Figure 1. (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).

Continuous-Flow Separation of Magnetic Particles from Biofluids: How Does the Microdevice Geometry Determine the Separation Performance?

by 
Cristina González Fernández1, Jenifer Gómez Pastora2, Arantza Basauri1, Marcos Fallanza1, Eugenio Bringas1, Jeffrey J. Chalmers2 and Inmaculada Ortiz1,*
1Department of Chemical and Biomolecular Engineering, ETSIIT, University of Cantabria, Avda. Los Castros s/n, 39005 Santander, Spain
2William G. Lowrie Department of Chemical and Biomolecular Engineering, The Ohio State University, 151 W. Woodruff Ave., Columbus, OH 43210, USA
*Author to whom correspondence should be addressed.
Sensors 2020, 20(11), 3030; https://doi.org/10.3390/s20113030
Received: 16 April 2020 / Revised: 21 May 2020 / Accepted: 25 May 2020 / Published: 27 May 2020
(This article belongs to the Special Issue Lab-on-a-Chip and Microfluidic Sensors)

Abstract

The use of functionalized magnetic particles for the detection or separation of multiple chemicals and biomolecules from biofluids continues to attract significant attention. After their incubation with the targeted substances, the beads can be magnetically recovered to perform analysis or diagnostic tests. Particle recovery with permanent magnets in continuous-flow microdevices has gathered great attention in the last decade due to the multiple advantages of microfluidics. As such, great efforts have been made to determine the magnetic and fluidic conditions for achieving complete particle capture; however, less attention has been paid to the effect of the channel geometry on the system performance, although it is key for designing systems that simultaneously provide high particle recovery and flow rates. Herein, we address the optimization of Y-Y-shaped microchannels, where magnetic beads are separated from blood and collected into a buffer stream by applying an external magnetic field. The influence of several geometrical features (namely cross section shape, thickness, length, and volume) on both bead recovery and system throughput is studied. For that purpose, we employ an experimentally validated Computational Fluid Dynamics (CFD) numerical model that considers the dominant forces acting on the beads during separation. Our results indicate that rectangular, long devices display the best performance as they deliver high particle recovery and high throughput. Thus, this methodology could be applied to the rational design of lab-on-a-chip devices for any magnetically driven purification, enrichment or isolation.

Keywords: particle magnetophoresis; CFD; cross section; chip fabrication

Korea Abstract

생체 유체에서 여러 화학 물질과 생체 분자의 검출 또는 분리를위한 기능화 된 자성 입자의 사용은 계속해서 상당한 관심을 받고 있습니다. 표적 물질과 함께 배양 한 후 비드를 자기 적으로 회수하여 분석 또는 진단 테스트를 수행 할 수 있습니다. 연속 흐름 마이크로 장치에서 영구 자석을 사용한 입자 회수는 마이크로 유체의 여러 장점으로 인해 지난 10 년 동안 큰 관심을 모았습니다. 

따라서 완전한 입자 포획을 달성하기 위한 자기 및 유체 조건을 결정하기 위해 많은 노력을 기울였습니다. 그러나 높은 입자 회수율과 유속을 동시에 제공하는 시스템을 설계하는 데있어 핵심이기는 하지만 시스템 성능에 대한 채널 형상의 영향에 대해서는 덜주의를 기울였습니다. 

여기에서 우리는 자기 비드가 혈액에서 분리되고 외부 자기장을 적용하여 버퍼 스트림으로 수집되는 YY 모양의 마이크로 채널의 최적화를 다룹니다. 비드 회수 및 시스템 처리량에 대한 여러 기하학적 특징 (즉, 단면 형상, 두께, 길이 및 부피)의 영향을 연구합니다. 

이를 위해 분리 중에 비드에 작용하는 지배적인 힘을 고려하는 실험적으로 검증 된 CFD (Computational Fluid Dynamics) 수치 모델을 사용합니다. 우리의 결과는 직사각형의 긴 장치가 높은 입자 회수율과 높은 처리량을 제공하기 때문에 최고의 성능을 보여줍니다. 

