략 5:1 정도로 하부 PDMS층(120)이 상부 PDMS층(130)보다 두껍게 형성될 수 있다. 하부 PDMS층(120)과 상부 PDMS층(130)의 두께를 달리 형성하는 이유는 높이에 따른 온도구배를 일으키기 위해서다.Meanwhile, the thicknesses (heights) of the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 may be different. For example, the thicknesses of the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 may be about 5: 1, and the lower PDMS layer 120 may be thicker than the upper PDMS layer 130. The reason why the thicknesses of the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 are different from each other is to cause a temperature gradient depending on the height.

앞서 설명한 것과 같이, PDMS 벌크의 경우에는 수직방향으로 온도구배를 가지므로, 하부 PDMS층(120)의 하부면과 상부면에는 온도구배가 발생한다. 이 때, 하부 PDMS층(120)의 하부면을 열변성 온도로 맞추고, 상부면을 결합/신장 온도로 맞추기 위해서 하부 PDMS층(120)의 두께를 조절할 수 있다. 본 발명의 발명자들은 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)의 두께가 대략 5:1일 때 상술한 온도들을 맞출 수 있음을 알아내었고, 이와 관련된 내용은 본 발명의 발명자들이 기 출원하여 등록 받은 한국등록특허 제10-1185442호에 기재되어 있는 바, 구체적인 설명은 생략하도록 한다. 본 발명은 한국등록특허 제10-1185442호에 기재된 내용을 포함할 수 있다. As described above, since the PDMS bulk has a temperature gradient in the vertical direction, a temperature gradient is generated between the lower surface and the upper surface of the lower PDMS layer 120. At this time, the thickness of the lower PDMS layer 120 may be adjusted to adjust the lower surface of the lower PDMS layer 120 to the thermo-denaturation temperature and match the upper surface to the bond / stretch temperature. The inventors of the present invention have found that the above temperatures can be adjusted when the thicknesses of the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 are approximately 5: 1, Korean Registered Patent No. 10-1185442, which is hereby incorporated by reference in its entirety, and a detailed description thereof will be omitted. The present invention can include the contents disclosed in Korean Patent No. 10-1185442.

제1,2 파지형 시린지(141,142)는 실린더부(140a) 및 피스톤 캡(140b)을 포함할 수 있다. 실린더부(140a)는 파지형 시린지(141,142)의 몸체를 이루는 것으로, 전단부에는 돌기부(미표기)가 형성될 수 있으며 몸체에는 용량을 표기하는 눈금(미표기)이 인쇄될 수 있다. 다만, 상기 돌기부 및 눈금은 선택 사항으로, 생략될 수 있다. The first and second phalanx syringes 141 and 142 may include a cylinder 140a and a piston cap 140b. The cylinder 140a constitutes the body of the squeeze type syringes 141 and 142, and protrusions (not shown) may be formed at the front end thereof, and a scale (not shown) indicating the capacity may be printed on the body. However, the projections and graduations are optional and may be omitted.

피스톤 캡(140b)은 실린더부(140a) 내부에 틈이 없도록 결합되어 피스톤 운동을 하는 것으로, 압력차를 통하여 실린더부(140a) 내부에 유체를 유입시키거나 배출시킬 수 있다. 이러한 파지형 시린지(141,142)는 상업적으로 판매되는 플라스틱 파지형 시린지 등을 구매함으로써 입수 가능하다.The piston cap 140b is coupled to the cylinder 140a so as to prevent the fluid from flowing into the cylinder 140a through the pressure difference. Such gripping syringes 141 and 142 are available by purchasing commercially available plastic finger syringes and the like.

상술한 것과 같이 구성되는 PCR 마이크로 디바이스(100)에서는 파지형 시린지부(140)를 통해 유체가 하부 PDMS층(120) 및/또는 상부 PDMS층(130)으로 유입될 수 있다. 예컨대, 제1 시린지부(141)를 통해 하부 PDMS층(120)에 제1 유체가 유입될 수 있고, 제2 시린지부(142)를 통해 상부 PDMS층(130)에 제2 유체가 유입될 수 있다. 여기에서 상기 제1 유체 및 제2 유체는 동일하거나 상이할 수 있다. In the PCR microdevice 100 constructed as described above, fluid can be introduced into the lower PDMS layer 120 and / or the upper PDMS layer 130 through the phage type syringe 140. For example, a first fluid can flow into the lower PDMS layer 120 through the first syringe 141 and a second fluid can flow into the upper PDMS layer 130 through the second syringe 142 have. Wherein the first fluid and the second fluid may be the same or different.

이 때, 제1 시린지부(141)와 하부 PDMS층(120)은 제1 입구도관(122)으로 연결되고(정확하게는 하부 PDMS층(120)의 제1 유체입구부(121)와 제1 입구도관(122)이 연결됨, 도 2 참조), 제2 시린지부(142)와 상부 PDMS층(130)은 제2 입구도관(132)으로 연결될 수 있다(정확하게는 상부 PDMS층(130)의 제2 유체입구부(131)와 제2 입구도관(132)이 연결됨, 도 2 참조). 즉, PCR 마이크로 디바이스(100)는 제1 시린지부(141)를 통해 하부 PDMS층(120) 내부로 유체를 유입시키는 제1 입구도관(122)과, 제2 시린지부(142)를 통해 상부 PDMS층(130) 내부로 유체를 유입시키는 제2 입구도관(132)을 더 포함할 수 있다. 제1 입구도관(122) 및 제2 입구도관(132)의 길이나 직경 등은 특정되지 않는다. The first syringe 141 and the lower PDMS layer 120 are connected by a first inlet conduit 122 (more precisely, the first fluid inlet 121 of the lower PDMS layer 120 and the first inlet 121 of the lower PDMS layer 120) The second syringe portion 142 and the upper PDMS layer 130 may be connected by a second inlet conduit 132 (more precisely, the second of the upper PDMS layer 130) Fluid inlet portion 131 and second inlet conduit 132 are connected, see Figure 2). That is, the PCR microdevice 100 includes a first inlet conduit 122 for introducing fluid into the lower PDMS layer 120 through the first syringe 141 and a second inlet conduit 122 through the second syringe 142, And a second inlet conduit 132 for introducing fluid into the interior of the layer 130. The length or diameter of the first inlet conduit 122 and the second inlet conduit 132 are not specified.

한편, 유입된 유체들은 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)에 형성되어 있는 마이크로 채널을 따라 PCR 마이크로 디바이스(100)의 중심 방향으로 이동된다. 이 때, 상기 유체들은 상기 마이크로 채널을 따라 이동하면서 PCR 반응할 수 있다. 하부 PDMS층(120)에 형성된 마이크로채널과 상부 PDMS층(130)에 형성된 마이크로채널은 하부 PDMS층(120)에 형성되어 있는 칼럼부(127)를 통해 상호 연결된다. 즉, 상기 유체들은 복수개의 칼럼부(127)를 통해 이동 경로가 반복적으로 변경됨으로써 하부 PDMS층(120)과 상부 PDMS층(130)을 번갈아가며 PCR 마이크로 디바이스(100)의 중심 방향으로 이동되면서 PCR 반응할 수 있다. 이와 관련해서는 도 3을 참조하여 구체적으로 설명하도록 한다. Meanwhile, the inflowed fluids are moved toward the center of the PCR microdevice 100 along the microchannels formed in the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130. At this time, the fluids can be subjected to PCR reaction while moving along the microchannel. The microchannels formed in the lower PDMS layer 120 and the microchannels formed in the upper PDMS layer 130 are interconnected through the column section 127 formed in the lower PDMS layer 120. That is, the fluids are alternately moved in the direction of the center of the PCR microdevice 100 by alternately moving the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 by repeatedly changing the movement path through the plurality of columns 127, Can react. This will be described in detail with reference to FIG.

PCR 마이크로 디바이스(100)의 중심 방향으로 이동된 유체들은 외부로 배출될 수 있다. 이를 위하여, PCR 마이크로 디바이스(100)는 하부 PDMS층(120)과 연결되어 유체를 배출하는 제1 출구도관(124)과, 상부 PDMS층(130)과 연결되어 유체를 배출하는 제2 출구도관(134)를 더 포함할 수 있다. 정확하게는 제1 출구도관(124)은 하부 PDMS층(120)의 제1 유체출구부(123, 도 2 참조)와 연결되고, 제2 출구도관(134)은 상부 PDMS층(130)의 제2 유체출구부(135, 도 2 참조)와 연결된다. 제1 출구도관(124) 및 제2 출구도관(134)의 길이나 직경 등은 특정되지 않는다. The fluids moved toward the center of the PCR microdevice 100 can be discharged to the outside. To this end, the PCR microdevice 100 includes a first outlet conduit 124 connected to the lower PDMS layer 120 for discharging fluid, a second outlet conduit 124 connected to the upper PDMS layer 130 to discharge fluid, 134). Precisely the first outlet conduit 124 is connected to the first fluid outlet 123 of the lower PDMS layer 120 and the second outlet conduit 134 is connected to the second outlet port 123 of the upper PDMS layer 120 And is connected to the fluid outlet portion 135 (see Fig. 2). The length, diameter, etc. of the first outlet conduit 124 and the second outlet conduit 134 are not specified.

한편, 제1 출구도관(124) 및 제2 출구도관(134)은 개폐 가능하도록 형성된다. 제1,2 출구도관(124, 134)를 개폐시키는 방식은 특정되지 않고, 공지의 다양한 방법으로 구성될 수 있다. 한편, 제1,2 출구도관(124,134)이 개폐 가능하도록 형성되는 이유는 제1,2 출구도관(124,134)이 폐쇄되었을 때에 유체가 자동적으로 PCR 마이크로 디바이스(100)에 형성된 마이크로 채널을 따라 지속적으로 이동할 수 있기 때문이다. 이와 관련된 구체적인 설명은 도 2를 참조하여 후술하기로 한다. On the other hand, the first outlet conduit 124 and the second outlet conduit 134 are formed to be openable and closable. The manner of opening and closing the first and second outlet conduits 124 and 134 is not specified but can be configured by various known methods. The first and second outlet conduits 124 and 134 are formed to be openable and closable when the first and second outlet conduits 124 and 134 are closed, Because it can move. A detailed description related to this will be given later with reference to Fig.

