WO2011112023A2 - 혈구 분리 칩 - Google Patents

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WO2011112023A2
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오종현
김재정
박은희
박지영
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Definitions

  • the present invention relates to a blood cell separation chip, and more particularly, to a blood cell separation chip capable of separating plasma from blood using capillary force and preventing blood leakage in an unwanted direction.
  • the background art described above is technical information possessed by the inventors for the derivation of the present invention or acquired during the derivation process of the present invention, and is not necessarily a publicly known technique disclosed to the general public before the application of the present invention.
  • the present invention is to provide a blood cell separation chip that can increase the recovery rate of the plasma (plasma) component isolating blood cells from the blood through a membrane (Membrane).
  • the present invention is to provide a blood cell separation chip that facilitates the collection and loading of blood by using a blood collection structure that can be fastened to the substrate structure, while preventing leakage in an unwanted direction.
  • the upper portion is formed a portion of the channel for fixing the membrane so that at least one edge (non-contact), and providing a path for the plasma component separated from the blood by the membrane to proceed in one direction Board; And a lower substrate bonded to the upper substrate to form another portion of the channel to form the channel, wherein the plasma component is moved along the channel by capillary force at a position corresponding to one side of the lower surface of the membrane.
  • a blood cell separation chip is provided.
  • the lower substrate includes a plurality of first microchannels protruding from the lower substrate, the first microchannels being arranged to be narrow in the advancing direction of the plasma component, the first microchannels contacting one side of the bottom surface of the membrane.
  • the second microchannel unit may include a second microchannel in which a plurality of second microchannels protrude to correspond to a position of the washing unit.
  • the channel surface of the reaction channel portion and the lower surface of the bonding wall may have a step to form a channel wall when the upper substrate and the lower substrate are bonded.
  • the blood collection structure may include a membrane that separates the blood into the plasma component and the blood cell component; And an arch-shaped support and a central portion of the support may include a blood injection channel portion formed therein a blood injection channel through which the blood is sucked by the capillary force.
  • the upper substrate may further include a washing part hole connected to the other end of the washing part to induce the progress of the plasma component.
  • the filter pressing piece may be disposed perpendicular to the advancing direction of the plasma component so that the pressing force is applied to the upper surface position of the membrane corresponding to both outer regions of the first microchannel part.
  • the sampler fastening part is formed of a fitting protrusion having a predetermined thickness and height
  • the substrate fastening part is formed of a fitting groove having a thickness and a depth corresponding to the fitting protrusion piece, so that the substrate structure and the blood collection structure are fitted. Can be combined.
  • the sensitivity of the diagnostic chip may be improved by maximizing the antigen / antibody reaction by increasing the recovery rate of plasma components from which blood cells are separated from blood through the membrane.
  • a blood collection structure that can be fastened to the substrate structure can be used to facilitate the collection and loading of blood while preventing leakage in unwanted directions.
  • 1 is a plan view of the upper substrate of the blood cell separation chip according to an embodiment of the present invention.
  • Figure 4 is a perspective view of the lower substrate shown in FIG.
  • 5 and 6 are a plan view and a perspective view showing a combined state of the upper substrate and the lower substrate of the blood cell separation chip according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a plan view of the upper substrate of the blood cell separation chip according to another embodiment of the present invention.
  • 9 and 10 are a perspective view and a side view according to a first embodiment of a sampler included in a blood cell separation chip according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a view showing the position of the membrane in the substrate structure and the sampler combined according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a plan view of an upper substrate of a blood cell separation chip according to an embodiment of the present invention
  • Figure 2 is a perspective view of the upper substrate shown in Figure 1 from below
  • Figure 3 is a blood cell according to an embodiment of the present invention 4 is a plan view of a lower substrate of the separation chip
  • FIG. 4 is a perspective view of the lower substrate shown in FIG. 3
  • FIGS. 5 and 6 illustrate an upper substrate and a lower substrate of the blood cell separation chip according to an embodiment of the present invention.
  • Top and perspective views showing the combined state. 1 to 6, the blood cell separation chip 1, the upper substrate 10, the lower substrate 20, the membrane 30, the blood inlet 11, the reaction channel unit 14, and the washing unit 15. ), Washing hole 16, filter fixing guide 12, filter bar 13, first microchannel portion 21, second microchannel portion 23, induction channel portion 22, filter guide Holes 24a, 24b and 24c, matching grooves 19 and matching protrusions 29 are shown.
  • the blood cell separation chip 1 separates a blood cell component, which is a factor that may be disturbed in the diagnosis using blood, through the membrane 30, and the upper substrate 10 and the lower substrate 20 are bonded to each other. It provides a path for the plasma component separated by 30 to proceed in one direction.
  • Plasma components are collected in the first microchannel portion 21 in contact with one side of the lower surface of the membrane 30, and the reaction channel portion 14 of the upper substrate 10 via the induction channel portion 22 by capillary force.
  • the upper surface of the lower substrate 20 flows into the reaction channel, and proceeds to the path to the second microchannel unit 23 positioned in the washing unit 15.
  • the reaction channel portion 14 and the washing portion 15 formed on the upper substrate 10 correspond to some of the channels for providing a path for the plasma component
  • the induction channel unit 22 and the second microchannel unit 23 correspond to another part of the channel.
  • the membrane 30 has an asymmetric shape on the upper side and the lower side, and the size of the pores constituting the membrane 30 gradually decreases from the top to the bottom. Therefore, the components having different sizes in the blood proceeds downward of the membrane 30 according to the size of the pores, and the blood cells are caught in the specific size pores, so that the plasma components from which the blood cells are separated are finally filtered.
  • the material of the membrane 30 may be, for example, polysulfone.
  • the upper substrate 10 has a blood inlet 11 through which blood is injected, a reaction channel portion 14 which is a passage through which plasma components separated by the membrane 30 proceed by capillary force, and a reaction channel portion 14. Washing unit 15 is formed is filled with the plasma components passing through. Washer holes 16 may be further formed which are connected to the ends of wash units 15 to create a flow of pressure and air in the channels.
  • the bonding solvent injection unit 18 is formed at one or more positions of the outer circumference of the bonding wall 17 so that the bonding solvent may be injected when the upper substrate 10 and the lower substrate 20 are bonded to each other.
  • the edge of the joint surface may be formed with a fine chamfer so that the bonding solvent flows well.
  • various methods such as ultrasonic bonding, thermal bonding, and bonding by pressure may be used.
  • a filter fixing guide 12 is formed around the inner side of the blood inlet 11 so that the membrane 30 can be fixed at a predetermined position.
  • the plurality of filter fixing guides 12 are illustrated to be located to face each other with respect to the AA line, which is the center line in the direction in which the plasma component proceeds, for example, on the upper substrate 10, but the scope of the present invention is directed to It is not limited.
  • the filter fixing guide 12 may minimize its own area or may be in contact with the membrane 30. It can be formed to be minimized.
  • the filter fixing guide 12 may have a step with the joint surface to prevent the lost blood from leaking or progressing through the joint surface.
  • the filter bar 13 is a membrane 30 facing the reaction channel portion 14 in order to prevent the blood (E) from the edge (E1) corresponding to one end of the membrane 30 to reach the reaction channel portion 14 to advance the blood.
  • One end of the upper portion is bent upward so that the edge E1 is not in contact with the upper substrate 10.
  • the filter fold bar 13 may also be formed to have a minimum area, and prevents blood from being lost in a portion where the upper surface of the membrane 30 abuts in a direction where the upper surface of the membrane 30 is in contact with the joint surface.
  • an antigen / antibody reaction occurs, and an assay may be performed through biological treatment.
  • an assay may be performed through biological treatment.
  • the plasma component passed through the membrane 30 after evenly applying the primary capture antibody to the lower substrate 20 the antigen contained in the plasma component is combined with the primary capture antibody.
  • the reaction can be performed by binding the antigen and the secondary antibody by reacting the antigen captured by the primary capture antibody with the secondary antibody labeled with the fluorescent material applied in the reaction channel portion 14.
  • the washing unit 15 may have a volume larger than the total fluid amount of the plasma component separated by the membrane 30 and increase the capillary force by having the largest surface area.
  • the washing part hole 16 is a through hole connected to the other end of the washing part 15, and induces a pressure and air flow in the channel to direct the plasma component to the washing part 15.
  • the lower substrate 20 has a first microchannel portion 21 protrudingly formed so as to have a narrow width in the + X-axis direction along one direction of the plasma component on one side thereof, and a width along the traveling direction of the plasma on the other side of the lower substrate 20.
  • a second microchannel portion 23 is formed to protrude so as to widen.
  • the first microchannel portion 21 is formed at a position where the membrane 30 is placed, that is, a position corresponding to the blood inlet 11 of the upper substrate 10, and has an embossed structure in contact with the bottom surface of the membrane 30. (See B of FIG. 4). Plasma components filtered through the membrane 30 are directed and gathered to the reaction channel portion 14 by capillary force, thereby reducing the dead volume of the plasma components.
  • the first microchannel portion 21 has a shape that is the same width as that of the reaction channel portion 14, for example, a fan-shaped shape, so that the width thereof is narrowed in the advancing direction of the plasma component and thus advantageously flows into the reaction channel portion 14. It consists of a plurality of microchannels arranged, the efficiency varies depending on one or more of the interval, height between each microchannel. For example, in the flow of fluid using capillary force, the more the surface area becomes, the more efficient the bar area becomes.
  • the first microchannel portion 21 has a microchannel size of several micrometers that is very small compared to other channels in the same volume, so that the capillary force is increased by increasing the surface area in the channel and the recovery of plasma components with a high yield compared to the blood volume is achieved.
  • a small amount of plasma components can be easily filtered into the reaction channel portion 14.
  • the lower substrate 20 may further include an induction channel part 22 connected to one end of the first microchannel part 21 to guide the plasma component separated through the membrane 30 to the reaction channel part 14. Can be.
  • the microchannel constituting the first microchannel portion 21 is formed in substantially the same or similar shape and the same size to function as an extension of the first microchannel portion 21.
  • the upper surface of the induction channel wall separating each induction channel of the induction channel part 22 may be implemented so that there is no step with the lower surface of the upper substrate 10.
  • the volume to be filled in the same section is less, it may be easy to guide even a small amount of plasma components to the reaction channel unit (14).
  • the second microchannel unit 23 is implemented as a plurality of microchannels so that the plasma component passing through the reaction channel unit 14 can be introduced into the washing unit 15 quickly and easily.
  • the second microchannel portion 23 is filled with the plasma components filtered by the membrane 30, so long as it can accommodate a large volume.
  • the second microchannel unit 23 may have a plurality of microchannels arranged in a fan shape having a wider width along the advancing direction of the plasma component, thereby maximizing capillary force. Due to the maximization of capillary force, the plasma component may be filled up to the end of the maximum region (eg, the distal end of the second microchannel portion 23).
  • Filter guide holes 24a, 24b, and 24c may be formed. This is because the blood loaded on the upper surface of the membrane 30 through the hydrophilic surface is likely to leak when each edge of the membrane 30, that is, the cutting surface, contacts the structure of the lower substrate 20 or / and the upper substrate 10. This is to prevent this.