따라서 이 방법론은 자기 구동 정제, 농축 또는 분리를 위한 랩온어 칩 장치의 합리적인 설계에 적용될 수 있습니다.

Figure 1. (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).
Figure 1. (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).
Figure 2. (a) Channel-magnet configuration and (b–d) magnetic force distribution in the channel midplane for 2 mm, 5 mm and 10 mm long rectangular (left) and U-shaped (right) devices.
Figure 2. (a) Channel-magnet configuration and (b–d) magnetic force distribution in the channel midplane for 2 mm, 5 mm and 10 mm long rectangular (left) and U-shaped (right) devices.
Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and U-shaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.
Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and U-shaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.
Figure 4. Influence of fluid flow rate on particle recovery when the applied magnetic force is (a) different and (b) equal in U-shaped and rectangular cross section microdevices.
Figure 4. Influence of fluid flow rate on particle recovery when the applied magnetic force is (a) different and (b) equal in U-shaped and rectangular cross section microdevices.
Figure 5. Magnetic bead capture as a function of fluid flow rate for all of the studied geometries.
Figure 5. Magnetic bead capture as a function of fluid flow rate for all of the studied geometries.
Figure 6. Influence of (a) magnetic and fluidic forces (J parameter) and (b) channel geometry (θ parameter) on particle recovery. Note that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 6. Influence of (a) magnetic and fluidic forces (J parameter) and (b) channel geometry (θ parameter) on particle recovery. Note that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 7. Dependence of bead capture on the (a) functional channel volume and (b) particle residence time (tres). Note that in the curve fitting expressions V represents the functional channel volume and that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 7. Dependence of bead capture on the (a) functional channel volume and (b) particle residence time (tres). Note that in the curve fitting expressions V represents the functional channel volume and that U-2mm does not accurately fit a line.

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Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and Ushaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.

Continuous-Flow Separation of Magnetic Particles from Biofluids: How Does the Microdevice Geometry Determine the Separation Performance?

Cristina González Fernández,1 Jenifer Gómez Pastora,2 Arantza Basauri,1 Marcos Fallanza,1 Eugenio Bringas,1 Jeffrey J. Chalmers,2 and Inmaculada Ortiz1,*
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생체 유체에서 자성 입자의 연속 흐름 분리 : 마이크로 장치 형상이 분리 성능을 어떻게 결정합니까?

Abstract

The use of functionalized magnetic particles for the detection or separation of multiple chemicals and biomolecules from biofluids continues to attract significant attention. After their incubation with the targeted substances, the beads can be magnetically recovered to perform analysis or diagnostic tests. Particle recovery with permanent magnets in continuous-flow microdevices has gathered great attention in the last decade due to the multiple advantages of microfluidics. As such, great efforts have been made to determine the magnetic and fluidic conditions for achieving complete particle capture; however, less attention has been paid to the effect of the channel geometry on the system performance, although it is key for designing systems that simultaneously provide high particle recovery and flow rates. Herein, we address the optimization of Y-Y-shaped microchannels, where magnetic beads are separated from blood and collected into a buffer stream by applying an external magnetic field. The influence of several geometrical features (namely cross section shape, thickness, length, and volume) on both bead recovery and system throughput is studied. For that purpose, we employ an experimentally validated Computational Fluid Dynamics (CFD) numerical model that considers the dominant forces acting on the beads during separation. Our results indicate that rectangular, long devices display the best performance as they deliver high particle recovery and high throughput. Thus, this methodology could be applied to the rational design of lab-on-a-chip devices for any magnetically driven purification, enrichment or isolation.

생체 유체에서 여러 화학 물질과 생체 분자의 검출 또는 분리를 위한 기능화된 자성 입자의 사용은 계속해서 상당한 관심을 받고 있습니다. 표적 물질과 함께 배양 한 후 비드는 자기적으로 회수되어 분석 또는 진단 테스트를 수행 할 수 있습니다.