상술한 제1,2 입구도관(122,132) 및 제1,2 출구도관(124,134)는 가스 투과성(gas-peameable) 특성을 갖는 실리콘 튜브로 제조될 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니고 가스 불투과 물질로 제조되는 것도 가능하다. 가스 불투과 물질로 제조되는 경우에도 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)이 가스 투과성 물질인 PDMS로 형성되기 때문이다. The first and second inlet conduits 122 and 132 and the first and second outlet conduits 124 and 134 may be made of a silicone tube having gas-peameable characteristics, but not limited thereto, It is also possible to manufacture. Since the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 are formed of PDMS which is a gas-permeable material even when made of a gas-impermeable material.

이하, 본 발명의 일 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스(100)에서 유체(샘플) 주입 매커니즘에 대하여 설명하도록 한다. Hereinafter, a fluid (sample) injection mechanism in the PCR microdevice 100 according to an embodiment of the present invention will be described.

도 2는 도 1의 PCR 마이크로 디바이스(100)의 샘플 주입 매커니즘에 대하여 개략적으로 도시한 도면이다. FIG. 2 is a diagram schematically showing a sample injection mechanism of the PCR microdevice 100 of FIG. 1.

도 2에서는 파지형 시린지부(140)의 시린지부의 돌기부가 입구도관(122 또는 132, 도 2에서는 122로 표기함)에 연결된 모습을 도시하였다. 입구도관(122)은 상술하였듯이 하부PDMS층(120)과 연결된다. 2, the projection of the syringe portion of the phage-type syringe portion 140 is connected to the inlet conduit 122 or 132 (labeled 122 in FIG. 2). The inlet conduit 122 is connected to the bottom PDMS layer 120, as described above.

파지형 시린지부(140)는 가스 불투과성인 플라스틱으로 제조되고, 입구도관(122)은 가스 투과성인 실리콘 튜브로 제조될 수 있다. 입구도관(122) 내부에는 유체 샘플(S)이 위치한다. 유체 샘플(S)은 시험 샘플들(예를 들면, DNA 주형 및 PCR 시약들)이 혼합되는 시약을 의미하며, 그 형태는 샘플 플러그 일 수 있다. The phalanx syringe portion 140 is made of a gas-impermeable plastic and the inlet conduit 122 can be made of a gas-permeable silicone tube. A fluid sample (S) is located in the inlet conduit (122). Fluid sample S refers to a reagent in which test samples (e.g., DNA template and PCR reagents) are mixed, and the form can be a sample plug.

도 2에 표기된 Vs, Vp 및 Va는 각각 파지형 시린지부(140) 내부의 용적, 유체 샘플 (S)의 후단부(p) 내부의 용적 및 유체 샘플(S)의 전단부(a)의 용적을 의미하고, Pp 및 Pa는 각각 유체 샘플(S)의 후단부(p) 내부의 압력 및 유체 샘플(S)의 전단부(a)의 공기 압력을 의미한다. V s , V p, and V a shown in FIG. 2 are the volume of the interior of the phage type syringe 140, the volume inside the rear end p of the fluid sample S, and the volume of the front end a of the fluid sample S P p and P a denote the pressure inside the rear end p of the fluid sample S and the air pressure at the front end a of the fluid sample S, respectively.

파지형 시린지부(140) 내에 포획되는 공기가 피스톤 운동에 의하여 압축되는 경우에, 입구도관(122) 내부의 압력(내압 또는 내부압력)은 대기압에 비하여 높아지게 된다. 이 때, 유체 샘플(S)이 입구도관(122)의 전진 방향으로 이동되면, 유체 샘플(S)은 유체 샘플(S)의 후단부(p) 및 전단부(a) 사이의 공기 교환을 완전히 방지하게 되므로, 후단부(p) 및 전단부(a)는 물리적으로 분리된다. The pressure (internal pressure or internal pressure) inside the inlet conduit 122 becomes higher than the atmospheric pressure when the air trapped in the phage-type syringe portion 140 is compressed by the piston movement. At this time, when the fluid sample S is moved in the advancing direction of the inlet conduit 122, the fluid sample S completely exchanges the air between the rear end p and the front end a of the fluid sample S. So that the rear end p and the front end a are physically separated.

이 때, 공기에 의하여 후단부(p) 및 전단부(a)에 대한 공기압력은 동일 수준에 해당한다. 그러나, 가스 불투과성인 플라스틱으로 제조되는 파지형 시린지부(140)에 비하여 가스 투과성인 입구도관(122)에서 외부로의 공기 확산이 발생하므로, 후단부(p) 내에서의 압력 강하(pressure drop)보다 전단부(a) 내에서의 압력 강하가 커지게 된다. 따라서, 유체 샘플(S)의 전단부(a)에 비하여 후단부(p) 내에서 항상 높은 압력이 유지될 수 있으므로, 유체 샘플(S)이 입구도관(122)을 따라 끊임없이 흐를 수 있다. At this time, air pressure to the rear end (p) and the front end (a) corresponds to the same level. However, since air diffusion occurs to the outside from the gas-permeable inlet conduit 122 as compared with the phage-type syringe portion 140 made of a gas-impermeable plastic, the pressure drop in the rear end p The pressure drop in the front end portion (a) becomes larger. The fluid sample S can flow constantly along the inlet conduit 122 since a high pressure can always be maintained in the rear end p relative to the front end a of the fluid sample S. [

또한, 초기 내압이 증가할수록 유체 샘플(S)의 이동속도가 빨라지고, 보다 긴 입구도관(122)에서도 유체 샘플(S)이 이동할 수 있음을 추론할 수 있다. 그리고 이상기체법칙(PV=nRT)에 따라 보다 작은 용적을 가지는 시린지를 사용하는 경우에는 보다 높은 초기 내압을 획득 가능하며, 따라서 유체 샘플(S)의 이동속도를 높임과 동시에 전체 디바이스의 다운사이징이 가능함을 추론할 수 있다.In addition, it can be inferred that as the initial internal pressure increases, the moving speed of the fluid sample S becomes faster and the fluid sample S moves even in the longer inlet conduit 122. In the case of using a syringe having a smaller volume according to the ideal gas law (PV = nRT), a higher initial internal pressure can be obtained, and therefore, the moving speed of the fluid sample S is increased, It is possible to deduce that it is possible.

한편, 유체 샘플(S)이 입구도관(122)을 따라 이동하면서, 유체 샘플(S)의 후단부(p)는 시간이 갈수록 가스 투과성 물질로 제조되는 입구도관(122) 영역에 보다 많이 노출된다. 따라서, 유체 샘플(S)의 후단부(p)와 전단부(a) 사이의 압력 구배(pressure gradient)는 점차 감소하게 되고, 파지형 시린지부(140)와 입구도관(122) 내부의 압력이 대기압과 동일하게 될 때까지 점차 감소하게 되다 결국은 유체 샘플(S)이 정지하게 된다. On the other hand, as the fluid sample S moves along the inlet conduit 122, the rear end p of the fluid sample S is more exposed to the area of the inlet conduit 122 that is made of a gas permeable material over time . The pressure gradient between the rear end p and the front end a of the fluid sample S gradually decreases and the pressure inside the fritted syringe portion 140 and the inlet conduit 122 And gradually decreases until it becomes equal to the atmospheric pressure. Finally, the fluid sample S is stopped.

상술한 것과 같은 원리를 적용하여, 본 발명의 일 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스(100)에서는 유체 샘플(S)이 반자동적으로 디바이스 내부로 주입될 수 있다. Applying the same principle as described above, in the PCR microdevice 100 according to an embodiment of the present invention, the fluid sample S can be semi-automatically injected into the device.

이하, 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)의 구체적인 형태에 대하여 부연 설명하기로 한다. Hereinafter, specific shapes of the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 will be described in detail.

도 3은 도 1의 PCR 마이크로 디바이스(100)를 부연 설명하기 위한 개념도이다. 설명의 편의를 위하여 도 3에서는 도 1의 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)의 정면도를 각각 도시하고(도 3b, 도 3c), 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)이 접합된 경우의 정면도를 도시하였다(도 3d).3 is a conceptual diagram for further illustrating the PCR microdevice 100 of FIG. 3 illustrates a front view of the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 of FIG. 1, respectively (FIGS. 3b and 3c) (Fig. 3D). Fig.

하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)은 동일한 형태의 패턴으로 형성된 마이크로 채널을 구비한다. 다만, 상부 PDMS층(130)이 하부 PDMS층(120)에 접합될 때에는 상부 PDMS층(130)의 패턴이 하부 PDMS층(120)의 패턴을 기준으로 180도 회전 대칭된 형태로 접합된다. The lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 have microchannels formed in the same pattern. When the upper PDMS layer 130 is bonded to the lower PDMS layer 120, the pattern of the upper PDMS layer 130 is bonded to the lower PDMS layer 120 in a rotationally symmetrical manner with respect to the pattern of the lower PDMS layer 120.

구체적으로, 도 3a에 도시된 것과 같은 하나의 마스터 몰드(M, 실리콘 마스터 몰드)로부터 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)이 각각 복제될 수 있다. 그리고, 상부 PDMS층(130)을 하부 PDMS층(120)에 접합할 때에는 도 3d에 도시된 것과 같이 상부 PDMS층(130)을 하부 PDMS층(120)에 대하여 180도 회전 대칭한 형태로 접합시키게 된다. 한편, 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)의 복제 방법에 대해서는 다른 도면을 참조하여 후술하기로 한다. Specifically, the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 can be respectively duplicated from one master mold (M, silicon master mold) as shown in FIG. 3A. When the upper PDMS layer 130 is bonded to the lower PDMS layer 120, the upper PDMS layer 130 is bonded to the lower PDMS layer 120 in a rotationally symmetrical manner with respect to the lower PDMS layer 120 as shown in FIG. do. The method of copying the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 will be described later with reference to other drawings.