  • the lower surface of the membrane 30 when the blood loaded on the upper surface of the membrane 30 is in contact with the structure of the lower substrate 20 or / and the upper substrate 10 may penetrate toward the lower surface of the membrane 30, the lower surface of the membrane 30 The seeped blood is likely to flow into the reaction channel portion 14. Only the plasma component filtered by the membrane 30 should be present on the lower surface of the membrane 30. At least one filter guide hole 24a, 24b may be used to eliminate the infiltration of blood into the reaction channel unit 14. , 24c) may be formed.
  • the filter guide holes 24a, 24b, and 24c prevent the flow of blood to other sites even when excessive amounts of blood are injected onto the membrane 30, and the area where the membrane 30 comes into contact with the substrate structure, particularly the lower substrate 20.
  • the concentration of the plasma components filtered by the first microchannel portion 21 in contact with the lower surface of the membrane 30 can be concentrated.
  • each filter guide hole 24a, 24b, 24c is shown as having a long rectangular shape in the Y-axis direction and two trapezoidal shapes that are symmetrical with each other about the first microchannel portion 21, this is one embodiment.
  • the shape is such that the other edges of the membrane 30 are in minimum contact with the lower substrate 20.
  • the first edge E1 of the membrane 30 is bent upwards (+ Z axis), and the second edge E2 is positioned on the first filter guide hole 24a.
  • Most of the third and fourth edges E3 and E4 are positioned on the second and third filter guide holes 24b and 24c, and each edge of the membrane 30 is formed of a substrate structure, that is, an upper substrate (i.e. 10) and the lower substrate 20 to be in contact with the maximum possible.
  • the membrane 30 may be inserted before or after the bonding of the upper substrate 10 and the lower substrate 20.
  • the filter fixing guide 12 may have a step with the bonding surface. So that they can be easily inserted and fixed,
  • plasma processing may be performed on the upper substrate 10 and the lower substrate 20. This reduces the surface tension due to the small structure size of the microchannels, and hydrophilicly reforms the surface in micro-channels such as the reaction channel portion 14 to increase capillary force and increase the flow of plasma components. It can be made smoothly.
  • FIG. 7 is a plan view of the lower substrate of the blood cell separation chip according to another embodiment of the present invention
  • Figure 8 is a plan view of the upper substrate of the blood cell separation chip according to another embodiment of the present invention
  • Figures 9 and 10 the present invention 11 is a perspective view and a side view of a sampler included in a blood cell separation chip according to another embodiment of the present invention
  • FIG. 11 is a substrate structure in which a lower substrate and an upper substrate of the blood cell separation chip are bonded to each other according to another embodiment of the present invention.
  • 12 is a perspective view illustrating a state in which a sampler having a membrane inserted therein is coupled, and FIG.
  • FIGS. 13 and 14 A perspective view and a side view according to a second embodiment of a sampler included in a blood cell separation chip according to another embodiment of the present invention.
  • the blood cell separation chip 100 the upper substrate 110, the lower substrate 120, the substrate structure 102, the sampler 130, 130a, and 130b, the membrane 140, and the blood collection Structure 104, blood injection channel portion 131, 150, blood injection channel 132, 152, filter pressing piece 133, 151, channel support 153, support 134, 154, filter insertion groove ( 135, 155, substrate fastening portions 136, 156, substrate insertion grooves 136a, 156a, reaction channel portion 114, washing portion 115, washing portion hole 116, first microchannel portion 121 ),
  • the second microchannel unit 123, the induction channel unit 122, the sampler fastening unit 124, the recess 124a, and the fitting protrusion 124b are illustrated.
  • Blood cell separation chip 100 the substrate structure 102, the upper substrate 110 is bonded to the upper side of the lower substrate 120, and the blood collecting membrane 140 is inserted into the sampler 130 The structure 104.
  • the blood collection structure 104 facilitates blood injection using the sampler 130, is fastened to the substrate structure 102 in a state where a predetermined volume of blood is filled therein, and the membrane 140 with respect to the collected blood. Separation is made through) and the plasma component is introduced into the reaction channel unit 114 through the first microchannel unit 121 to proceed to the washing unit 115.
  • the upper substrate 110 Compared to the upper substrate 10 shown in FIGS. 1 and 2, the upper substrate 110 according to the present exemplary embodiment has a structure in which the blood inlet 11, the filter fixing guide 12, and the filter folding bar 13 are removed. .
  • the upper substrate 110 has a reaction channel portion 114 which is a passage through which plasma components separated by the membrane 140 proceed by capillary force, and a washing portion in which plasma components passed through the reaction channel portion 114 are filled ( 115 is formed.
  • a washing hole 116 connected to the end of the washing unit 115 to create a flow of pressure and air in the channel may be further formed.
  • a bonding wall 117 having a predetermined height surrounds the reaction channel part 114, the washing part 115, and the washing part hole 116, and the bonding wall 117 when the upper substrate 110 and the lower substrate 120 are bonded to each other. ), That is, the joining surface abuts against the lower substrate 120.
  • the bonding surface and the channel surface of the reaction channel part 114 have a step so that the bonding wall 117 forms a channel wall when it is later bonded to the lower substrate 120.
  • the bonding solvent injection unit 118 is formed at one or more positions of the outer circumference of the bonding wall 117, the bonding solvent may be injected when the upper substrate 110 and the lower substrate 120 are assembled.
  • the edge of the joint surface may be formed with a fine chamfer so that the bonding solvent flows well.
  • various methods such as ultrasonic bonding, thermal bonding, and bonding by pressure may be used.
  • the reaction channel part 114 forms a reaction channel among the progress paths between the upper surface of the lower substrate 120, and is a passage through which the plasma component in which the blood cell component is separated through the membrane 140 proceeds.
  • the flow rate of the plasma component may vary depending on one or more of the length, width, height, and volume of the reaction channel unit 114.
  • the bioreagent is applied to the reaction channel part 114 so that the antigen / antibody reaction may occur, and the measurement may be performed through biological treatment.
  • the washing unit 115 is a space in which one end is connected to the reaction channel unit 114 and the plasma components that are advanced through the reaction channel unit 114 are filled and collected.
  • the flow rate may vary according to one or more of the length, width, height, and volume of the washing part 115.
  • the washing unit 115 may increase the capillary force according to the step difference from the reaction channel unit 114.
  • the washing part hole 116 is a through hole connected to the other end of the washing part 115 and creates a pressure and an air flow in the channel to induce its progress toward the washing part 115.
  • the lower substrate 120 has a first microchannel portion 121 protruding to be narrowed in the + X-axis direction along the advancing direction of the plasma component on one side thereof, and a width along the advancing direction of the plasma on the other side thereof.
  • a second microchannel portion 123 is formed to protrude to widen.
  • the first microchannel portion 121 is formed at a position where the membrane 140 is placed, that is, a position at which the sampler 130 is fastened, and has a relief structure in contact with the bottom surface of the membrane 140. Plasma filtered through the membrane 140 is directed and collected in the reaction channel portion 114 by capillary force.
  • the first microchannel portion 121 has a shape that is the same width as that of the reaction channel portion 114, for example, in a fan shape, so that the width thereof is narrowed in the advancing direction of the plasma component to facilitate the inflow into the reaction channel portion 114. It consists of a plurality of microchannels arranged, the efficiency varies depending on one or more of the interval, height between each microchannel.
  • Sampler fastening portions 124 are formed at both sides of the first microchannel portion 121 to allow the blood collection structure 102, particularly the sampler 130, to be coupled.
  • the sampler fastening part 124 is fastened to the substrate fastening part 136 of the sampler 130 to be described later, so that the sampler 130 is fixedly coupled to a predetermined position.
  • Various fastening methods may be used depending on the shape of the sampler fastening part 124 and the substrate fastening part 136.
  • the spacing d2 of the sampler fastening portion 124 corresponds to the spacing d2 between the substrate fastening portions 136 formed between both ends of the support 134 of the sampler 130. Therefore, when the width of the lower substrate 120 is relatively larger than the distance between both ends of the support 134 of the sampler 130, positions corresponding to both sides of the first microchannel portion 121 in the lower substrate 120.
  • the substrate edge of the substrate may be formed in a recessed structure toward the first microchannel portion 121, and a sampler fastening portion 124 may be formed in the recessed portion.
  • the first microchannel unit 121 increases the capillary force by increasing the surface area in the channel and advantageously increases the yield of plasma compared to the blood volume. Even if a small amount of plasma is filtered, it can be easily introduced into the reaction channel unit 114.
  • the lower substrate 120 may further include an induction channel part 122 connected to one end of the first microchannel part 121 to guide plasma separated through the membrane 140 to the reaction channel part 114. have.
  • the microchannel constituting the first microchannel portion 121 is formed in substantially the same or similar shape and the same size to function as an extension of the first microchannel portion 121.
  • the upper surface of the induction channel wall separating each induction channel of the induction channel unit 122 may be implemented so that there is no step with the lower surface of the upper substrate 110. In this case, it may be easy to guide the reaction channel part 114 even a small amount of plasma components in the volume filled in the same section.
  • the second microchannel unit 123 is implemented as a plurality of microchannels so that the plasma component passing through the reaction channel unit 114 can be introduced into the washing unit 115 quickly and easily.
  • the second microchannel portion 123 is filled with the plasma components filtered by the membrane 140, so long as it can accommodate a large volume.
  • the second microchannel unit 123 may maximize a capillary force because a plurality of microchannels are arranged in a fan shape having a wider width along the advancing direction of the plasma component. Due to the maximization of the capillary force, the plasma and the bioreagent may be filled up to the end of the maximum region (eg, the distal end of the second microchannel portion 123).
  • the upper substrate 110 and the lower substrate 120 are joined so that the washing part 115 and the second microchannel part 123 correspond to each other to form the substrate structure 102.
  • the upper substrate 110 and the lower substrate 120 may be disposed and bonded to each other by using a matching groove and a matching protrusion.
  • the blood collection structure 104 includes a sampler 130 in which blood is received and received, and a membrane 140 fitted to a lower end of the sampler 130. Since the membrane 140 is the same as the membrane 30 described above with reference to FIGS. 5 and 6, a detailed description thereof will be omitted.
  • the sampler 130 included in the blood collection structure 102 may have various embodiments as follows depending on the position where the pressing force by the pressing piece is applied to the membrane 140.
  • the sampler 130a includes a blood injection channel through which blood is sucked by capillary force into an arch-shaped support 134 and a central portion of the support 134.
  • 132 includes a blood injection channel portion 131 is formed in the vertical direction, that is, the Z-axis direction.
  • Both ends of the support 134 are combined with the filter insertion groove 135 into which the membrane 140 is inserted and the sampler fastening portion 124 of the lower substrate 120 to form the substrate structure 102 and the blood collection structure 104.
  • the substrate fastening portion 136 to be fastened is formed.
  • a fitting protrusion 124b having a predetermined thickness and a height is formed in the recess 124a of the lower substrate 120, and as an example of the substrate fastening part 136, a support ( The case where the fitting groove 136a having a thickness and a depth corresponding to the fitting protrusion 124b is formed at both ends of the 134 is illustrated.
  • the interval between the ends of the fitting protrusion 124b formed on the lower substrate 120 is d2, and the interval between the portions where the fitting protrusion 124b starts is d1 (d1 ⁇ d2).
  • the sampler 130a is lowered with respect to the lower substrate 120 of the substrate structure so that the fitting protrusion pieces 124b are fitted to the substrate fitting grooves 136a. It has a structure that is, both ends of the support 134 in the lower portion of the substrate fitting groove 136a has an inclined structure that is widened downward to facilitate the fitting coupling.
