KR20160087374A - An equipment-free device for separation and delivery of plasma from whold blood, and manufactureing method thereof - Google Patents

An equipment-free device for separation and delivery of plasma from whold blood, and manufactureing method thereof Download PDF

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KR20160087374A
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심준섭
김상찬
임성빈
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광운대학교 산학협력단
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    • B01L3/502—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures
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    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
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    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood

Abstract

The present invention relates to a device for separating plasma from whole blood obtained by picking a finger and transferring the plasma without an additional device and a method for manufacturing the same. According to the present invention, the sample separation device comprises: an upper substrate and a lower substrate forming a flow path; a liquid inlet and an air inlet passing through the upper substrate to be formed on one end and the other end of the flow path, respectively; a sample filter attached to the upper substrate to cover the liquid inlet; and a pump attached to the upper surface of the upper substrate, having a pushing unit in the form of protruding from the upper surface of the upper substrate, having a cavity covering the air inlet and communicating with the air inlet to be equipped in the lower portion of the pushing unit, and which is an elastic structure. When a force is applied to the pushing unit, the cavity is pressed to the upper surface of the upper substrate.

Description

부가 장비 없이 전혈에서 혈장을 분리하고 전달하는 시료 분석 장치 및 이 장치의 제조방법{AN EQUIPMENT-FREE DEVICE FOR SEPARATION AND DELIVERY OF PLASMA FROM WHOLD BLOOD, AND MANUFACTUREING METHOD THEREOF}TECHNICAL FIELD [0001] The present invention relates to a sample analyzer for separating and transferring plasma from whole blood without any additional equipment, and a manufacturing method of the apparatus. [0002]

본 발명은 시료 분석 장치 및 이 장치의 제조방법에 관한 것으로서, 특히 부가 장비 없이 전혈에서 혈장을 분리하고 전달하는 시료 분석 장치 및 이 장치의 제조방법에 관한 것이다. BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a sample analyzer and a method of manufacturing the same, and more particularly, to a sample analyzer for separating and delivering plasma from whole blood without additional equipment and a method of manufacturing the apparatus.

혈액 분석을 위해 혈액과 시약을 반응시키고 특정 물질을 검출하는 동안 적혈구에 의한 방해를 방지하기 위해 전혈(whole blood)로부터 비세포성 혈장을 분리할 필요가 있다. It is necessary to separate non-bloated plasma from whole blood to react with blood and reagents for blood analysis and to prevent interference by red blood cells during the detection of specific substances.

전혈로부터 혈장을 분리하기 위해 벤치탑(bench-top) 원심분리기가 널리 이용된다. 그러나 POC(point-of-care)를 위한 임상 테스트에 사용되는 장비의 크기, 중량 및 개수는 최소화되어야 하므로 단지 혈액 샘플을 준비하기 위해 원심 분리기를 이동시키는 것은 매우 어렵다. 또한, 혈액의 글루코스 레벨을 모니터링 하는 등 개인 건강관리를 위해 혈액을 얻는 경우 가장 보편적인 방법은 손가락을 란셋으로 찌르는 것인데, 이때 얻어진 혈액의 양은 원심분리기를 사용하기에는 너무 작다. A bench-top centrifuge is widely used to separate plasma from whole blood. However, the size, weight, and number of equipment used in clinical testing for point-of-care (POC) must be minimized, so it is very difficult to move the centrifuge just to prepare a blood sample. In addition, the most common way to obtain blood for personal health care, such as monitoring glucose levels in the blood, is to pierce the finger with a lancet, where the amount of blood obtained is too small to use a centrifuge.

이러한 배경하에서 POC 혈액 분석을 위해 혈장을 온칩(on-chip)으로 준비하기 위한, 다양한 유형의 LOC(lab-on-a-chip) 기술이 제안되고 있다. 먼저, 혈장과 적혈구 사이의 밀도차를 이용하여 관성력, 적혈구 침전 또는 온칩 원심분리에 의해 혈장과 적혈구를 분리하는 기술이 제안되고 있다. 또한, 혈장 스키밍(plasma skimming) 또는 Fahraeus-Lindqvist 효과와 같은 혈역학 분리(hemodynamic separation)가 제안되고 있다. 또한, 비드 패킹(bead packing) 또는 기존 필터 통합을 사용하여 적혈구를 기하학적 방법으로 분리하는 방법이 제안되고 있다. Various types of lab-on-a-chip (LOC) techniques have been proposed to prepare plasma on-chip for POC blood analysis under this background. First, techniques for separating plasma and erythrocytes by inertial force, erythrocyte sedimentation, or on-chip centrifugation using density differences between plasma and erythrocytes have been proposed. In addition, hemodynamic separation such as plasma skimming or the Fahraeus-Lindqvist effect has been proposed. In addition, a method of geometrically separating red blood cells using bead packing or conventional filter integration has been proposed.

POC 임상 진단을 위해 혈액에서 혈장을 분리하는 장치는 급속 분리, 높은 수율, 작은 전력 소비와 같은 성능을 가져야 한다. 또한, POC 애플리케이션을 위해서는 종래의 혈액 분석 장치 또는 기술에 분리된 혈장을 부가 장비 없이 현장에서 전달해야 한다. 따라서, 부가 장비 없이 손가락 찌르기로 얻은 전혈로부터 혈장을 분리하는 장치는 POC 임상 시험에 사용되는 원심분리기를 대체하는 방법으로서 매우 바람직하다. For POC clinical diagnosis, devices for separating plasma from blood should have performance such as rapid separation, high yield, and low power consumption. Also, for POC applications, separate blood plasma must be delivered in situ to a conventional blood analysis device or technique without additional equipment. Thus, a device for separating plasma from whole blood obtained with a finger stab without additional equipment is highly desirable as a replacement for centrifuges used in POC clinical trials.

또한, 손가락에서 얻은 혈액으로부터 혈장을 추출하고 전달하기 위한 펌핑 압력을 제공하기 위해, 마이크로 유체 액츄에이터가 장치 상에 집적될 필요가 있다. 현재 개발된 미세펌프는 주로 능동 및 수동 펌프의 두 가지 유형으로 분류될 수 있다. 능동 미세펌프는 압전 트랜스듀서, 공기압 또는 탄성 복원력에 의해 마이크로 챔버의 부피를 변경하기 위해 외부 에너지를 이용한다. 수동 미세펌프는 외부 에너지를 이용하는 대신에 친수성 표면 또는 기체 흡수와 같은 재료의 내부 또는 저장 에너지를 이용한다. 시료의 오염을 방지하기 위해 일회용 장치가 임상 테스트에 매우 바람직하기 때문에, 수동 마이크로 유체 액츄에이션이 일회용 POC 장치를 구성하는데 널리 사용되고 있다. 그러나 제어된 방식으로 유체가 더 빨리 작용하도록 하기 위해 저가의 플라스틱 기판으로 보다 간단하게 능동 마이크로 유체 소자를 제조해야 하는 요구가 크다. In addition, a microfluidic actuator needs to be integrated on the device in order to provide pumping pressure for extracting and delivering plasma from the blood obtained from the finger. Currently developed micropumps can be classified into two types, mainly active and passive pumps. The active micropump uses external energy to change the volume of the microchamber by a piezoelectric transducer, pneumatic or elastic restoring force. A passive micropump utilizes the internal or stored energy of a material, such as a hydrophilic surface or gas absorption, instead of using external energy. Since disposable devices are highly desirable for clinical testing to prevent contamination of samples, passive microfluidic actuation is widely used to construct disposable POC devices. However, there is a great need to manufacture active microfluidic devices more simply with inexpensive plastic substrates in order to allow fluids to work faster in a controlled manner.

