Cell manipulation is an essentially process in biomedical research and experiment for diagnosis of disease and getting information, which are conducted through transport, detecting, and sorting. Current cell manipulators show high performance in terms of precision and speed, however, there are some disadvantages to be used for point-of-care applications because of maintenance expense, complicated operation, and large volume for installation. Recently, chip-sized analysis systems, typically lab-on-a-chip or micro-total analysis systems, have been intensively researched aiming for minimized sample use, easy and quick operation, and low cost by mass production.
Bio-MEMS based on MEMS technology is associated with various technologies such as optics, microfluidics, and biology for manipulating and sensing biomedical materials. Cell manipulation is one of rapidly growing fields of Bio-MEMS since individual cell manipulation and experiments with small quantity of cells can be realized in a precision and simple way.
This paper describes the fabrication of a micro cell manipulator, in which the fundamental functions such as cell transport, flow control, and detecting were realized by novel concepts of an oxygen gas micropump, microfocuisng, and a microdetector with a microwindow, respectively. Each was verified by fabrication and experiment as well as simulation.
For the oxygen gas micropump, pressure by oxygen gas expansion, as 7 ㎕ of hydrogen peroxide, 30 wt.%, was decomposed with manganese dioxide, transported 30 ㎕ of liquid including polystyrene microbeads, from 20 to 80 ㎛, in a reservoir to a sensing area at average velocity of 150 ㎛/s. Signals were measured with a LED and a photodiode, and analyzed by magnitude.
For the microfocusing, the width of microfluid was focused up to 22 ㎛, beginning from 300 ㎛, as a pair of vapor-liquid interfaces expanded, where the height was 50 ㎛. The interfaces were formed as microbubbles generated by heating water with a microheater merged by surface tension, and the movement was controlled by heating and flow velocity. The potential use of microfocusing can be extended to sorting and guiding cells.
Simulation of the microfocusing was conducted using volume-of-fluid module of CFD-ACE+, in which the microchannel was modeled in three dimension with rectangular meshes. Different contact angles of water at top and bottom of the microchannel were given to boundary conditions, considering the material property of each surface. The microfocusing process was confirmed with experiments and the critical flow velocity was $4 ^{㎜}/s$ compared to $17.8 ^{㎜}/s$ in experiments, where the break and drift of vapor-liquid interfaces occurred. Discussions were given to this matter. Temperature of microheater and water occupying a space up to 50 ㎛ in height from the microheater was calculated as above 400 K in 16.6 sec in case that the substrate was an oxidized silicon wafer using heat transfer module. In case of a glass substrate, the rising time was 72.9 ㎳ due to a relatively low thermal conductivity of glass compared to silicon, which was similar to experiments. It was verified that the temperature by a microheater was sufficient to melt paraffin and boil water.
For the detecting, a photoconductive resistor by doping boron into a silicon wafer was utilized as a microdetector which had surface concentration of $2 ⅹ 10^{19}$ atoms/㎤ and doping depth of 2.3 ㎛. Photon-induced current occurred in proportion to the area of the microdetector and an applied electric potential across electrodes. The cut-off wavelength which can induce photocurrent was calculated as 1.15 ㎛, within which visible light and infrared belong to. The microdetector was integrated with a microchannel and a microwindow through which the microdetector was illuminated, and cells shaded the light in a similar way to take a picture using a camera. The microwindow also widened the illuminated area by the effect of diffraction resulting in increase of sensitivity, which was magnified with smaller microwindow and longer wavelength. HeLa cell and SupT1 cell, and microbeads were used in transport and detecting.
세포조작은 생물, 의료분야의 연구와 실험에서 질병진단과 정보를 얻기 위한 필수적인 과정으로 수송, 감지, 그리고 분류를 이용해서 이루어진다. 기존의 세포조작 장비는 정밀도와 속도면에서 고성능이지만, 유지비용, 숙련된 조작자, 그리고 설치를 위한 공간이 필요한 이유로 현장에서 긴급한 용도로 사용되기에는 불리하다. 최근 들어, 칩 크기의 분석 장비들이 샘플 사용의 최소화, 쉽고 빠른 조작성, 그리고 대량 생산에 따른 낮은 가격을 목적으로 활발하게 연구되고 있다. 예를 들어, Lab-on-a-chip이나 micro-total analysis systesms를 들 수 있다.