연속 흐름 마이크로 장치에서 영구 자석을 사용한 입자 회수는 마이크로 유체의 여러 장점으로 인해 지난 10 년 동안 큰 관심을 모았습니다. 따라서 완전한 입자 포획을 달성하기 위한 자기 및 유체 조건을 결정하기 위해 많은 노력을 기울였습니다.

그러나 높은 입자 회수율과 유속을 동시에 제공하는 시스템을 설계하는데 있어 핵심이기는 하지만 시스템 성능에 대한 채널 형상의 영향에 대해서는 덜 주의를 기울였습니다.

여기에서 우리는 자기 비드가 혈액에서 분리되어 외부 자기장을 적용하여 버퍼 스트림으로 수집되는 Y-Y 모양의 마이크로 채널의 최적화를 다룹니다. 비드 회수 및 시스템 처리량에 대한 여러 기하학적 특징 (즉, 단면 형상, 두께, 길이 및 부피)의 영향을 연구합니다.

이를 위해 분리 중에 비드에 작용하는 지배적인 힘을 고려하는 실험적으로 검증된 CFD (Computational Fluid Dynamics) 수치 모델을 사용합니다.

우리의 결과는 직사각형의 긴 장치가 높은 입자 회수율과 높은 처리량을 제공하기 때문에 최고의 성능을 보여줍니다. 따라서 이 방법론은 자기 구동 정제, 농축 또는 분리를 위한 랩 온어 칩 장치의 합리적인 설계에 적용될 수 있습니다.

Keywords: particle magnetophoresis, CFD, cross section, chip fabrication

Figure 1 (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).
Figure 1 (a) Top view of the microfluidic-magnetophoretic device, (b) Schematic representation of the channel cross-sections studied in this work, and (c) the magnet position relative to the channel location (Sepy and Sepz are the magnet separation distances in y and z, respectively).
Figure 2. (a) Channel-magnet configuration and (b–d) magnetic force distribution in the channel midplane for 2 mm, 5 mm and 10 mm long rectangular (left) and U-shaped (right) devices.
Figure 2. (a) Channel-magnet configuration and (b–d) magnetic force distribution in the channel midplane for 2 mm, 5 mm and 10 mm long rectangular (left) and U-shaped (right) devices.
Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and Ushaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.
Figure 3. (a) Velocity distribution in a section perpendicular to the flow for rectangular (left) and Ushaped (right) cross section channels, and (b) particle location in these cross sections.
Figure 4. Influence of fluid flow rate on particle recovery when the applied magnetic force is (a) different and (b) equal in U-shaped and rectangular cross section microdevices.
Figure 4. Influence of fluid flow rate on particle recovery when the applied magnetic force is (a) different and (b) equal in U-shaped and rectangular cross section microdevices.
Figure 5. Magnetic bead capture as a function of fluid flow rate for all of the studied geometries.
Figure 5. Magnetic bead capture as a function of fluid flow rate for all of the studied geometries.
Figure 6. Influence of (a) magnetic and fluidic forces (J parameter) and (b) channel geometry (θ parameter) on particle recovery. Note that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 6. Influence of (a) magnetic and fluidic forces (J parameter) and (b) channel geometry (θ parameter) on particle recovery. Note that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 7. Dependence of bead capture on the (a) functional channel volume, and (b) particle residence time (tres). Note that in the curve fitting expressions V represents the functional channel volume and that U-2mm does not accurately fit a line.
Figure 7. Dependence of bead capture on the (a) functional channel volume, and (b) particle residence time (tres). Note that in the curve fitting expressions V represents the functional channel volume and that U-2mm does not accurately fit a line.
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연속 잉크젯 프린팅

연속 잉크젯 프린팅

연속 잉크젯 프린팅은 150 년 동안 축적 된 기술입니다. 간단히 말해, 프린트 헤드가 작동 중일 때 유체의 연속 흐름이 있는 방울 생성방법입니다. 이 개념이 1867 년 Lord Kelvin에 의해 처음으로 특허 되었지만, 1951 년 Siemens에서 최초의 상용 장치가 80 년이 지난 뒤에 나타났습니다. 초기에 이 기술은 만료 날짜, 배치 코드, 이름 및 제품 로고와 같은 다양한 정보를 고속, 비접촉식으로 인쇄하는데 사용되었습니다.