  • the upper end of the blood injection channel portion 131 protrudes upward from the center of the support 134 and receives blood from the outside.
  • the injected blood proceeds downward by capillary force so that a predetermined volume of blood is filled in the blood injection channel 132.
  • the blood injection channel 132 is chemically coated (eg, thrombin coating), so that the fibrinogen in the blood component is activated by fibrin by thrombin to cause blood coagulation, and the serum collected by passing through the membrane 140 at this time.
  • the plasma flowed into the reaction channel part 114 or the blood injection channel 132 has no chemical coating, and blood collected by the anticoagulant (for example, EDTA) through the membrane 30 is collected only through the reaction channel part ( 114).
  • the anticoagulant for example, EDTA
  • a filter pressing piece 133 is formed at both sides of the blood injection channel 132 in the inverted Y-shape and perpendicular to the advancing direction of the plasma component.
  • the membrane 140 inserted into the) is forced downward and the membrane 140 is in close contact with the first microchannel portion 121 when the sampler 130a and the substrate structure 102 are fastened.
  • the position where the pressing force by the filter pressing piece 133 acts is preferably an upper surface position corresponding to the lower surface position of the membrane 140 in contact with the outer region of the first microchannel portion 121.
  • the central portion of the membrane 140 Due to the embossed structure of the first microchannel portion 121, the central portion of the membrane 140 has a convex shape in an upward direction, and sucks the blood filled in the blood injection channel 132 from the lower end of the blood injection channel 132. Blood separation is started (see FIG. 12). The separated plasma component may be introduced into the reaction channel portion 114 through the first microchannel portion 121 in which the membrane 140 is in close contact with the filter pressing piece 133.
  • the first microchannel unit 121, the induction channel unit 122, and the second microchannel unit 123 are inserted into the filter insertion groove 135 and the substrate in the sampler 130a on the upper surface of the lower substrate 120.
  • the protrusions 125 may be positioned on the protruding protrusion 125 to have a height substantially equal to the distance h between the grooves 136a.
  • the sampler 130b has a blood injection channel through which blood is sucked by capillary force into an arch-shaped support 154 and a central portion of the support 154.
  • 152 includes a blood injection channel portion 150 is formed in the vertical direction, that is, the Z-axis direction.
  • the substrate structure 102 and the blood collection structure 104 are combined with the filter inserting groove 155 into which the membrane 140 is inserted and the sampler fastening portion 124 of the lower substrate 120.
  • the substrate fastening portion 156 to be fastened is formed.
  • the blood injection channel part 150 is provided with a channel support part 153 between the supporter 154 so that the blood injection channel part 150 is supported at both sides, so that the blood injection channel is later connected to the substrate structure 102.
  • the first microchannel unit 121 is positioned below the unit 150.
  • a fitting protrusion 124b having a predetermined thickness and a height is formed in the recess 124a of the lower substrate 120, and as an example of the substrate fastening part 156, a support ( The case where the fitting groove 156a having a thickness and a depth corresponding to the fitting protrusion 124b is formed at both ends of the 154 is illustrated.
  • the interval between the ends of the fitting protrusion 124b formed on the lower substrate 120 is d2, and the interval between the portions where the fitting protrusion 124b starts is d1 (d1 ⁇ d2).
  • the sampler 130b is lowered relative to the lower substrate 120 of the substrate structure so that the fitting protrusion 124b is fitted into the substrate fitting grooves 156a. It has a structure that is fastened, both ends of the support 134 in the lower portion of the substrate fitting groove 156a has an inclined structure that is widened downward to facilitate the fitting coupling.
  • the upper end of the blood injection channel unit 150 protrudes upward from the center of the support 154 and receives blood from the outside.
  • the injected blood proceeds downward by capillary force so that a predetermined volume of blood is filled in the blood injection channel 152.
  • the inner diameter of the blood injection channel 152 is very small, so that a large surface tension is applied, and thus blood may be collected in the blood injection channel 152.
  • a filter pressing piece 151 is formed at a lower end of the blood injection channel unit 150 in a reverse Y-shape on both sides of the blood injection channel 152 in parallel with the advancing direction of the plasma component.
  • the filter pressing piece 151 has a shape rotated by 90 degrees as compared with the filter pressing piece 133 shown in FIGS. 9 and 10.
  • the filter pressing piece 151 rotated 90 degrees as described above allows the blood filled in the blood injection channel 152 to have a narrow width toward the reaction channel portion 114.
  • the filter pressing piece 151 causes the membrane 140 inserted into the filter insertion groove 155 to receive downward force, and when the sampler 130b and the substrate structure 102 are fastened to each other, the membrane 140 is firstly provided. To be in close contact with the fine channel portion 121.
  • the position where the pressing force by the filter pressing piece 151 acts corresponds to the lower surface position of the membrane 140 in contact with the front end and the rear end of the first microchannel part 121 based on the advancing direction of the plasma component. It is preferable that it is an upper surface position.
  • the center of the membrane 140 has a convex shape to face upward, and the blood filled in the blood injection channel 152 from the lower end of the blood injection channel 152. Suck it up and start separating blood.
  • the separated plasma component may be introduced into the reaction channel portion 114 through the first microchannel portion 121 in which the membrane 140 is in close contact with the filter pressing piece 151.
  • the first microchannel unit 121, the induction channel unit 122, and the second microchannel unit 123 may include the filter insertion groove 155 of the sampler 130b on the upper surface of the lower substrate 120.
  • the protrusion 124 may be positioned on the protruding portion 125 to have a height substantially equal to the distance h between the substrate insertion grooves 156a.

Abstract

모세관력을 이용하여 혈액으로부터 혈장을 분리하되 원치 않는 방향으로의 혈액 누수를 방지할 수 있는 혈구 분리 칩이 개시된다. 하나 이상의 에지가 비접촉되도록 멤브레인을 고정시키고, 상기 멤브레인에 의해 혈액으로부터 분리된 혈장성분이 일 방향으로 진행되도록 하는 경로를 제공하기 위한 채널의 일부가 형성된 상부기판 및 상기 상부기판과 접합하여 상기 채널을 형성하는 상기 채널의 다른 일부가 형성되고, 상기 멤브레인의 하면 일측에 대응되는 위치에 상기 혈장이 모세관력에 의해 상기 채널을 따라 진행하도록 하는 하부기판을 포함하는 혈구 분리 칩에 의하면, 멤브레인의 각 에지가 상부기판과 하부기판이 접합한 구조물에 최대한 비접촉되도록 하여 로딩된 혈액이 원치 않는 방향으로 누수되는 것을 방지할 수 있다.

Description

혈구 분리 칩
본 발명은 혈구 분리 칩에 관한 것으로, 보다 상세하게는 모세관력을 이용하여 혈액으로부터 혈장을 분리하되 원치 않는 방향으로의 혈액 누수를 방지할 수 있는 혈구 분리 칩에 관한 것이다.
현재 바이오산업에서 현장진료기기(Point of Care, POC) 및 랩온어칩(Lab-on-a-chip, LOC: 칩 위의 실험실이라는 의미로서, 작은 칩 내에서 한번에 각종 질병을 진단할 수 있는 기술)에 대한 연구와 제품화가 많이 이루어지고 있다. 이러한 현장진료기기 또는 랩온어칩을 이용하여 혈액 등의 생체시료에 대한 생화학적 검사가 널리 실시되고 있다.
혈액(전혈)은 적혈구, 백혈구, 혈소판 등의 혈구성분과, 물, 단백질, 지방, 당질, 기타 무기질 이온 등의 혈장성분으로 구성된다. 혈액에는 유형성분인 혈구성분이 분석 결과에 영향을 미치는 유효성분으로 작용하기 때문에, 정확한 결과를 얻기 위해서는 혈구성분에 의한 효과가 배제될 수 있도록 혈장성분만을 사용하여 검사를 실시할 필요가 있다.
이를 위해 종래에는 혈액에서 혈장과 혈구를 분리시키기 위해 큰 원심분리기가 이용되고 있었다. 이에 의하면 혈액의 확실한 분리는 가능하지만, 여러 번거로운 과정을 거쳐야 하며 많은 시간이 소요되고 전문지식 및 숙련도를 필요로 하여 일반인을 대상으로 한 제품에 적용하기에는 많은 어려움이 있다.
또한, 채혈을 실시하고 원심분리기를 이용하여 혈장과 혈구를 분리한 후 분석을 실시해야 하므로, 다량의 혈액을 필요로 하고 원심분리기를 구동시키기 위한 동력을 필요로 하는 문제점도 있다.
전술한 배경기술은 발명자가 본 발명의 도출을 위해 보유하고 있었거나, 본 발명의 도출 과정에서 습득한 기술 정보로서, 반드시 본 발명의 출원 전에 일반 공중에게 공개된 공지기술이라 할 수는 없다.
본 발명은 멤브레인(Membrane)을 통해 혈액에서 혈구성분을 분리한 혈장(plasma)성분의 회수율을 높일 수 있는 혈구 분리 칩을 제공하기 위한 것이다.
또한, 본 발명은 멤브레인의 에지(edge) 중 하나 이상이 상부기판과 하부기판이 접합한 구조물에 최대한 비접촉되도록 하여 로딩된 혈액이 원치 않는 방향으로 누수되는 것을 방지할 수 있는 혈구 분리 칩을 제공하기 위한 것이다.
또한, 본 발명은 동일 단면적에서 수 마이크로단위의 미세채널을 구현함으로써 높은 모세관력(capillary force)에 의해 혈장 수집 효과를 극대화할 수 있는 혈구 분리 칩을 제공하기 위한 것이다.
또한, 본 발명은 기판 구조물에 체결 가능한 혈액 수집 구조물을 이용하여 혈액의 수집 및 로딩을 용이하게 하면서도 원치 않는 방향으로 누수되는 것을 방지할 수 있는 혈구 분리 칩을 제공하기 위한 것이다.
또한, 본 발명은 기판 구조물에 체결 가능한 혈액 수집 구조물을 사용함으로써 기판 구조물 및 혈액 수집 구조물 각각의 제작이 용이하며, 혈액 수집 구조물에 대하여 다양한 형태의 기판 구조물을 형상화하여 체결시킬 수 있는 혈구 분리 칩을 제공하기 위한 것이다.
본 발명의 이외의 목적들은 하기의 설명을 통해 쉽게 이해될 수 있을 것이다.
본 발명의 일 측면에 따르면, 하나 이상의 에지(edge)가 비접촉되도록 멤브레인을 고정시키고, 상기 멤브레인에 의해 혈액으로부터 분리된 혈장성분이 일 방향으로 진행되도록 하는 경로를 제공하기 위한 채널의 일부가 형성된 상부기판; 및 상기 상부기판과 접합하여 상기 채널을 형성하는 상기 채널의 다른 일부가 형성되고, 상기 멤브레인의 하면 일측에 대응되는 위치에 상기 혈장성분이 모세관력에 의해 상기 채널을 따라 진행하도록 하는 하부기판을 포함하는 혈구 분리 칩이 제공된다.