따라서 본 발명은 외부 장비 없이 전혈에서 혈장을 온칩으로 분리하여 전달할 수 있는 시료 분석 장치를 제공하는 것을 일 목적으로 한다. Accordingly, it is an object of the present invention to provide a sample analyzer capable of separating and transferring plasma from the whole blood to an on-chip without external equipment.

또한 본 발명은 전혈에서 적혈구를 빠르게 분리할 수 있는 시료 분석 장치를 제공하는 것을 다른 목적으로 한다. Another object of the present invention is to provide a sample analyzer capable of rapidly separating red blood cells from whole blood.

또한 본 발명은 적은 비용으로 전혈에서 적혈구를 분리할 수 있는 시료 분석 장치를 제공하는 것을 또 다른 목적으로 한다. It is another object of the present invention to provide a sample analyzer capable of separating erythrocytes from whole blood at low cost.

또한 본 발명은 전혈에서 적혈구를 분리하고 전달하는 과정을 용이하게 제어할 수 있는 시료 분석 장치를 제공하는 것을 또 다른 목적으로 한다. It is another object of the present invention to provide a sample analyzer capable of easily controlling the process of separating and delivering erythrocytes from whole blood.

전술한 목적을 달성하기 위한 본 발명은 시료 분석 장치로서, 유로를 형성하는 상부 기판 및 하부 기판과, 상기 상부 기판을 관통하여 상기 유로의 일단과 타단에 각각 형성되는 유체출입구 및 공기출입구와, 상기 상부 기판에 부착되며 상기 유체출입구를 커버하는 시료 필터와, 상기 상부 기판의 상면(上面)에 부착되며, 상기 상부 기판의 상면(上面)에서 돌출된 형태의 누름부를 구비하고, 상기 공기출입구를 커버하며 상기 공기출입구와 연통하는 공동(cavity)을 상기 누름부의 아래에 구비하고, 탄성 구조체인 펌프를 포함하고, 상기 누름부에 힘이 인가되면 상기 공동이 상기 상부 기판의 상면(上面)에 압착되는 것을 특징으로 한다. The above and other objects, features, aspects and advantages of the present invention will become more apparent from the following detailed description of the present invention when taken in conjunction with the accompanying drawings. And a pressing part attached to an upper surface of the upper substrate and protruding from an upper surface of the upper substrate, wherein the pressing part has an air inlet / And a cavity which communicates with the air inlet port is provided below the pressing portion and includes a pump which is an elastic structure. When a force is applied to the pressing portion, the cavity is squeezed onto the upper surface of the upper substrate .

바람직하게는, 상기 펌프는 원래 형상으로 회복하는 탄성 재질로 형성된다. 상기 펌프는 PDMS((Polydimethylsiloxane), 이소프렌 고무, 실리콘 고무, 우레탄 고무, 부타디엔 고무, 스틸렌부타디엔 고무, 아크릴로니티릴부타디엔 고무, 클로로프렌 고무, 에틸렌프로필렌 고무, 부틸 고무, 클로로술폰화 폴리에틸렌 고무, 아크릴 고무, 다황화 고무, 불소 고무, 에피클로로히드린 고무로 이루어진 군에서 선택된 적어도 하나로 형성될 수 있다. Preferably, the pump is formed of an elastic material that recovers to its original shape. The pump may be any one of PDMS (Polydimethylsiloxane), isoprene rubber, silicone rubber, urethane rubber, butadiene rubber, styrene butadiene rubber, acrylonitrile butadiene rubber, chloroprene rubber, ethylene propylene rubber, butyl rubber, chlorosulfonated polyethylene rubber, , A polysulfide rubber, a fluororubber, and an epichlorohydrin rubber.

바람직하게는, 상기 펌프는 다수 부착되어 있어서 시료의 순차적인 이동이 가능하다. 상기 펌프 또는 상기 시료 필터는 탈부착 가능하다. 상기 시료 필터는 상기 상부 기판에 접합된다. Preferably, a plurality of the pumps are attached, so that the sample can be sequentially moved. The pump or the sample filter is detachable. The sample filter is bonded to the upper substrate.

바람직하게는, 상기 펌프의 공동에 채워진 시약을 더 구비하고, 상기 시약은 상기 펌프를 누를 때 상기 유로 내로 공급되어 상기 시료 필터를 통과한 시료와 반응하도록 한다. 상기 시료 필터를 통과한 시료와 반응하는 시약을 상기 유로 내에 더 구비한다. Preferably, the pump further comprises a reagent filled in a cavity of the pump, and the reagent is supplied into the flow path when the pump is pushed to react with the sample passed through the sample filter. And a reagent reacting with the sample having passed through the sample filter is further provided in the flow path.

본 발명에 의한 시료 분석 장치는 일회용 형태로 외부 장비 없이 손가락에서 얻은 전혈로부터 혈장을 추출하고 전달한다. 외부 액츄에이터 없이 혈액을 이동시키기 위해, PDMS((polydimethylsiloxane, 폴리디메틸실록산)의 탄성 복원력을 이용하는 온칩(on-chip) 미세펌프가 간단하고 저렴한 방식으로 구현되고, 상용 막 필터가 전혈로부터 혈장을 분리하기 위해 PDMS 필름에 의한 미세유로의 유체출입구에 부착된다. PDMS 미세펌프는 필터 위에 혈액을 떨어 뜨리기 전에 눌러지고, 필터를 경유하여 비세포성(non-cellular) 혈장을 분리하기 위한 음압(negative pressure)을 제공하기 위해 해제된다. 분리된 혈장이 미세유로에 수집된 후, PDMS 막과 막 필터는 미세유로로부터 분리되고, 분리된 혈장을 전달하기 위해 PDMS 미세펌프가 다시 눌러진다. The sample analyzer according to the present invention extracts and delivers plasma from whole blood obtained from a finger without external equipment in a disposable form. On-chip micropumps that utilize the elastic restoring force of PDMS (polydimethylsiloxane) are implemented in a simple and inexpensive manner to move blood without an external actuator, and a commercial membrane filter separates plasma from whole blood The PDMS micropump is pressurized before the blood is dropped on the filter and the negative pressure to separate the non-cellular plasma via the filter After the separated plasma is collected in the microchannel, the PDMS membrane and membrane filter are separated from the microchannel, and the PDMS micropump is pressed again to transfer the separated plasma.

본 발명에 의한 시료 분석 장치를 일회용 장치로 구성하고, 이를 이용하여 현장 조작으로 대략 약 10 ㎕의 혈장을 외부 장비 없이 3 분 안에 전혈 50 ㎕로부터 얻었다. 손가락을 찔러 얻는 혈액의 양은 벤치탑 원심분리기에 의해 혈장을 추출하기에는 너무 작으므로, 개발된 장치는 PDMS 미세펌프와 상업적으로 이용 가능한 막 필터를 이용한다. A sample analyzer according to the present invention was constructed as a disposable device, and approximately 10 [mu] l of plasma was obtained from 50 [mu] l of whole blood in 3 minutes without external equipment by field operation. Since the amount of blood obtained by finger stabbing is too small to extract plasma by a bench top centrifuge, the developed device uses a PDMS micropump and a commercially available membrane filter.