연속 잉크젯 프린팅은 탱크에서 액체를 마이크로 미터 크기의 노즐 뱅크로 향하게 하는 고압 펌프로 시작하여 진동하는 압전 크리스탈의 진동에 의해 결정되는 주파수에서 연속적으로 작은 방울이 생성됩니다. 특히 프린팅 응용분야의 경우, 잉크 방울은 외부 전계의 존재로 인해 연속 흐름에서 편향되고 있습니다. 이는 프린팅 매체의 표면 상에 패턴을 생성한다. 이 기술의 장점 중 일부는 높은 처리량, 높은 방울 속도, 프린트 헤드에서 기판까지의 거리 증가 및 연속 작동으로 인한 노즐 막힘현상이 없습니다. 이러한 긍정적인 특성 덕분에 이 기술은 요즘 종이의 일반 인쇄 잉크에서 다양한 재료 (심지어 살아있는 세포)를 증착하고 현대적인 OLED (Organic Light Emitting Diode) 디스플레이를 만들기까지 발전했습니다.

이 블로그에서는 Flow Science의 CFD 엔지니어인 Ioannis H. Karampelas가 진행 한 FLOW-3D 시뮬레이션 연구에 이어 연속 잉크젯 인쇄의 물리학에 대해 논의 할 것입니다. 그의 작업을 더욱 발전시키면서  OLED 프린팅업계에서 잉크젯을 적용하여 영감을 얻은 방울 생성과정에 무작위성을 부여하고 결과로 나온 방울의 변형을 설명합니다.

비말 생성

노즐 크기 선택

방울 생성을 위한 시스템 파라미터를 계산하기 위해 Rayleigh jet 불안정성 이론을 사용할 수 있습니다. 이 이론에 따르면, 드롭 형성으로 이끄는 제트 해체에 대한 자극의 최적 파장 (λ)은 대략 다음과 같습니다.

작동 주파

최적의 드롭 생성 빈도는 최적의 파장에서 직접 계산할 수 있습니다.

위의 이론과 알려진 산업 파라미터를 사용하여 노즐 반경 125 μm 및 10 kHz의 주파수를 사용하여 FLOW-3D에서 계산 모델을 설정했습니다.

FLOW-3D 결과 검증

FLOW-3D는 강력하고 정확한 표면 장력 모델로 인해 연속 잉크젯 인쇄와 같은 액적 기반 프로세스를 시뮬레이션하는데 적합합니다.

아래의 시뮬레이션 결과에서 10 kHz의 주파수에서 진동하는 입력 압력 펄스를 볼 수 있습니다. 평균 물방울 크기는 약 240 μm이며 이론적으로 추정된 물방울 크기 인 약 250 μm와 잘 일치합니다.

물방울 형성 ​​및 입력 압력 펄스를 강조하는 FLOW-3D의 시뮬레이션 결과

OLED Mura 문제

이론 상으로는 동일한 진폭의 압력 펄스를 생성하는 것이 가능합니다. 그러나 OLED의 잉크젯 인쇄와 같은 산업용 어플리케이션에서 모든 노즐은 본질적으로 불완전한 제조 또는 작동 매개 변수 때문에 약간 다릅니다. 이러한 모든 불완전성은 액적 볼륨의 변동을 유발하여 OLED 패널의 각 서브 픽셀에 침착 된 유기 화합물의 체적의 변화를 야기하며, 이는 증착 된 막 두께의 비례 변화를 유도한다. 이러한 두께 변화는 잉크젯 인쇄 된 OLED 디스플레이 (Madigan 외)에서 패널 휘도의 불균일성의 가장 중요한 원인 중 하나이다. 이 패널 휘도의 불균일성을 “무라 효과 (mura effect)”라고 합니다.

mura 문제를 해결하는 한 가지 방법은 평균의 법칙을 사용하는 것입니다. 이것이 의미하는 바는 물방울 부피의 양수 및 음수 오차를 평균화하기 위해 서로 다른 노즐의 방울을 무작위로 결합 (인트라 – 픽셀 혼합)하여 물방울 볼륨 오류를 거의 0에 가깝게 만드는 것입니다.

