WO2020106004A1 - 박막을 이용하여 분리 가능한 구조를 갖는 마이크로 플루이딕 디바이스 - Google Patents

박막을 이용하여 분리 가능한 구조를 갖는 마이크로 플루이딕 디바이스

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WO2020106004A1
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lower panel
microfluidic channel
flow rate
sample
upper panel
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PCT/KR2019/015817
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한기호
김진호
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인제대학교 산학협력단
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Definitions

  • the present invention relates to a micro fluidic device having a separable structure using a thin film.
  • a method of separating a specific target biomolecule from a biological sample such as plasma, a method using silica, glass fiber, anion exchange resin or magnetic beads is known.
  • the target biomolecule is captured by injecting a magnetic bead having a probe capable of binding to a target biomolecule on a surface into a sample solution to capture the target biomolecule, and separating the magnetic beads from the sample solution again. Extract the molecule.
  • a method for separating a target biomolecule using a magnetic bead (bead based separation) is already commercialized, and is widely used to separate cells, proteins, nucleic acids, or other biomolecules.
  • a method for injecting such a fluid is a method of adjusting the speed of the fluid by using a syringe pump or by using pneumatic pressure.
  • Syringe pumps are easy to install and operate, and are currently used in many laboratories, but when the flow rate changes rapidly, the response is slow, the speed of the fluid vibrates due to the piston of the syringe, and the chip may burst because it does not reflect the pressure in the micro fluidic chip. have.
  • This method can be calibrated according to the conditions inside the micro fluidic chip, and unlike a syringe, a large volume of solution can be processed.
  • the cell separation device and the flow rate measurement device are difficult to manufacture, expensive, and cannot be reused when using a bio sample, and thus have to be used and discarded only once, which is very expensive in terms of cost.
  • a cell separation structure for separating cells or microparticles in a fluid and a flow rate measurement structure for measuring the flow rate are included in one panel, and the existing flow rate measurement device and the cell separation device are integrated into one chip.
  • the aim is to provide a micro fluidic device that can be reduced in size.
  • the panel through which the sample flows and the panel in which the flow rate measurement and cell separation structure are integrated are configured to be separable from each other by using a thin film.
  • the object of the present invention is to provide an inexpensive micro fluidic device.
  • Microfluidic devices are introduced.
  • the present invention includes a lower panel including a flow rate measurement structure for measuring the flow rate of a fluid, an upper panel including a microfluidic channel separated from the lower panel and through which a sample passes, a sample passing through the microfluidic channel is the It is provided in a portion where the lower panel and the upper panel are in contact so as not to directly contact the flow rate measurement structure.
  • the thin panel that allows the lower panel to be repeatedly used several times, passes through the microfluidic channel. It includes a specific function for performing a specific operation on the sample to be tested and a negative pressure forming means for adsorbing the lower panel and the upper panel with negative pressure.
  • the present invention it is possible to reduce the size of the device by integrating the flow rate measurement structure and the cell separation structure in one lower panel, and there is no need to provide the existing flow rate measurement device and the cell separation device as separate equipment, thereby simplifying the device. There is an advantage.
  • the panel including the cell separation and flow rate measurement structure using a thin film and the panel through which the sample passes are separated, so that the sample does not directly contact the measurement device and the cell separation and flow rate measurement structure is included in the panel.
  • the panel including the cell separation and flow rate measurement structure using a thin film and the panel through which the sample passes are separated, so that the sample does not directly contact the measurement device and the cell separation and flow rate measurement structure is included in the panel.
  • the manufacturing cost is cheaper than the existing fluid flow rate measuring device.
  • the panel including the flow rate measurement structure can be used almost permanently, it has a very advantageous advantage in terms of cost compared to the conventional technology.
  • FIG. 1 is a plan view schematically showing a micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view showing the overall configuration of the first embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • Fig. 3 is a perspective view of a first embodiment of a micro fluidic device according to the present invention.
  • FIG. 4 is a plan view showing a first embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view showing a first embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view taken along line A-A in FIG. 4.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing a second embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view showing a third embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 9 is a perspective view showing an example in which the micro fluidic device of the present invention is installed.
  • FIG. 10 is a plan view showing a fourth embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 11 is a plan view showing a fifth embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 12 is a plan view showing a sixth embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 13 is a plan view showing a seventh embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 14 is a plan view showing an eighth embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • 15 is a plan view showing a ninth embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 16 is a photograph of the embodiment of FIG. 15.
  • 17 is a plan view showing a tenth embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • FIG. 18 is a photograph of the embodiment of FIG. 17.
  • Microfluidic devices are introduced.
  • the present invention includes a lower panel including a flow rate measurement structure for measuring the flow rate of a fluid, an upper panel including a microfluidic channel separated from the lower panel and through which a sample passes, a sample passing through the microfluidic channel is the It is provided in a portion where the lower panel and the upper panel are in contact so as not to directly contact the flow rate measurement structure.
  • the thin panel that allows the lower panel to be repeatedly used several times, passes through the microfluidic channel. It includes a specific function for performing a specific operation on the sample to be tested and a negative pressure forming means for adsorbing the lower panel and the upper panel with negative pressure.
  • FIG. 1 is a plan view schematically showing a micro fluidic device of the present invention.
  • Flow measurement structures (130-1, 120-1, 140-1, 120-2, 130-2, 140-2, 150, 160, 170) for measuring the flow rate of a fluid, and an injection part of a sample or buffer ( 220-1, 220-2) and a microfluidic channel including discharge units 230-1, 230-2, and a specific functional unit 500 for performing a specific operation on a sample passing through the microfluidic channel do.
  • -2, 140-2, 150, 160, 170) are located, and the specific functional part 500 is located in the middle of the microfluidic channel.
  • the flow rate measurement structure serves to measure the flow rate for performing a specific operation in the specific function unit 500.
  • a cell separation structure for separating cells or microparticles in a fluid is included.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view showing the overall configuration of the first embodiment of the micro fluidic device of the present invention
  • FIG. 3 is a combined perspective view of the first embodiment of the micro fluidic device of the present invention
  • FIG. 4 is the micro of the present invention It is a top view showing a first embodiment of a fluidic device.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view showing a first embodiment of the microfluidic device of the present invention
  • FIG. 6 is an A-A cross-sectional view in FIG. 4.
  • the first embodiment of the micro fluidic device of the present invention includes a lower panel 100, a microfluidic channel 210 that is separated from the lower panel 100 and through which a sample passes, as shown in FIG. 2. It includes an upper panel 200, a thin film 300 separating the lower panel 100 and the upper panel 200.
  • the lower panel 100 is a flow rate measurement structure (120a, 120b, 130a, 130b, 140a, 140b, 150, 160, 170) for measuring the flow rate of the fluid, and for separating cells or microparticles It is characterized by including the cell separation structure (110).
  • an object of the present invention is to provide a micro fluidic device capable of reducing the size by integrating an existing flow rate measurement device and a cell separation device in one chip.