하부 PDMS층(120)은 유체가 유입되는 유체입구부(121)와, 상기 유체가 유출되는 유체출구부(123)와, 상기 유체가 이동되면서 PCR 반응하는 PCR 반응채널(125)을 포함한다. 유체입구부(121), 유체출구부(123) 및 PCR 반응채널(125)은 도 3b에 도시된 것과 같은 하나의 패턴화된 마이크로 채널을 이룬다. The lower PDMS layer 120 includes a fluid inlet 121 through which the fluid flows, a fluid outlet 123 through which the fluid flows, and a PCR reaction channel 125 through which the fluid is moved to perform a PCR reaction. Fluid inlet portion 121, fluid outlet portion 123 and PCR reaction channel 125 form a single patterned microchannel as shown in Figure 3B.

유체입구부(121)는 하부 PDMS층(120)에 형성된 마이크로 채널의 일단에 해당되어 유체가 주입되고, 유체출구부(123)는 하부 PDMS층(120)에 형성된 마이크로 채널의 타단에 해당되어 유체가 유출된다. 그리고 PCR 반응채널(125)은 유체입구부(121)와 유체출구부(123)를 연결하는 마이크로 채널에 해당한다. PCR 반응채널(125)은 PDMS 기판에 음각으로 패턴화 되므로 가스 투과성 특성을 갖는다. The fluid inlet part 121 corresponds to one end of the microchannel formed in the lower PDMS layer 120 and the fluid outlet part 123 corresponds to the other end of the microchannel formed in the lower PDMS layer 120, . The PCR reaction channel 125 corresponds to a microchannel connecting the fluid inlet 121 and the fluid outlet 123. The PCR reaction channel 125 is gas-permeable because it is patterned intaglio to the PDMS substrate.

PCR 반응채널(125)은 복수개의 분절부(125a)가 유체입구부(121)에서 유체출구부(123)로 갈수록 곡률반경이 작아지도록 나선형으로 형성되어 배치된다. 따라서 하부 PDMS층(120)만 존재하는 경우에는 유체가 정상적으로 흐를 수 없다. 분절부(125a)는 유체입구부(121)에서 유체출구부(123)까지 형성된 나선형 패턴 경로에 대하여 반시계 방향으로 72도(°) 간격을 두어 형성된다. The PCR reaction channel 125 is formed in a spiral shape so that the plurality of segmental portions 125a are reduced in radius of curvature toward the fluid outlet portion 123 from the fluid inlet portion 121. [ Accordingly, when only the lower PDMS layer 120 is present, the fluid can not flow normally. The segment 125a is formed at a 72 degree angle in the counterclockwise direction with respect to the spiral pattern path formed from the fluid inlet 121 to the fluid outlet 123. [

상부 PDMS층(130)은 유체가 유입되는 유체입구부(131)와, 상기 유체가 유출되는 유체출구부(133)와, 상기 유체가 이동되면서 PCR 반응하는 PCR 반응채널(135)를 포함한다. 유체입구부(131), 유체출구부(133) 및 PCR 반응채널(135)은 도 3c에 도시된 것과 같은 하나의 패턴화된 마이크로 채널을 이룬다.The upper PDMS layer 130 includes a fluid inlet 131 through which the fluid flows, a fluid outlet 133 through which the fluid flows, and a PCR reaction channel 135 through which the fluid is moved to perform PCR. Fluid inlet portion 131, fluid outlet portion 133 and PCR reaction channel 135 form a single patterned microchannel as shown in Figure 3C.

상술하였듯이 상부 PDMS층(130)의 패턴은 하부 PDMS층(120)의 패턴과 동일하므로, 구분을 위하여 이하에서는 하부 PDMS층(120)의 유체입구부(121), 유체출구부(123) 및 PCR 반응채널(125)을 각각 제1 유체입구부(121), 제1 유체출구부(123) 및 제1 PCR 반응채널(125)이라고 칭하기로 한다. 그리고 상부 PDMS층(130)의 유체입구부(131), 유체출구부(133) 및 PCR 반응채널(135)을 각각 제2 유체입구부(131), 제2 유체출구부(133) 및 제2 PCR 반응채널(135)이라고 칭하기로 한다. The pattern of the upper PDMS layer 130 is the same as the pattern of the lower PDMS layer 120. For the sake of brevity, the fluid inlet portion 121, the fluid outlet portion 123, and the PCR The reaction channel 125 will be referred to as a first fluid inlet 121, a first fluid outlet 123 and a first PCR reaction channel 125, respectively. The fluid inlet 131, the fluid outlet 133 and the PCR reaction channel 135 of the upper PDMS layer 130 are connected to the second fluid inlet 131, the second fluid outlet 133, It will be referred to as a PCR reaction channel 135.

제2 유체입구부(131)는 상부 PDMS층(130)에 형성된 마이크로 채널의 일단에 해당되어 제2 유체가 주입되고, 제2 유체출구부(133)는 상부 PDMS층(130)에 형성된 마이크로 채널의 타단에 해당되어 제2 유체가 유출된다. 그리고 제2 PCR 반응채널(135)은 제2 유체입구부(131)와 제2 유체출구부(133)를 연결하는 마이크로 채널에 해당한다. 제2 PCR 반응채널(135) 역시 PDMS 기판에 음각으로 패턴화 되므로 가스 투과성 특성을 갖는다. The second fluid inlet part 131 corresponds to one end of the microchannel formed in the upper PDMS layer 130 and the second fluid outlet part 133 is connected to the microchannel formed in the upper PDMS layer 130. [ So that the second fluid flows out. And the second PCR reaction channel 135 corresponds to a microchannel connecting the second fluid inlet 131 and the second fluid outlet 133. The second PCR reaction channel 135 is also patterned intaglio to the PDMS substrate and thus has gas permeability characteristics.

제2 PCR 반응채널(135)은 제1 PCR 반응채널(125)와 마찬가지로 복수개의 분절부(135a)가 제2 유체입구부(131)에서 제2 유체출구부(133)로 갈수록 곡률반경이 작아지도록 나선형으로 형성되어 배치된다. 마찬가지로 상부 PDMS층(130)만 존재하는 경우에는 유체가 정상적으로 흐를 수 없다. 분절부(135a)는 제2 유체입구부(131)에서 제2 유체출구부(133)까지 형성된 나선형 패턴 경로에 대하여 반시계 방향으로 72도(°) 간격을 두어 형성된다.The second PCR reaction channel 135 has a smaller radius of curvature as the plurality of segmentation parts 135a are moved from the second fluid inlet part 131 to the second fluid outlet part 133 as in the first PCR reaction channel 125 As shown in FIG. Similarly, when only the upper PDMS layer 130 is present, the fluid can not flow normally. The segmented portions 135a are formed at intervals of 72 degrees in the counterclockwise direction with respect to the spiral pattern path formed from the second fluid inlet portion 131 to the second fluid outlet portion 133. [

제1 PCR 반응채널(125) 및 제2 PCR 반응채널(135)는 컬럼부(미도시)에 의해 연결된다. 구체적으로 제1 PCR 반응채널(125)의 분절부(125a)의 단부에는 각각 수직 기둥 형태의 컬럼부가 형성된다. 그리고 상기 컬럼부는 제2 PCR 반응채널(135)의 분절부(135a)와 연결된다. 즉, 상기 컬럼부의 일단은 제1 PCR 반응채널(125)의 분절부(125a)와 연결되고, 상기 컬럼부의 타단은 제2 PCR 반응채널(135)의 분절부(135a)와 연결된다. 다시 말해 상기 컬럼부에 의해 각각 분절되어 있던 제1 PCR 반응채널(125)와 제2 PCR 반응채널(135)은 3차원 구조를 갖는 하나의 마이크로 채널을 이루게 된다(도 2d 참조).The first PCR reaction channel 125 and the second PCR reaction channel 135 are connected by a column portion (not shown). Specifically, a vertical columnar column portion is formed at the end of the segment 125a of the first PCR reaction channel 125, respectively. And the column portion is connected to the segment 135a of the second PCR reaction channel 135. That is, one end of the column portion is connected to the segment 125a of the first PCR reaction channel 125, and the other end of the column portion is connected to the segment 135a of the second PCR reaction channel 135. In other words, the first PCR reaction channel 125 and the second PCR reaction channel 135, which have been separated by the column portion, constitute one microchannel having a three-dimensional structure (see FIG. 2D).

따라서 제1 PCR 반응채널(125) 내부를 이동하는 유체는 상기 컬럼부를 통해 유로가 변경되어 제2 PCR 반응채널(135)로 이동하고, 제2 PCR 반응채널(135) 내부를 이동하는 유체는 컬럼부를 통해 유로가 변경되어 제1 PCR 반응채널(125)로 이동하게 된다. 즉, 유체는 컬럼부(135)를 통해 하부 PDMS층(120)과 상부 PDMS층(130)을 오르락 내리락 하면서 PCR 마이크로 디바이스(100, 도 1 참조)의 중심 방향으로 이동하게 된다. Therefore, the fluid moving inside the first PCR reaction channel 125 is changed to flow through the column part to the second PCR reaction channel 135, and the fluid moving inside the second PCR reaction channel 135 flows through the column, The channel is changed to move to the first PCR reaction channel 125. That is, the fluid moves in the direction of the center of the PCR micro device 100 (see FIG. 1) while moving up and down the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 through the column part 135.