상기 상부기판에는, 상기 멤브레인을 통해 분리된 혈장성분이 진행하는 반응채널부와, 일단이 상기 반응채널부에 연결되어 상기 반응채널부를 통과한 혈장성분이 채워지는 워싱부와, 상기 멤브레인의 상면 일부를 외부에 노출시켜 상기 혈액이 상기 멤브레인의 상면에 주입되도록 하는 혈액 주입구 내에서 상기 멤브레인을 정위치에 고정시키는 필터 고정가이드와, 상기 혈액 주입구 내에 상기 반응채널부로 향하는 상기 멤브레인의 일 방향의 에지를 상측으로 꺾어 올리는 필터 꺾임바가 형성되어 있을 수 있다.
상기 상부기판에는 상기 워싱부의 타단에 연결되어 상기 혈장성분의 진행을 유도하는 워싱부 홀이 더 형성되어 있을 수 있다.
상기 하부기판에는, 상기 혈액 주입구의 위치에 대응하여 상기 혈장성분의 진행 방향으로 폭이 좁아지도록 배열된 복수의 제1 미세채널이 돌출 형성되어 있으며, 상기 멤브레인의 하면 일측과 접촉하는 제1 미세채널부와, 상기 워싱부의 위치에 대응하여 복수의 제2 미세채널이 돌출 형성되어 있는 제2 미세채널부가 형성되어 있을 수 있다.
상기 복수의 제1 미세채널은 상기 혈장성분이 상기 반응채널부로 유입하는 데에 유리하도록 상기 혈장성분의 진행 방향으로 폭이 좁아질 수 있다.
상기 복수의 제2 미세채널은 상기 혈장의 진행 방향으로 폭이 넓어지도록 배열될 수 있다.
상기 제1 미세채널부 둘레에 하나 이상의 필터 가이드 홀이 형성되되, 상기 멤브레인의 타 방향의 에지들 중 하나 이상이 상기 하부기판과의 접촉이 최소화되도록 상기 필터 가이드 홀 상부에 놓여질 수 있다.
상기 상부기판에 상기 혈액 주입구, 상기 반응채널부 및 상기 워싱부를 둘러싸며, 하면이 상기 하부기판과 맞닿아 접합되는 접합벽이 상기 상부기판에 형성되어 있을 수 있다.
상기 반응채널부의 채널면과 상기 접합벽의 하면은 단차를 두어 상기 상부기판과 상기 하부기판의 접합 시 채널벽을 형성할 수 있다.
상기 필터 고정가이드와 상기 접합벽의 하면은 단차를 두어 상기 멤브레인에서 손실된 혈액이 상기 접합벽을 통해 진행되는 것을 방지할 수 있다.
상기 필터 꺾임바와 상기 접합벽의 하면은 단차를 두어 상기 필터 꺾임바와 상기 멤브레인의 상면이 맞닿는 공간에 손실된 혈액이 상기 접합벽의 방향으로 진행되는 것을 방지할 수 있다.
상기 제1 미세채널부의 폭이 좁아지는 일단에 연결되어 상기 멤브레인을 통해 분리된 혈장성분을 상기 반응채널부로 유도하는 유도채널부가 상기 하부기판에 형성되어 있을 수 있다. 상기 유도채널부는 상기 반응채널부와 연결되는 구간의 표면장력이 감소될 수 있는 미세채널이다. 또한, 상기 유도채널부는 상기 유도채널의 상면과 상기 상부기판의 하면은 단차가 없어 상기 반응채널부와 연결되는 구간에서의 유체의 볼륨이 적어지도록 할 수 있다.
한편, 본 발명의 다른 측면에 따르면, 상하방향으로 형성된 혈액 주입 채널 내에 혈액을 수집하고 상기 혈액을 혈장성분과 혈구성분으로 분리하는 혈액 수집 구조물; 및 상기 혈액 수집 구조물이 체결되고, 상기 혈장성분이 모세관력에 의해 일 방향으로 진행되도록 하는 경로를 제공하기 위한 채널이 형성되는 기판 구조물을 포함하는 혈구 분리 칩이 제공된다.
상기 혈액 수집 구조물은, 상기 혈액을 상기 혈장성분과 상기 혈구성분으로 분리하는 멤브레인; 및 아치 형상의 지지대와, 상기 지지대의 중심부분에 모세관력에 의해 상기 혈액이 빨려 들어가는 혈액 주입 채널이 내부에 형성되어 있는 혈액 주입 채널부를 포함할 수 있다.
상기 지지대의 양 말단에는 상기 멤브레인이 삽입되는 필터 삽입홈 및 상기 기판 구조물과의 체결을 위한 기판 체결부가 형성되어 있을 수 있다.
상기 기판 구조물은, 상기 멤브레인을 통해 분리된 혈장성분이 진행하는 반응채널부와, 일단이 상기 반응채널부에 연결되어 상기 반응채널부를 통과한 혈장성분이 채워지는 워싱부가 형성되어 있는 상부기판; 및 상기 혈장성분의 진행방향을 따라 폭이 좁아지는 형상으로 복수의 제1 미새체널이 돌출 형성되어 있으며 상기 멤브레인의 하면 일측과 접촉하는 제1 미세채널부와, 상기 워싱부의 위치에 대응하여 복수의 제2 미세채널이 돌출 형성되어 있는 제2 미세채널부와, 상기 제1 미세채널부의 양측에 샘플러 체결부가 형성되어 있는 하부기판을 포함할 수 있다.
상기 상부기판은 상기 워싱부의 타단에 연결되어 상기 혈장성분의 진행을 유도하는 워싱부 홀이 더 형성되어 있을 수 있다.
상기 혈액 주입 채널부의 하단에 상기 혈액 주입 채널을 중심으로 하여 양측에 역 Y자 형상으로 상기 필터 삽입홈에 삽입된 상기 멤브레인에 대하여 하방향으로 누름힘을 가하여 상기 멤브레인이 상기 제1 미세채널부에 밀착되도록 하는 필터 누름편이 형성되어 있을 수 있다.
상기 필터 누름편은 상기 제1 미세채널부의 양측 외곽 영역에 대응되는 상기 멤브레인의 상면 위치에 상기 누름힘이 가해지도록 상기 혈장성분의 진행방향과 수직하게 배치될 수 있다.
또는 상기 필터 누름편은 상기 제1 미세채널부의 전단 및 후단에 대응되는 상기 멤브레인의 상면 위치에 상기 누름힘이 가해지도록 상기 혈장성분의 진행방향과 평행하게 배치될 수 있다.
상기 샘플러 체결부는 소정 두께와 높이를 가지는 끼움돌기편으로 형성되고, 상기 기판 체결부는 상기 끼움돌기편에 상응하는 두께와 깊이를 가지는 끼움홈으로 형성되어 있어, 상기 기판 구조물과 상기 혈액 수집 구조물은 끼움 결합할 수 있다.
전술한 것 외의 다른 측면, 특징, 이점이 이하의 도면, 특허청구범위 및 발명의 상세한 설명으로부터 명확해질 것이다.
본 발명의 실시예에 따르면, 멤브레인을 통해 혈액에서 혈구성분을 분리한 혈장성분의 회수율을 높임으로써 항원/항체 반응을 극대화시켜 진단 칩의 민감도를 향상시킬 수 있다.
또한, 멤브레인의 각 에지가 상부기판과 하부기판이 접합한 구조물에 최대한 비접촉되도록 하여 로딩된 혈액이 원치 않는 방향으로 누수되는 것을 방지할 수 있다.
또한, 동일 단면적에서 수 마이크로단위의 미세채널을 구현함으로써 높은 모세관력에 의해 혈장 수집 효과를 극대화할 수 있다.
또한, 기판 구조물에 체결가능한 혈액 수집 구조물을 이용하여 혈액의 수집 및 로딩을 용이하게 하면서도 원치 않는 방향으로 누수되는 것을 방지할 수 있다.
또한, 기판 구조물에 체결가능한 혈액 수집 구조물을 사용함으로써 기판 구조물 및 혈액 수집 구조물 각각의 제작이 용이하며, 혈액 수집 구조물에 대하여 다양한 형태의 기판 구조물을 형상화하여 체결시킬 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 상부기판의 평면도.
도 2는 도 1에 도시된 상부기판을 하측에서 바라본 사시도.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 하부기판의 평면도.
도 4는 도 3에 도시된 하부기판을 상측에서 바라본 사시도.
도 5 및 도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 상부기판과 하부기판이 결합된 상태를 나타낸 평면도 및 사시도.
도 7은 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 하부기판의 평면도.
도 8은 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 상부기판의 평면도.
도 9 및 도 10은 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩에 포함되는 샘플러의 제1 실시예에 따른 사시도 및 측면도.
도 11은 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 하부기판과 상부기판이 접합한 기판 구조물과 멤브레인이 삽입된 샘플러가 결합된 상태를 나타내는 사시도.
도 12는 본 발명의 다른 실시예에 따른 기판 구조물과 샘플러가 결합된 상태에서의 멤브레인의 위치를 나타내는 도면.
도 13 및 도 14는 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩에 포함되는 샘플러의 제2 실시예에 따른 사시도 및 측면도.
본 발명은 다양한 변환을 가할 수 있고 여러 가지 실시예를 가질 수 있는 바, 특정 실시예들을 도면에 예시하고 상세한 설명에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나, 이는 본 발명을 특정한 실시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변환, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 본 발명을 설명함에 있어서 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명을 생략한다.
제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다.
본 명세서에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 명세서에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
또한, 본 발명을 설명함에 있어서 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명을 생략한다.
본 발명에 있어서, 초기에 채취한 혈액 샘플을 항응고제가 있는 튜브(tube)에 보관하는 경우 피브리노겐이 제거되지 않은 상태로 있게 되며, 이 혈액을 이용하는 경우 멤브레인을 통과하는 것은 혈장(plasma)이다. 하지만, 혈액 샘플을 항응고제가 없는 튜브에 보관하는 경우 일정 시간 경과 후에 혈액 응고가 일어나게 되며 얇은 스틱을 응고된 혈액에 집어넣어 휘저어 줌으로써 피브린(피브리노겐에 효소 트롬빈이 작용하여 생긴 불용성 단백질)을 제거할 수 있게 되고, 이 혈액을 이용하는 경우 멤브레인을 통과하는 것은 혈청(serum)이다.
이하 본 명세서에서는 발명의 이해와 설명의 편의를 위해 전술한 혈장 또는 혈청을 포함하는 개념인 혈장성분이 멤브레인을 통과하여 소정 경로를 따라 진행하는 것을 가정하여 설명하기로 하며, 본 발명의 실시예에 대해 관련 도면들을 참조하여 상세히 설명하기로 한다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 상부기판의 평면도이고, 도 2는 도 1에 도시된 상부기판을 하측에서 바라본 사시도이며, 도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 하부기판의 평면도이고, 도 4는 도 3에 도시된 하부기판을 상측에서 바라본 사시도이며, 도 5 및 도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 상부기판과 하부기판이 결합된 상태를 나타낸 평면도 및 사시도이다. 도 1 내지 도 6을 참조하면, 혈구 분리 칩(1), 상부기판(10), 하부기판(20), 멤브레인(30), 혈액 주입구(11), 반응채널부(14), 워싱부(15), 워싱부 홀(16), 필터 고정가이드(12), 필터 꺾임바(13), 제1 미세채널부(21), 제2 미세채널부(23), 유도채널부(22), 필터 가이드 홀(24a, 24b, 24c), 정합홈(19), 정합돌기(29)가 도시되어 있다.