전술한 바와 같은 본 발명의 시료 분석 장치에 의하면 외부 장비 없이 빠르게 전혈에서 혈장을 온칩으로 분리하여 전달할 수 있다. According to the sample analyzer of the present invention as described above, the plasma can be rapidly separated from the whole blood and transferred to the on-chip without external equipment.

또한 본 발명의 시료 분석 장치는 전혈에서 적혈구를 분리하고 전달하는 과정을 용이하게 제어할 수 있다. 개발된 미세펌프는 PDMS의 탄성 복원력을 이용하여 액체 움직임을 위한 음압을 발생시켰다. 펌핑 부피는 미세펌프의 공동 부피와 정확하게 일치하였다. 그래서 펌프 공동을 조정함으로써, 미세유로 내로 정량의 시료 용액을 유입하는데 미세펌프가 설계될 수 있다. Also, the sample analyzing apparatus of the present invention can easily control the process of separating and transferring red blood cells from whole blood. The developed micropump generated the sound pressure for liquid movement using the elastic restoring force of PDMS. The pumping volume precisely matched the cavity volume of the micropump. Thus, by adjusting the pump cavity, a fine pump can be designed to introduce a fixed amount of sample solution into the microchannel.

또한, 본 발명의 시료 분석 장치는 미세펌프가 간단하고 저렴한 방식으로 제조되므로 일회용 제품에 이용되기 위한 필수 요건을 충족시킨다. 그 결과, 개발된 장치는 POC 혈액 분석용 일회용 형태로 고기능 마이크로 유체 소자를 구성하는데 용이하게 적용될 수 있다. In addition, the sample analyzer of the present invention meets the requirements for being used in disposable products since the micropumps are manufactured in a simple and inexpensive manner. As a result, the developed device can be easily applied to construct a high-performance microfluidic device in a disposable form for POC blood analysis.

도 1은 손가락에서 얻은 전혈에서 혈장을 분리하고 전달하기 위해 개발된 본 발명의 일 실시예의 구조와 작동 원리를 도시한다.
도 2는 미세펌프의 사다리꼴 형상의 단면을 보여주는 현미경 사진이다.
도 3은 미세유로의 공기출입구에 부착된 미세펌프와 미세유로 내로 액체를 흡입하는 미세펌프의 동작을 도시한다.
도 4(a)는 샘플의 유입 부피가 미세펌프의 공동 부피에 따라 선형적으로 증가하는 것을 나타내고, 도 4(b)는 미세펌프의 펌핑 부피가 변할 때 시간에 따른 용액의 이동을 나타내며, 도 4(c)는 미세펌프의 펌핑 부피가 변할 때 시간에 따른 펌핑 속도를 나타낸다.
도 5는 일 실시예의 장치에 의해 수행되는 혈액 분리 및 전달의 전체 과정을 보여주는 사진이다.
도 6(a)는 전혈 50 ㎕가 1cm X 1cm 필터에 적하될 때 시간에 따라 분리된 혈장의 부피를 나타내고, 도 6(b)는 전혈의 부피와 분리된 혈장의 부피 사이의 관계를 나타내며, 도 6(c)는 필터 크기와 분리된 혈장의 부피 사이의 관계를 나타낸다. Figure 1 shows the structure and working principle of an embodiment of the present invention developed to isolate and deliver plasma from whole blood obtained from a finger.
2 is a micrograph showing a cross-section of a trapezoidal shape of the fine pump.
3 shows the operation of the fine pump attached to the air inlet of the fine flow path and the fine pump sucking the liquid into the fine flow path.
Fig. 4 (a) shows that the inlet volume of the sample linearly increases with the cavity volume of the micropump, Fig. 4 (b) shows the movement of the solution with time when the pumping volume of the micropump varies, 4 (c) shows the pumping speed with time when the pumping volume of the fine pump changes.
Figure 5 is a photograph showing the entire process of blood separation and delivery performed by the device of one embodiment.
6 (a) shows the volume of plasma separated by time when 50 占 퐇 of whole blood is dropped onto a filter of 1 cm 占 1 cm. Fig. 6 (b) shows the relationship between the volume of whole blood and the volume of separated plasma, Figure 6 (c) shows the relationship between the filter size and the volume of separated plasma.

본 명세서에서 첨부되는 다음의 도면들은 본 발명의 바람직한 실시 예를 예시하는 것이며, 후술하는 발명의 상세한 설명과 함께 본 발명의 기술사상을 더욱 이해시키는 역할을 하는 것이므로, 본 발명은 그러한 도면에 기재된 사항에만 한정되어 해석되어서는 아니된다.BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The accompanying drawings, which are incorporated in and constitute a part of the specification, illustrate preferred embodiments of the invention and, together with the description of the invention given below, serve to further understand the technical idea of the invention. And should not be construed as limiting.

도 1은 손가락에서 얻은 전혈에서 혈장을 분리하고 전달하기 위해 개발된 본 발명의 일 실시예에 의한 시료 분석 장치(100)의 구조와 작동 원리를 도시한다. 도 1에 도시된 바와 같이, 시료 분석 장치(100)는 마이크로 채널(101)과 시료 필터(112)와 미세펌프(118)를 구비한다. FIG. 1 shows the structure and operation principle of a sample analyzing apparatus 100 according to an embodiment of the present invention developed for separating and delivering plasma from whole blood obtained from a finger. As shown in FIG. 1, the sample analyzer 100 includes a microchannel 101, a sample filter 112, and a fine pump 118.

마이크로 채널(101)은 미세유로(102)와 유체출입구(108)와 공기출입구(110)를 구비한다. 미세유로(102)는 상부 기판(104) 및 하부 기판(106)에 의해 형성된다. 유체출입구(108)는 미세유로(102)의 일단에서 상부 기판(104)을 관통하여 형성되며 혈액 등의 시료가 출입한다. 공기출입구(110)는 미세유로(102)의 타단에서 상부 기판(104)을 관통하여 형성되며 공기가 출입한다. The microchannel 101 includes a microchannel 102, a fluid inlet 108, and an air inlet 110. The fine flow path 102 is formed by the upper substrate 104 and the lower substrate 106. The fluid inlet 108 is formed through the upper substrate 104 at one end of the microchannel 102, and a sample such as blood flows in and out. The air inlet 110 is formed through the upper substrate 104 at the other end of the micro flow path 102, and air enters and exits.

시료 필터(112)는 상부 기판(104)에 부착되며 유체출입구(108)를 커버한다. 미세펌프(118)는 공동(114)과 누름부(116)를 갖는다. 공동(114)은 상부 기판(104)에 부착되며, 공기출입구(110)를 커버하고 공기출입구(110)에 연통된다. 누름부(116)는 상부 기판(104)에서 돌출된 형태이며 탄성체로 형성된다. The sample filter 112 is attached to the upper substrate 104 and covers the fluid outlet 108. The fine pump 118 has a cavity 114 and a pusher 116. The cavity 114 is attached to the upper substrate 104 and covers the air inlet 110 and communicates with the air inlet 110. The pressing portion 116 protrudes from the upper substrate 104 and is formed of an elastic body.

미세유로(102)는 유체출입구(108)를 통해 주입된 유체의 이동통로이다. 미세유로(102)는 유체를 출입시키는 유체출입구(108)와 공기출입구(110)가 연결되어 있으며, 공기출입구(110)는 펌프(118)의 공동(114)과 연통되어 있다. 펌프(118)는 누름부(116)의 상하 움직임에 따라 양압 또는 음압을 발생시킴으로써 미세유로(102)내의 유체가 이동되도록 한다. The fine flow path 102 is a flow path for the fluid injected through the fluid entrance 108. The micro flow path 102 is connected to the fluid inlet 108 and the air inlet 110 through which the fluid enters and exits and the air inlet 110 communicates with the cavity 114 of the pump 118. The pump 118 generates a positive pressure or a negative pressure in accordance with the upward and downward movement of the pusher 116, thereby allowing the fluid in the microchannel 102 to move.

