KR100520104B1 - 바이오 센서의 제조 방법 - Google Patents

바이오 센서의 제조 방법 Download PDF

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Abstract

본 발명은 생체 또는 인체 내에 존재하는 생화학적 물질의 농도를 연속적으로 측정하는 인체 삽입이 가능한 바이오 센서의 제조 방법에 관한 것으로, 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는 전극을 패터닝하는 단계, 상기 작업전극위에 효소막을 형성하는 단계 및 각 전극 및 효소막을 덮을 수 있도록 외부막을 형성하는 단계를 포함하여 이루어진 바이오 센서의 제조 방법에 있어서, 상기 외부막을 형성하는 단계가 전기 방사 방법을 이용하여 다공성 고분자 나노 섬유로 이루어진 막을 형성하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따라 바이오 센서의 외부막을 형성하는 경우, 전기 방사 방법이 상온에서 수행되고, 유기 용매가 방사 과정에서 증발되므로 고온 및 유기 용매에 의한 효소의 변성을 방지할 수 있으므로, 효소의 활성을 저하시키지 않으면서 외부막을 형성할 수 있어, 보다 효과적으로 기능을 발휘하는 바이오 센서를 제조할 수 있게 된다.

Description

바이오 센서의 제조 방법{Method for preparing biosensor}
본 발명은 생체 또는 인체 내에 삽입되어 생체 또는 인체내의 생화학적 물질의 농도를 연속적으로 측정하는 바이오 센서의 제조 방법에 관한 것으로, 특히, 고분자 나노 섬유로 이루어진 바이오 센서의 외부막을 전기 방사 방법으로 형성하는 방법에 관한 것이다.
바이오 센서는 생화학적인 반응을 이용하여 생체 내에 존재하는 생화학적 물질의 농도를 전기화학적, 광학적 또는 열적 등의 물리적 변수로 변환하는 측정기구이다. 바이오 센서는 임상학적으로 가치가 있는 생화학적 물질의 농도를 측정하는 분야에 응용되고 있으며, 효소와 측정하고자 하는 생화학적 물질간의 반응을 전기 화학적 방법으로 검출하는 전기화학적 바이오 센서가 가장 널리 사용되고 있다. 특히, 인체 내에 삽입되어 장기간 인체 내의 혈당, 콜레스테롤, 락테이트 등의 물질을 연속적으로 정량 측정하는 센서 시스템에는 현 기술수준에서 볼 때, 효소의 전기화학적 반응을 이용한 바이오 센서가 가장 적합한 것으로 평가되고 있다. 당뇨병 환자들의 치료 및 관리 목적으로 사용되는 연속 측정형 혈당 센서가 가장 대표적인 예다.
종래의 인체 삽입형 바이오 센서는 반도체 제조 공정을 응용하여 용도에 맞는 전극 구조물을 만든 다음, 단계적으로 센서의 구성에 필요한 기능성 층을 쌓아 올리는 방식으로 제조된다. 센서의 기능성 층은 크게 효소막과 외부막으로 구성된다. 효소막은 그 속에 생체내의 생화학적 물질과 반응하는 효소를 포함하고 있으며, 그 반응을 통하여 생화학적 물질의 농도를 전기화학적 신호로 변환하는 기능을 하는 기능성 층이다. 효소막을 형성하는 대표적인 방법은 고분자 매트릭스 안에 효소를 가두는 방식을 사용하며, 디스펜싱 또는 전기화학적 중합법이 있다.
외부막은 일반적으로 효소막 외부에 형성되는데, 생체 적합성을 가진 물질을 사용하며, 생화학적 물질의 확산 속도를 조절하는 기능을 한다. 상기 생체 적합성 물질은 기능과 용도에 따라 단백질 또는 고분자 물질 중에서 선택되지만, 대부분 고분자 물질을 기반으로 하고 있다. 이러한 고분자 물질을 효소막 위에 어떻게 형성하느냐에 따라 바이오 센서의 성능이 크게 좌우된다. 전통적으로 고분자 막을 형성하는 공정은 습식 공정, 예를 들어, 스프레이 또는 딥코팅(미국특허 제6,413,393B1호), 스핀코팅(미국특허 제 6,462,162B2호), 디스펜싱(미국특허 제 6,413,396B1) 등의 방법이 사용되고 있다. 그러나, 이와 같은 종래의 외부막 형성방법들은 바이오 센서의 외부막을 형성하는 데 적합한 공정이라고는 할 수 없다. 즉, 종래의 습식 고분자 막 형성 공정에는 고분자를 용해하기 위해 필수적으로 유기 용매가 사용되며, 그 유기 용매가 기 형성된 효소막에 고정되어 있는 효소를 변성시켜 활성을 저하시킬 수 있기 때문이다. 따라서, 유기용매에 의한 효소의 변성을 최소화하면서 바이오 센서의 고분자 외부막을 형성할 수 있는 새로운 외부막 형성 기술이 요구되어지고 있다.