  • the lower panel 100 has a flow rate measurement structure (120a, 120b, 130a, 130b, 140a, 140b, 150, 160, 170) for measuring the flow rate of the fluid, and cells for separating cells or microparticles
  • the separation structure 110 is characterized by being made of a structure including all.
  • the flow rate measurement structure 120a, 120b, 130a, 130b, 140a, 140b, 150, 160, 170
  • the cell separation structure 110 is located in a position corresponding to the microfluidic channel 210 of the upper panel 200 Should be formed.
  • the present invention separates the upper panel 200 through which the sample passes from the lower panel 100 and prevents the sample from directly contacting the flow rate measurement structure and the cell separation structure 110 so that the lower panel 100 and the upper panel.
  • the thin film 300 is another feature to configure the thin film 300 in the portion where the 200 is in contact.
  • the heater or the measurement sensor is coated on the heater or the measurement sensor so that the sample does not directly contact the heater for the measurement of the flow rate, and an integral structure in which the heater and the measurement sensor are manufactured in one structure is used.
  • the lower panel 100 including the flow rate measurement structure is permanently applied by separating the panel into two and applying the thin film 300 to prevent the sample from directly contacting the heater or the flow rate measurement sensor on the separated surface. It was made available.
  • the thin film 300 is preferably formed to be thin so that a force capable of affecting cells or microparticles flowing in the microfluidic channel 210 such as heat and magnetic force is well transmitted.
  • the material of the thin film 300 may include at least one selected material among polydimethyl siloxane (PDMS), polyethylene terephthalate (PET), polyimide (PI), polypropylene (PP), polymer plastic, glass, and ceramic.
  • PDMS polydimethyl siloxane
  • PET polyethylene terephthalate
  • PI polyimide
  • PP polypropylene
  • the upper panel 200 includes a microfluidic channel 210 through which a sample passes.
  • the microfluidic channel 210 is a microfluidic channel region for injection including a plurality of injection parts into which a sample and a buffer are injected, and separation microparticles through which cells or microparticles contained in the sample are separated by magnetophoresis.
  • For discharging including a fluid channel region 210, cells or microparticles separated while passing through the separation microfluidic channel region 210, and a plurality of discharge portions 230 and 232 for discharging the remaining samples, respectively. It can be divided into microfluidic channel regions.
  • the plurality of injection parts of the microfluidic channel region for injection include a sample injection part 220 into which a sample containing cells or microparticles is injected, and a buffer injection part 222 into which a buffer is injected.
  • two or more of the sample injection unit 220 and the buffer injection unit 222 may be formed, and the present invention is not limited thereto.
  • the sample injection unit 220 and the buffer injection unit 222 separately inject samples and buffers containing cells or microparticles through the sample injection unit 220 and the buffer injection unit 222, respectively. It is formed as separated as possible.
  • Samples and buffers separately injected through the sample injection unit 220 and the buffer injection unit 222 are collected in the separation microfluidic channel region 210 and pass through the separation microfluidic channel region 210 to the sample.
  • the contained cells or microparticles are separated and discharged through a plurality of discharge portions 230 and 232 of the discharged microfluidic channel region.
  • microparticles that can be separated from the microfluidic device according to the present invention can be any microparticles that can bind with magnetic particles such as DNA, antibodies, peptides, and small peptides, preferably RNA or blood tumor cells (CTC circulating tumor cells).
  • magnetic particles such as DNA, antibodies, peptides, and small peptides, preferably RNA or blood tumor cells (CTC circulating tumor cells).
  • Cells or microparticles separated while passing through the microfluidic channel region 210 for separation are sent to one of the plurality of outlets of the microfluidic channel region for discharge and collected in an external chamber, The remaining samples are discharged through a separate discharge unit 232 and collected in an external chamber.
  • the microfluidic channel 210 is formed on the lower surface of the upper panel 200, the sample flowing through the microfluidic channel 210, the flow rate measurement structure (120a, 120b, 130a) of the lower panel 100, 130b, 140a, 140b, 150, 160, 170) and the thin film 300 is attached to the lower surface of the upper panel 200 so as to enable flow rate measurement and cell separation without directly touching the cell separation structure 110.
  • the thin film 300 should be of a size that includes both the microfluidic channel 210.
  • the lower panel at a position corresponding to the separation microfluidic channel region 210 of the upper panel 200.
  • the cell separation structure 110 is formed at 100.
  • the cell separation structure 110 may be configured to separate cells or microparticles by methods such as Lateralmagnetophoresis, Dielectrophresis, Acoustic, Laser manipulation, DLD (Deterministic Lateral Displacement). have.
  • the cell separation structure 110 is applied as a magnetic body microstructure, and the cells or microparticles are separated by a method of combining the magnetic particles with the cells or microparticles in a fluid by using magnetophoresis.
  • the method of combining the magnetic particles with the cells or microparticles in the fluid is not particularly limited, and may be combined by methods generally known in the art.
  • the magnetic particles are preferably any one or more oxides selected from the group consisting of cobalt, iron, manganese, zinc, nickel and copper.
  • any material exhibiting magnetism can be used without limitation.
  • the fine particles are fixed on the surface of the magnetic particles by reacting with the desired fine particles.
  • the present invention requires an external magnetic field source (not shown) that generates a magnetic field around the cell separation structure 110.
  • the cell separation structure 110 is made of a magnetic body microstructure formed by patterning by molding on the lower panel 100.
  • the magnetic body microstructure is composed of a plurality of linear structures, and each linear structure is formed at regular intervals.
  • the magnetic body microstructure 110 is patterned on the lower panel 100 to have an inclination angle of a predetermined size with respect to the flow direction of the sample in the microfluidic channel 210.
  • the magnetic microstructure 110 when the magnetic microstructure 110 is the inclination angle with respect to the flow direction of the sample is ⁇ , the ⁇ is patterned to be changed in the microfluidic channel region and may be included in the lower panel 100. .
  • the ⁇ 1, ⁇ 2 .. ⁇ n may be gradually formed to a larger value, and ⁇ n is characterized by being 90 °.
  • a ferromagnetic wire as a magnetic body microstructure is manufactured by being included in a printed circuit process on a substrate having a ⁇ angle with respect to a sample flow.
  • the fine particles combined with the magnetic particles introduced into the sample injection unit 220 pass through the magnetic body microstructure 110 included in the lower panel 100 at an acute angle ( ⁇ ⁇ 90 °).
  • the microparticles combined with the magnetic particles lying around the wire, which is the magnetic body microstructure are subjected to magnetic force in the direction of the magnetic body microstructure under the influence of a high gradient magnetic field, and are moved under the lateral direction of the magnetic body microstructure.
  • the cell separation structure 110 changes the inclination angle, thickness, spacing between structures, the number of installations, the size of the external magnetic field source, and the fluid flow rate in the microfluidic channel according to the microparticles to be separated. It becomes possible.