구체적으로, 하부 PDMS층(120)의 제1 유체입구부(121)로 주입된 제1 유체는 제1 PCR 반응채널(125)로 이동하다 분절부(125a)의 단부에서 컬럼부에 의해 유로가 변경되어 제2 PCR 반응채널(135)로 이동하게 되고, 다시 제2 PCR 반응채널(135)의 분절부(135a)의 단부에서 다른 컬럼부에 의해 유로가 변경되어 제1 PCR 반응채널(125)로 이동하게 된다. 상기 과정을 계속 반복해 나가면서 제1 유체는 하부 PDMS층(120)의 제1 유체출구부(123)로 이동한다. Specifically, the first fluid injected into the first fluid inlet 121 of the lower PDMS layer 120 is transferred to the first PCR reaction channel 125. At the end of the segment 125a, And the flow path is changed by the other column part at the end of the segment 135a of the second PCR reaction channel 135 so that the first PCR reaction channel 125 is changed, . As the process is repeated, the first fluid moves to the first fluid outlet 123 of the lower PDMS layer 120.

마찬가지로, 상부 PDMS층(130)의 제2 유체입구부(131)로 주입된 제2 유체는 제2 PCR 반응채널(135)로 이동하다 분절부(135a)의 단부에서 컬럼부에 의해 유로가 변경되어 제1 PCR 반응채널(125)로 이동하게 되고, 다시 제1 PCR 반응채널(125)의 분절부(125a)의 단부에서 다른 컬럼부에 의해 유로가 변경되어 제2 PCR 반응채널(135)로 이동하게 된다. 상기 과정을 계속 반복해 나가면서 제2 유체는 상부 PDMS층(130)의 제2 유체출구부(135)로 이동한다. Likewise, the second fluid injected into the second fluid inlet portion 131 of the upper PDMS layer 130 is moved to the second PCR reaction channel 135. At the end of the segment 135a, And the flow channel is changed by the other column portion at the end of the segment 125a of the first PCR reaction channel 125 to be transferred to the second PCR reaction channel 135 . As the process is repeated, the second fluid moves to the second fluid outlet 135 of the upper PDMS layer 130.

하부 PDMS층(120)의 상부면과 하부면은 높이에 따른 온도구배에 의하여 다른 온도 범위를 갖는다. 본 발명의 실시예들에서 하부 PDMS층(120)의 하부면은 열변성 온도를 가지고, 상부면은 결합/신장 온도를 가질 수 있다. 따라서, 유체들은 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130) 내부에 형성된 3차원 구조의 마이크로 채널을 따라 이동하면서 복수 회에 이르는 사이클(cycle)로 반응될 수 있다(도 2에서는 각 분절부가 32개로 PCR 증폭에 대한 32사이클에 대응하도록 형성된 경우를 도시하였음을 밝혀둔다. 또한, 상기 분절부의 단부에 형성되는 컬럼부의 수는 총 140개이다.). 여기에서 제1 PCR 반응채널(125)의 한 개의 분절부(125a), 한 개의 컬럼부 및 제2 PCR 반응채널(135)의 한 개의 분절부(135a)를 유체가 이동할 때 1 사이클에 해당한다(그 역도 마찬가지임).The upper and lower surfaces of the lower PDMS layer 120 have different temperature ranges depending on the temperature gradient along the height. In embodiments of the present invention, the lower surface of the lower PDMS layer 120 may have a thermal denaturation temperature and the upper surface may have a binding / elongation temperature. Accordingly, the fluids can be reacted in a plurality of cycles while moving along the microchannels of the three-dimensional structure formed in the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 (in Fig. 2, And 32 cycles corresponding to 32 cycles for the PCR amplification are shown in Table 1. In addition, the number of column portions formed at the ends of the segment portions is 140 in total). Where one cycle corresponds to one segment of the first PCR reaction channel 125, one segment and one segment 135a of the second PCR reaction channel 135 as the fluid moves (And vice versa).

하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)에서의 PCR 반응채널(125,135)을 나선형으로 형성하는 이유는 앞서 도 2에서 설명한 것과 같이 유체가 주입되고 난 후에 시린지부(141, 도 2 참조)와 입구도관(122, 도 2 참조) 내부의 압력이 대기압과 동일해지면 상기 유체가 정지하기 때문에 이를 방지하기 위해서이다. The reason why the PCR reaction channels 125 and 135 in the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 are spirally formed is that the fluid is injected into the syringe unit 141 (see FIG. 2) And the inlet conduit 122 (see FIG. 2) is equal to the atmospheric pressure.

구체적으로, 시린지부(141)에서 주입된 유체는 입구도관(122)을 거쳐 PCR 반응채널(125)로 이동한다(유체가 하부 PDMS층(120)으로 주입되는 경우). 이 때, 시린지부(141), 입구도관(122) 및 PCR 반응채널(125)의 압력이 대기압으로 맞춰지는 동안 상기 유체의 체류 시간은 시간 경과에 따라 증가하게 된다. 그러나, 본 발명의 실시예에서와 같이 PCR 반응채널(125)이 나선형으로 형성되는 경우에는 상기 유체가 이동할수록 곡률 반경이 작아지므로 한 사이클당 상기 유체의 이동 거리가 짧아지게 된다. 따라서, 상기 유체의 이동 속도가 점차 감소하더라도 각 사이클에서의 유체의 체류 시간은 일정하게 유지될 수 있다. 이는 본 발명의 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스(100)에 있어, PDMS층의 두께 조절을 이용하여 타겟 앰플리콘에 따라 두 종류의 온도 범위를 제어할 수 있음을 의미한다. Specifically, the fluid injected from the syringe 141 travels through the inlet conduit 122 to the PCR reaction channel 125 (when fluid is injected into the bottom PDMS layer 120). At this time, the residence time of the fluid increases with time while the pressure of the syringe 141, the inlet conduit 122, and the PCR reaction channel 125 is adjusted to the atmospheric pressure. However, in the case where the PCR reaction channel 125 is formed in a spiral shape as in the embodiment of the present invention, the radius of curvature becomes smaller as the fluid moves, so that the movement distance of the fluid per cycle becomes shorter. Therefore, even if the moving speed of the fluid gradually decreases, the residence time of the fluid in each cycle can be kept constant. This means that the PCR microdevice 100 according to the embodiment of the present invention can control two kinds of temperature ranges according to the target amplicon using the thickness control of the PDMS layer.

이와 같이 본 발명의 일 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스(100)는 PDMS를 이용하여 3차원 구조의 나선형 마이크로 채널을 형성함으로써, 단일 히터를 사용하여 PCR 반응에서의 온도조절을 할 수 있다. 따라서, PCR 반응에서의 온도조절을 간소화시켜 저비용 고효율의 PCR 마이크로 디바이스를 제공 가능하다는 장점이 있다. As described above, the PCR microdevice 100 according to an embodiment of the present invention can form a spiral microchannel having a three-dimensional structure using PDMS, so that the temperature can be controlled in a PCR reaction using a single heater. Therefore, there is an advantage in that it is possible to provide a low cost and high efficiency PCR microdevice by simplifying the temperature control in the PCR reaction.

또한, 샘플 주입 유닛으로 파지형 시린지를 사용하여 전체 디바이스의 소형화를 구현함으로써, 마이크로 디바이스 구동에 필수적으로 요구되는 샘플 주입 유닛을 소형화시켜 마이크로 디바이스의 휴대성을 향상시킬 수 있다. Further, by using a phage type syringe as the sample injection unit, miniaturization of the whole device is realized, so that the sample injection unit, which is indispensably required for driving the micro device, can be miniaturized and portability of the micro device can be improved.

또한, PCR 반응채널을 가스 투과성 물질인 PDMS를 이용하여 나선형으로 형성함으로써, 가스 불투과성인 플라스틱 파지형 시린지와 가스 투과성의 PCR 반응채널을 통해 압력구배를 일으켜 PCR 반응채널 내에서의 유체의 체류시간을 PCR 반응의 각 온도 영역대에서 동기화 하는 것이 가능하다.In addition, the PCR reaction channel is spirally formed using PDMS, which is a gas permeable substance, to generate a pressure gradient through the gas permeable plastic phage type syringe and the gas permeable PCR reaction channel, so that the retention time of the fluid in the PCR reaction channel Can be synchronized in each temperature region of the PCR reaction.

이하에서는 본 발명의 일 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스 제조방법에 대하여 설명하도록 한다. 이하에서는 설명의 편의를 위하여 전술한 PCR 마이크로 디바이스(100)에 대한 설명에서 사용되었던 도면부호를 병기하였음을 밝혀둔다. Hereinafter, a method of manufacturing a PCR microdevice according to an embodiment of the present invention will be described. Hereinafter, the reference numerals used in the description of the PCR microdevice 100 are given for convenience of explanation.

도 4 내지 도 6은 도 1의 PCR 마이크로 디바이스 제조방법을 개략적으로 도시한 공정도이다. 도 4에서는 하부 PDMS층(120)을 제조하는 공정을 도시하였고, 도 5에서는 상부 PDMS층(130)을 제조하는 공정을 도시하였으며, 도 6에서는 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)이 접합되어 유리 기판(110) 상에 형성된 모습을 도시하였다. FIGS. 4 to 6 are process drawings schematically showing the PCR microdevice manufacturing method of FIG. 5 illustrates a process of fabricating the upper PDMS layer 130 and FIG. 6 illustrates a process of fabricating the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130, Are formed on the glass substrate 110. [0064]

도 4를 참조하면, 하부 PDMS층(120)을 제조하기 위하여 우선 마이크로 채널을 패턴화한 마스터 몰드(M)를 제조한다. 예를 들면, 마스터 몰드(M)는 유리 기재(10) 상부에 SU-8(상품명: SU-8 3050, 에폭시 기반의 네가티브 포토레지스트)을 포토리소그래피 공정을 이용하여 마이크로 채널을 패턴화함으로써 형성될 수 있다. 이 때, 상기 마이크로 채널의 형태는 도 3a에 도시된 패턴으로 형성될 수 있다. Referring to FIG. 4, a master mold (M) having patterned microchannels is first manufactured to manufacture the lower PDMS layer (120). For example, the master mold M may be formed by patterning a microchannel using SU-8 (trade name: SU-8 3050, epoxy-based negative photoresist) on the glass substrate 10 using a photolithography process . At this time, the shape of the microchannel can be formed in the pattern shown in FIG. 3A.