유체출입구(108)는 외부에서 유체를 주입할 수 있도록 주입구의 역할을 하고, 유체출입구(108)로 주입된 유체는 미세유로(102)를 통해 펌프(118)로 이송된다. 즉, 펌프(118)를 통해 음압이 발생되면 유체출입구(108) 부근에 있던 유체는 미세유로(102)로 이동하게 된다. 유체출입구(108)는 유체를 보다 용이하게 주입할 수 있도록 위쪽을 향하도록 이루어진 것이 바람직하다.The fluid inlet 108 serves as an inlet for injecting fluid from the outside and the fluid injected into the fluid inlet 108 is transferred to the pump 118 through the micro flow path 102. That is, when a negative pressure is generated through the pump 118, the fluid in the vicinity of the fluid inlet / outlet 108 moves to the micro flow path 102. The fluid inlet 108 is preferably oriented upward so that fluid can be injected more easily.

미세유로(102)는 미세한 통로의 형태를 취하고, 일직선 또는 절곡된 형태를 가질 수 있다. 유체출입구(108), 미세유로(102) 및 공기출입구(110)가 일체로 연통되도록 형성될 수 있는 데, 이 경우 유체출입구(108)에서 펌프(118)로 이동되는 유체는 외부에 영향 없이 보다 기밀한 상태에서 이동될 수 있다.The fine flow path 102 takes the form of a fine passage, and may have a straight or bent shape. The fluid flowing from the fluid inlet 108 to the pump 118 may be formed to be in contact with the outside without affecting the outside of the fluid inlet / outlet 108, the fine flow channel 102 and the air inlet / It can be moved in a confidential state.

공기출입구(110)는 펌프(118)의 공동(114)과 연결되며, 누름부(116)의 상하 운동에 따른 펌프(118)의 양압 또는 음압 발생에 의해 마이크로 채널(101) 내의 공기가 이동된다. 즉, 펌프(118)를 누름으로 인해 공동(114)의 내부에 있는 공기는 공기출입구(110)로 들어가고, 펌프(118)를 눌렀던 힘을 제거하면 미세유로(102) 내의 공기는 공기출입구(110)를 통해 공동(114)으로 이동되게 된다.The air inlet 110 is connected to the cavity 114 of the pump 118 and the air in the microchannel 101 is moved by the positive pressure or negative pressure of the pump 118 due to the upward and downward movement of the pusher 116 . That is, when the pump 118 is depressed, the air in the cavity 114 enters the air inlet 110, and when the force that the pump 118 is depressed is removed, the air in the micro flow passage 102 flows into the air inlet / 110 to the cavity 114.

유체출입구(108) 및 공기출입구(110)의 끝단은 위를 향하도록 형성된 것이 바람직하다. 유체출입구(108)가 위쪽을 향하도록 형성함으로 유체를 보다 용이하게 주입할 수 있다. 또한, 공기출입구(110)가 위쪽을 향하도록 형성함으로 펌프(118)의 이용을 용이하게 할 수 있다. 즉, 펌프(118)가 도 1에 도시된 바와 같이 상부 기판(104)의 위쪽에 형성됨으로 인해 펌프(118)의 누름부(116)를 손으로 용이하게 누를 수 있다. It is preferable that the ends of the fluid inlet 108 and the air inlet 110 are formed upward. The fluid inlet 108 is formed to face upward so that the fluid can be injected more easily. Further, since the air inlet 110 is formed to face upward, the use of the pump 118 can be facilitated. That is, since the pump 118 is formed above the upper substrate 104 as shown in FIG. 1, the pressing portion 116 of the pump 118 can be easily pushed by hand.

마이크로 채널(101)는 외부에서 누름 등의 외력을 가하더라도 부피 변화가 이루어지지 않도록 변형되지 않는 재질로 형성하는 것이 바람직하다. 이로써 미세유로(102) 내의 유체의 이동을 정확하게 제어할 수 있다. It is preferable that the microchannel 101 is formed of a material that is not deformed so that volume change is not caused even if an external force such as pressing is applied from the outside. This makes it possible to precisely control the movement of the fluid in the micro flow path 102.

펌프(118)를 공기출입구(110) 위에 위치시킴으로써 공동(114)은 공기출입구(110)와 연통되어 공기 이동이 이루어지며, 누름부(116)인 펌프(118)의 상부는 외부와 밀폐되어 있는 구조이다.By positioning the pump 118 on the air inlet 110, the cavity 114 communicates with the air inlet 110 and the air moves. The upper portion of the pump 118, which is the pressing portion 116, Structure.

펌프(118)는 원래 형상으로 회복하는 탄성 재질로 형성하는데 특히 펌프(118)는 PDMS(Polydimethylsiloxane)로 형성하는 것이 바람직하다. 또한, 펌프(118)는 이소프렌 고무, 실리콘 고무, 우레탄 고무, 부타디엔 고무, 스틸렌부타디엔 고무, 아크릴로니티릴부타디엔 고무, 클로로프렌 고무, 에틸렌프로필렌 고무, 부틸 고무, 클로로술폰화 폴리에틸렌 고무, 아크릴 고무, 다황화 고무, 불소 고무, 에피클로로히드린 고무, 폴리에틸렌, 폴리프로필렌 등으로 형성될 수 있다. The pump 118 is formed of an elastic material that recovers to its original shape. In particular, the pump 118 is preferably formed of PDMS (Polydimethylsiloxane). The pump 118 may be made of any one of isoprene rubber, silicone rubber, urethane rubber, butadiene rubber, styrene butadiene rubber, acrylonitrile butadiene rubber, chloroprene rubber, ethylene propylene rubber, butyl rubber, chlorosulfonated polyethylene rubber, Sulfide rubber, fluorine rubber, epichlorohydrin rubber, polyethylene, polypropylene and the like.

펌프(118)를 다수 부착하여 혈액(122)을 순차적으로 이동시킬 수 있다. 또한, 시료 필터(112)를 통과한 시료(124)와 반응하는 시약(130)을 유로(102) 내에 동결 건조하거나 도포할 수 있다. 시약(130)은 펌프(118)의 공동(114)에 채워 넣을 수 있다. 이 경우 시약(130)은 펌프(118)를 누를 때 유로(102) 내로 공급되어 시료 필터(112)를 통과한 시료(124)와 반응하도록 할 수 있다. A plurality of pumps 118 may be attached to move the blood 122 sequentially. The reagent 130 reacting with the sample 124 having passed through the sample filter 112 can be freeze-dried or coated in the flow path 102. Reagent 130 may be filled into cavity 114 of pump 118. In this case, the reagent 130 may be supplied into the flow path 102 when the pump 118 is pressed to react with the sample 124 passing through the sample filter 112.