  • the flow rate measurement structure installed on the lower panel 100 is a heater (120a, 120b, 150) for applying heat to the sample passing through the microfluidic channel 210, and the heater (120a, 120b, 150) When the temperature of the sample rises due to the heat generated from), two temperature measuring electrodes 130a, 130b, 140a, 140b installed before and after the heaters 120a, 120b, and 150 to measure a resistance difference according to a change in temperature of the sample 160, 170).
  • the first temperature measuring electrodes 130a, 130b, and 160 are installed on one side of the heaters 120a, 120b, and 150, and the second temperature measuring electrodes 140a, 140b are formed on the other side of the heaters 120a, 120b, 150. , 170) is installed.
  • Temperature measurement electrodes are installed before and after the heater in the direction in which the sample flows, and when the sample passing through the microfluidic channel 210 of the upper panel 200 rises due to heat generated by the heater, the temperature of the sample changes. It is to measure the difference in resistance.
  • the structure for measuring the flow rate is installed at a position corresponding to the sample injection part 220 of the microfluidic channel, the buffer injection part 222 and the discharge part 230 of the chamber in which separated cells or microparticles are collected.
  • the velocity of all fluids injected and discharged into the upper panel 200 can be measured, thereby controlling the performance of the cell separation structure 110.
  • the heater and the temperature measuring electrode in the lower panel 100 are applicable in various structures and shapes.
  • the structure capable of measuring the temperature of the sample is not limited to the structure shown in the drawings of the present invention.
  • the present invention includes a negative pressure forming means for adsorbing the lower panel 100 and the upper panel 200 with negative pressure.
  • the sound pressure forming means communicates with the air removal passages 240 formed on the contact surfaces of the lower panel 100 and the upper panel 200 and applies negative pressure in communication with the air removal passages 240.
  • the air removal passage 240 is formed on the lower surface of the upper panel 200, the negative pressure applying hole 250 may be formed to communicate with the upper surface or side of the upper panel.
  • the air removal passage 240 is formed in a shape and a position surrounding the microfluidic channel 210, as shown in FIG.
  • the microfluidic channel 210 includes all the regions where the injection parts 220 and 222 and the discharge parts 230 and 232 are formed, and is preferably formed in a quadrangular shape.
  • the negative pressure applying hole 250 is connected to an external device to apply negative pressure, thereby sucking air in the air removal passage 240.
  • the air layer is completely removed between the lower panel 100 and the upper panel 200 so that the lower panel 100 and the upper panel 200 are vacuum adsorbed.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view showing a first embodiment of the micro fluidic device of the present invention
  • FIG. 6 is a cross-sectional view taken along line A-A in FIG. 4.
  • the air removal passage 240 is formed on the lower surface of the upper panel 200, and the negative pressure applying hole 250 is formed to communicate with the upper surface of the upper panel 200 through the negative pressure applying hole 250
  • the air layer is completely removed between the lower panel 100 and the upper panel 200 so that the lower panel 100 and the upper panel 200 are vacuum adsorbed.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing a second embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • the air removal passage 240 is formed on the lower surface of the upper panel 200, and the negative pressure applying hole 250 is formed to communicate with the side surface of the upper panel 200.
  • the negative pressure applying hole 250 may be formed to communicate with the upper surface of the upper panel 200 as well as the side surfaces, and the air removal passage 240 may include the upper panel 200 as well as the lower panel 100. It is also possible to form on.
  • the air removal passage 240 is formed on the upper surface of the lower panel 100, the negative pressure application hole 250 is formed to communicate with the lower surface or side of the lower panel 100, the negative pressure application hole ( The air layer may be completely removed between the lower panel 100 and the upper panel 200 through 250 to allow the lower panel 100 and the upper panel 200 to be vacuum adsorbed.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view showing a third embodiment of the micro fluidic device of the present invention.
  • the thin film 300 of the present invention may be made of a multi-layer (Multilayer) structure consisting of a plurality of layers.
  • Multilayer multi-layer
  • the thin film 300 is preferably formed of a multi-layer structure 310 at a position where the flow velocity measurement structures 120a, 130a, 140a, 150, 160, and 170 are in contact.
  • the thin film 300 may have a multi-layer structure (Multilayer) using a variety of materials.
  • heat for measuring the flow rate may be generated in the heaters 120a, 120b and 150 of the flow rate measurement structure.
  • PDMS polydimethyl siloxane
  • the gas in the thin film may expand to expand the thin film, and there is also a problem that the fluid of the microfluidic channel 210 can be transmitted through the expanded thin film.
  • a thermal barrier film 310 is provided to prevent heat generated from the heater from being directly transferred to the thin film 300 at a position where the flow velocity measurement structures 120a, 130a, 140a, 150, 160, and 170 are in contact with each other, and the thin film.
  • FIG. 9 is a perspective view showing an example in which the micro fluidic device of the present invention is installed.
  • the lower panel 100 including the flow rate measurement structure and the cell separation structure 110 is installed in the signal processing circuit 10, and then the upper panel 200 in which the microfluidic channel is formed for the user's purpose is installed to install cells or Fine particles can be separated.
  • negative pressure is applied through the negative pressure forming means to vacuum adsorb the lower panel 100 and the upper panel 200.
  • the present invention can separate the lower panel 100 and the upper panel 200, the lower panel 100 is used as it is installed in the flow rate measurement system, and only the upper panel 200 is used to measure the fluid flow rate that the user wants to measure. It can be used interchangeably depending on the range.
  • 10 to 18 show various embodiments of the specific functional unit, and can be roughly divided into a method using [1] external energy and a method using [2] structure.
  • the DLD Deterministic lateral Displacement
  • FIG. 16 is an example photograph.
  • Vortex is a method of separating using a structure in a fluid chip using a difference in size of cells or particles
  • FIG. 18 is an example photo.
  • the present invention can be used for several times by repeating the panel including the cell separation and flow rate measurement structure, so that it can be used almost permanently.
  • the manufacturing cost is cheaper than that of the conventional fluid flow rate measuring device, so it is very advantageous in terms of cost.
  • the present invention combines the separated panels by a vacuum bonding method that adsorbs by applying negative pressure between the separated panels, so that it is possible to measure a high-performance fluid flow rate with very good performance.

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Abstract

마이크로 플루이딕 디바이스가 소개된다. 이를 위해 본 발명은 유체의 유속을 측정하기 위한 유속측정 구조물을 포함하는 하부패널, 상기 하부패널과 분리되고 시료가 통과하는 미세유체 채널을 포함하는 상부패널, 상기 미세유체 채널을 통과하는 시료가 상기 유속측정 구조물에 직접 닿지 않도록 상기 하부패널과 상부패널이 접하는 부분에 구비되어 상기 하부패널과 상부패널을 분리함으로써, 상기 하부패널을 반복하여 여러 번 사용이 가능하도록 하는 박막, 상기 미세유체 채널을 통과하는 시료에 특정한 동작을 하기 위한 특정 기능부 및 상기 하부패널과 상부패널을 음압으로 흡착하기 위한 음압형성수단을 포함한다.