다음으로 필러 플레이트(20)를 제조한다. 필러 플레이트(20)는 컬럼부(127, 도 1 참조)를 형성하기 위한 것으로 구체적으로는 PMMA 플레이트(21)에 패턴에 따라 컬럼부재(22)들을 삽입하여 제조할 수 있다(PMMA는 폴리메틸메타크릴레이트). 이 때, 컬럼부재(22)들은 마스터 몰드(M) 상부에 패턴화된 마이크로 채널(도 3 참조)에서 각 분절부의 단부에 해당하는 위치에 상응하도록 삽입된다. 컬럼부재(22)의 종류는 특정되지 않으며 예를 들면, 기둥 형상의 금속 또는 플라스틱 재질로 형성될 수 있다(본 실시예에서 컬럼부재(22)는 140개가 필요하다). Next, the filler plate 20 is manufactured. The filler plate 20 can be manufactured by forming the column member 127 (see FIG. 1), specifically by inserting the column members 22 according to the pattern into the PMMA plate 21 Lt; / RTI > At this time, the column members 22 are inserted so as to correspond to the positions corresponding to the ends of the respective segments in the patterned microchannel (see FIG. 3) on the master mold M. The kind of the column member 22 is not specified, and may be formed of, for example, a columnar metal or plastic material (in this embodiment, 140 column members 22 are required).

구체적으로는 컬럼부재(22)들을 PMMA 플레이트(21)에 삽입하기 위하여 PMMA 플레이트(21) 일면을 천공하되, 상기 천공되어 형성되는 구멍(쓰루홀, through-holes)들은 컬럼부재(22)들의 직경보다 약간 작은 직경을 가질 수 있다. 이는 컬럼부재(22)들이 PMMA 플레이트(1)에 빽빽하게 삽입되도록 함으로써 별도의 접착제가 필요하지 않도록 하기 위함이다. 관련하여 도 7에서는 시제작된 필러 플레이트(20)의 이미지를 나타내었다.Specifically, one side of the PMMA plate 21 is drilled in order to insert the column members 22 into the PMMA plate 21, and the through-holes formed through the PMMA plate 21 have a diameter Lt; RTI ID = 0.0 > a < / RTI > This is so that the column members 22 are inserted tightly into the PMMA plate 1 so that no additional adhesive is required. In FIG. 7, an image of the protruded filler plate 20 is shown.

다음으로 마스터 몰드(M) 상에 필러 플레이트(20)의 컬럼부재(22)를 패턴에 따라 정렬한다. 마스터 몰드(M) 상에는 마이크로 채널(도 3a 참조)이 패턴화되어 있고, 이 때, 필러 플레이트(20)의 컬럼부재(22)가 하방향으로 오게 한 뒤에 상기 마이크로 채널에서 각 분절부의 단부에 해당하는 위치에 컬럼부재(22)가 위치하도록 정렬할 수 있다.Next, the column member 22 of the filler plate 20 is aligned on the master mold M according to the pattern. 3A) is patterned on the master mold M. At this time, after the column member 22 of the filler plate 20 comes downward, the microchannel (see FIG. And the column member 22 is positioned at a position where the column member 22 is positioned.

다음으로 마스터 몰드(M)와 필러 플레이트(20) 사이의 공간에 PDMS 프리폴리머와 경화제의 10:1(w/w) 혼합물(30)을 채운다. 이어 상기 혼합물(30)을 열경화 하면 하부면에는 상기 마이크로 채널이 음각되어 형성되고 내부에는 패턴에 따라 복수개의 컬럼부(127, 쓰루홀 형태)를 구비하는 하부 PDMS층(120)이 제조된다. 제조된 하부 PDMS층(120)은 상술한 것과 같이 제1 유체입구부(121), 제1 유체출구부(123), 나선형의 PCR 반응채널(125) 및 컬럼부(127)를 포함한다(도 3 참조). 이후, 마스터 몰드(M) 및 필러 플레이트(20)를 제거하여 하부 PDMS층(120) 제조 공정을 마무리한다(이상 1단계). Next, a space between the master mold (M) and the filler plate (20) is filled with a 10: 1 (w / w) mixture (30) of a PDMS prepolymer and a curing agent. When the mixture 30 is thermally cured, the lower PDMS layer 120 is formed on the lower surface of the microchannel by engraving the microchannel with a plurality of columns 127 (through holes) according to a pattern. The manufactured bottom PDMS layer 120 includes a first fluid inlet 121, a first fluid outlet 123, a spiral PCR reaction channel 125, and a column portion 127 as described above 3). Then, the master mold M and the filler plate 20 are removed to complete the process of manufacturing the lower PDMS layer 120 (step 1 above).

도 5를 참조하면, 상부 PDMS층(130)을 제조하기 위하여 하부 PDMS층(120)을 제조할 때 사용된 마스터 몰드(M)를 이용한다. 즉, 하나의 마스터 몰드(M)로 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)을 모두 제조할 수 있다. 이는 하부 PDMS층(120)과 상부 PDMS층(130)의 패턴 형태가 동일하기 때문이다. 다만, 하부 PDMS층(120)을 제조할 때에는 컬럼부(127)를 형성하여야 하므로 필러 플레이트(20)가 추가적으로 필요하다는 점에서 차이가 있다. Referring to FIG. 5, a master mold M used in manufacturing the lower PDMS layer 120 is used to fabricate the upper PDMS layer 130. That is, both the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 can be manufactured with one master mold M. This is because the pattern shapes of the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 are the same. However, there is a difference in that a filler plate 20 is additionally required to form the column part 127 when the lower PDMS layer 120 is manufactured.

구체적으로는, 마스터 몰드(M) 상부 공간에 PDMS 프리폴리머와 경화제의 10:1(w/w) 혼합물을 채운다. 이어 상기 혼합물을 열경화하면 하부면에 마이크로 채널이 음각되어 형성된 상부 PDMS층(130)이 제조된다. 제조된 상부 PDMS층(120)은 상술한 것과 같이 제2 유체입구부(131), 제2 유체출구부(133) 및 나선형의 PCR 반응채널(135)를 포함한다. 이후, 마스터 몰드(M)를 제거하여 상부 PDMS층(130) 제조 공정을 마무리한다(이상 2단계).Specifically, a 10: 1 (w / w) mixture of the PDMS prepolymer and the curing agent is filled in the upper space of the master mold (M). Then, when the mixture is thermally cured, an upper PDMS layer 130 having a microchannel engraved on the lower surface thereof is manufactured. The fabricated top PDMS layer 120 includes a second fluid inlet 131, a second fluid outlet 133, and a spiral PCR reaction channel 135, as described above. Thereafter, the master mold M is removed to complete the upper PDMS layer 130 manufacturing process (step 2 above).

다음으로 도 6을 참조하면, 상기에서 제조된 하부 PDMS층(120) 상부에 상부 PDMS층(130)을 접합시킨다. 이 때, 상부 PDMS층(130)은 180도(°) 회전시킨 후에 하부 PDMS층(120) 상부에 접합시킨다. 즉, 상부 PDMS층(130)에 형성된 마이크로 채널 형태는 하부 PDMS층(120)에 형성된 마이크로 채널 형태와 180도 대칭된 형태로 접합된다. 상기 접합은 산소 플라즈마 공정을 이용하여 이루어질 수 있다(이상 3단계).Referring now to FIG. 6, the upper PDMS layer 130 is bonded onto the lower PDMS layer 120 fabricated above. At this time, the upper PDMS layer 130 is rotated by 180 degrees and then bonded to the upper PDMS layer 120. That is, the microchannel shape formed in the upper PDMS layer 130 is bonded to the microchannel shape formed in the lower PDMS layer 120 in a 180 degree symmetrical shape. The bonding may be performed using an oxygen plasma process (step 3 above).

이후에는 하부 PDMS층(120) 하부에 유리 기판(110)을 접합시키고(상기 접합은 산소 플라즈마 공정을 이용하여 이루어질 수 있음), 경우에 따라 유리 기판(110) 하부면에 핫플레이트 등의 단일히터(미도시)를 결합 내지 부착할 수 있다. 그리고, 하부 PDMS층(120)의 제1 유체입구부(121) 및 제1 유체출구부(123)와, 상부 PDMS층(130)의 제2 유체입구부(131) 및 제2 유체출구부(133) 각각에 실리콘 튜브(40)와 같은 유체도관을 삽입하여 연결함으로써, 상기 실리콘 튜브(40) 등이 디바이스의 외부로 노출되도록 연결할 수 있다. 관련하여, 도 8에서는 시제작된 PCR 마이크로 디바이스(100)의 이미지를 나타내었다. Thereafter, the glass substrate 110 is bonded to the lower PDMS layer 120 (the bonding may be performed using an oxygen plasma process), and a single heater such as a hot plate may be formed on the lower surface of the glass substrate 110, (Not shown). The first fluid inlet portion 121 and the first fluid outlet portion 123 of the lower PDMS layer 120 and the second fluid inlet portion 131 and the second fluid outlet portion 123 of the upper PDMS layer 130 133 may be connected to each other by inserting and connecting a fluid conduit such as a silicone tube 40 so that the silicone tube 40 is exposed to the outside of the device. 8, an image of the prototype PCR microdevice 100 is shown.