손가락(120)의 힘이 누름부(116)에 인가되면 PDMS 구조체인 미세펌프(118)의 공동(114)이 압착된다. 미세펌프(118)를 압착한 후, 혈액 샘플(122)을 도 1(a)에 도시된 바와 같이, 미세유로(102)의 유체출입구(108)에 부착된 혈액 필터(112)에 떨어뜨린다. 도 1(b)에 도시된 바와 같이, 손가락(120)의 힘이 미세펌프(118)에서 해제되면, PDMS의 탄성 특성은 미세펌프(118)가 원래의 형상을 회복하도록 하고 음압(negative pressure)이 필터(112) 위의 혈액(122)에 적용되도록 한다. 혈액(122)이 필터(112)를 통과하는 동안, 적혈구(도시되지 않음)는 필터(112)의 구멍에 의해 방해되고, 분리된 혈장(122)이 미세유로(102)로 이송된다. 분리된 혈장(122)을 만든 후, 혈액 필터(112)가 미세유로(102)로부터 분리된다. 이어서, PDMS 미세펌프(118)는 추가적인 POC 분석을 위해 혈장을 전달하기 위해 다시 눌러진다. When the force of the finger 120 is applied to the pressing portion 116, the cavity 114 of the fine pump 118 which is the PDMS structure is squeezed. After the fine pump 118 is squeezed, the blood sample 122 is dropped onto the blood filter 112 attached to the fluid inlet 108 of the micro flow path 102, as shown in Fig. 1 (a). As shown in FIG. 1 (b), when the force of the finger 120 is released from the fine pump 118, the elastic property of the PDMS causes the fine pump 118 to recover its original shape, To be applied to the blood 122 on the filter 112. The red blood cells (not shown) are blocked by the holes of the filter 112 while the blood 122 passes through the filter 112, and the separated plasma 122 is transferred to the micro flow path 102. After the separated plasma 122 is made, the blood filter 112 is separated from the micro flow path 102. The PDMS fine pump 118 is then pushed again to deliver plasma for further POC analysis.

본 명세서에서, 소량(~ 50 ㎕)의 전혈로부터 혈장을 온칩 분리하는 것은 어떠한 외부 장비도 없이 달성되었다. 손가락을 란셋으로 찔러 얻은 혈액으로부터 혈장을 추출하기 위해, 상업용 멤브레인 필터(112)가 PDMS 막(126)의 중간층을 갖는 미세유로(102)의 유체출입구(108)에 부착된다. PDMS 막(126)은 혈장 분리 동안에 기밀 밀봉을 제공하고, 분리된 혈장을 전달하기 위해 혈장 분리 후 미세유로(102)로부터 쉽게 떼어지도록 부착된다. In this specification, on-chip separation of plasma from small volumes (~ 50 l) of whole blood was achieved without any external equipment. A commercial membrane filter 112 is attached to the fluid inlet 108 of the microchannel 102 with the intermediate layer of the PDMS membrane 126 to extract plasma from the blood obtained by sticking the finger with the lancet. The PDMS membrane 126 is attached to provide a hermetic seal during plasma separation and to be easily detached from the microchannel 102 after plasma separation to deliver the separated plasma.

PDMS 미세펌프(118)는 시료 분석 장치(100)에 집적되며, PDMS의 탄성 복원력을 이용한다. 본 실시예를 통해, 일회용 포맷으로 마이크로 유체 소자를 능동 제어하기 위한 미세펌프가 저가 및 대량생산 방식으로 제조될 수 있다. 미세펌프(118)는 전술한 바와 같이 손가락(120)의 힘에 의해 작용될 수 있다. 또한, 액체의 작동 부피가 탄성 미세펌프(118)의 공동(114)의 부피에 선형적으로 비례하므로, 미세펌프(118)는 정량의 액체를 미세유로(102)로 이송할 수 있어서 일회용 고정 볼륨 마이크로 피펫으로서 동작한다. 결과적으로 본 실시예에 의해 혈장을 추출하고 전달하는 독립형 LOC 장치가 손가락 혈액의 신속한 POC 분석을 위해 적용될 수 있다. The PDMS fine pump 118 is integrated in the sample analyzer 100 and utilizes the elastic restoring force of the PDMS. Through this embodiment, a micropump for active control of a microfluidic device in a disposable format can be manufactured in a low cost and mass production manner. The fine pump 118 may be acted upon by the force of the finger 120 as described above. In addition, since the working volume of the liquid is linearly proportional to the volume of the cavity 114 of the elastic fine pump 118, the fine pump 118 can transfer a fixed amount of liquid to the fine flow path 102, And operates as a micropipette. As a result, a stand-alone LOC device for extracting and delivering plasma according to the present embodiment can be applied for rapid POC analysis of finger blood.

전혈에서 적혈구를 분리해 내기 위해, 상업용 혈액 필터(112)가 미세유로(102)의 유체출입구(108)에 배치된다. PDMS 막(126)이 혈액 필터(112)의 아래에 부착되어 미세유로(102)의 위에 배치된다. 이 PDMS 막(126)은 미세펌프(118)로부터의 음압에 의해 혈장이 분리되는 중에 기밀 밀봉을 제공하며, 분리된 혈장(124)을 전달하기 위해 미세유로(102)로부터 용이하게 분리될 수 있다. In order to separate red blood cells from the whole blood, a commercial blood filter 112 is disposed at the fluid inlet 108 of the micro flow path 102. A PDMS membrane 126 is attached to the bottom of the blood filter 112 and is disposed on the micro channel 102. This PDMS membrane 126 can be readily separated from the microchannel 102 to provide a hermetic seal during plasma separation by negative pressure from the micropump 118 and to deliver the separated plasma 124 .

미세펌프(118)를 구성하기 위해, 리소그래피 방식으로 패턴을 형성한 금형 상에 PDMS를 주조함으로써 함몰된 패턴(caved pattern)을 갖는 탄성 구조체가 형성된다. 다음에, 경화된 PDMS 구조는 미세유로(102)의 공기출입구(110)에 부착되며, 미세유로(102)와 연통되는 공동(114)을 형성한다. 이 공동(114)의 부피를 제어함으로써, 미세유로(102)의 공기출입구(110)에서 PDMS 구조는 미세펌프로서 동작할 수 있다. In order to constitute the fine pump 118, an elastic structure having a caved pattern is formed by casting PDMS on a mold having a pattern formed by a lithography method. Next, the cured PDMS structure is attached to the air inlet 110 of the microchannel 102 and forms a cavity 114 communicating with the microchannel 102. By controlling the volume of the cavity 114, the PDMS structure at the air inlet 110 of the microchannel 102 can operate as a fine pump.

외부 시스템을 이용하는 대신에, 손가락(120)으로 미세펌프(118)를 누름으로써 펌핑 동작이 동작될 수 있다. 미세유로(102) 내로 끌려진 유체의 양은 PDMS 미세펌프(118)의 부피 변화와 밀접하게 관련이 있다. PDMS 구조가 원래의 형상을 회복할 때, 액체 움직임도 중지된다. 결과적으로, 마이크로 밸브 없이 유체의 이동은 개발된 미세펌프(118)에 의해 정확하게 제어될 수 있다. 본 명세서에서는 미세펌프(118)의 성능을 정량적으로 나타내기 위해, 계량 막대가 직선 채널을 따라 1mm 간격으로 배열된다. 패턴들이 PDMS 미세펌프(118)에 의한 용액의 섭취량을 측정하기 위해 눈금자로서 이용된다. Instead of using an external system, the pumping operation can be operated by pressing the fine pump 118 with the finger 120. The amount of fluid drawn into the microchannel 102 is closely related to the volume change of the PDMS fine pump 118. When the PDMS structure recovers its original shape, the liquid motion is also stopped. As a result, the movement of the fluid without the microvalve can be accurately controlled by the developed fine pump 118. In this specification, to quantitatively represent the performance of the fine pump 118, the metering bars are arranged at 1 mm intervals along the straight channel. The patterns are used as a scale to measure the amount of solution ingested by the PDMS fine pump 118.