Description

박막을 이용하여 분리 가능한 구조를 갖는 마이크로 플루이딕 디바이스
본 발명은 박막을 이용하여 분리 가능한 구조를 갖는 마이크로 플루이딕 디바이스에 관한 것이다.
의약 분야에서의 진단, 치료 및 연구 분야에서 최종 목적 또는 다른 분석을 하기 위한 준비적인 도구로서, 세포 타입 또는 세포 내 성분의 분리가 요구된다.
통상, 혈장과 같은 생물학적 샘플로부터 특정의 표적 생체분자를 분리하는 방법으로서, 실리카, 유리섬유, 음이온교환수지 또는 자성 비드를 이용하는 방법이 알려져 있다.
이들 중에서 자성 비드를 이용하는 방법에 따르면, 표면에 표적 생체분자와 결합될 수 있는 프로브를 갖는 자성 비드를 샘플 용액에 투입하여 표적 생체분자를 포획하게 하고, 샘플 용액으로부터 다시 자성 비드를 분리함으로써 표적 생체분자를 추출한다.
이렇게 자성 비드를 이용하여 표적 생체분자를 분리하는 방법 (bead based separation) 방법은 이미 상용화 되어서, 세포, 단백질, 핵산 또는 기타의 생체분자 등을 분리하는데 널리 사용되고 있다.
종래의 기술은 세포를 분리하기 위하여 마이크로 플루이딕 칩 내로 시료를 주입 및 배출시키기 위한 유체 펌프가 필요하다.
기존에 이러한 유체를 주입시키기 위한 방법은 주사기 펌프를 이용하거나 공압을 이용하여 유체의 속도를 조절하는 방법이 있다.
주사기 펌프는 설치 및 조작이 쉬워 현재 많은 연구실에서 사용되지만, 유속이 급격히 변할 때 응답이 느리고, 주사기의 피스톤으로 인하여 유체의 속도가 진동하며, 마이크로 플루이딕 칩 내의 압력을 반영하지 않아 칩이 터질 수 있다.
따라서, 최근에는 이를 보완하기 위하여 공압을 이용하여 유체의 속도를 조절하는 방법을 사용한다.
이 방법은 마이크로 플루이딕 칩 내부의 조건에 따라 교정이 가능하며 주사기와 달리 많은 부피의 용액이 처리가 가능하다.
하지만 공압을 조절하기 위하여 현재의 유속에 대한 정보가 있어야 하므로 유속측정 장치가 항상 필요로 하게 된다.
따라서, 종래에는 세포분리 장치와 함께 유속측정 장치가 개별의 장비로써 필요하므로, 실험을 위한 많은 공간이 요구된다.
또한, 세포분리 장치와 유속측정 장치는 제작이 까다롭고 가격이 비싸며, 바이오 시료를 사용하는 경우 재사용이 불가능하여 일 회만 사용하고 버려야 하므로, 비용적인 측면에서 매우 고가인 단점이 있다.
본 발명은 유체 내 세포 또는 미세입자를 분리하기 위한 세포분리 구조물과, 유속을 측정하기 위한 유속측정 구조물이 하나의 패널에 포함되어, 기존의 유속측정 장치와 세포분리 장치를 하나의 칩 안에 집적화시켜 크기를 줄일 수 있는 마이크로 플루이딕 디바이스를 제공하는데 그 목적이 있다.
또한, 박막을 이용하여 시료가 흐르는 패널과 유속측정 및 세포분리 구조물이 집적화된 패널을 서로 분리가능하게 구성하게 한다.
또한, 구조물이 설치된 패널을 영구적으로 사용할 수 있고, 구조가 간단하여 제작이 용의하므로 제조원가가 저렴한 마이크로 플루이딕 디바이스를 제공하는데 그 목적이 있다.
마이크로 플루이딕 디바이스가 소개된다.
이를 위해 본 발명은 유체의 유속을 측정하기 위한 유속측정 구조물을 포함하는 하부패널, 상기 하부패널과 분리되고 시료가 통과하는 미세유체 채널을 포함하는 상부패널, 상기 미세유체 채널을 통과하는 시료가 상기 유속측정 구조물에 직접 닿지 않도록 상기 하부패널과 상부패널이 접하는 부분에 구비되어 상기 하부패널과 상부패널을 분리함으로써, 상기 하부패널을 반복하여 여러 번 사용이 가능하도록 하는 박막, 상기 미세유체 채널을 통과하는 시료에 특정한 동작을 하기 위한 특정 기능부 및 상기 하부패널과 상부패널을 음압으로 흡착하기 위한 음압형성수단을 포함한다.
본 발명에서는 유속측정 구조물과 세포분리 구조물을 한 개의 하부패널에 집적화하여 장치의 크기를 줄일 수 있고, 기존의 유속측정 장치와 세포분리 장치를 개별의 장비로 구비할 필요가 없으므로, 장치를 간소화할 수 있는 장점이 있다.
또한, 박막을 이용하여 세포분리 및 유속측정 구조물을 포함하는 패널과, 시료가 통과하는 패널이 분리되는 구조를 가짐으로써, 시료가 직접 측정장치에 닿지 않게 하여 세포분리 및 유속측정 구조물을 포함하는 패널을 영구적으로 사용할 수 있는 효과가 있다.
또한, 구조가 간단하여 제작이 용이하므로 기존의 유체 유속측정 장치에 비해 제조원가가 저렴해진다.
또한, 유속측정 구조물을 포함하는 패널은 거의 영구적으로 사용이 가능하므로 종래의 기술에 비해 비용적인 측면에서 매우 유리한 장점이 있다.
또한, 분리된 패널들 사이에 음압을 인가하여 흡착하는 방법에 의해 패널들을 결합함으로써, 성능이 매우 우수한 고성능의 유체 유속측정이 가능하다.
도 1은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스를 개략적으로 나타내는 평면도이다.
도 2는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예 전체 구성을 도시한 분해 사시도이다.
도 3은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예 결합 사시도이다.
도 4는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예를 도시한 평면도이다.
도 5는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예를 도시한 단면도이다.
도 6은 도 4에서의 A-A 단면도이다.
도 7은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제2 실시예를 도시한 단면도이다.
도 8은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제3 실시예를 도시한 단면도이다.
도 9는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스가 설치된 일예를 도시한 사시도이다.
도 10는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제4 실시예를 도시한 평면도이다.
도 11은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제5 실시예를 도시한 평면도이다.
도 12는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제6 실시예를 도시한 평면도이다.
도 13은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제7 실시예를 도시한 평면도이다.
도 14는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제8 실시예를 도시한 평면도이다.
도 15는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제9 실시예를 도시한 평면도이다.
도 16은 도 15의 실시예 사진이다.
도 17은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제10 실시예를 도시한 평면도이다.
도 18은 도 17의 실시예 사진이다.
마이크로 플루이딕 디바이스가 소개된다.