이후에는 제1 유체입구부(121) 및 제2 유체입구부(131)와 각각 연결된 실리콘 튜브(40)에 파지형 시린지를 각각 연결함으로써 PCR 마이크로 디바이스(100) 제조를 마무리한다. The PCR microdevice 100 is finished by connecting the squeezing syringe to the silicon tube 40 connected to the first fluid inlet 121 and the second fluid inlet 131, respectively.

상기와 같이 제조되는 PCR 마이크로 디바이스(100)는 동일한 마스터 몰드로부터 하부 PDMS층 및 상부 PDMS층을 제조할 수 있을 뿐만 아니라, 필러 플레이트를 이용하여 다수개의 컬럼부를 한 번에 제조할 수 있으므로 제조 공정이 비교적 간단하다는 장점이 있다. The PCR microdevice 100 manufactured as described above can manufacture a lower PDMS layer and an upper PDMS layer from the same master mold and also can manufacture a plurality of columns at one time using a filler plate, The advantage is relatively simple.

이하에서는, 본 발명의 일 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스(100)의 실제 제작과정 및 실험예에 대하여 설명하도록 한다. 한편, 설명의 편의를 위해서 앞선 도면들에서 사용된 도면 부호를 병기하여 표기하였음을 밝혀 둔다. Hereinafter, an actual fabrication process and an experimental example of the PCR microdevice 100 according to an embodiment of the present invention will be described. In the meantime, for ease of explanation, reference numerals used in the preceding drawings are used for convenience of description.

1. 재료의 준비1. Preparation of materials

SU-8 3050 및 SU-8 디벨로퍼는 마이크로캠(MicroChem, Newton, MA, USA) 에서 구입하였다. 폴리디메틸실록산(PDMS) 프리폴리머(Sylgard 184) 및 경화제는 다우코닝(Dow Corning, Midland, MI, USA)에서 구입하였다. 소혈청알부민(bovine serum albumin, BSA, V fraction)은 시그마(Sigma)에서 구입하였다. Taq 중합효소(Taq polymerase), PCR 완충용액(PCR buffer solutions) 및 dNTPs들은 프로메가(Promega)에서 구입하였다. DNA급 마커(DNA size marker ; 100bp)는 타카라(Takara)에서 구입하였고, 아가로오스(agarose) 분말은 바이오샵(bioshop)에서 구입하였다. SYBR 그린 I(SYBR Green I)는 론자(Lonza)에서 구입하였다. pGEM-3Zf(+) 플라스미드 벡터를 프로메가에서 구입하였으며, DNA 템플릿으로 이용하였다. 2mm 두께를 갖는 폴리메틸메타크릴레이트(PMMA) 기판이 천공 공정의 간소화를 위한 필러 플레이트 제작을 위해 이용되었다. 상업적으로 입수 가능한 500㎛ 직경 및 9.5mm 높이를 갖는 구리 필러들이 필러 플레이트를 제조하는데에 이용되었다.SU-8 3050 and SU-8 developers were purchased from MicroChem, Newton, MA, USA. Polydimethylsiloxane (PDMS) prepolymer (Sylgard 184) and curing agent were purchased from Dow Corning (Midland, Mich., USA). Bovine serum albumin (BSA, V fraction) was purchased from Sigma. Taq polymerase, PCR buffer solutions and dNTPs were purchased from Promega. A DNA size marker (100 bp) was purchased from Takara, and an agarose powder was purchased from bioshop. SYBR Green I was purchased from Lonza. The pGEM-3Zf (+) plasmid vector was purchased from Promega and used as a DNA template. Polymethylmethacrylate (PMMA) substrates with a thickness of 2 mm were used for the preparation of filler plates to simplify the punching process. Copper fillers having a diameter of 500 mu m and a height of 9.5 mm commercially available were used to make filler plates.

2. 마이크로 2. Micro 디바이스device 및  And 필러filler 플레이트의 제조(도 4  Production of plates (Fig. 4 내지 도To 6 참고) 6)

SU-8 3050이 1,500rpm 속도로 30초 동안 플라즈마 처리된 유리 기재(10) 위에 스핀코팅 되었고, 그 후 95℃에서 30분간 소프트 베이킹되었다. 마스크 얼라이너(CA-6M, Shinu M.S.T, Korea)를 사용하여 UV(365nm, 15mW/cm2)를 30초 간 노출한 후, 하드 베이킹을 65℃에서 1분간 수행하고, 95℃에서 4.5 분간 다시 수행하였다.SU-8 3050 was spin coated on the plasma treated glass substrate 10 at a rate of 1,500 rpm for 30 seconds and then soft-baked at 95 占 폚 for 30 minutes. After exposure to UV (365 nm, 15 mW / cm 2 ) for 30 seconds using a mask aligner (CA-6M, Shinu MST, Korea), hard baking was carried out at 65 ° C for 1 minute and again at 95 ° C for 4.5 minutes Respectively.

현상 후에, SU-8 마스터 몰드(M)는 이소프로필 알코올로 세척되고 건조되었다. 그리고 PDMS 프리폴리머와 경화제의 10:1(w/w) 혼합물을 탈기시키고 상기 마스터 몰드(M) 위에 부었다. 이후, 80℃에서 30분간 경화시킴으로써 형성되는 PDMS 레플리카 몰드(하부 PDMS층 또는 상부 PDMS층)를 마스터 몰드(M)로부터 벗겨내었다. 상기 과정은 두 번 수행되어 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)을 제조하게 되며, 하부 PDMS층(120)은 7.5mm의 높이로 상부 PDMS층(130)은 1.5mm의 높이를 가지도록 형성하였다. 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)은 산소 플라즈마(90W, 0.7torr, 40초)를 이용하여 접합되었으며, 하부 PDMS층(120)과 유리 기판(110) 역시 마찬가지이다. After development, the SU-8 master mold (M) was washed with isopropyl alcohol and dried. And a 10: 1 (w / w) mixture of PDMS prepolymer and curing agent was degassed and poured onto the master mold (M). Thereafter, the PDMS replica mold (lower PDMS layer or upper PDMS layer) formed by curing at 80 캜 for 30 minutes was peeled from the master mold M. [ The process is performed twice to produce a lower PDMS layer 120 and an upper PDMS layer 130. The lower PDMS layer 120 has a height of 7.5 mm and the upper PDMS layer 130 has a height of 1.5 mm Respectively. The lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 were bonded using an oxygen plasma (90 W, 0.7 torr, 40 seconds), and the lower PDMS layer 120 and the glass substrate 110 were the same.

한편, 천공 공정을 가능하게 하기 위해서, 필러 플레이트(20)가 제조되었다. 필러 플레이트(20)는 2mm 두께의 PMMA 플레이트(21)에 CO2 레이저를 이용하여 500㎛ 미만의 직경을 갖는 복수개의 쓰루홀(through-holes)들을 형성하고(패턴에 따라 형성함), 500㎛의 평균 직경과 9.5mm의 높이를 갖는 구리 필러를 상기 쓰루홀들에 삽입함으로써 제조되었다. 이 때, 상기 쓰루홀의 직경은 상기 구리 필러의 평균 직경보다 소정 정도 작으므로, 상기 구리 필러들이 상기 쓰루홀에 빽빽하게 삽입될 수 있어 별도의 접착 공정을 필요로 하지 않는다.On the other hand, in order to enable the drilling process, the filler plate 20 was produced. The filler plate 20 is formed by forming a plurality of through-holes (formed according to the pattern) having a diameter of less than 500 탆 in a 2 mm thick PMMA plate 21 using a CO 2 laser, And a copper filler having a height of 9.5 mm was inserted into the through-holes. At this time, since the diameter of the through hole is smaller than the average diameter of the copper filler, the copper fillers can be closely inserted into the through hole, and a separate bonding step is not required.

제조된 PCR 마이크로 디바이스(100)에서 하부 PDMS층(120) 및 상부 PDMS층(130)의 유체 입구 및 출구에는 실리콘 튜브(내경 0.5mm, 외경 2mm)를 삽입 연결하였다. A silicon tube (inner diameter: 0.5 mm, outer diameter: 2 mm) was inserted and connected to the fluid inlet and outlet of the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 in the manufactured PCR microdevice 100.

3. 온도 컨트롤3. Temperature control

PCR 마이크로 디바이스(100)의 표면온도는 적외선(IR) 카메라(FLIR Thermovision A320)를 사용하여 측정되었다. 구체적으로 유리기판(110)과 하부 PDMS층(120) 사이의 계면에서 열변성 온도가 측정되었고, 하부 PDMS층(120)과 상부 PDMS층(130) 사이의 계면에서 결합/신장 온도가 측정되었다. 상기 열변성 및 결합/신장 온도는 각각 95℃ 및 72℃로 조정되었다. 열군데 이상의 지점들이 무작위로 선택되었고, 핫플레이트 및 하부 PDMS층(120)의 상부의 표면온도가 측정되었다. 그리고 영상분석기(ThermaCAM Quick Plot)를 이용하여 평가하였다.The surface temperature of the PCR microdevice 100 was measured using an infrared (IR) camera (FLIR Thermovision A320). Specifically, the thermal denaturation temperature was measured at the interface between the glass substrate 110 and the lower PDMS layer 120 and the bonding / elongation temperature at the interface between the lower PDMS layer 120 and the upper PDMS layer 130 was measured. The thermal denaturation and binding / elongation temperatures were adjusted to 95 캜 and 72 캜, respectively. More than ten points were randomly selected and the surface temperature of the top of the hot plate and bottom PDMS layer 120 was measured. And evaluated using an image analyzer (ThermaCAM Quick Plot).