본 실시예에 따른 혈구 분리 칩(1)은 혈액을 이용한 진단 시 방해될 수 있는 요인인 혈구 성분을 멤브레인(30)을 통해 분리하며, 상부기판(10)과 하부기판(20)이 접합되어 멤브레인(30)에 의해 분리된 혈장성분이 일 방향으로 진행되도록 하는 경로를 제공한다.
혈장성분은 멤브레인(30)의 하면 일측에 접촉하는 제1 미세채널부(21)에 수집되고, 모세관력에 의해 유도채널부(22)를 거쳐 상부기판(10)의 반응채널부(14)와 하부기판(20)의 상면이 이루는 반응채널로 유입되며, 워싱부(15) 내에 위치하는 제2 미세채널부(23)에 이르는 경로로 진행하게 된다. 여기서, 상부기판(10)에 형성된 반응채널부(14), 워싱부(15)는 혈장성분의 진행 경로를 제공하기 위한 채널 중 일부에 해당하며, 하부기판(20)에 형성된 제1 미세채널부(21), 유도채널부(22), 제2 미세채널부(23)는 채널 중 다른 일부에 해당하게 된다.
멤브레인(30)은 상측과 하측이 비대칭적인 형상을 가지며 위에서 아래 방향으로 갈수록 멤브레인(30)을 구성하는 기공(pore)의 사이즈가 점차적으로 작아진다. 따라서, 혈액 내에 서로 다른 사이즈를 가지는 구성성분들이 기공의 사이즈에 따라서 멤브레인(30)의 아래 방향으로 진행하면서 특정 사이즈 기공 내에 혈구가 걸리게 되어 최종적으로 혈구가 분리된 혈장성분이 걸러지게 된다. 멤브레인(30)의 재질은, 예를 들어 폴리술폰(polysulfone)일 수 있다.
멤브레인(30)에 의해 분리된 혈장성분은 외부 동력 없이도 후술하는 채널 구조에 따른 모세관력에 의해 상부기판(10)과 하부기판(20)의 접합에 의해 형성된 채널을 따라 진행하게 됨으로써 그 회수율이 높아진다. 따라서, 반응채널부(14) 내에 생물시약이 도포된 경우 생물시약과의 항원/항체 반응을 극대화시켜 진단 칩의 민감도를 향상시킬 수 있다.
상부기판(10)에는 혈액이 주입되는 혈액 주입구(11)와, 멤브레인(30)에 의해 분리된 혈장성분이 모세관력에 의해 진행하는 통로인 반응채널부(14)와, 반응채널부(14)를 통과한 혈장성분이 채워지는 워싱부(15)가 형성되어 있다. 워싱부(15)의 말단에 연결되어 채널 내의 압력 및 공기의 흐름을 만드는 워싱부 홀(16)이 더 형성될 수 있다.
혈액 주입구(11), 반응채널부(14), 워싱부(15), 워싱부 홀(16)을 소정 높이의 접합벽(17)이 둘러싸고 있으며, 상부기판(10)과 하부기판(20)의 접합 시 접합벽(17)의 하면, 즉 접합면이 하부기판(20)과 맞닿아 접합된다. 접합면과 반응채널부(14)의 채널면은 단차가 있어 추후 상부기판(10)과 하부기판(20)이 접합되면 접합벽(17)은 채널벽을 형성하게 된다.
접합벽(17)의 외측 둘레 중 하나 이상의 위치에 접합용제 주입부(18)가 형성되어 있어 상부기판(10)과 하부기판(20)을 접합할 때 접합용제를 주입할 수 있다. 접합면 모서리는 미세모따기로 형성되어 접합용제가 잘 흘러들어 가도록 할 수 있다. 접합 방법으로는 초음파 접합, 열 접합, 압력에 의한 접합 등 다양한 방법이 이용될 수 있다.
예를 들면, 상부기판(10)과 하부기판(20)은 폴리카보네이트(PC), 폴리스티렌(PS), 폴리프로필렌(PP), 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET) 등과 같은 폴리에틸렌 유도체, 폴리메틸메타크릴레이트(PMMA), 또는 아크릴 계통의 플라스틱 등의 재질일 수 있으며, 접합용제는 이러한 기판 재질을 녹일 수 있는 임의의 유기용제로서, 예를 들어 케톤, 방향족탄화수소 또는 할로겐화탄화수소, 또는 이들의 혼합물 등이 사용되고, 바람직하게는 아세톤, 시아노아크릴레이트, 클로로포름, 염화메틸렌 또는 사염화탄소, 또는 이들의 혼합물이 사용될 수 있다.
혈액 주입구(11)는 멤브레인(30)이 놓여지는 위치, 즉 하부기판(20)의 제1 미세채널부(21)에 대응하는 위치에 관통 형성되며, 하부기판(20)에 놓여지는 멤브레인(30)의 상면에 혈액이 로딩될 수 있도록 멤브레인(30)을 오픈(open)시키는 형태를 가진다.
멤브레인(30)이 혈액 주입구(11) 내에 놓여질 때 미리 정해진 위치에 고정될 수 있도록 하는 필터 고정가이드(12)가 혈액 주입구(11)의 내측 둘레에 형성되어 있다. 복수의 필터 고정가이드(12)는 예를 들어 상부기판(10)에서 혈장성분이 진행하는 방향으로의 중심선인 AA선을 중심으로 서로 마주보도록 위치되는 것으로 도시되어 있으나, 본 발명의 권리범위가 이에 한정되는 것은 아니다.
필터 고정가이드(12)와 멤브레인(30)의 상면이 닿는 면적이 넓을수록 손실되는 혈액양이 많아질 수 있으므로, 필터 고정가이드(12)는 그 자체 면적이 최소화되거나 멤브레인(30)과 접촉하는 부분이 최소화되도록 형성될 수 있다.
또한, 필터 고정가이드(12)는 접합면과 단차를 두어 손실된 혈액이 접합면을 통해 누수되거나 진행되는 것을 방지할 수 있다.
필터 꺾임바(13)는 멤브레인(30)의 일단에 상응하는 에지(E1)가 반응채널부(14)에 닿아 혈액이 진행되는 것을 방지하기 위해, 반응채널부(14)로 향하는 멤브레인(30)의 일단을 상측으로 꺾어 올려 에지(E1)가 상부기판(10)에 비접촉되도록 한다. 필터 꺾임바(13) 역시 최소한의 면적을 가지도록 형성될 수 있으며, 접합면과는 단차를 두어 멤브레인(30)의 상면이 맞닿는 부분에서 손실된 혈액이 접합면 방향으로 진행하는 것을 방지한다.
반응채널부(14)는 하부기판(20)의 상면과의 사이에 진행 경로 중 반응채널을 형성하며, 멤브레인(30)을 통해 혈구성분이 분리된 혈장성분이 진행하는 통로이다. 반응채널부(14)의 길이, 폭, 높이, 볼륨 중 하나 이상에 따라 혈장성분의 유동 속도가 달라질 수 있다.
반응채널부(14)에 생물시약이 존재하는 경우 항원/항체 반응이 일어나게 되며, 생물적인 처리를 통해 측정(assay)이 수행될 수 있다. 예를 들면, 하부기판(20)에 1차 포획항체를 고르게 도포한 후 멤브레인(30)을 통과한 혈장성분이 유동하는 경우, 혈장성분 내에 포함된 항원이 1차 포획항체와 결합하게 된다. 1차 포획항체에 의해 포획된 항원을 반응채널부(14) 내에 도포된 형광물질이 표지된 2차 항체와 반응시킴으로써 항원과 2차 항체를 결합시킴으로써 측정이 수행될 수 있게 된다.
워싱부(15)는 일단이 반응채널부(14)와 연결되어 반응채널부(14)를 통해 진행된 혈장성분이 채워져 모이는 공간이다. 워싱부(15)의 길이, 폭, 높이, 볼륨 중 하나 이상을 조절하여 그 유동 속도를 변화시킬 수 있다. 또한, 워싱부(15)는 반응채널부(14)와의 단차 차이에 따라 모세관력을 증가시킬 수 있다.
이는 한정된 볼륨에 대하여 유체인 혈장성분이 진행하는 경우에 수두압과 모세관력이 함께 적용되는데, 워싱부(15)의 길이가 길어질수록 혈장성분의 앞단(머리)에 작용하는 수두압이 낮아짐으로써 진행하기 어려워지기 때문이다. 이 경우 혈장성분의 진행방향 쪽으로 채널의 폭을 낮추어 주거나 높이, 즉 단차를 줄여주게 되면 모세관력이 증가하여 진행이 용이하도록 할 수 있다. 따라서, 워싱부(15)는 멤브레인(30)에 의해 분리된 혈장성분의 전체 유체량보다 큰 볼륨을 가지고, 최대한 넓은 표면적을 가지도록 하여 모세관력을 크게 할 수 있다.
워싱부 홀(16)은 워싱부(15)의 타단에 연결되어 형성되어 있는 관통홀로서, 채널 내의 압력 및 공기 흐름을 만들어 혈장성분이 워싱부(15)로 향하도록 그 진행을 유도한다.
하부기판(20)에는 일측에 혈장성분의 진행방향을 따라, 즉 +X축 방향으로 폭이 좁아지도록 돌출 형성되어 있는 제1 미세채널부(21)와, 타측에 혈장의 진행방향을 따라 폭이 넓어지도록 돌출 형성되어 있는 제2 미세채널부(23)가 형성되어 있다.
제1 미세채널부(21)는 멤브레인(30)이 놓여지는 위치, 즉 상부기판(10)의 혈액 주입구(11)에 대응되는 위치에 형성되며, 멤브레인(30)의 하면과 접촉 가능한 양각의 구조로 이루어진다(도 4의 B 참조). 멤브레인(30)을 통해 걸러진 혈장성분이 모세관력에 의해 반응채널부(14)로 방향성을 가지며 모이게 하여 혈장성분의 데드 볼륨(dead volume)을 감소시킨다.
제1 미세채널부(21)는 혈장성분의 진행 방향으로 그 폭이 좁아져 반응채널부(14)로의 유입에 유리하도록 반응채널부(14)와 동일한 폭을 가지는 형상, 예를 들면 부채꼴 형상으로 배열된 복수의 미세채널로 이루어지며, 각 미세채널간의 간격, 높이 중 하나 이상에 따라 효율성이 달라진다. 예를 들어, 모세관력을 이용한 유체의 흐름에 있어서 표면적이 넓어질수록 효율적이게 되는 바, 소정의 임계점까지는 각 미세채널간의 간격이 좁을수록 표면적이 증가되어 효율적이게 된다.
제1 미세채널부(21)에 대하여 표면 개질 작업(예를 들어, 플라즈마 처리 등)을 수행함으로써 표면 재질의 특성에 따라 모세관력의 발생을 제한할 수 있게 된다. 제1 미세채널부(21)는 동일 볼륨 대비 타 채널에 비해 미세채널의 사이즈가 수 마이크로미터로 매우 작아 채널 내에서 표면적이 증가함으로써 모세관력도 증가하게 되고 혈액양 대비 많은 수율의 혈장성분의 회수가 유리하여 소량의 혈장성분이 걸러지더라도 반응채널부(14)로 용이하게 유입될 수 있도록 한다.