본 발명은 상기와 같은 문제점을 해결하기 위하여, 본 발명의 목적은 효소의 변성은 최소화하면서 외부막을 형성할 수 있는 새로운 바이오 센서의 제조 방법을 제공하는 것이다.
또한, 본 발명의 다른 목적은 상기와 같은 새로운 바이오 센서의 제조 방법에 의해 제조된 바이오 센서를 제공하는 것이다.
본 발명자들은 상기와 같은 종래 기술의 문제점을 해결하기 위하여 예의 연구를 거듭한 결과, 전기 방사 방법에 의해 고분자 용액으로 바이오 센서의 외부막을 형성하는 경우 효소의 변성을 현저히 감소시킬 수 있음을 밝혀 내고 본 발명을 완성하게 되었다.
즉, 본 발명에 따른 새로운 바이오 센서의 제조 방법은 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는 전극을 패터닝하는 단계, 상기 작업전극위에 효소막을 형성하는 단계 및 각 전극 및 효소막을 덮을 수 있도록 외부막을 형성하는 단계를 포함하여 이루어진 바이오 센서의 제조 방법에 있어서, 상기 외부막을 형성하는 단계가 전기 방사 방법을 이용하여 다공성 고분자 나노 섬유로 이루어진 막을 형성하는 것을 특징으로 한다.
상기 본 발명에 따른 바이오 센서의 제조 방법에 있어서, 상기 고분자 나노 섬유는 친수성 고분자, 생분해성 고분자 및 고분자 전해질로 이루어진 그룹에서 선택된 일종 이상의 고분자일 수 있다.
이에 한정되는 것은 아니지만, 상기 친수성 고분자에는 친수성 폴리우레탄(PU), 폴리에틸렌 옥사이드(PEO), 폴리에틸렌 글리콜(PEG), 폴리(2-하이드록시에틸 메타크릴레이트) (PHEMA), 폴리비닐 알콜, 폴리아크릴 아미드, 폴리(N-비닐 2-피롤리돈) 및 폴리에틸렌 글리콜 모노메틸 에테르로 이루어진 그룹에서 선택된 일종 이상; 상기 생분해성 고분자로는 폴리펩타이드, 폴리아미노산, 폴리사카라이드, 폴리에스테르, 핵산, 폴리글리코라이드(PGA), 폴리-L-락타이드(PLLA), 폴리-D,L-락타이드(PDLLA), 폴리-ε-카프로락톤(PCL), 폴리-1,4-디옥산-2-온(PDO), 폴리트리메틸렌카보네이트(PTMC) 및 폴리-β-하이드록시부티레이트(PHB)로 이루어진 그룹에서 선택된 일종 이상; 및 상기 고분자 전해질로는 폴리알릴아민 하이드로클로라이드(PAH), 폴리에틸렌이민(PEI), 폴리디메틸디알릴암모늄 클로라이드 (PDDA), 폴리스티렌설포네이트(PSS), 폴리비닐설포네이트(PVS), 덱스트란 설포네이트, 나트륨 알기네이트(Sodium alginate), 헤파린 및 DNA로 이루어진 그룹에서 선택된 일종 이상이 포함될 수 있다.
또한, 상기 고분자 나노 섬유로 이루어진 막은 2 이상의 이종(異種)의 고분자 막을, 예를 들어, 랜덤하게(randomly) 또는 2종의 고분자 막을 교대로 적층하여 형성할 수 있다.
한편, 상기 고분자 나노 섬유로 이루어진 막은 2 이상의 이종(異種)의 고분자 섬유를 각각 별도의 노즐을 통해 동시에 방사하여 형성하여 단일 층으로 형성할 수 도 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서의 제조 방법은 상온 및 상압하에서 수행될 수 있다.