관련하여, 도 9a는 열변성 온도를 반영하는 유리기판의 상부면에서 측정된 온도와, 결합/신장 온도를 반영하는 상기 유리기판 상에 형성된 7.5mm 두께의 하부 PDMS층(120)의 온도를 나타내는 이미지이다. 도 9a에 표시된 흰색 라인은 PCR 마이크로 디바이스에서의 나선형 마이크로 채널의 위치를 나타낸다. 열원으로는 통상의 핫플레이트가 이용되었다. 측정 결과, 측정된 열변성 온도와 결합/신장 온도는 각각 95.9±1.0℃ 및 69.5±0.8℃ 이었다. 변이계수(coefficient of variation)를 사용하여 나타낸 온도 정확도는 열번성 온도와 결합/신장 온도에 대해 각각 1.14%(n=20) 및 1.08%(n=8)이었다. 한편, 도 9b는 상기 열원의 상부에 놓여진 PCR 마이크로 디바이스(100)의 단면 이미지이고, 높이에 따른 온도 구배가 성공적으로 발생하였음을 확인할 수 있다. 9A shows the temperature measured on the top surface of the glass substrate reflecting the thermal denaturation temperature and the temperature of the bottom PDMS layer 120 formed on the glass substrate that reflects the bonding / Image. The white line shown in Figure 9a shows the location of the helical microchannel in the PCR microdevice. A conventional hot plate was used as a heat source. The measured heat denaturation temperature and bond / elongation temperature were 95.9 ± 1.0 ℃ and 69.5 ± 0.8 ℃, respectively. The temperature accuracies shown using the coefficient of variation were 1.14% (n = 20) and 1.08% (n = 8) for the heat fl ux temperature and the bond / extension temperature, respectively. 9B is a cross-sectional image of the PCR microdevice 100 placed on top of the heat source, and it can be confirmed that the temperature gradient according to the height has been successfully generated.

4. 칩 상에서의 4. On-chip PCRPCR 유체 흐름 Fluid flow

반응당 5ng의 최종 주형 농도를 만들기 위하여 pGEM-3Zf(+) 플라스미드 벡터(10ng/㎕)를 희석시키고, PCR 시약과 혼합하였다. 상기 PCR 시약은 녹색 버퍼, 0.2mM dNTPs 혼합물, 0.5mg/mL의 BSA, 1μM의 전방향 프라이머(forward primer)와 역방향 프라이머(reverse primer), 그리고 0.075U/㎕의 Taq 폴리머라제를 함유하였다. 상기 녹색 버퍼는 실시간으로 샘플 위치를 보다 시각화하기 위하여 사용되었다. 상기 DNA 주형은 32 사이클 동안 증폭되었다. The pGEM-3Zf (+) plasmid vector (10 ng / μl) was diluted and mixed with the PCR reagent to produce a final template concentration of 5 ng per reaction. The PCR reagent contained a green buffer, a mixture of 0.2 mM dNTPs, 0.5 mg / mL BSA, 1 μM forward primer and reverse primer, and 0.075 U / μl Taq polymerase. The green buffer was used to visualize the sample location in real time. The DNA template was amplified for 32 cycles.

직접적인 비교를 위하여, 써멀 사이클러(thermal cycler, Bio-Rad C1000)를 이용하여 95℃에서 10초간, 72℃에서 10초간 2-온도 PCR이 수행되었다. pGEM-3Zf(+) 플라스미드 벡터로부터 230bp 표적 앰플리콘을 증폭하기 위한 프라이머는 다음과 같이 설계되었다: 5'-CCG GCG AAC GTG GCG AGA AAG GAA GGG AAG AAA GC-3', 순방향), 5'-TCG CCT TGC AGC ACA TCC CCC TTT CGC CAG C-3',역방향). DNA 앰플리콘들은 UV트랜스일루미네이터(transilluminator, ATTO)를 사용하여 254nm에서 검출되었다.For direct comparison, 2-temperature PCR was performed using a thermal cycler (Bio-Rad C1000) at 95 ° C for 10 seconds and 72 ° C for 10 seconds. The primers for amplifying the 230 bp target amplicon from the pGEM-3Zf (+) plasmid vector were designed as follows: 5'-CCG GCG AAC GTG GCG AGA AAG GAA GGG AAG AAA GC-3 ' TCG CCT TGC AGC ACA TCC CCC TTT CGC CAG C-3 ', reverse direction). DNA amplicons were detected at 254 nm using a UV transilluminator (ATTO).

5. 샘플 전달 시험5. Sample transfer test

도 10은 시제작된 PCR 마이크로 디바이스에 대해 시간에 따른 샘플 유체 흐름을 나타내는 이미지이다. 10 is an image showing sample fluid flow over time for a prototype PCR microdevice.

도 10을 참조하면, 시험을 위하여 시제작된 PCR 마이크로 디바이스에 빨간색 잉크(도 10a 내지 10c 참조)와 PCR 시약(도 10d 내지 도 10f 참조)을 각각 투입하였다. 시린지의 초기 내압은 대략 2 atm으로 제어되었으며, 2ml에서 1ml로 피스톤을 가압하였다. 한편, 샘플 출구부는 클램프로 폐쇄하였다. Referring to Fig. 10, red ink (see Figs. 10A to 10C) and PCR reagent (see Figs. 10D to 10F) were respectively injected into the PCR microdevice prototyped for testing. The initial internal pressure of the syringe was controlled to about 2 atm, and the piston was pressurized from 2 ml to 1 ml. On the other hand, the sample outlet was closed with a clamp.

도 10에 나타난 이미지에서와 같이 빨간색 잉크나 PCR 시약 모두는 PCR 마이크로 디바이스에 구비된 마이크로 채널을 따라 지속적으로 전달됨을 확인하였다. As shown in the image shown in FIG. 10, it was confirmed that both the red ink and the PCR reagent were continuously transferred along the microchannels provided in the PCR microdevice.

한편, 도 10g는 PCR 마이크로 디바이스에서 상기 샘플 흐름에 따른 평균 샘플 체류시간을 나타낸 그래프이다. 도 10g를 참조하면, 각 사이클에 걸쳐 상기 샘플들의 평균 체류시간은 사이클 수에 따라 점차 증가하기는 했으나, 평균 체류시간은 전 사이클에 걸쳐 10초 이하로 유지되었으며, 시험 종료 후에 마이크로 채널 내에 잔류 샘플이 남아있지 않음을 확인하였다. 따라서, 본 발명의 실시예들에 따른 PCR 마이크로 디바이스에서 두 종류의 샘플에 대한 병렬적 반응이 수행될 수 있음을 확인하였고, 각 온도 영역 내에서의 샘플 체류 시간이 동기화됨을 알 수 있다. On the other hand, FIG. 10G is a graph showing the average sample retention time according to the sample flow in the PCR microdevice. Referring to FIG. 10G, although the average residence time of the samples gradually increased in each cycle over the number of cycles, the average residence time was maintained at 10 seconds or less over the entire cycle. After the end of the test, Of the total. Therefore, it was confirmed that the parallel reaction of two kinds of samples can be performed in the PCR micro device according to the embodiments of the present invention, and it can be seen that the sample retention time in each temperature range is synchronized.

6. 6. DNADNA 증폭 시험 Amplification test

도 11은 DNA 주형으로서의 pGEM-3Zf(+) 플라스미드 벡터를 이용한 써멀 사이클러 및 시제작된 PCR 마이크로 디바이스를 이용하여 얻은 DNA 증폭 결과를 나타내는 이미지이다.11 is an image showing the result of DNA amplification obtained using a thermocycler and a prototype PCR microdevice using a pGEM-3Zf (+) plasmid vector as a DNA template.

도 11a를 참조하면, PCR 마이크로 디바이스에서 수행된 두 개의 평행 증폭에 따라 얻은 230bp 길이의 타겟 앰플리콘들이 명확하게 보이는 바, 상기 PCR 마이크로 디바이스가 PCR 반응을 수행하기에 신뢰할 만한 성능임을 확인해 주고 있다. 한편, 도 11b는 Image J software를 사용하여 분석된 타겟 앰플리콘들의 상대적 세기(intensity)를 보여준다. 도 11b에서는 써멀 사이클러를 이용하여 얻어진 밴드 세기들의 대략 79%의 수치가 상기 PCR 마이크로 디바이스를 통해 얻어진 평균 밴드 세기들로 나타남을 알 수 있다. 이러한 결과는 본 발명의 실시예에 따른 PCR 마이크로 디바이스가 종래 PCR 마이크로 디바이스(두 개 이상의 히터를 사용함)와 비교하여서도 PCR 반응을 수행하기에 신뢰할 만한 성능임을 확인해 준다. Referring to FIG. 11A, 230-bp long target amplicons obtained by two parallel amplifications performed in the PCR microdevice are clearly visible, confirming that the PCR microdevice is a reliable performance for performing a PCR reaction. Figure 11B, on the other hand, shows the relative intensities of the target amplicons analyzed using Image J software. In FIG. 11B, approximately 79% of the band intensities obtained using the thermal cycler are shown as average band intensities obtained through the PCR microdevice. These results confirm that the PCR microdevice according to the embodiment of the present invention is reliable in performing the PCR reaction in comparison with the conventional PCR microdevice (using more than two heaters).

이상, 본 발명의 실시예들에 대하여 설명하였으나, 해당 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 특허청구범위에 기재된 본 발명의 사상으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서, 구성 요소의 부가, 변경, 삭제 또는 추가 등에 의해 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있을 것이며, 이 또한 본 발명의 권리범위 내에 포함된다고 할 것이다.While the present invention has been particularly shown and described with reference to exemplary embodiments thereof, many modifications and changes may be made by those skilled in the art without departing from the spirit and scope of the invention as defined in the appended claims. The present invention can be variously modified and changed by those skilled in the art, and it is also within the scope of the present invention.