이를 위해 본 발명은 유체의 유속을 측정하기 위한 유속측정 구조물을 포함하는 하부패널, 상기 하부패널과 분리되고 시료가 통과하는 미세유체 채널을 포함하는 상부패널, 상기 미세유체 채널을 통과하는 시료가 상기 유속측정 구조물에 직접 닿지 않도록 상기 하부패널과 상부패널이 접하는 부분에 구비되어 상기 하부패널과 상부패널을 분리함으로써, 상기 하부패널을 반복하여 여러 번 사용이 가능하도록 하는 박막, 상기 미세유체 채널을 통과하는 시료에 특정한 동작을 하기 위한 특정 기능부 및 상기 하부패널과 상부패널을 음압으로 흡착하기 위한 음압형성수단을 포함한다.
도 1은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스를 개략적으로 나타내는 평면도이다.
유체의 유속을 측정하기 위한 유속측정 구조물(130-1, 120-1, 140-1, 120-2, 130-2, 140-2, 150, 160, 170)과, 시료 또는 버퍼의 주입부(220-1, 220-2)와 배출부(230-1, 230-2)를 포함하는 미세유체 채널과, 상기 미세유체 채널을 통과하는 시료에 특정한 동작을 하기 위한 특정 기능부(500)를 포함한다.
미세유체 채널의 주입부(220-1, 220-2) 및 배출부(230-1, 230-2)에 각각 유속측정 구조물(130-1, 120-1, 140-1, 120-2, 130-2, 140-2, 150, 160, 170)이 위치하고, 상기 특정 기능부(500)는 미세유체 채널의 중간에 위치한다.
따라서, 상기 유속측정 구조물은 상기 특정 기능부(500)에서 특정한 동작을 하기 위한 유속을 측정하는 역할을 한다.
본 발명에서는 상기 특정 기능부(500)의 실시예로서 유체 내 세포 또는 미세입자를 분리하기 위한 세포분리 구조물을 포함한다.
도 2는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예 전체 구성을 도시한 분해 사시도이고, 도 3은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예 결합 사시도이고, 도 4는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예를 도시한 평면도이다.
또한, 도 5는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예를 도시한 단면도이고, 도 6은 도 4에서의 A-A 단면도이다.
본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예는 도 2에 도시한 바와 같이, 크게 하부패널(100), 상기 하부패널(100)과 분리되고 시료가 통과하는 미세유체 채널(210)을 포함하는 상부패널(200), 상기 하부패널(100)과 상부패널(200)을 분리하는 박막(300)을 포함한다.
본 발명에서, 상기 하부패널(100)은 유체의 유속을 측정하기 위한 유속측정 구조물(120a, 120b, 130a, 130b, 140a, 140b, 150, 160, 170)과, 세포 또는 미세입자를 분리하기 위한 세포분리 구조물(110)을 포함하는 것에 특징이 있다.
즉, 본 발명은 기존의 유속측정 장치와 세포분리 장치를 하나의 칩 안에 집적화시켜 크기를 줄일 수 있는 마이크로 플루이딕 디바이스를 제공하는데 그 목적이 있는 것이다.
이를 위해, 상기 하부패널(100)은 유체의 유속을 측정하기 위한 유속측정 구조물(120a, 120b, 130a, 130b, 140a, 140b, 150, 160, 170)과, 세포 또는 미세입자를 분리하기 위한 세포분리 구조물(110)이 모두 포함되는 구조로 이루어지는 것에 특징이 있다.
여기서, 상기 유속측정 구조물(120a, 120b, 130a, 130b, 140a, 140b, 150, 160, 170)과 세포분리 구조물(110)은 상부패널(200)의 미세유체 채널(210)에 대응되는 위치에 형성되어야 한다.
또한, 본 발명은 시료가 통과하는 상부패널(200)을 상기 하부패널(100)과 분리하고 상기 시료가 유속측정 구조물 및 세포분리 구조물(110)에 직접 닿지 않도록 상기 하부패널(100)과 상부패널(200)이 접하는 부분에 박막(300)을 구성하는데 또 다른 특징이 있다.
즉, 종래의 기술에서는 시료가 유속측정을 위한 히터에 직접 닿게 하지 않도록 히터나 유속측정센서 위에 코팅을 하고, 히터 및 측정센서가 하나의 구조물에 제작된 일체형 구조를 사용하였다.
그러나, 본 발명은 패널을 2개로 분리하고 그 분리된 면에 시료가 히터나 유속측정센서에 직접 닿지 않도록 하기 위해 상기 박막(300)을 적용하여 유속측정 구조물을 포함하는 하부패널(100)은 영구적으로 사용할 수 있도록 하였다.
여기서, 상기 박막(300)은 열, 자기력 등 미세유체 채널(210)에 흐르는 세포 또는 미세입자에 영향을 미칠수 있는 힘이 잘 전달될 수 있도록 얇게 형성되는 것이 바람직하다.
박막(300)의 재질은 PDMS(polydimethyl siloxane), PET(polyethylene Terephthalate), PI(Polyimide), PP(Polypropylene), 고분자 플라스틱, 유리 및 세라믹 중 적어도 어느 하나 이상의 선택된 재질을 포함할 수 있다.
한편, 상기 상부패널(200)은 시료가 통과하는 미세유체 채널(210)을 포함한다.
이때, 미세유체 채널(210)은 시료와 버퍼가 주입되는 복수개의 주입부를 포함하는 주입용 미세유체 채널 영역과, 상기 시료에 포함된 세포 또는 미세입자가 자기 영동에 의해 분리되면서 통과하는 분리용 미세유체 채널 영역(210)과, 상기 분리용 미세유체 채널 영역(210)을 통과하면서 분리된 세포 또는 미세입자와, 나머지 시료들을 각각 배출하는 복수개의 배출부(230)(232)를 포함하는 배출용 미세유체 채널 영역으로 구분될 수 있다.
상기 주입용 미세유체 채널 영역의 복수개의 주입부는 세포 또는 미세입자를 포함하는 시료가 주입되는 시료 주입부(220)와, 버퍼가 주입되는 버퍼 주입부(222)를 포함한다.
경우에 따라, 상기 시료 주입부(220)와 버퍼 주입부(222)는 2개 이상이 형성될 수도 있으며, 본 발명에서는 이를 한정하지 않는다.
시료 주입부(220)와 버퍼 주입부(222)는 도 2에서 보는 바와 같이, 세포 또는 미세입자를 포함하는 시료와 버퍼가 각각 시료 주입부(220)와 버퍼 주입부(222)를 통해 따로 주입되도록 분리되어 형성된다.
시료 주입부(220)와 버퍼 주입부(222)를 통해 따로 주입된 시료와 버퍼는 분리용 미세유체 채널 영역(210)에 모이게 되고, 분리용 미세유체 채널 영역(210)을 통과하면서 상기 시료에 포함된 세포 또는 미세입자가 분리되어 상기 배출용 미세유체 채널 영역의 복수개의 배출부(230)(232)를 통해 배출된다.