탄성 미세펌프(118)는 단순히 딱딱한 금형에 PDMS 혼합물을 주입하여 제작하였다. 주형은 종래의 리소그래피 공정에 의해 제조한다. 금형의 제조를 위해, 시중에서 판매하는 감광성 폴리머 코팅된 플레이트(QS170F, TOYOBO CO., LTD., 일본)가 UV 광에 의해 노출된 후에, 포토폴리머 프로세서(A-4, TOTYBO CO., LTD., 일본) 내에서 현상되고, 플레이트의 경화를 위해 UV에 후노광 된다. The elastic fine pump 118 was manufactured by simply injecting a PDMS mixture into a hard mold. The mold is produced by a conventional lithography process. A photopolymer processor (A-4, TOTYBO CO., LTD.) Was used for the manufacture of molds after exposing the commercially available photosensitive polymer coated plate (QS170F, TOYOBO CO., LTD. , Japan) and exposed to UV for curing of the plate.

PDMS 혼합물을 만들기 위해, 경화제 및 실가드(Sylgard) 184 (듀퐁, 미국)가 1:10의 비율로 혼합되었다. 혼합한 후, PDMS 혼합물을 교반하는 동안 발생하는 기포를 제거하기 위해 진공 챔버 내에 PDMS를 배치한다. 이어서, PDMS를 금형에 붓고, 실온에서 72 시간 동안 경화시킨다. 제조된 PDMS 미세펌프(118)는 투명하고, 용액을 펌핑하는 복원력을 제공하는 우수한 기계적 탄성을 가지고 있다. To make the PDMS mixture, the curing agent and Sylgard 184 (DuPont, USA) were mixed in a ratio of 1:10. After mixing, the PDMS is placed in a vacuum chamber to remove air bubbles that occur during agitation of the PDMS mixture. The PDMS is then poured into a mold and cured at room temperature for 72 hours. The fabricated PDMS micropump 118 is transparent and has excellent mechanical elasticity to provide a resilient force to pump the solution.

PDMS 미세펌프(118)의 성능을 나타내기 위해, 미세펌프(118)의 각부의 치수가 설계된다. 미세펌프(118)의 치수적 효과를 분석하기 위해, 620 ㎛, 680 ㎛ 및 780 ㎛의 다양한 높이의 펌프(118)를 제조하고, 1 mm, 2 mm, 3 mm, 4 mm 및 5 mm의 직경이 되도록 설계한다. 감광성 중합체의 측벽을 고정된 기울기로 현상하기 때문에 미세펌프(118)는 도 2에 도시된 현미경 이미지와 같이 사다리꼴 형상의 단면을 가지고 있다. In order to demonstrate the performance of the PDMS fine pump 118, the dimensions of each part of the fine pump 118 are designed. To analyze the dimensional effects of the fine pump 118, pumps 118 of various heights of 620, 680, and 780 mu m were prepared and tested for the diameter of 1 mm, 2 mm, 3 mm, 4 mm, and 5 mm . Since the side wall of the photosensitive polymer is developed at a fixed inclination, the fine pump 118 has a trapezoidal cross section like the microscope image shown in Fig.

미세유로(102)는 핫 엠보싱(hot-embossing) 공정에 의해 PMMA(폴리메타크릴산 메틸, poly(methylmethacrylate)) 기판에 패터닝 된다. 빈 PMMA 기판을 엠보싱하기 위해, 이전에 보고된 SU-8 유도 니켈 전기 도금 기법에 의해 Ni 금형이 제조된다. 이어서, Ni 금형이 PMMA 기판의 아래에 적층되고, 핫 프레스(Qmesys, 한국)에 넣었다. 140의 엠보싱 온도에서, 10 바의 압력이 금형과 PMMA에 인가된다. 핫 엠보싱 공정 후에, 제조된 PMMA 기판은 유체출입구(108) 및 공기출입구(110)를 만들기 위해 드릴 가공된다. 다음에, 패터닝된 PMMA 기판이 미세유로(102)를 구현하기 위해 빈 PMMA와 융합되어 결합된다. 마지막으로, 제조된 PDMS 미세펌프(118)는 빠르게 건조하는 슈퍼 접착제(Toolspia, 한국)를 적용하여 PMMA 미세유로(102)에 부착된다. 도 3은 PMMA 미세유로(102)의 공기출입구(110)에 부착된 미세펌프(118)가 미세유로(102) 내로 시료를 끌어들이는 동작을 도시한다. The microchannel 102 is patterned on a PMMA (poly (methylmethacrylate)) substrate by a hot-embossing process. In order to emboss empty PMMA substrates, Ni molds are produced by the previously reported SU-8 induced nickel electroplating technique. Next, a Ni mold was laminated on the lower surface of the PMMA substrate and placed in a hot press (Qmesys, Korea). At an embossing temperature of 140, a pressure of 10 bar is applied to the mold and the PMMA. After the hot embossing process, the PMMA substrate that is manufactured is drilled to form a fluid inlet 108 and an air inlet 110. Next, the patterned PMMA substrate is fused and bonded to the vacant PMMA to realize the micro flow path 102. [ Finally, the manufactured PDMS fine pump 118 is attached to the PMMA micro flow path 102 by applying a quick drying super glue (Toolspia, Korea). 3 shows the operation in which the fine pump 118 attached to the air inlet 110 of the PMMA microchannel 102 draws the sample into the microchannel 102.

혈액 분리 동안의 기밀 밀봉과 혈장 전달을 위한 용이한 분리를 위해, 혈액 필터(Vivid 혈장 분리막, PALL, USA)는 양면 테이프(금성 K&T, 한국)로 PDMS 필름에 부착된다. 전혈로부터 혈장을 분리하는 것에 대한 필터 크기의 영향을 나타내기 위해, 혈액 필터는 0.25 ㎠, 0.5625 ㎠, 1 ㎠ 및 1.5625 ㎠의 제곱크기로 절단된다. 분리된 혈장이 미세유로(102)로 전송될 수 있는 구멍을 만들기 위해, 양면 테이프(128) 및 PDMS 필름(126)을 0.6 cm의 직경을 갖는 원형 구멍을 갖도록 펀칭한다. 필터(112) 및 PDMS 막(126)을 양면 테이프(128)에 의해 서로 부착한 후, 제조된 필터는 PMMA 미세유로(102)의 유체출입구(108)에 이음매 없이 부착한다. PMMA 미세유로(102)와 영구 접합하도록 PDMS 막(126)이 처리되지 않기 때문에, 혈액 필터(112)는 혈장 분리 후에 쉽게 제거될 수 있다. 혈장을 확보한 후, 혈액 필터(112)는 미세유로(102)로부터 조심스럽게 분리한다. 이어서, 분리된 혈장(124)의 양은 미세유로(102)를 따라 구비된 계량 막대를 이용하여 측정한다. A blood filter (Vivid plasma membrane, PALL, USA) is attached to the PDMS film with a double-sided tape (Venus K & T, Korea) for hermetic sealing during blood separation and easy separation for plasma transfer. To demonstrate the effect of filter size on separating plasma from whole blood, the blood filter is cut to a square size of 0.25 cm 2, 0.5625 cm 2, 1 cm 2 and 1.5625 cm 2. The double-sided tape 128 and the PDMS film 126 are punched to have a circular hole with a diameter of 0.6 cm to make a hole through which separated plasma can be transferred to the microchannel 102. [ After the filter 112 and the PDMS membrane 126 are attached to each other by the double-sided tape 128, the produced filter adheres seamlessly to the fluid inlet 108 of the PMMA microchannel 102. Since the PDMS membrane 126 is not treated to be permanently bonded to the PMMA microchannel 102, the blood filter 112 can be easily removed after plasma separation. After securing the plasma, the blood filter 112 carefully separates from the micro channel 102. Then, the amount of the separated plasma 124 is measured using a measuring bar provided along the micro flow path 102.