하부기판(20)에는 제1 미세채널부(21)의 일단에 연결되어 멤브레인(30)을 통해 분리된 혈장성분을 반응채널부(14)로 유도하는 유도채널부(22)가 더 형성되어 있을 수 있다. 제1 미세채널부(21)를 구성하는 미세채널과 실질적으로 동일 또는 유사한 형상, 동일한 크기로 형성되어 제1 미세채널부(21)의 연장으로서 기능한다.
상부기판(10)과 하부기판(20)의 접합 시 유도채널부(22)의 각 유도채널을 구분하는 유도채널벽의 상면은 상부기판(10)의 하면과 단차가 없도록 구현할 수 있다. 이 경우 동일 구간에 채워지는 볼륨이 적어져 소량의 혈장성분이라도 반응채널부(14)로 유도하는 것이 용이할 수 있다.
제2 미세채널부(23)는 반응채널부(14)를 통과한 혈장성분이 워싱부(15)로 빠르고 쉽게 유입될 수 있도록 복수의 미세채널로 구현된다. 제2 미세채널부(23)는 멤브레인(30)에 의해 걸러진 혈장성분이 채워지게 되는 바, 많은 볼륨을 수용할 수 있는 형상이면 된다. 예를 들어, 제2 미세채널부(23)는 혈장성분의 진행방향을 따라 폭이 넓어지는 부채꼴 형상으로 복수의 미세채널이 배열되어 있어 모세관력을 극대화할 수 있다. 모세관력의 극대화로 인해 최대의 영역(예를 들어, 제2 미세채널부(23)의 말단부) 끝까지 혈장성분의 채워짐이 가능할 수 있다.
멤브레인(30)의 에지들 중 필터 꺾임바(13)에 의해 상측으로 꺾어 올려진 에지 이외의 타 에지들이 하부기판(20)과 최소한으로 접촉하도록 제1 미세채널부(21)의 둘레에 하나 이상의 필터 가이드 홀(24a, 24b, 24c)이 형성될 수 있다. 이는 멤브레인(30)의 각 에지, 즉 절단면이 하부기판(20) 또는/및 상부기판(10)의 구조물과 닿으면 친수성의 표면을 통해 멤브레인(30)의 상면에 로딩된 혈액이 누수될 가능성이 있는 바 이를 방지하기 위함이다.
또한, 멤브레인(30)의 상면에 로딩된 혈액이 하부기판(20) 또는/및 상부기판(10)의 구조물과 닿는 경우 멤브레인(30)의 하면 쪽으로 스며들 수 있으며, 멤브레인(30)의 하면에 스며든 혈액은 반응채널부(14)로 유입될 가능성이 있다. 멤브레인(30)의 하면에는 멤브레인(30)에 의해 걸러진 혈장성분만이 존재하도록 해야 하는 바, 혈액이 스며들어 반응채널부(14)로 유입되는 현상을 없애기 위해 하나 이상의 필터 가이드 홀(24a, 24b, 24c)이 형성될 수 있다.
따라서, 필터 가이드 홀(24a, 24b, 24c)은 멤브레인(30) 위에 혈액이 과잉량 주입되더라도 다른 부위로 흘러들어가는 것을 방지하며, 멤브레인(30)이 기판 구조물, 특히 하부기판(20)과 닿는 면적을 최소화하여 멤브레인(30)의 하면에 접촉하는 제1 미세채널부(21)로 걸러진 혈장성분이 집중될 수 있도록 한다.
각 필터 가이드 홀(24a, 24b, 24c)이 Y축 방향으로 긴 직사각형 형상과, 제1 미세채널부(21)를 중심으로 서로 대칭되는 2개의 사다리꼴 형상을 가지는 것으로 도시되어 있지만, 이는 일 실시예에 불과하며, 멤브레인(30)의 타 에지들이 하부기판(20)과 최소한으로 접촉하도록 하는 형상이면 충분하다.
도 5 및 도 6을 참조하면, 멤브레인(30)의 제1 에지(E1)는 상측(+Z축)으로 꺾어 올려지고, 제2 에지(E2)는 제1 필터 가이드 홀(24a) 상에 위치하며, 제3 에지(E3) 및 제4 에지(E4)의 대부분은 제2 및 제3 필터 가이드 홀(24b, 24c) 상에 위치하여 멤브레인(30)의 각 에지가 기판구조물, 즉 상부기판(10) 및 하부기판(20)과 최대한 비 접촉되어 있을 수 있도록 한다.
상부기판(10)과 하부기판(20)을 접합함에 있어서 정합홈(19)과 정합돌기(29)를 이용하여 상부기판(10)과 하부기판(20)이 정위치에 배치되어 접합될 수 있도록 한다. 도면에서는 상부기판(10)에 정합홈(19)이 형성되고 하부기판(20)에 정합돌기(29)가 형성되는 것으로 도시되어 있으나, 실시예에 따라 상부기판에 정합돌기가 형성되고 하부기판에 정합홈이 형성되거나 상부기판과 하부기판에 정합홈 및 정합돌기가 교차하여 형성되어 있을 수도 있을 것이다.
본 실시예에서 멤브레인(30)은 상부기판(10)과 하부기판(20)의 접합 이전에 삽입되거나 접합 이후에 삽입될 수 있다.
상부기판(10)과 하부기판(20)의 접합 이전에 멤브레인(30)이 삽입되는 경우 멤브레인(30)을 정해진 위치에 고정시킴에 있어서 본딩, 유기용제, 압력, 가열 등의 화학적/물리적 작용을 필요로 하지 않는 필터 고정가이드(12)를 이용함으로써 멤브레인(30)의 변성요소를 없애고 혈액 분리를 극대화하는 효과가 있다.
또는 상부기판(10)과 하부기판(20)의 접합 이후에 멤브레인(30)이 삽입되는 경우 멤브레인(30)의 변성요소를 완전 배제할 수 있으며, 필터 고정가이드(12)는 접합면과 단차를 두어 그 삽입 및 고정이 용이하도록 하고,
본 실시예에서 상부기판(10) 및 하부기판(20)에는 플라즈마 처리가 수행될 수 있다. 이를 통해 미세채널의 작은 구조물 사이즈로 인한 표면장력을 감소시켜 주고, 반응채널부(14) 등의 마이크로 단위의 채널에서 그 표면을 친수성 있도록(hydrophilic) 개질해주어 모세관력을 높이고 혈장성분의 유동이 더 원활하게 이루어질 수 있다.
도 7은 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 하부기판의 평면도이고, 도 8은 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 상부기판의 평면도이며, 도 9 및 도 10은 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩에 포함되는 샘플러의 제1 실시예에 따른 사시도 및 측면도이고, 도 11은 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩의 하부기판과 상부기판이 접합한 기판 구조물과 멤브레인이 삽입된 샘플러가 결합된 상태를 나타내는 사시도이며, 도 12는 본 발명의 다른 실시예에 따른 기판 구조물과 샘플러가 결합된 상태에서의 멤브레인의 위치를 나타내는 도면이고, 도 13 및 도 14는 본 발명의 다른 실시예에 따른 혈구 분리 칩에 포함되는 샘플러의 제2 실시예에 따른 사시도 및 측면도이다. 도 7 내지 도 14를 참조하면, 혈구 분리 칩(100), 상부기판(110), 하부기판(120), 기판 구조물(102), 샘플러(130, 130a, 130b), 멤브레인(140), 혈액 수집 구조물(104), 혈액 주입 채널부(131, 150), 혈액 주입 채널(132, 152), 필터 누름편(133, 151), 채널 지지부(153), 지지대(134, 154), 필터 삽입홈(135, 155), 기판 체결부(136, 156), 기판 삽입홈(136a, 156a), 반응채널부(114), 워싱부(115), 워싱부 홀(116), 제1 미세채널부(121), 제2 미세채널부(123), 유도채널부(122), 샘플러 체결부(124), 함입부(124a), 끼움돌기편(124b)이 도시되어 있다.
본 실시예에 따른 혈구 분리 칩(100)은, 하부기판(120)의 상측에 상부기판(110)이 접합된 기판 구조물(102)과, 샘플러(130)에 멤브레인(140)이 삽입된 혈액 수집 구조물(104)을 포함한다. 혈액 수집 구조물(104)은 샘플러(130)를 이용하여 혈액 주입이 용이하게 이루어지도록 하며, 소정 볼륨의 혈액이 내부에 채워진 상태에서 기판 구조물(102)에 체결되고, 수집한 혈액에 대하여 멤브레인(140)을 통한 분리가 이루어지고 혈장성분이 제1 미세채널부(121)를 통해 반응채널부(114)로 유입되어 워싱부(115)로 진행할 수 있도록 한다.
본 실시예에 따른 상부기판(110)은 도 1 및 2에 도시된 상부기판(10)과 비교할 때 혈액 주입구(11), 필터 고정가이드(12), 필터 꺾임바(13)가 제거된 구조이다.
상부기판(110)에는 멤브레인(140)에 의해 분리된 혈장성분이 모세관력에 의해 진행하는 통로인 반응채널부(114)와, 반응채널부(114)를 통과한 혈장성분이 채워지는 워싱부(115)가 형성되어 있다. 또한, 워싱부(115)의 말단에 연결되어 채널 내의 압력 및 공기의 흐름을 만드는 워싱부 홀(116)이 더 형성될 수 있다.
반응채널부(114), 워싱부(115), 워싱부 홀(116)을 소정 높이의 접합벽(117)이 둘러싸고 있으며, 상부기판(110)과 하부기판(120)의 접합 시 접합벽(117)의 하면, 즉 접합면이 하부기판(120)과 맞닿아 접합된다. 접합면과 반응채널부(114)의 채널면은 단차가 있어 추후 하부기판(120)과 접합되면 접합벽(117)은 채널벽을 형성하게 된다.
접합벽(117)의 외측 둘레 중 하나 이상의 위치에 접합용제 주입부(118)가 형성되어 있어 상부기판(110)과 하부기판(120)을 조립할 때 접합용제를 주입할 수 있다. 접합면 모서리는 미세모따기로 형성되어 접합용제가 잘 흘러들어 가도록 할 수 있다. 접합 방법으로는 초음파 접합, 열 접합, 압력에 의한 접합 등 다양한 방법이 이용될 수 있다.
반응채널부(114)는 하부기판(120)의 상면과의 사이에서 진행 경로 중 반응채널을 형성하며, 멤브레인(140)을 통해 혈구성분이 분리된 혈장성분이 진행하는 통로이다.
반응채널부(114)의 길이, 폭, 높이, 볼륨 중 하나 이상에 따라 혈장성분의 유동 속도가 달라질 수 있다.
또한, 반응채널부(114)에는 생물시약이 도포되어 있어 항원/항체 반응이 일어날 수 있으며, 생물적인 처리를 통해 측정이 수행될 수 있다.
워싱부(115)는 일단이 반응채널부(114)와 연결되어 반응채널부(114)를 통해 진행된 혈장성분이 채워져 모이는 공간이다. 워싱부(115)의 길이, 폭, 높이, 볼륨 중 하나 이상에 따라 그 유동 속도는 달라질 수 있다. 워싱부(115)는 반응채널부(114)와의 단차 차이에 따라 모세관력을 증가시킬 수 있다.