본 발명에 따른 마이크로 플루이딕 디바이스에서 분리가 가능한 미세입자는 DNA, 항체, 펩티드, 스몰펩티드 등 자성 입자와 결합할 수 있는 미세입자라면 어떠한 것이라도 가능하며, 바람직하게는 RNA 또는 혈중 종양 세포(CTC circulating tumor cell)를 포함한다.
상기 분리용 미세유체 채널 영역(210)을 통과하면서 분리된 세포 또는 미세입자는 배출용 미세유체 채널 영역의 복수개의 배출부 중 어느 하나의 배출부(230)로 보내지어 외부의 챔버에 수집되고, 나머지 시료들은 별도의 배출부(232)를 통해 배출되어 외부의 챔버에 수집된다.
여기서, 상기 미세유체 채널(210)은 상부패널(200)의 하면에 형성되며, 상기 미세유체 채널(210)을 통해 흐르는 시료가 상기 하부패널(100)의 유속측정 구조물(120a, 120b, 130a, 130b, 140a, 140b, 150, 160, 170)과 세포분리 구조물(110)에 직접 닿지 않으면서도 유속측정 및 세포분리가 가능하도록 상기 상부패널(200)의 하면에는 상기 박막(300)이 부착된다.
여기서, 상기 박막(300)은 상기 미세유체 채널(210)을 모두 포함하는 크기로 이루어져야 한다.
한편, 시료가 상기 분리용 미세유체 채널 영역(210)을 통과하면서 세포 또는 미세입자를 분리하기 위해, 상기 상부패널(200)의 분리용 미세유체 채널 영역(210)에 대응되는 위치의 상기 하부패널(100)에는 세포분리 구조물(110)이 형성된다.
상기 세포분리 구조물(110)은 자기력(Lateralmagnetophoresis), 유전영동(Dielectrophresis), 어쿠스틱(Acoustic), 레이져(Laser manipulation), DLD(Deterministic Lateral Displacement)등의 방법으로 세포 또는 미세입자를 분리하도록 구성할 수 있다.
본 발명에서는 상기 세포분리 구조물(110)을 자성체 미세 구조물로 적용하였으며, 자기 영동을 이용하여 유체 내 세포 또는 미세입자와 자성입자를 결합시키는 방법으로 세포 또는 미세입자를 분리하도록 한다.
여기서, 유체 내 세포 또는 미세입자와 자성입자를 결합시키는 방법은 특별히 제한되지 않으며, 당업계에 일반적으로 알려진 방법에 의하여 결합될 수 있다. 또한, 자성입자는 코발트, 철, 망간, 아연, 니켈 및 구리로 이루어진 군에서 선택되는 어느 하나 이상의 산화물인 것이 바람직하다.
그러나, 자성을 나타내는 물질이라면 제한되지 않고 사용될 수 있다.
이러한 자성입자의 표면을 개질한 후 분리를 원하는 미세입자와 반응시켜 상기 자성입자의 표면에 미세입자를 고정하게 된다
이를 위해, 본 발명에서는 상기 세포분리 구조물(110) 주위에 자기장을 발생시키는 외부 자기장원(도시안함)이 필요하다.
구체적으로, 상기 세포분리 구조물(110)은 상기 하부패널(100)에 몰딩에 의하여 패턴화되어 형성되는 자성체 미세 구조물로 이루어진다.
상기 자성체 미세 구조물은 도 2에서 보는 바와 같이, 복수개의 선형 구조물로 이루어지고, 각각의 선형 구조물은 일정 간격을 두고 형성된다.
또한, 자성체 미세 구조물(110)은 상기 미세유체 채널(210)에서 시료의 흐름 방향에 대하여 일정 크기의 경사각을 갖도록 상기 하부패널(100)에 패턴 형성된다.
본 발명에 있어서, 상기 자성체 미세 구조물(110)이 시료의 흐름 방향에 대한 경사각을 θ 라고 할 때, 상기 θ 는 상기 미세유체 채널 영역에서 변화하도록 패턴 형성되어 상기 하부패널(100)에 포함될 수 있다.
예컨대, 상기 미세유체 채널(210)의 주입부에서 배출부까지 상기 자성체 미세 구조물의 시료의 흐름 방향에 대한 경사각 θ 를 순차적으로 각각 θ1, θ2 ... θn 라고 할 때, 상기 θ1, θ2 ... θn 은 점차 큰 값으로 이루어질 수 있으며, 상기 θn 은 90°인 것을 특징으로 한다.
본 발명에 있어서, 자성체 미세 구조물로서 강자성 와이어가 시료의 흐름에 대하여 θ 각도를 가지고 기판에 인쇄 회로 공정으로 포함되어 제조된다.
상기 시료 주입부(220)로 투입된 자성입자와 결합된 미세입자가 예각(θ<90°)으로 하부패널(100)에 포함된 자성체 미세 구조물(110) 위를 통과하게 된다.
이때, 외부 자기장원이 인가되면, 하부패널(100)에 포함된 자성체 미세 구조물인 강자성 와이어 주위에는 고구배(high gradient) 자기장(magnetic field)이 형성된다.
따라서, 자성체 미세 구조물인 와이어 주위에 놓여있는 자성입자가 결합된 미세입자들은 고구배 자장의 영향으로 상기 자성체 미세구조물 방향으로 자기력을 받게 되어, 자성체 미세 구조물의 측면방향으로 힘을 받아 이동하게 된다.
즉, 자기력이 작용하지 않을 경우에는 자성을 띠는 미세입자와 자성을 띠지 않는 미세입자에 모두 유체의 항력만이 작용하므로, 주입되는 방향으로 수평하게 이동하게 되지만, 자기력이 작용할 경우 자기력의 영향을 받는 미세입자들은 자성체 미세 구조물의 측면방향으로 힘을 받아 경로가 변하게 되어 결과적으로 자성을 띠지 않는 입자들과는 분리되게 된다.
여기서, 상기 세포분리 구조물(110)은 분리하고자 하는 미세입자에 따라 시료의 흐름 방향에 대한 경사각, 두께, 구조물간의 간격, 설치 개수, 외부 자기장원의 크기와 미세유체 채널 내의 유체 흐름 속도를 변화시킬 수 있게 된다.
한편, 상기 하부패널(100)에 설치되는 상기 유속측정 구조물은 상기 미세유체 채널(210)을 통과하는 시료에 열을 가하기 위한 히터(120a, 120b, 150)와, 상기 히터(120a, 120b, 150)에서 발생한 열에 의해 상기 시료의 온도가 상승하면 시료의 온도 변화에 따른 저항 차이를 측정하도록 상기 히터(120a, 120b, 150)의 전후로 설치되는 2개의 온도 측정 전극(130a, 130b, 140a, 140b, 160, 170)을 포함한다.
즉, 상기 히터(120a, 120b, 150)의 일측에는 제1 온도 측정 전극(130a, 130b, 160)이 설치되고, 히터(120a, 120b, 150)의 타측에는 제2 온도 측정 전극(140a, 140b, 170)이 설치된다.