도 4(a)는 샘플의 유입 부피가 미세펌프(118)의 공동의 부피와 선형적으로 증가하는 것을 보여준다. 미세펌프(118)의 부피를 조사하기 위해, 미세펌프(118)의 단면을 현미경으로 관찰한다. 다음에, 미세펌프(118)의 높이와 폭을 측정하여 부피를 산출한다. 도 4(a)는 그래프의 기울기가 대략 1이고, 미세펌프(118)가 원래 부피와 동일한 양으로 액체를 끌어 당기는 것을 설명한다. 미세유로(102)에 끌려진 액체의 부피와 미세펌프(118)의 부피 사이에 강한 선형적 관계가 있으므로, 미세펌프(118)는 시료 용액의 정량의 부피를 추출하기 위해 설계될 수 있다. 특정 어플리케이션을 위한 부피를 설계하므로써, 미세펌프(118)는 비싼 피펫의 저렴하게 대체하는 정교한 디스펜서로서 이용될 수 있다. 4 (a) shows that the inlet volume of the sample increases linearly with the volume of the cavity of the micropump 118. To examine the volume of the fine pump 118, a cross section of the fine pump 118 is observed with a microscope. Next, the height and width of the fine pump 118 are measured to calculate the volume. Fig. 4 (a) illustrates that the slope of the graph is approximately 1, and the fine pump 118 draws liquid in the same amount as the original volume. Since there is a strong linear relationship between the volume of the liquid drawn into the microchannel 102 and the volume of the micropump 118, the micropump 118 can be designed to extract a volume of a predetermined amount of the sample solution. By designing the volume for a particular application, the fine pump 118 can be used as a sophisticated dispenser that replaces expensive pipettes inexpensively.

또한 도 4(b)에 도시된 바와 같이, 펌핑 부피는 미세펌프(118)로부터 손가락 힘을 해제하면 바로 빠르게 증가한다. 펌프(118)의 구조가 복원되면서 탄성 복원력에 의한 흡입 압력은 감소하고, 액체의 흡입량은 최종적으로 포화된다. 미세펌프(118)의 부피에 따라 특정 위치에서 용액이 정지하기 때문에, 마이크로 채널 내의 용액의 이동은 마이크로 밸브 없이 제어될 수 있다. Also, as shown in FIG. 4 (b), the pumping volume increases rapidly as soon as the finger force is released from the fine pump 118. As the structure of the pump 118 is restored, the suction pressure due to the elastic restoring force is reduced, and the suction amount of the liquid is finally saturated. Since the solution stops at a specific position according to the volume of the fine pump 118, the movement of the solution in the microchannel can be controlled without a microvalve.

도 4(c)는 미세펌프(118)의 펌핑 속도를 나타낸다. 미세펌프(118)는 PDMS의 복원력을 이용하기 때문에, 펌핑 속도는 미세펌프(118)로부터 압력이 해제된 직후에 가장 큰 값을 가지고, 미세펌프(118)가 원래의 형태로 복원되면서 마지막에는 0으로 포화된다. 미세펌프(118)의 직경이 증가할수록 펌핑 속도의 피크도 증가한다. 도 4(b)에 도시된 바와 같이, 각각의 PDMS 미세펌프(118)가 그 형상을 복원하는데 유사한 시간을 필요로 하므로, 더 큰 직경의 미세펌프(118)에 대해 증가된 변형 부피는 더 높은 펌핑 속도를 가져온다. 4 (c) shows the pumping speed of the fine pump 118. Fig. Since the fine pump 118 uses the restoring force of the PDMS, the pumping speed has the largest value immediately after the pressure is released from the fine pump 118, and the fine pump 118 is restored to its original shape, . As the diameter of the fine pump 118 increases, the peak of the pumping speed also increases. As shown in FIG. 4 (b), since each PDMS fine pump 118 requires a similar time to restore its shape, the increased deformation volume for the larger diameter fine pump 118 is higher Pumping speed is brought.

도 5는 개발된 장치에 의해 혈액 분리 및 전달의 전체 절차를 실행하는 것을 보여주는 사진이다. 전혈(30 ㎕)이 필터(112) 위에 적하되면, 미세펌프(118)에 적용된 손가락 힘을 서서히 해제하고, 혈장은 200 ㎛의 높이를 가진 미세유로(102)로 당겨진다. 미세유로(102)의 공기출입구(110)에서 미세펌프(118)에 의해 발생된 음압 때문에 PDMS 막 위의 혈액 필터(112)는 혈장 분리 동안 밀봉될 수 있다. 각 조건에 대해 분리 성능을 비교하기 위해 분리 시간은 모든 실험에 대해 3분으로 설정된다. Figure 5 is a photograph showing the whole procedure of blood separation and delivery performed by the developed device. When whole blood (30 μl) is dropped onto the filter 112, the finger force applied to the fine pump 118 is gradually released, and the plasma is drawn into the microchannel 102 having a height of 200 μm. The blood filter 112 on the PDMS membrane can be sealed during plasma separation due to the negative pressure generated by the fine pump 118 at the air inlet 110 of the microchannel 102. [ To compare separation performance for each condition, the separation time is set to 3 minutes for all experiments.