Bio-MEMS는 MEMS 기술을 기반으로 광학, 마이크로유체, 그리고 생물학 등과 밀접한 연관을 가지고 있으며, 생의학 물질의 조작과 센싱을 목적으로 연구되고 있다. 단위세포 조작이나 아주 작은 양의 세포를 이용한 실험이 정밀하고 간단한 방법으로 구현이 가능하기 때문에 세포 조작은 Bio-MEMS의 분야 중 가장 빠르게 성장하고 있는 연구 분야이다.
본 논문은 마이크로 세포의 수송, 유체의 조작, 그리고 감지와 같은 근본적인 기능을 보유한 세포 조작기의 제작을 기술하고 있다. 각각의 기능은 산소 가스 마이크로펌프, 마이크로포커싱, 그리고 마이크로감지부와 마이크로윈도우와 같은 새로운 개념에 의해 구현되었다. 열거한 개념들은 제작과 실험 그리고 시뮬레이션을 통해 검증되었다. 산소 가스 마이크로펌프의 경우, 30 wt.%의 과산화수소수 7 ㎕를 이산화망간으로 분해시켜 발생된 산소 가스의 압력으로 30 ㎕의 액체를 수송하였다. 액체에는 지를 20에서 80 ㎛의 마이크로비드가 포함되어 있으며 평균유속은 약 150 ㎛/s 이었다. LED와 포토다이오드로 구성된 감지부를 신호를 측정하였고 크기별 분포를 구하였다.
마이크로포커싱의 경우, 한 쌍의 증기-액체 경계면의 팽창을 이용하여 마이크로채널을 지나는 유체의 폭을 300 ㎛에서 22 ㎛로 줄일 수 있었다. 이때 채널의 높이는 50 ㎛이다. 증기-액체 경계면은 마이크로히터의 가열에 의해 발생된 마이크로버블이 표면 장력에 의해 합쳐지면서 생성되었다. 마이크로포커싱은 세포의 분류나 방향을 유도하는 용도로 적용이 가능하다.
마이크로포커싱은 CFD-ACE+의 volume-of-fluid 모듈을 이용해서 포커싱과정과 불안정에 대해 시뮬레이션으로 검토를 하였다. 사각형 메쉬를 이용해서 삼차원으로 모델링하였다. 채널의 바닥면은 글라스이고 벽면과 윗면은 PDMS이므로 물의 접촉각을 서로 다르게 기입하였다. 포커싱 과정은 실험과 유사하게 나타났고, 경계면의 변형과 유실같은 불안정이 나타나는 유속은 $4 ^{㎜}/s$ 로 실험의 $17.8 ^{㎜}/s 와 다르게 얻어졌다. 마이크로히터에 의한 가열온도는 바닥면이 산화된 실리콘인 경우 가열 후 약 16.6만에 400 K 이상이 되었다. 바닥면이 글라스인 경우는, 72.9 ㎳만에 400 K 이상이 되었는데, 바닥면의 열전도도에 따른 차이로 분석하였다. 이로부터, 파라핀을 녹이거나 물을 끓이는데 충분한 온도를 얻을 수 있음을 확인하였다.
감지의 경우, 실리콘에 보론을 도핑하여 광전도성 저항으로 마이크로감지부를 제작하였다. 감지부의 양단에 전압이 인가되고 있을 때 빛의 조사되는 면적에 비례해서 전류가 흐르게 된다. 이때 전류를 유도할 수 있는 빛의 파장은 1.15 ㎛이고 이 영역에는 가시광선과 적외선이 포함된다. 마이크로감지부는 마이크로채널과 마이크로윈도우와 집적화되는데, 마이크로윈도우를 통해서 빛이 마이크로감지부를 비추고 세포가 지나가면서 빛을 가리게 된다. 카메라로 사진을 찍는 과정과 유사하다. 마이크로윈도우를 지나면서 빛이 회절을 하게 되어 조사되는 면적이 넓어지면서 광유도 전류가 많이 흐르게 되어 감도를 높이는 효과가 있다. 마이크로윈도우의 면적이 작고 조사되는 빛의 파장이 길수록 효과는 커진다. HeLa 세포와 SupT1 세포, 그리고 마이크로비드를 이용해서 수송과 감지 실험을 수행하였다.