100: PCR 마이크로 디바이스 110: 유리기판
112: 단일히터 120: 하부 PDMS층
121: 제1 유체입구부 122: 제1 입구도관
123: 제1 유체출구부 124: 제1 출구도관
125: 제1 PCR 반응채널 125a: 분절부
127: 컬럼부 130: 상부 PDMS층
131: 제2 유체입구부 132: 제2 입구도관
133: 제2 유체출구부 134: 제2 출구도관
135: 제2 PCR 반응채널 135a: 분절부
140: 파지형 시린지부 141: 제1 시린지부
142: 제2 시린지부 140a: 실린더부
140b: 피스톤 캡 M: 마스터 몰드
10: 유리기재 20: 필러 플레이트
21: PMMA 플레이트 22: 컬럼부재
30: 혼합물(PDMS 프리폴리머 및 경화제) 40: 실리콘 튜브100: PCR micro device 110: glass substrate
112: Single heater 120: Lower PDMS layer
121: first fluid inlet part 122: first inlet conduit
123: first fluid outlet portion 124: first outlet conduit
125: first PCR reaction channel 125a:
127: column portion 130: upper PDMS layer
131: second fluid inlet part 132: second inlet conduit
133: second fluid outlet portion 134: second outlet conduit
135: Second PCR reaction channel 135a:
140: a fulcrum type syringe part 141: a first syringe part
142: second sill part 140a: cylinder part
140b: piston cap M: master mold
10: glass substrate 20: filler plate
21: PMMA plate 22: column member
30: mixture (PDMS prepolymer and curing agent) 40: silicone tube

Claims (9)

하부에 단일히터가 결합 가능한 유리기판;
상기 유리기판 상부에 형성되는 것으로, 제1 유체가 유입되는 제1 유체입구부와, 상기 제1 유체가 유출되는 제1 유체출구부와, 상기 제1 유체입구부 및 제1 유체출구부와 일부가 연결되고 복수개의 분절부가 상기 제1 유체입구부에서 상기 제1 유체출구부로 갈수록 곡률반경이 작아지도록 나선형으로 형성되어 배치되는 제1 PCR 반응채널과, 상기 분절부에 일단이 수직으로 연결되는 컬럼부를 포함하는 하부 PDMS층;
상기 하부 PDMS층 상부에 접합되는 것으로, 제2 유체가 유입되는 제2 유체입구부와, 상기 제2 유체가 유출되는 제2 유체출구부와, 상기 제2 유체입구부 및 제2 유체출구부와 일부가 연결되고 상기 제1 PCR 반응채널과 180도 회전 대칭되어 형성되어 상기 컬럼부의 타단과 연결되는 제2 PCR 반응채널을 포함하는 상부 PDMS층; 및
상기 제1 유체입구부와 제1 입구도관으로 연결되는 제1 시린지부와, 상기 제2 유체입구부와 제2 입구도관으로 연결되는 제2 시린지부를 구비하는 파지형 시린지부를 포함하는 PCR 마이크로 디바이스.A glass substrate to which a single heater can be coupled at the bottom;
A first fluid inlet portion through which the first fluid flows, a first fluid outlet portion through which the first fluid flows, and a second fluid inlet portion through which the first fluid inlet portion and the first fluid outlet portion and a portion A first PCR reaction channel formed in a spiral shape so that a radius of curvature becomes smaller as a plurality of segment portions are connected to the first fluid inlet portion and the first fluid outlet portion, A lower PDMS layer comprising a portion;
A second fluid inlet port through which the second fluid flows, a second fluid outlet port through which the second fluid flows, and a second fluid inlet port through which the second fluid inlet port and the second fluid outlet port are connected, An upper PDMS layer including a second PCR reaction channel which is partially connected to the first PCR reaction channel and which is symmetrically formed by 180 ° rotation with the first PCR reaction channel and connected to the other end of the column; And
A PCR syringe having a first syringe connected to the first fluid inlet and a first inlet conduit and a second syringe connected to the second fluid inlet and a second inlet conduit, device. 삭제delete 청구항 1에 있어서,
상기 제1 유체출구부와 연결되는 제1 출구도관과, 상기 제2 유체출구부와 연결되는 제2 출구도관을 더 포함하고, 상기 제1 출구도관 및 제2 출구도관은 개폐 가능하도록 형성되는 PCR 마이크로 디바이스.The method according to claim 1,
Further comprising a first outlet conduit connected to the first fluid outlet and a second outlet conduit connected to the second fluid outlet, wherein the first outlet conduit and the second outlet conduit have a PCR Microdevices. 청구항 3에 있어서,
상기 제1 입구도관, 제2 입구도관, 제1 출구도관 및 제2 출구도관은 실리콘 튜브로 형성되는 PCR 마이크로 디바이스.The method of claim 3,
Wherein the first inlet conduit, the second inlet conduit, the first outlet conduit, and the second outlet conduit are formed from a silicone tube. 청구항 1, 청구항 3 및 청구항 4 중 어느 한 항에 있어서,
상기 하부 PDMS층의 두께와 상기 상부 PDMS층의 두께는 상이하고, 상기 하부 PDMS층의 두께가 상기 상부 PDMS층의 두께보다 두껍게 형성되는 PCR 마이크로 디바이스.The method of claim 1, 3, or 4,
Wherein the thickness of the lower PDMS layer is different from the thickness of the upper PDMS layer and the thickness of the lower PDMS layer is thicker than the thickness of the upper PDMS layer. 청구항 1에 따른 PCR 마이크로 디바이스를 제조하는 PCR 마이크로 디바이스제조방법이고,
마이크로 채널을 상부에 패턴화한 마스터 몰드로부터 복제 몰딩하여 상기 마이크로 채널이 음각으로 형성됨으로써, 유체가 유입되는 유체입구부와, 상기 유체가 유출되는 유체출구부와, 상기 유체입구부 및 유체출구부와 일부가 연결되고 복수개의 분절부가 상기 유체출구부에서 상기 유체출구부로 갈수록 곡률반경이 작아지도록 나선형으로 형성되어 배치되는 PCR 반응채널과, 상기 분절부에 일단이 수직으로 연결되는 컬럼부를 포함하는 하부 PDMS층을 제조하는 1단계;
상기 마스터 몰드로부터 복제 몰딩하여 상기 하부 PDMS층과 동일한 마이크로 채널이 음각으로 형성되되 상기 하부 PDMS층의 패턴이 180도(°) 대칭된 형태의 상부 PDMS층을 제조하는 2단계;
상기 유체가 상기 컬럼부를 통해 상기 하부 PDMS층과 상부 PDMS층의 PCR 반응채널을 통과하도록 상기 하부 PDMS층에 상기 상부 PDMS층을 접합시키는 3단계를 포함하는 PCR 마이크로 디바이스 제조방법.A PCR microdevice manufacturing method for manufacturing a PCR microdevice according to claim 1,
A fluid inlet portion through which the fluid flows, a fluid outlet portion through which the fluid flows, and a fluid outlet portion through which the fluid inlet portion and the fluid outlet portion communicate with each other, And a column portion having one end vertically connected to the segment portion, and a plurality of columnar portions connected to the columnar portion, the columnar portion being connected to the columnar portion, the columnar portion being formed in a spiral shape so that a plurality of segments are connected to the fluid outlet portion, A first step of preparing a PDMS layer;
Forming a top PDMS layer in which the same microchannel as the bottom PDMS layer is formed at an indented angle and the pattern of the bottom PDMS layer is 180 degrees ([deg.]) Symmetric by duplicating molding from the master mold;
And bonding the upper PDMS layer to the lower PDMS layer such that the fluid passes through the column portion and through the PCR reaction channel of the lower PDMS layer and the upper PDMS layer. 청구항 6에 있어서,
유리기판을 상기 하부PDMS층의 하부에 결합시키는 4단계를 더 포함하는 PCR 마이크로 디바이스 제조방법.The method of claim 6,
And bonding the glass substrate to the lower portion of the lower PDMS layer. 청구항 7에 있어서,
상기 유리기판의 하부에 단일히터를 결합시키는 5단계를 더 포함하는 PCR 마이크로 디바이스 제조방법.The method of claim 7,
Further comprising a fifth step of bonding a single heater to a lower portion of the glass substrate. 청구항 6 내지 청구항 8 중 어느 한 항에 있어서,
상기 1단계는,
PMMA 플레이트에 패턴에 따라 컬럼부재들을 삽입하는 필러 플레이트를 제조하는 단계;
마이크로 채널을 상부면에 패턴화한 마스터 몰드 상에 상기 필러 플레이트의 컬럼부재를 패턴에 따라 정렬하는 단계;
상기 필러 플레이트 및 마스터 몰드 사이의 공간에 PDMS 프리폴리머와 경화제의 10:1(w/w) 혼합물을 채우는 단계; 및
상기 혼합물을 열경화한 후, 상기 필러 플레이트 및 마스터 몰드를 제거하여 경화된 PDMS 구조체인 하부 PDMS층을 얻는 단계를 포함하는 PCR 마이크로 디바이스 제조방법.The method according to any one of claims 6 to 8,
In the first step,
Fabricating a filler plate for inserting column members according to a pattern in a PMMA plate;
Aligning a column member of the filler plate with a pattern on a master mold patterned with a microchannel on an upper surface;
Filling a space between the filler plate and the master mold with a 10: 1 (w / w) mixture of a PDMS prepolymer and a curing agent; And
Thermally curing the mixture, and then removing the filler plate and master mold to obtain a bottom PDMS layer that is a cured PDMS structure.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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US20110179523A1 (en) * 2008-09-30 2011-07-21 Basf Plant Science Gmbh Method for Producing a Transgenic Plant Cell, a Plant or a Part Thereof with Increased Resistance Biotic Stress
KR101185442B1 (en) * 2011-05-26 2012-10-02 가천대학교 산학협력단 Continuous-flow pcr microfluid device with single heater and manufacturing method the same

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* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Analyst. 2012, Vol. 137, pp. 983-990. *
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Analytical Letters. 2007, vol. 40, pp. 497-511. *

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