워싱부 홀(116)은 워싱부(115)의 타단에 연결되어 형성되어 있는 관통홀로서, 채널 내의 압력 및 공기 흐름을 만들어 혈장성분이 워싱부(115)로 향하도록 그 진행을 유도한다.
하부기판(120)에는 일측에 혈장성분의 진행방향을 따라, 즉 +X축 방향으로 폭이 좁아지도록 돌출 형성되어 있는 제1 미세채널부(121)와, 타측에 혈장의 진행방향을 따라 폭이 넓어지도록 돌출 형성되어 있는 제2 미세채널부(123)가 형성되어 있다.
제1 미세채널부(121)는 멤브레인(140)이 놓여지는 위치, 즉 샘플러(130)가 체결되는 위치에 형성되며, 멤브레인(140)의 하면과 접촉하는 양각의 구조로 이루어진다. 멤브레인(140)을 통해 걸러진 혈장이 모세관력에 의해 반응채널부(114)로 방향성을 가지며 모이게 한다.
제1 미세채널부(121)는 혈장성분의 진행 방향으로 그 폭이 좁아져 반응채널부(114)로의 유입에 유리하도록 반응채널부(114)와 동일한 폭을 가지는 형상, 예를 들면 부채꼴 형상으로 배열된 복수의 미세채널로 이루어지며, 각 미세채널간의 간격, 높이 중 하나 이상에 따라 효율성이 달라진다.
제1 미세채널부(121)의 양측에는 혈액 수집 구조물(102), 특히 샘플러(130)가 결합될 수 있도록 하는 샘플러 체결부(124)가 형성되어 있다. 샘플러 체결부(124)는 후술할 샘플러(130)의 기판 체결부(136)와 체결되어 샘플러(130)가 소정 위치에 고정 결합되도록 한다. 샘플러 체결부(124)와 기판 체결부(136)의 형상에 따라 다양한 체결 방법이 이용될 수 있을 것이다.
샘플러 체결부(124)의 간격(d2)은 샘플러(130)의 지지대(134) 양 말단 사이에 형성된 기판 체결부(136)간의 간격(d2)에 상응한다. 따라서, 하부기판(120)의 폭이 샘플러(130)의 지지대(134) 양 말단 사이의 간격보다 상대적으로 큰 경우에 하부기판(120)에서 제1 미세채널부(121)의 양측에 상응하는 위치의 기판 에지가 제1 미세채널부(121)를 향해 함입(recess)되는 구조로 형성되고, 함입부 내에 샘플러 체결부(124)가 형성될 수 있다.
제1 미세채널부(121)에 대하여 표면 개질 작업(예를 들어, 플라즈마 처리 등)을 수행함으로써 표면 재질의 특성에 따라 모세관력의 발생을 제한할 수 있게 된다.
제1 미세채널부(121)는 동일 볼륨 대비 타 채널에 비해 미세채널의 사이즈가 수 마이크로미터로 매우 작아 채널 내에서 표면적이 증가함으로써 모세관력도 증가하게 되고 혈액양 대비 많은 수율의 혈장 회수가 유리하여 소량의 혈장이 걸러지더라도 반응채널부(114)로 용이하게 유입될 수 있도록 한다.
하부기판(120)에는 제1 미세채널부(121)의 일단에 연결되어 멤브레인(140)을 통해 분리된 혈장을 반응채널부(114)로 유도하는 유도채널부(122)가 더 형성되어 있을 수 있다. 제1 미세채널부(121)를 구성하는 미세채널과 실질적으로 동일 또는 유사한 형상, 동일한 크기로 형성되어 제1 미세채널부(121)의 연장으로서 기능한다.
상부기판(110)과 하부기판(120)의 접합 시 유도채널부(122)의 각 유도채널을 구분하는 유도채널벽의 상면은 상부기판(110)의 하면과 단차가 없도록 구현할 수 있다. 이 경우 동일 구간에 채워지는 볼륨에 적어져 소량의 혈장성분이라도 반응채널부(114)로 유도하는 것이 용이할 수 있다.
제2 미세채널부(123)는 반응채널부(114)를 통과한 혈장성분이 워싱부(115)로 빠르고 쉽게 유입될 수 있도록 복수의 미세채널로 구현된다. 제2 미세채널부(123)는 멤브레인(140)에 의해 걸러진 혈장성분이 채워지게 되는 바, 많은 볼륨을 수용할 수 있는 형상이면 된다. 예를 들어, 제2 미세채널부(123)는 혈장성분의 진행방향을 따라 폭이 넓어지는 부채꼴 형상으로 복수의 미세채널이 배열되어 있어 모세관력을 극대화할 수 있다. 모세관력의 극대화로 인해 최대의 영역(예를 들어, 제2 미세채널부(123)의 말단부) 끝까지 혈장과 생물시약의 채워짐이 가능할 수 있다.
상부기판(110)과 하부기판(120)은 워싱부(115)와 제2 미세채널부(123)가 대응되도록 접합되어 기판 구조물(102)을 이루게 된다. 이를 위해 상부기판(110)과 하부기판(120)을 접합함에 있어서 정합홈과 정합돌기를 이용하여 상부기판(110)과 하부기판(120)이 정위치에 배치되어 접합될 수 있도록 할 수 있다.
혈액 수집 구조물(104)은, 혈액을 주입받아 수용하고 있는 샘플러(130)와, 샘플러(130)의 하단에 끼워지는 멤브레인(140)을 포함한다. 멤브레인(140)은 앞서 도 5 및 도 6을 참조하여 설명한 멤브레인(30)과 동일한 바 상세한 설명은 생략하기로 한다.
혈액 수집 구조물(102)에 포함되는 샘플러(130)는 멤브레인(140)에 대하여 누름편에 의한 누름힘이 가해지는 위치에 따라 다음과 같이 다양한 실시예를 가질 수 있다.
일 실시예에 따른 샘플러(130a)는, 도 9 및 도 10에 도시된 것과 같이, 아치 형상의 지지대(134)와, 지지대(134)의 중심부분에 모세관력에 의해 혈액이 빨려 들어가는 혈액 주입 채널(132)이 내부에 상하 방향, 즉 Z축 방향으로 형성되어 있는 혈액 주입 채널부(131)를 포함한다.
지지대(134)의 양 말단에는 멤브레인(140)이 삽입되는 필터 삽입홈(135) 및 하부기판(120)의 샘플러 체결부(124)와 결합하여 기판 구조물(102)과 혈액 수집 구조물(104)을 체결시키는 기판 체결부(136)가 형성되어 있다.
도면에서는 샘플러 체결부(124)의 일례로서 하부기판(120)의 함입부(124a)에 소정 두께와 높이를 가지는 끼움돌기편(124b)이 형성되고, 기판 체결부(136)의 일례로서 지지대(134)의 양 말단에 끼움돌기편(124b)에 상응하는 두께와 깊이를 가지는 끼움홈(136a)이 형성된 경우가 도시되어 있다.
하부기판(120)에 형성된 끼움돌기편(124b)의 끝단 간의 간격은 d2이며, 끼움돌기편(124b)이 시작되는 부분 간의 간격은 d1(d1<d2)이다. 이에 대응하여 기판 끼움홈(136a) 간의 간격도 d2이므로, 샘플러(130a)가 기판 구조물의 하부기판(120)에 대해서 하강하여 기판 끼움홈(136a)에 끼움돌기편(124b)이 끼움 결합되어 체결되는 구조를 가지며, 기판 끼움홈(136a)의 하부에 있는 지지대(134)의 양 말단은 하측으로 그 폭이 넓어지는 경사진 구조를 가져 끼움 결합이 용이하게 이루어지도록 한다.
혈액 주입 채널부(131)의 상단은 지지대(134)의 중앙부분에서 상측으로 돌출되어 있으며, 외부로부터 혈액을 주입받게 된다. 주입된 혈액은 모세관력에 의해 하측으로 진행하게 되어 소정 볼륨의 혈액이 혈액 주입 채널(132) 내에 채워지게 된다.
여기서, 혈액주입 채널(132)은 화학적 코팅(예를 들어, 트롬빈코팅)이 됨으로써 혈액성분 중 피브리노겐이 트론빈에 의해 피브린으로 활성화되어 혈액 응고가 일어나고, 이때 멤브레인(140)을 거침으로써 수집된 혈청이 반응채널부(114)로 유입되거나, 혈액 주입 채널(132)은 화학적 코팅이 없이 항응고제(예를 들어, EDTA)가 들어간 혈액이 멤브레인(30)을 거침으로써 수집된 혈장만이 반응채널부(114)로 유입될 수 있다.
혈액 주입 채널부(131)의 하단에는 혈액 주입 채널(132)을 중심으로 하여 양측에 역 Y자 형상으로 혈장성분의 진행방향과 수직하게 필터 누름편(133)이 형성되어 있어 필터 삽입홈(135)에 삽입된 멤브레인(140)이 하방향으로 힘을 받도록 하고, 샘플러(130a)와 기판 구조물(102)이 체결될 때 멤브레인(140)이 제1 미세채널부(121)에 밀착될 수 있도록 한다. 여기서, 필터 누름편(133)에 의한 누름힘이 작용하는 위치는 제1 미세채널부(121)의 외곽 영역과 접촉하는 멤브레인(140)의 하면 위치에 대응하는 상면 위치인 것이 바람직하다.
제1 미세채널부(121)의 양각 구조로 인해 멤브레인(140)의 중심 부분은 상방향으로 볼록한 형상을 가지게 되며, 혈액 주입 채널(132)의 하단으로부터 혈액 주입 채널(132) 내에 채워진 혈액을 빨아들여 혈액 분리를 시작한다(도 12 참조). 분리된 혈장성분은 멤브레인(140)이 필터 누름편(133)에 의해 밀착된 제1 미세채널부(121)를 통해 반응채널부(114)로 유입될 수 있다.
여기서, 제1 미세채널부(121), 유도채널부(122), 제2 미세채널부(123)는 하부기판(120)의 상면에서 샘플러(130a)에서의 필터 삽입홈(135)과 기판 삽입홈(136a) 사이의 간격(h)과 실질적으로 동일한 높이를 가지도록 돌출된 돌출부(125) 상에 위치할 수 있다.
다른 실시예에 따른 샘플러(130b)는, 도 13 및 도 14에 도시된 것과 같이, 아치 형상의 지지대(154)와, 지지대(154)의 중심부분에 모세관력에 의해 혈액이 빨려 들어가는 혈액 주입 채널(152)이 내부에 상하 방향, 즉 Z축 방향으로 형성되어 있는 혈액 주입 채널부(150)를 포함한다.
지지대(154)의 양 말단에는 멤브레인(140)이 삽입되는 필터 삽입홈(155) 및 하부기판(120)의 샘플러 체결부(124)와 결합하여 기판 구조물(102)과 혈액 수집 구조물(104)을 체결시키는 기판 체결부(156)가 형성되어 있다.
혈액 주입 채널부(150)는 지지대(154) 와의 사이에 채널 지지부(153)가 구비되어 있어 혈액 주입 채널부(150)를 양측에서 지지함으로써, 추후 기판 구조물(102)과의 체결 시 혈액 주입 채널부(150)의 하측에 제1 미세채널부(121)가 위치하도록 한다.