FLOW-3D에서 이 픽셀 내 혼합 과정을 시뮬레이션하기 위해 입력 압력 펄스 진폭에 임의성이 추가 되었습니다. 최대 변동폭은 원래 압력 진폭 1.7MPa의 상단에 200kPa로 설정되었습니다. 아래의 애니메이션은 무작위성이 없는 초기 사건과 무작위성을 비교 한 사례를 보여줍니다.

압력 펄스의 무작위 대 정진폭의 애니메이션을 비교한 영상.

예상대로 액적 생성은 액적 형태, 액적 크기, 액적 간격 및 비행 속도면에서 일정하지 않습니다. 그러나 오른쪽의 일정한 진폭의 경우 균일한 모양과 크기의 균일한 간격의 물방울이 생성됩니다.

결론

이 블로그 기사에서 FLOW-3D는 연속 잉크젯 프린팅프로세스에 관련된 Physics에 대한 이해를 증진시키는 데 사용되었습니다. 강력한 표면 장력 모델 덕분에 FLOW-3D는 다양한 첨단 방울 생성 및 증착 응용 분야에도 유용합니다. 예를 들어 OLED 인쇄의 경우, FLOW-3D는 픽셀 내 혼합 동안 액적에서 발생하는 변동을 효과적으로 이해하여 OLED 패널의 품질을 향상시킬 수 있습니다.

연속 잉크젯 프린팅

연속 잉크젯 프린팅

연속 잉크젯 프린팅은 150 년 동안 축적 된 기술입니다. 간단히 말해, 프린트 헤드가 작동 중일 때 유체의 연속 흐름이 있는 방울 생성방법입니다. 이 개념이 1867 년 Lord Kelvin에 의해 처음으로 특허 되었지만, 1951 년 Siemens에서 최초의 상용 장치가 80 년이 지난 뒤에 나타났습니다. 초기에 이 기술은 만료 날짜, 배치 코드, 이름 및 제품 로고와 같은 다양한 정보를 고속, 비접촉식으로 인쇄하는데 사용되었습니다.

연속 잉크젯 프린팅은 탱크에서 액체를 마이크로 미터 크기의 노즐 뱅크로 향하게 하는 고압 펌프로 시작하여 진동하는 압전 크리스탈의 진동에 의해 결정되는 주파수에서 연속적으로 작은 방울이 생성됩니다. 특히 프린팅 응용분야의 경우, 잉크 방울은 외부 전계의 존재로 인해 연속 흐름에서 편향되고 있습니다. 이는 프린팅 매체의 표면 상에 패턴을 생성한다. 이 기술의 장점 중 일부는 높은 처리량, 높은 방울 속도, 프린트 헤드에서 기판까지의 거리 증가 및 연속 작동으로 인한 노즐 막힘현상이 없습니다. 이러한 긍정적인 특성 덕분에 이 기술은 요즘 종이의 일반 인쇄 잉크에서 다양한 재료 (심지어 살아있는 세포)를 증착하고 현대적인 OLED (Organic Light Emitting Diode) 디스플레이를 만들기까지 발전했습니다.

이 블로그에서는 Flow Science의 CFD 엔지니어인 Ioannis H. Karampelas가 진행 한 FLOW-3D 시뮬레이션 연구에 이어 연속 잉크젯 인쇄의 물리학에 대해 논의 할 것입니다. 그의 작업을 더욱 발전시키면서  OLED 프린팅업계에서 잉크젯을 적용하여 영감을 얻은 방울 생성과정에 무작위성을 부여하고 결과로 나온 방울의 변형을 설명합니다.