전기 방사법(electrospinning)은 전기장의 힘을 이용하여 비교적 물질의 제한 없이 직경이 수백 nm 수준인 나노 섬유를 제조하는 방법으로서, 고분자 섬유를 제조하는 모든 공정에 매우 유용하게 응용될 수 있다(J.M. Deitzel et al., Polymer, 2001, 13(5), 674-677 참조). 따라서, 전기 방사법에 의해 제조된 고분자 나노 섬유는 부피에 비해 표면적이 매우 넓고 다공성인 고분자 분리막(polymer membrane)을 형성할 수 있다. 또한, 전도성 고분자는 물론, 대부분의 비전도성 고분자들과 각종 단백질이 전기 방사법에 의하여 나노 섬유 형태로 제조될 수 있으며, 특수한 기능을 가진 각종 나노 입자 및 나노 튜브 등을 첨가제로 사용하여 특수한 목적의 고분자 나노 섬유를 만들수 있다.
전기 방사법으로 고분자 용액으로부터 고분자 나노 섬유를 제조하는 경우, 그 과정에서 수백 nm의 직경을 가지는 고분자 실(絲)은 공기 중에서 유기 용매가 증발되어 유기 용매의 양은 이론적으로 5wt% 미만으로 감소된다. 즉, 건식공정과 유사하게 고분자 섬유를 형성할 수 있게 된다. 따라서, 예를 들어, 스핀코팅과 같은 습식 공정으로 여러 층의 고분자 막을 형성하기 위해서는, 기판 위에 첫번째 고분자 막을 형성하고 그 위에 두번째의 다른 고분자 막을 형성하는 데, 두번째 고분자 용액의 유기 용매가 첫번째 고분자 막을 용해시킬 수 있어, 두 고분자 막 사이의 경계가 모호해지거나 막 자체의 코팅이 제대로 이루어지지 않게 되는 문제점이 발생한다. 그러나, 전기 방사 방법을 이용하는 경우, 다른 습식 공정과 달리 건식 공정과 마찬가지로 여러 층의 고분자 막을 순차적으로 형성할 수 있으며, 서로 다른 종류의 물질로 구성된 단일 고분자막을 용이하게 형성할 수도 있다. 즉, 여러 가지 기능을 동시에 갖는 고분자 막을 얻기 위해 일반적으로 습식 공정에서는 여러 종류의 고분자를 혼합하는 블렌딩 방법을 사용하는데, 이 경우 서로 혼합되지 않는 종류의 고분자들은 블렌딩 방법을 이용할 수 없는 제약이 있으나, 전기 방사 방법을 이용하는 경우, 여러 종류의 고분자 용액을 각각 별도의 노즐을 통하여 별도로 동시에 방사하면 이러한 문제를 간단히 해결할 수 있다.
또한, 전기 방사 방법은 상온에서 수행되고, 유기 용매가 방사 과정에서 증발되므로 바이오 센서의 제조 공정에 응용하는 경우, 고온 및 유기 용매에 의한 효소의 변성을 방지할 수 있으므로, 효소의 활성을 저하시키지 않으면서 외부막을 형성할 수 있다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명을 상세히 설명한다.
도 1은 일반적인 바이오 센서의 단면 구조를 모식적으로 나타낸 도면이다. 바이오 센서(10)는 일반적으로 복수개의 전극을 포함하며, 본 도면에서는 3개의 전극(11, 12 및 13)으로 이루어진 바이오 센서를 예시하였다. 보다 상세히 설명하면, 하부 절연막(14)과 상부 절연막(15) 사이에 금속으로 이루어진 작업 전극(11), 보조전극(12) 및 기준전극(13)이 패터닝되어 있다. 일반적으로 전극 재료로는 주로 백금(Pt)이 사용되며 경우에 따라 금(Au)이 사용되기도 한다. 작업 전극(11)의 표면에는 효소막(16)과 같은 전기화학적 감지 물질 층이 형성되어 있고, 기준 전극(13)의 표면에는 이리듐 옥사이드와 같은 산화물 박막이 형성되어 있다. 외부 막(100)은 상기 세 전극을 모두 덮을 수 있도록 형성되어 있다. 상기 외부막(100)은 적어도 하나 이상의 기능성 층으로 구성되어 있다.
도 2는, 도 1의 외부막(100)을 구성하고 있는 다수의 기능성 층의 배열 변형예를 모식적으로 나타낸 단면도이다. 일반적으로 외부막은 센서의 사용 목적과 용도에 따라 혹은 사용되는 재료에 따라 서로 다른 물질을 사용하여 하나 이상의 층을 형성할 수 있는 데, 예를 들어, 여러 기능성 층을 각각 별개로 하나씩 형성(도 2a 참조)하거나, 두 개의 서로 다른 기능성 층을 교대로 형성(도 2b 참조)하거나, 또는 여러 가지 기능을 갖는 물질들이 혼합된 하나의 층을 형성(도 2c 참조)할 수도 있다.