도면에서는 샘플러 체결부(124)의 일례로서 하부기판(120)의 함입부(124a)에 소정 두께와 높이를 가지는 끼움돌기편(124b)이 형성되고, 기판 체결부(156)의 일례로서 지지대(154)의 양 말단에 끼움돌기편(124b)에 상응하는 두께와 깊이를 가지는 끼움홈(156a)이 형성된 경우가 도시되어 있다.
하부기판(120)에 형성된 끼움돌기편(124b)의 끝단 간의 간격은 d2이며, 끼움돌기편(124b)이 시작되는 부분 간의 간격은 d1(d1<d2)이다. 이에 대응하여 기판 끼움홈(156a) 간의 간격도 d2이므로, 여기서, 샘플러(130b)가 기판 구조물의 하부기판(120)에 대해서 하강하여 기판 끼움홈(156a)에 끼움돌기편(124b)이 끼움 결합되어 체결되는 구조를 가지며, 기판 끼움홈(156a)의 하부에 있는 지지대(134)의 양 말단은 하측으로 그 폭이 넓어지는 경사진 구조를 가져 끼움 결합이 용이하게 이루어지도록 한다.
혈액 주입 채널부(150)의 상단은 지지대(154)의 중앙부분에서 상측으로 돌출되어 있으며, 외부로부터 혈액을 주입받게 된다. 주입된 혈액은 모세관력에 의해 하측으로 진행하게 되어 소정 볼륨의 혈액이 혈액 주입 채널(152) 내에 채워지게 된다. 여기서, 혈액 주입 채널(152)의 내경은 매우 작아 큰 표면장력이 작용하게 되며, 이로 인해 혈액 주입 채널(152) 내에 혈액이 수집되어 있을 수 있다.
혈액 주입 채널부(150)의 하단에는 혈액 주입 채널(152)을 중심으로 하여 양측에 역 Y자 형상으로 혈장성분의 진행방향과 평행하게 필터 누름편(151)이 형성되어 있다. 여기서, 필터 누름편(151)은 도 9 및 도 10에 도시된 필터 누름편(133)과 비교할 때 90도 회전한 형상을 가진다. 이과 같이 90도 회전한 필터 누름편(151)은 혈액 주입 채널(152) 내에 채워진 혈액이 반응채널부(114) 쪽으로 좁은 폭을 가지며 진행될 수 있도록 한다.
필터 누름편(151)은 필터 삽입홈(155)에 삽입된 멤브레인(140)이 하방향으로 힘을 받도록 하고, 샘플러(130b)와 기판 구조물(102)이 체결될 때 멤브레인(140)이 제1 미세채널부(121)에 밀착될 수 있도록 한다. 여기서, 필터 누름편(151)에 의한 누름힘이 작용하는 위치는 혈장성분의 진행방향을 기준으로 제1 미세채널부(121)의 전단과 후단에 접촉하는 멤브레인(140)의 하면 위치에 대응하는 상면 위치인 것이 바람직하다.
이 경우 제1 미세채널부(121)의 양각 구조로 인해 멤브레인(140)의 중앙은 상측을 향하도록 볼록한 형상을 이루게 되며, 혈액 주입 채널(152)의 하단으로부터 혈액 주입 채널(152) 내에 채워진 혈액을 빨아들여 혈액 분리를 시작한다. 분리된 혈장성분은 멤브레인(140)이 필터 누름편(151)에 의해 밀착된 제1 미세채널부(121)를 통해 반응채널부(114)로 유입될 수 있다.
본 실시예에서도 제1 미세채널부(121), 유도채널부(122), 제2 미세채널부(123)는 하부기판(120)의 상면에서 샘플러(130b)에서의 필터 삽입홈(155)과 기판 삽입홈(156a) 사이의 간격(h)과 실질적으로 동일한 높이를 가지도록 돌출된 돌출부(125) 상에 위치할 수 있다.
상기에서는 본 발명의 실시예를 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 하기의 특허 청구의 범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.

Claims (22)

  1. 하나 이상의 에지(edge)가 비접촉되도록 멤브레인을 고정시키고, 상기 멤브레인에 의해 혈액으로부터 분리된 혈장성분이 일 방향으로 진행되도록 하는 경로를 제공하기 위한 채널의 일부가 형성된 상부기판; 및
    상기 상부기판과 접합하여 상기 채널을 형성하는 상기 채널의 다른 일부가 형성되고, 상기 멤브레인의 하면 일측에 대응되는 위치에 상기 혈장성분이 모세관력에 의해 상기 채널을 따라 진행하도록 하는 하부기판을 포함하는 혈구 분리 칩.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 상부기판에는,
    상기 멤브레인을 통해 분리된 혈장성분이 진행하는 반응채널부와,
    일단이 상기 반응채널부에 연결되어 상기 반응채널부를 통과한 혈장성분이 채워지는 워싱부와,
    상기 멤브레인의 상면 일부를 외부에 노출시켜 상기 혈액이 상기 멤브레인의 상면에 주입되도록 하는 혈액 주입구 내에서 상기 멤브레인을 정위치에 고정시키는 필터 고정가이드와,
    상기 혈액 주입구 내에 상기 반응채널부로 향하는 상기 멤브레인의 일 방향의 에지를 상측으로 꺾어 올리는 필터 꺾임바가 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 상부기판에는 상기 워싱부의 타단에 연결되어 상기 혈장성분의 진행을 유도하는 워싱부 홀이 더 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  4. 제2항에 있어서,
    상기 하부기판에는,
    상기 혈액 주입구의 위치에 대응하여 상기 혈장성분의 진행 방향으로 폭이 좁아지도록 배열된 복수의 제1 미세채널이 돌출 형성되어 있으며, 상기 멤브레인의 하면 일측과 접촉하는 제1 미세채널부와,
    상기 워싱부의 위치에 대응하여 복수의 제2 미세채널이 돌출 형성되어 있는 제2 미세채널부가 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  5. 제4항에 있어서,
    상기 복수의 제1 미세채널은 상기 혈장성분이 상기 반응채널부로 유입하는 데에 유리하도록 상기 혈장성분의 진행 방향으로 폭이 좁아지는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  6. 제4항에 있어서,
    상기 복수의 제2 미세채널은 상기 혈장의 진행 방향으로 폭이 넓어지도록 배열된 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  7. 제4항에 있어서,
    상기 제1 미세채널부 둘레에 하나 이상의 필터 가이드 홀이 형성되되,
    상기 멤브레인의 타 방향의 에지들 중 하나 이상이 상기 하부기판과의 접촉이 최소화되도록 상기 필터 가이드 홀 상부에 놓여지는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  8. 제2항에 있어서,
    상기 상부기판에 상기 혈액 주입구, 상기 반응채널부 및 상기 워싱부를 둘러싸며, 하면이 상기 하부기판과 맞닿아 접합되는 접합벽이 상기 상부기판에 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 반응채널부의 채널면과 상기 접합벽의 하면은 단차를 두어 상기 상부기판과 상기 하부기판의 접합 시 채널벽을 형성하는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  10. 제8항에 있어서,
    상기 필터 고정가이드와 상기 접합벽의 하면은 단차를 두어 상기 멤브레인에서 손실된 혈액이 상기 접합벽을 통해 진행되는 것을 방지하는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  11. 제8항에 있어서,
    상기 필터 꺾임바와 상기 접합벽의 하면은 단차를 두어 상기 필터 꺾임바와 상기 멤브레인의 상면이 맞닿는 공간에 손실된 혈액이 상기 접합벽의 방향으로 진행되는 것을 방지하는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  12. 제2항에 있어서,
    상기 제1 미세채널부의 폭이 좁아지는 일단에 연결되어 상기 멤브레인을 통해 분리된 혈장성분을 상기 반응채널부로 유도하는 유도채널부가 상기 하부기판에 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 유도채널부는 상기 유도채널의 상면과 상기 상부기판의 하면은 단차가 없어 상기 반응채널부와 연결되는 구간에서의 유체의 볼륨이 적어지도록 하는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  14. 상하방향으로 형성된 혈액 주입 채널 내에 혈액을 수집하고 상기 혈액을 혈장성분과 혈구성분으로 분리하는 혈액 수집 구조물; 및
    상기 혈액 수집 구조물이 체결되고, 상기 혈장성분이 모세관력에 의해 일 방향으로 진행되도록 하는 경로를 제공하기 위한 채널이 형성되는 기판 구조물을 포함하는 혈구 분리 칩.
  15. 제14항에 있어서,
    상기 혈액 수집 구조물은,
    상기 혈액을 상기 혈장성분과 상기 혈구성분으로 분리하는 멤브레인; 및
    아치 형상의 지지대와, 상기 지지대의 중심부분에 모세관력에 의해 상기 혈액이 빨려 들어가는 혈액 주입 채널이 내부에 형성되어 있는 혈액 주입 채널부를 포함하는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 지지대의 양 말단에는 상기 멤브레인이 삽입되는 필터 삽입홈 및 상기 기판 구조물과의 체결을 위한 기판 체결부가 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  17. 제16항에 있어서,
    상기 기판 구조물은,
    상기 멤브레인을 통해 분리된 혈장성분이 진행하는 반응채널부와, 일단이 상기 반응채널부에 연결되어 상기 반응채널부를 통과한 혈장성분이 채워지는 워싱부가 형성되어 있는 상부기판; 및
    상기 혈장성분의 진행방향을 따라 폭이 좁아지는 형상으로 복수의 제1 미새체널이 돌출 형성되어 있으며 상기 멤브레인의 하면 일측과 접촉하는 제1 미세채널부와, 상기 워싱부의 위치에 대응하여 복수의 제2 미세채널이 돌출 형성되어 있는 제2 미세채널부와, 상기 제1 미세채널부의 양측에 샘플러 체결부가 형성되어 있는 하부기판을 포함하는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  18. 제17항에 있어서,
    상기 상부기판은 상기 워싱부의 타단에 연결되어 상기 혈장성분의 진행을 유도하는 워싱부 홀이 더 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  19. 제17항에 있어서,
    상기 혈액 주입 채널부의 하단에 상기 혈액 주입 채널을 중심으로 하여 양측에 역 Y자 형상으로 상기 필터 삽입홈에 삽입된 상기 멤브레인에 대하여 하방향으로 누름힘을 가하여 상기 멤브레인이 상기 제1 미세채널부에 밀착되도록 하는 필터 누름편이 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  20. 제19항에 있어서,
    상기 필터 누름편은 상기 제1 미세채널부의 양측 외곽 영역에 대응되는 상기 멤브레인의 상면 위치에 상기 누름힘이 가해지도록 상기 혈장성분의 진행방향과 수직하게 배치된 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  21. 제19항에 있어서,
    상기 필터 누름편은 상기 제1 미세채널부의 전단 및 후단에 대응되는 상기 멤브레인의 상면 위치에 상기 누름힘이 가해지도록 상기 혈장성분의 진행방향과 평행하게 배치된 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
  22. 제17항에 있어서,
    상기 샘플러 체결부는 소정 두께와 높이를 가지는 끼움돌기편으로 형성되고, 상기 기판 체결부는 상기 끼움돌기편에 상응하는 두께와 깊이를 가지는 끼움홈으로 형성되어 있어, 상기 기판 구조물과 상기 혈액 수집 구조물은 끼움 결합하는 것을 특징으로 하는 혈구 분리 칩.
PCT/KR2011/001680 2010-03-12 2011-03-10 혈구 분리 칩 WO2011112023A2 (ko)

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