시료가 흐르는 방향으로 상기 히터의 전후에 각각 온도 측정 전극이 설치되어, 상부패널(200)의 미세유체 채널(210)을 통과하는 시료가 상기 히터에서 발생한 열에 의해 온도가 상승하면 시료의 온도 변화에 따른 저항 차이를 측정하는 것이다.
이와 같은 유속측정 구조물은 상기 미세유체 채널의 시료 주입부(220), 버퍼 주입부(222) 및 분리된 세포 또는 미세입자가 수집되는 챔버의 배출부(230)에 대응되는 위치에 설치된다.
상부패널(200)에 주입되고 배출되는 모든 유체의 속도를 측정할 수 있어 세포분리 구조물(110)의 성능을 조절할 수 있다.
이 경우, 상기 하부패널(100)에서 히터 및 온도 측정 전극은 다양한 구조 및 형상으로 적용가능하다.
시료의 온도를 측정할 수 있는 구성이라면 본 발명의 도면에 도시한 구조에 한정되지 않음은 물론이다.
한편, 본 발명은 상기 하부패널(100)과 상부패널(200)을 음압으로 흡착하기 위한 음압형성수단을 포함한다.
상기 음압형성수단은 상기 하부패널(100)과 상부패널(200)의 접하는 면에 형성되는 공기제거 통로(240)와, 상기 공기제거 통로(240)와 연통되어 음압을 인가한다.
하부패널과 상부패널 사이에 공기층을 완전히 제거하고 상기 하부패널과 상부패널을 흡착시키는 음압인가홀(250)로 이루어질 수 있다.
여기서, 상기 공기제거 통로(240)는 상기 상부패널(200)의 하면에 형성되고, 상기 음압인가홀(250)은 상기 상부패널의 상면 또는 측면에 연통되도록 형성될 수 있다.
상기 공기제거 통로(240)는 도 2에서 보는 바와 같이, 상기 미세유체 채널(210)을 감싸는 형상 및 위치로 형성된다.
즉, 상기 미세유체 채널(210)의 주입부(220, 222), 배출부(230, 232)가 형성되는 영역을 모두 포함하도록 하며, 바람직하게는 4각형으로 형성되는 것이 좋다.
상기 음압인가홀(250)은 외부의 기기에 연결되어 음압을 인가함으로써, 상기 공기제거 통로(240)의 공기를 빨아들이게 된다.
상기 하부패널(100)과 상부패널(200) 사이에 공기층을 완전히 제거하여 상기 하부패널(100)과 상부패널(200)이 진공 흡착되도록 한다.
도 5는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제1 실시예를 도시한 단면도이고, 도 6은 도 4에서의 A-A 단면도이다.
상기 공기제거 통로(240)는 상기 상부패널(200)의 하면에 형성되고, 상기 음압인가홀(250)은 상기 상부패널(200)의 상면에 연통되도록 형성되어 상기 음압인가홀(250)을 통해 상기 하부패널(100)과 상부패널(200) 사이에 공기층을 완전히 제거하여 상기 하부패널(100)과 상부패널(200)이 진공 흡착되도록 한다.
도 7은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제2 실시예를 도시한 단면도이다.
상기 공기제거 통로(240)는 상기 상부패널(200)의 하면에 형성되고, 상기 음압인가홀(250)은 상기 상부패널(200)의 측면에 연통되도록 형성된다.
이와 같이, 상기 음압인가홀(250)은 상기 상부패널(200)의 상면 뿐 아니라 측면에 연통되도록 형성될 수 있으며, 상기 공기제거 통로(240)는 상부패널(200) 뿐만 아니라 하부패널(100)에 형성됨도 가능하다.
즉, 상기 공기제거 통로(240)가 상기 하부패널(100)의 상면에 형성되고, 상기 음압인가홀(250)은 상기 하부패널(100)의 하면 또는 측면에 연통되도록 형성되어 상기 음압인가홀(250)을 통해 상기 하부패널(100)과 상부패널(200) 사이에 공기층을 완전히 제거하여 상기 하부패널(100)과 상부패널(200)이 진공 흡착되도록 할 수도 있다.
도 8은 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스의 제3 실시예를 도시한 단면도이다.
본 발명의 상기 박막(300)은 복수개의 층으로 이루어지는 다박막(Multilayer) 구조로 이루어질 수 있다.
이때, 상기 박막(300)은 유속측정 구조물(120a, 130a, 140a, 150, 160, 170)이 접하는 위치에 다박막 구조(310)로 형성되는 것이 바람직하다.
이는 상기 유속측정 구조물에서 발생한 열이 박막(300)에 직접 전달되어 팽창되는 것을 방지하기 위함으로써, 상기 박막(300)은 다양한 재질을 이용한 다박막 구조(Multilayer)를 가질 수 있다.
일예로, 상기 박막(300)이 PDMS(polydimethyl siloxane) 박막의 경우, 유속측정 구조물의 히터(120a)(120b)(150)에서 유속 측정을 위한 열이 발생될 수 있다.
PDMS 박막의 다공성 특성으로 인하여 박막 내의 기체가 팽창하여 박막이 팽창할 수 있고, 또한, 팽창한 박막으로 미세유체 채널(210)의 유체가 투과 될 수 있는 문제가 있다.
이 경우, 유속측정 구조물(120a, 130a, 140a, 150, 160, 170)이 접하는 위치에 히터에서 발생한 열이 박막(300)에 직접 전달되는 것을 방지하도록 열차단막(310)을 구비하여, 다박막 구조(Multilayer)를 적용하면 상기한 문제를 해결할 수 있다.
도 9는 본 발명의 마이크로 플루이딕 디바이스가 설치된 일예를 도시한 사시도이다.
유속측정 구조물과 세포분리 구조물(110)이 포함된 하부패널(100)을 신호처리 회로(10)에 설치한 다음, 사용자의 목적에 맞는 미세 유체 채널이 형성된 상부패널(200)을 설치하여 세포 또는 미세입자를 분리할 수 있다.
상기 하부패널(100)에 상부패널(200)을 부착한 후에는, 상기 음압형성수단을 통해 음압을 인가하여 상기 하부패널(100)과 상부패널(200)을 진공 흡착되도록 한다.
이와 같은 구성을 가지는 본 발명의 '박막을 이용하여 분리 가능한 구조를 갖는 마이크로 플루이딕 디바이스의 작용 및 효과를 설명하면 다음과 같다.
도 9에서 보는 바와 같이, 세포분리 구조물과 유속측정 구조물이 설치된 하부패널(100)을 시스템에 설치한 후, 사용자가 측정하고자 하는 유체 유속측정범위에 따라 다양한 구조의 미세유체 채널이 형성된 상부패널(200)을 설치하여 유속을 측정할 수 있다.
여기서, 본 발명은 하부패널(100)과 상부패널(200)의 분리가 가능하므로 하부패널(100)은 유속측정 시스템에 설치한 그대로 사용하고 상부패널(200)만 사용자가 측정하고자 하는 유체 유속측정범위에 따라 교환하여 사용할 수 있다.