도 3은 전기 방사 장치를 설명하는 개략적인 도면이다. 먼저 도 3a를 참조하면, 전기 방사 장치(30)의 상부에는 적당한 크기의 고분자 용액(32)을 수용하는 용기(31)가 있고, 고분자 수용 용기(30)의 하단 끝에는 노즐(300)이 형성되어 있으며, 용기(31) 내부에는 굵은 전선(전극)(33)이 들어 있다. 전기 방사 장치(30)의 하부에는 접지(39)된 전도성 기판(38)이 위치되어 있고, 그 전도성 기판(38) 위에는 샘플(37), 예를 들어, 외부막을 형성하고자 하는 제작 중인 바이오 센서가 올려지게 된다. 고분자 용액(32)이 적당한 점도를 갖는 경우, 노즐(300) 끝에는 중력에 의해 고분자 용액(32)의 작은 방울(310)이 형성된다(도 3b 참조). 이 상태에서 상기 전선(33)과 전도성 기판(38) 사이에 고전압, 예를 들어, 10kV 이상의 전압을 걸어주면 고분자 용액의 작은 방울(310)은 전기장의 영향에 의해 끝이 뾰족해지고 일정한 문턱 전압 이상에서는 그 뾰족한 끝에서 매우 가는 고분자 젯(35)이 된다. 방울(310)이 고분자 젯(35) 형태로 되면 상대적으로 표면적이 넓어지므로, 고분자 젯(35)이 바닥으로 진행하는 동안 고분자를 용해하고 있던 유기용매는 방울 형태로 있을 때보다 훨씬 빨리 증발하면서 고분자 나노 섬유(36)가 형성된다. 시료(37)에 도달한 고분자 섬유(36)는 이론적으로 5wt% 미만으로 유기 용매를 함유하는 것으로 알려져 있다. 이 고분자 섬유(36)는 공중에서 자유 낙하 운동을 하며 시료(37) 위에 떨어져 거미가 거미줄을 형성하는 것과 비슷한 형태로 고분자 나노 섬유(36)로 이루어진 막을 형성하게 된다.
바이오 센서의 외부막은 다음과 같은 기본 특성을 갖추어야 한다. 먼저, 충분한 산소투과능을 가져야 한다. 예를 들어, 혈당센서의 경우, 산화 효소를 포함하는 감지막에 충분한 산소가 필요한 바, 외부막의 산소 투과도가 센서의 성능을 결정하며, 외부막을 통해 충분한 산소가 공급되어야 산화 효소가 제 기능을 발휘할 수 있게 된다. 두 번째로, 간지 대상 물질의 농도를 조절할 수 있어야 한다, 위의 혈당 센서의 예에서, 외부막은 글루코스의 농도를 조절하는 기능을 가지고 있어야 한다. 외부막이 없는 경우, 과량(15mM이상)의 글루코스가 공급되는 경우 공급되는 산소 농도는 제한되어 있어 센서의 기능이 포화상태가 되어, 더 이상 센서로서의 기능을 발휘할 수 없게 된다.
이하 실시예를 통하여 본 발명을 상세하게 설명한다. 그러나, 이들 실시예는 본 발명을 예시하기 위해 제공되는 것일 뿐, 어떠한 경우에도 본 발명의 범위를 이에 한정하고자 하는 것은 아니다.
실시예 1
THF 용액(테트라하이드로푸란과 디메틸포름아미드를 98:2의 부피 비율로 혼합한 것임)에 용해된, 아래의 표 1에서와 같은 특성을 가지는, thermedics Polymer Products 사의 상품명이 Tecoflex 80-A인 폴리우레탄 계열의 고분자를 마이크로디스펜서를 이용한 디스펜싱 방법과 본 발명에 따른 전기 방사 방법(청파 EMT사의 Electric Fiber Generating system을 이용하여 실온에서 수행)을 이용하여 고분자 막을 형성하였다.