비말 생성

노즐 크기 선택

방울 생성을 위한 시스템 파라미터를 계산하기 위해 Rayleigh jet 불안정성 이론을 사용할 수 있습니다. 이 이론에 따르면, 드롭 형성으로 이끄는 제트 해체에 대한 자극의 최적 파장 (λ)은 대략 다음과 같습니다.

작동 주파

최적의 드롭 생성 빈도는 최적의 파장에서 직접 계산할 수 있습니다.

위의 이론과 알려진 산업 파라미터를 사용하여 노즐 반경 125 μm 및 10 kHz의 주파수를 사용하여 FLOW-3D에서 계산 모델을 설정했습니다.

FLOW-3D 결과 검증

FLOW-3D는 강력하고 정확한 표면 장력 모델로 인해 연속 잉크젯 인쇄와 같은 액적 기반 프로세스를 시뮬레이션하는데 적합합니다.

아래의 시뮬레이션 결과에서 10 kHz의 주파수에서 진동하는 입력 압력 펄스를 볼 수 있습니다. 평균 물방울 크기는 약 240 μm이며 이론적으로 추정된 물방울 크기 인 약 250 μm와 잘 일치합니다.

물방울 형성 ​​및 입력 압력 펄스를 강조하는 FLOW-3D의 시뮬레이션 결과

OLED Mura 문제

이론 상으로는 동일한 진폭의 압력 펄스를 생성하는 것이 가능합니다. 그러나 OLED의 잉크젯 인쇄와 같은 산업용 어플리케이션에서 모든 노즐은 본질적으로 불완전한 제조 또는 작동 매개 변수 때문에 약간 다릅니다. 이러한 모든 불완전성은 액적 볼륨의 변동을 유발하여 OLED 패널의 각 서브 픽셀에 침착 된 유기 화합물의 체적의 변화를 야기하며, 이는 증착 된 막 두께의 비례 변화를 유도한다. 이러한 두께 변화는 잉크젯 인쇄 된 OLED 디스플레이 (Madigan 외)에서 패널 휘도의 불균일성의 가장 중요한 원인 중 하나이다. 이 패널 휘도의 불균일성을 “무라 효과 (mura effect)”라고 합니다.

mura 문제를 해결하는 한 가지 방법은 평균의 법칙을 사용하는 것입니다. 이것이 의미하는 바는 물방울 부피의 양수 및 음수 오차를 평균화하기 위해 서로 다른 노즐의 방울을 무작위로 결합 (인트라 – 픽셀 혼합)하여 물방울 볼륨 오류를 거의 0에 가깝게 만드는 것입니다.

FLOW-3D에서 이 픽셀 내 혼합 과정을 시뮬레이션하기 위해 입력 압력 펄스 진폭에 임의성이 추가 되었습니다. 최대 변동폭은 원래 압력 진폭 1.7MPa의 상단에 200kPa로 설정되었습니다. 아래의 애니메이션은 무작위성이 없는 초기 사건과 무작위성을 비교 한 사례를 보여줍니다.

압력 펄스의 무작위 대 정진폭의 애니메이션을 비교한 영상.

예상대로 액적 생성은 액적 형태, 액적 크기, 액적 간격 및 비행 속도면에서 일정하지 않습니다. 그러나 오른쪽의 일정한 진폭의 경우 균일한 모양과 크기의 균일한 간격의 물방울이 생성됩니다.

결론

이 블로그 기사에서 FLOW-3D는 연속 잉크젯 프린팅프로세스에 관련된 Physics에 대한 이해를 증진시키는 데 사용되었습니다. 강력한 표면 장력 모델 덕분에 FLOW-3D는 다양한 첨단 방울 생성 및 증착 응용 분야에도 유용합니다. 예를 들어 OLED 인쇄의 경우, FLOW-3D는 픽셀 내 혼합 동안 액적에서 발생하는 변동을 효과적으로 이해하여 OLED 패널의 품질을 향상시킬 수 있습니다.