또한, 세포분리 구조물(110) 위에 선형의 채널 구조에 국한되지 않고 사용자에 목적에 맞는 다양한 구조의 유체 채널이 형성된 상부패널(200)을 설치하여 다양한 방식으로 세포를 분리할 수 있다.
아울러, 상기 특정 기능부(500)은 다양한 실시예를 적용할 수 있다.
도 10 내지 도 18은 상기 특정 기능부의 다양한 실시예를 나타낸 것으로, 크게 [1] 외부 에너지를 이용한 방법과 [2] 구조를 이용한 방법으로 구분할 수 있다.
먼저, [1] 외부 에너지를 이용한 방법으로서, 1)열(Heat transfer)(도 10), 2)자기력(Lateralmagnetophoresis)(도 11), 3)유전영동(Dielectrophoresis)(도 12), 4)어쿠스틱(Acoustic)(도 13), 5)광학(Laser manipulation)(도 14)이 있다.
또한, [2] 구조를 이용한 방법으로는 1) DLD (Deterministic lateral Displacement)(도 15)(도 16), 2) Vortex (도 17)(도 18)이 있다.
상기 DLD (Deterministic lateral Displacement)는 세포나 입자의 크기차를 이용하여 유체 칩내의 구조를 이용하여 분리하는 방법으로, 도 16은 실시예 사진이다.
한편, Vortex는 세포나 입자의 크기차를 이용하여 유체 칩내의 구조를 이용하여 분리하는 방법으로, 도 18은 실시예 사진이다.
이와 같은 본 발명은 세포분리 및 유속측정 구조물을 포함하는 패널을 반복하여 여러 번 사용이 가능하여 거의 영구적으로 사용 가능하다.
상부패널(200)의 구조가 간단하여 제작이 용이하므로 기존의 유체 유속측정장치에 비해 제조원가가 저렴하여 비용적인 측면에서 매우 유리한 장점이 있다.
또한, 본 발명은 분리된 패널들 사이에 음압을 인가하여 흡착하는 진공 결합방법에 의해 분리된 패널들을 결합함으로써, 성능이 매우 우수한 고성능의 유체 유속측정이 가능하다.
또한, 시료가 통과하는 패널을 사용자가 측정하고자 하는 유체 유속측정범위에 따라 교환하여 사용할 수 있으므로 측정 가능한 유속의 범위를 제한하지 않고 범용적으로 사용할 수 있는 효과가 있다.

Claims (13)

  1. 유체의 유속을 측정하기 위한 유속측정 구조물을 포함하는 하부패널;
    상기 하부패널과 분리되고 시료가 통과하는 미세유체 채널을 포함하는 상부패널;
    상기 미세유체 채널을 통과하는 시료가 상기 유속측정 구조물에 직접 닿지 않도록 상기 하부패널과 상부패널이 접하는 부분에 구비되어 상기 하부패널과 상부패널을 분리함으로써, 상기 하부패널을 반복하여 여러 번 사용이 가능하도록 하는 박막;
    상기 미세유체 채널을 통과하는 시료에 특정한 동작을 하기 위한 특정 기능부; 및
    상기 하부패널과 상부패널을 음압으로 흡착하기 위한 음압형성수단;
    을 포함하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  2. 청구항 1에 있어서,
    상기 하부패널에는 유체 내 세포 또는 미세입자를 분리하기 위한 세포분리 구조물이 더 설치되고,
    상기 특정 기능부는 상기 세포분리 구조물 주위에 자기장을 발생시키는 외부 자기장원으로 이루어지는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  3. 청구항 1에 있어서,
    상기 미세유체 채널은 세포 또는 미세입자를 포함하는 시료가 주입되는 시료 주입부와, 버퍼가 주입되는 버퍼 주입부를 포함하는 주입용 미세유체 채널 영역;
    상기 시료에 포함된 세포 또는 미세입자가 분리되면서 통과하는 분리용 미세유체 채널 영역; 및
    상기 분리용 미세유체 채널 영역을 통과하면서 분리된 세포 또는 미세입자가 수집되는 챔버와, 나머지 시료들이 수집되는 챔버로 각각 분리 배출되는 복수개의 배출부를 포함하는 배출용 미세유체 채널 영역으로 구분되는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  4. 청구항 2에 있어서,
    상기 세포분리 구조물은 상기 하부패널에 몰딩에 의하여 패턴화되어 형성되는 자성체 미세 구조물로 이루어지는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  5. 청구항 4에 있어서,
    상기 세포분리 구조물은 분리하고자 하는 미세입자에 따라 시료의 흐름 방향에 대한 경사각, 두께, 구조물간의 간격, 설치 개수, 외부 자기장원의 크기와 미세유체 채널 내의 유체 흐름 속도를 변화시키는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  6. 청구항 1에 있어서,
    상기 음압형성수단은 상기 하부패널과 상부패널의 접하는 면에 형성되는 공기제거 통로와,
    상기 공기제거 통로와 연통되어 음압을 인가함으로써, 상기 하부패널과 상부패널 사이에 공기층을 완전히 제거하고 상기 하부패널과 상부패널을 흡착시키는 음압인가홀로 이루어지는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  7. 청구항 6에 있어서,
    상기 공기제거 통로는 상기 상부패널의 하면에 형성되고,
    상기 음압인가홀은 상기 상부패널의 상면 또는 측면에 연통되도록 형성되는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  8. 청구항 1에 있어서,
    상기 박막의 재질은 폴리디메틸실록산(PDMS; polydimethyl siloxane), 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET, polyethylene Terephthalate), 폴리이미드(PI; polyimide), 폴리프로필렌(PP, polypropylene), 고분자 플라스틱, 유리 및 세라믹 중 적어도 어느 하나 이상의 선택된 재질을 포함하는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  9. 청구항 1에 있어서,
    상기 유속측정 구조물은 상기 미세유체 채널을 통과하는 시료에 열을 가하기 위한 히터; 및
    상기 히터에서 발생한 열에 의해 상기 시료의 온도가 상승하면 시료의 온도 변화에 따른 저항 차이를 측정하도록 상기 히터의 전후로 설치되는 2개의 온도 측정 전극;
    을 포함하는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  10. 청구항 9에 있어서,
    상기 유속측정 구조물은 상기 미세유체 채널의 시료 주입부, 버퍼 주입부 및 분리된 세포 또는 미세입자가 수집되는 챔버의 배출부에 대응되는 위치에 설치되는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  11. 청구항 1에 있어서,
    상기 박막은 복수개의 층으로 이루어지는 다박막(Multilayer) 구조로 이루어지는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  12. 청구항 11에 있어서,
    상기 박막은 유속측정 구조물이 접하는 위치에 다박막 구조로 형성되는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
  13. 청구항 12에 있어서,
    상기 박막은 유속측정 구조물에서 발생한 열이 박막에 직접 전달되어 팽창되는 것을 방지하기 위한 열차단막이 포함되어 이루어지는 것을 특징으로 하는 마이크로 플루이딕 디바이스.
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