물성 항목 시험법(ASTM) 물성치
Durometer(Shore Hardness) D2240 72A
Spec Gravity D792 1.04
Flex Modulus (psi) D790 1,000
Ultimate Tensile (psi) D412 5,800
Ultimate Elongation (%) D412 660
Tensile (psi) @ 100% D412 300
Tensile (psi) @ 200% D412 500
Tensile (psi) @ 300% D412 800
Melt Index g/10 minat 2160 g load D1238 3.5(175℃)
Mold Shrinkage D955 0.008 내지 0.012
그 각각의 고분자 막의 SEM 사진을 도 4에 나타내었다. 도 4의 (a)는 폴리우레탄의 농도가 10wt%인 고분자 용액을 디스펜싱하여 얻은 것이며, (b)는 폴리우레탄의 농도가 11wt%인 고분자 용액을 11kV의 전압을 인가하고 전기 방사시켜 얻은 폴리우레탄 막이다.
도 4를 참조하면, 디스펜싱 방법으로 형성한 고분자 막(도 4의 (a))은, 고분자 용액의 코팅 후 건조 과정에서 막 표면의 용매가 먼저 증발하여 점도가 상승된 상태에서 내부의 유기 용매 증기가 방출되면서 표면에 분화구 모양의 홈을 형성시킨 것을 볼 수 있고, 기공(pore)의 발달이 미약하여 생화학적 물질의 이동 통로로서의 기능에 제한을 가지고 있음을 알 수 있다. 반면, 본 발명에 따른 전기 방사 방법으로 형성된 고분자 막은 매우 가는 고분자 섬유들이 불규칙적으로 쌓여, 각 섬유들 사이로 기공이 매우 잘 발달되어 있어 생화학적 물질의 효소 막으로의 이동 통로가 잘 형성되어 있는 섬유질 형태를 이루고 있음을 알 수 있다.
실시예 2
5mM 메타-페닐렌디아민 10ml와 18mg의 포도당 산화효소가 들어있는 포스페이트 완충용액(pH 7.2) 중에서, 은/염화은 기준전극을 기준으로 백금전극에 1V를 1000초 동안 걸어주어 전기 화학적 중합반응을 통하여 백금 전극 위에 효소막을 형성하였다.
테트라하이드로푸란과 디메틸포름아미드를 98:2의 비율로 혼합한 THF 용액 중의 11wt% Tecoflex 80-A 폴리우레탄 용액을 11kV의 전압으로 전기 방사시켜 효소막이 형성된 백금전극 위에 폴리우레탄 막을 형성하여 바이오 센서를 제작하였다.
이 바이오 센서를 10ml PBS(phosphate buffered saline) 용액에 담근 후, 은/염화은 기준전극을 기준으로 백금전극에 0.65V의 전압을 인가하고, PBS용액 속에 녹아있는 포도당의 농도를 1, 3, 6, 9, 12, 15, 20 및 30mM로 차례로 바꾸어가며 센서에 흐르는 전류를 측정하고 그 결과를 도 5a에 그래프로 나타내었다.
비교 실시예 1
상기 실시예 2에서와 동일하게 백금 전극 위에 효소막을 형성한 다음 효소막이 형성된 백금전극 위에 테트라하이드로푸란과 디메틸포름아미드를 98:2의 비율로 혼합한 THF 용액 중의 10wt% Tecoflex 80A 폴리우레탄 용액 2㎕를 디스펜싱한 후, 1시간동안 25℃에서 건조시켰다.
이렇게 제조된 바이오 센서를 상기 실시예 2에서와 동일한 방식에 따라 전류를 측정하고 그 결과를 도 5b에 나타내었다.
도 5를 참조하면, 비교 실시예 1에서 디스펜싱 방법으로 외부막을 형성한 센서의 경우 낮은 포도당 농도에서는 센서가 동작하지 않았고 높은 농도에서 약한 전류가 흐를 뿐이었다. 반면, 본 발명의 방법에 따른 전기 방사법으로 형성된 외부막을 가진 센서는 적절한 산소 투과능을 가지며 글루코즈의 농도를 조절하는 기능을 유지함으로서 포글루코즈의 농도가 증가하여도 포화 현상이 나타나지 않고 외부막의 기본 특성을 유지하는 우수한 센서 특성을 가짐을 알 수 있다.
이와 같은 결과에서, 본 발명에 따른 전기 방사 방법으로 외부막을 형성하는 경우, 바이오 센서의 기능을 효과적으로 개선할 수 있음을 알 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서의 제조 방법에 따라 외부막을 형성하는 경우, 전기 방사 방법이 상온에서 수행되고, 유기 용매가 방사 과정에서 증발되므로 고온 및 유기 용매에 의한 효소의 변성을 방지할 수 있으므로, 효소의 활성을 저하시키지 않으면서 외부막을 형성할 수 있어, 보다 효과적으로 기능을 발휘하는 바이오 센서를 제조할 수 있게 된다.