도 6(a)는 전혈 50 ㎕가 1cm X 1cm 필터(112)에 적하될 때 시간에 따른 분리된 혈장의 움직임을 도시하고 있다. 결과에서 알 수 있는 바와 같이, 미세펌프(118)로부터 힘을 해제한 후, 혈장 분리는 즉시 시작하고, 점차 느려지다가 3분 안에 마지막으로 멈춘다. 개발된 장치(100)에 의한 혈액/혈장 분리 성능은 적하된 혈액 부피와 혈액 필터(112)의 크기로 또한 나타낼 수 있다. 마이크로 채널의 유체출입구(108)에 1cm X 1cm의 고정된 크기로 혈액 필터(112)를 부착한 후, 혈장의 분리된 양은 제공된 혈액의 다양한 부피에 대해 측정된다. 도 6(b)에 나타낸 바와 같이, 분리된 혈장의 양은 적용된 혈액의 양에 따라 증가한다. 부착된 혈액 필터(112)의 크기 또한 전혈로부터 혈장을 분리하는 효율에 영향을 미친다. 전혈 30 ㎕를 제공할 때, 분리된 혈장의 양은 도 6(c)에 도시된 바와 같이 혈액 필터(112)가 더 작은 크기를 가질수록 증가한다. 혈액 필터(112)는 적혈구를 걸러 내는 많은 구멍을 가지고 있으므로, 필터(112)의 구멍이 충진된 후, 혈장은 필터(112)로부터 추출될 수 있다. 따라서 더 많은 혈액이 공급되면 필터(112)의 구멍을 채우고 남은 혈액이 증가하므로, 더 많은 양의 혈장 분리를 가져온다. 또한 더 작은 크기의 혈액 필터(112)는 더 작은 수의 필터(112)의 구멍을 가지므로, 필터(112)의 구멍은 더 작은 양의 혈액으로 채워질 수 있다. 따라서, 더 큰 양의 혈장을 더 작은 크기의 혈액 필터(112)와 더 많은 양의 제공된 혈액으로부터 확보할 수 있다. 이러한 결과를 토대로, 적절한 필터(112) 크기와 요구되는 혈액의 양이 장치 각각의 세부 사양에 따라 결정될 수 있다. 6 (a) shows the movement of the separated plasma over time when 50 占 퐇 of whole blood is dropped onto the 1 cm 占 1 cm filter 112. Fig. As can be seen from the results, after releasing the force from the fine pump 118, plasma separation begins immediately, gradually slows down, and finally stops within three minutes. Blood / plasma separation performance by the developed device 100 may also be expressed in terms of the volume of blood being dripped and the size of the blood filter 112. After attaching the blood filter 112 at a fixed size of 1 cm x 1 cm to the fluid inlet 108 of the microchannel, the discrete amount of plasma is measured for various volumes of the provided blood. As shown in Fig. 6 (b), the amount of plasma separated increases with the amount of applied blood. The size of the attached blood filter 112 also affects the efficiency of separating plasma from whole blood. When providing 30 μl of whole blood, the amount of separated plasma increases as the blood filter 112 has a smaller size, as shown in FIG. 6 (c). Since the blood filter 112 has many holes for filtering red blood cells, after the holes of the filter 112 are filled, the plasma can be extracted from the filter 112. Thus, as more blood is supplied, it fills the pores of the filter 112 and the remaining blood increases, resulting in a greater amount of plasma separation. Also, because the smaller size blood filter 112 has a smaller number of holes in the filter 112, the holes in the filter 112 can be filled with a smaller amount of blood. Thus, a larger amount of plasma can be obtained from a smaller size blood filter 112 and a greater amount of provided blood. Based on these results, the size of the appropriate filter 112 and the amount of blood required may be determined according to the detailed specifications of each of the devices.

지금까지 본 발명을 바람직한 실시 예를 참조하여 상세히 설명하였지만, 본 발명이 상기한 실시 예에 한정되는 것은 아니며, 이하의 특허청구범위에서 청구하는 본 발명의 요지를 벗어남이 없이 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 누구든지 다양한 변형 또는 수정이 가능한 범위까지 본 발명의 기술적 사상이 미친다 할 것이다.While the present invention has been particularly shown and described with reference to exemplary embodiments thereof, it is to be understood that the invention is not limited to the disclosed exemplary embodiments, but, on the contrary, It will be understood by those skilled in the art that various changes in form and details may be made therein without departing from the spirit and scope of the invention as defined by the appended claims.

100 : 시료 분리 장치 102 : 마이크로 유로
104 : 상부 기판 106 : 하부 기판
108 : 유입구 110 : 유출구
112 : 혈액 필터 114 : 공동
116 : 누름부 118 : 마이크로 펌프
120 : 손가락 122 : 혈액
124 : 분리된 혈장 126 : PDMS 막
128 : 양면 접착제100: sample separation device 102: micro-
104: upper substrate 106: lower substrate
108: inlet 110: outlet
112: blood filter 114:
116: pushing part 118: micro pump
120: finger 122: blood
124: separated plasma 126: PDMS membrane
128: double-sided adhesive

Claims (8)

유로를 형성하는 상부 기판 및 하부 기판과,
상기 상부 기판을 관통하여 상기 유로의 일단과 타단에 각각 형성되는 유체출입구 및 공기출입구와,
상기 상부 기판에 부착되며 상기 유체출입구를 커버하는 시료 필터와,
상기 상부 기판의 상면(上面)에 부착되며, 상기 상부 기판의 상면(上面)에서 돌출된 형태의 누름부를 구비하고, 상기 공기출입구를 커버하며 상기 공기출입구와 연통하는 공동(cavity)을 상기 누름부의 아래에 구비하고, 탄성 구조체인 펌프를
포함하고,
상기 누름부에 힘이 인가되면 상기 공동이 상기 상부 기판의 상면(上面)에 압착되는 것을 특징으로 하는 시료 분석 장치.
An upper substrate and a lower substrate,
A fluid inlet and an air inlet formed at one end and the other end of the flow path through the upper substrate,
A sample filter attached to the upper substrate and covering the fluid inlet and outlet,
And a pressing portion which is attached to an upper surface of the upper substrate and protrudes from an upper surface of the upper substrate, the cavity covering the air inlet and communicating with the air inlet, And a pump, which is an elastic structure,
Including,
And the cavity is pressed onto the upper surface of the upper substrate when a force is applied to the pressing portion.
제1항에 있어서,
상기 펌프는 사다리꼴 형상의 단면을 갖는 것을 특징으로 하는 시료 분석 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the pump has a trapezoidal cross section.
제2항에 있어서,
상기 펌프는 PDMS((Polydimethylsiloxane), 이소프렌 고무, 실리콘 고무, 우레탄 고무, 부타디엔 고무, 스틸렌부타디엔 고무, 아크릴로니티릴부타디엔 고무, 클로로프렌 고무, 에틸렌프로필렌 고무, 부틸 고무, 클로로술폰화 폴리에틸렌 고무, 아크릴 고무, 다황화 고무, 불소 고무, 에피클로로히드린 고무, 폴리에틸렌, 폴리프로필렌 등으로 이루어진 군에서 선택된 적어도 하나로 형성되는 것을 특징으로 하는 시료 분석 장치.
3. The method of claim 2,
The pump may be any one of PDMS (Polydimethylsiloxane), isoprene rubber, silicone rubber, urethane rubber, butadiene rubber, styrene butadiene rubber, acrylonitrile butadiene rubber, chloroprene rubber, ethylene propylene rubber, butyl rubber, chlorosulfonated polyethylene rubber, , At least one selected from the group consisting of polysulfide rubber, fluorine rubber, epichlorohydrin rubber, polyethylene, polypropylene, and the like.
제1항에 있어서,
상기 펌프 또는 시료 필터는 탈부착 가능한 것을 특징으로 하는 시료 분석 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the pump or the sample filter is detachable.
제1항에 있어서,
상기 시료 필터는 상기 상부 기판에 접합되는 것을 특징으로 하는 시료 분석 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the sample filter is bonded to the upper substrate.
제1항에 있어서,
상기 펌프는 다수 부착되어 있어서 시료의 순차적인 이동이 가능한 것을 특징으로 하는 시료 분석 장치.
The method according to claim 1,
Wherein a plurality of the pumps are attached, so that the sample can be sequentially moved.
제1항에 있어서,
상기 펌프의 공동에 채워진 시약을 더 구비하고,
상기 시약은 상기 펌프를 누를 때 상기 유로 내로 공급되어 상기 시료 필터를 통과한 시료와 반응하도록 한 것을 특징으로 하는 시료 분석 장치.
The method according to claim 1,
Further comprising a reagent filled in the cavity of the pump,
Wherein the reagent is supplied into the channel when the pump is pushed so as to react with the sample passed through the sample filter.
제1항에 있어서,
상기 시료 필터를 통과한 시료와 반응하는 시약을 상기 유로 내에 더 구비하는 것을 특징으로 하는 시료 분석 장치. The method according to claim 1,
And a reagent reacting with the sample having passed through the sample filter is further provided in the flow path.
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Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20190059714A (en) * 2017-11-23 2019-05-31 한국전자통신연구원 Diagnostic apparatus and method of analysis using the same

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