도 1은 일반적인 바이오 센서의 전형적인 단면 구조를 나타낸 도면이다.
도 2a, b 및 c는 바이오 센서의 기능성 층의 배열 변형에 따른 외부막의 변형예를 나타내는 도면이다.
도 3a 및 b는 본 발명에 따른 바이오 센서의 제조 방법에 있어서, 고분자 용액을 전기 방사하여 외부막을 형성하는 과정을 모식적으로 나타낸 도면이다.
도 4a 및 b는 각각 디스펜싱 방법과 전기 방사 방법으로 제조된 고분자 막의 구조를 보여주는 SEM 사진이다.
도 5a 및 b는 본 발명의 방법에 따라 실시예에서 제조된 바이오 센서의 신호를 측정한 결과를 도시한 그래프이다.
<도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명>
10: 바이오 센서 11: 작업전극
12: 보조전극 13: 기준전극
14: 하부 절연막 15: 상부 절연막
16: 효소막 17: 기준 전극용 산화막
100, 110, 120, 130: 외부막
30: 전기 방사 장치 31: 용기
32: 고분자 용액 33: 전선
34: 전원 35: 고분자 젯
36: 고분자 섬유 37: 시료
38: 기판 39: 접지
300: 노즐 310: 방울

Claims (7)

  1. 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는 전극을 패터닝하는 단계, 상기 작업전극위에 효소막을 형성하는 단계 및 각 전극 및 효소막을 덮을 수 있도록 외부막을 형성하는 단계를 포함하여 이루어진 바이오 센서의 제조 방법에 있어서,
    상기 외부막을 형성하는 단계가 전기 방사 방법을 이용하여 다공성 고분자 나노 섬유로 이루어진 막을 형성하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서의 제조 방법.
  2. 제1항에 있어서, 상기 고분자 나노 섬유는 친수성 고분자, 생분해성 고분자 및 고분자 전해질로 이루어진 그룹에서 선택된 일종 이상의 고분자로 제조된 것임을 특징으로 하는 바이오 센서의 제조 방법.
  3. 제2항에 있어서, 상기 친수성 고분자는 친수성 폴리우레탄(PU), 폴리에틸렌 옥사이드(PEO), 폴리에틸렌 글리콜(PEG), 폴리(2-하이드록시에틸 메타크릴레이트) (PHEMA), 폴리비닐 알콜, 폴리아크릴 아미드, 폴리(N-비닐 2-피롤리돈) 및 폴리에틸렌 글리콜 모노메틸 에테르로 이루어진 그룹에서 선택된 일종 이상이고, 상기 생분해성 고분자는 폴리펩타이드, 폴리아미노산, 폴리사카라이드, 폴리에스테르, 핵산, 폴리글리코라이드(PGA), 폴리-L-락타이드(PLLA), 폴리-D,L-락타이드 (PDLLA), 폴리-ε-카프로락톤(PCL), 폴리-1,4-디옥산-2-온(PDO), 폴리트리메틸렌카보네이트 (PTMC) 및 폴리-β-하이드록시부티레이트(PHB)로 이루어진 그룹에서 선택된 일종 이상이며, 상기 고분자 전해질은 폴리알릴아민 하이드로클로라이드(PAH), 폴리에틸렌이민(PEI), 폴리디메틸디알릴암모늄 클로라이드(PDDA), 폴리스티렌설포네이트 (PSS), 폴리비닐설포네이트(PVS), 덱스트란 설포네이트, 나트륨 알기네이트(Sodium alginate), 헤파린 및 DNA로 이루어진 그룹에서 선택된 일종 이상인 것을 특징으로 하는 바이오 센서의 제조 방법.
  4. 제 1 항에 있어서, 상기 고분자 나노 섬유로 이루어진 막은 2 이상의 이종(異種)의 고분자 막을 적층하여 형성하는 것임을 특징으로 하는 바이오 센서의 제조 방법.
  5. 제 4 항에 있어서, 상기 2 이상의 이종(異種)의 고분자 막은 2 종의 고분자 막을 교대로 적층하여 형성된 것임을 특징으로 하는 바이오 센서의 제조 방법.
  6. 제 1 항에 있어서, 상기 고분자 나노 섬유로 이루어진 막은 2 이상의 이종(異種)의 고분자 섬유를 각각 별도의 노즐을 통해 동시에 방사하여 형성하는 것임을 특징으로 하는 바이오 센서의 제조 방법.
  7. 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 따른 제조 방법에 의하여 제조된 바이오 센서.
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