KR100533229B1 - 다층 구조의 전기화학적 바이오센서 - Google Patents

Abstract

절연판 양면에 동시에 전극과 반응 효소 층을 고정화 하고 앞, 뒤면을 경유구멍을 통하여 전기적으로 연결함으로써, 측정기기와 전기적으로 접촉되어야 하는 전극의 수를 줄이고, 시료 중의 여러 성분을 동시에 측정하는 전기화학적 바이오센서가 제공된다. 본 발명은 전기화학적 바이오센서에 있어서, 경유구멍이 형성된 제1 기판과, 상기 제1 기판의 상부면 상에 위치하는 제1 전극 및 제2 전극과, 상기 제1 기판의 하부면 상에 위치하며, 상기 경유구멍을 통해 상기 제1 전극에 전기적으로 연결된 제3 전극과, 상기 제1 기판의 상부면 상에서 상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 가로질러 고정된 시약과, 상기 제1 기판의 상부면에 부착되므로 상기 시약에 시료를 도입하는 경로를 형성하는 제2 기판을 포함한다.

Description

다층 구조의 전기화학적 바이오센서{MULTI-LAYER ELECTROCHEMICAL BIOSENSOR}

본 발명은 다층 궂조의 전기화학적 바이오센서에 관한 것으로서, 특히 생체 시료에 있는 물질, 예컨대, 혈액중의 글루코오스, 콜레스테롤, 중성 지방, GOT/GPT, 헤모글로빈 등을 동시에 정량 분석하기 위한 전기화학적 바이오센서에 관한 것이다.

생체물질인 효소를 탐지소자로 사용한 바이오센서는 우수한 감도 및 반응특이성을 실현시킬 수 있어서 의료/의약분야 (임상화학분석과 치료), 바이오산업의 공정계측, 환경계측, 화학물질의 안정성 평가 등 광범위한 분야에서 그 응용이 기대되고 있다. 특히, 생체 내의 화학적 성분을 조사한다는 것은 의학적으로는 극히 중요하며 현재 의약 진단 분야에서 혈액을 포함한 생체 시료를 분석하기 위하여 바이오센서를 많이 사용하고 있다. 그 중 효소와 기질 또는 효소의 저해제와의 특이적인 반응을 이용한 효소 분석법 바이오센서는 적용이 간편하고, 측정감도가 우수하며, 신속하게 결과를 얻을 수 있어 병원 및 임상화학분석에 가장 널리 사용된다.

생체 내의 화학적 성분을 조사하기 위한 효소 분석법은 크게 효소 반응 전,후의 광투과도를 분광학적 방법으로 관찰하는 발색법과 전기화학적 신호를 측정하는 전극법으로 구분할 수 있다. 발색법은 일반적으로 전극법에 비해 측정시간이 길고, 많은 양의 혈액이 필요하며, 생체시료의 혼탁도에 기인한 측정오차 등으로 인해 중요한 생체물질을 분석하는데 어려움이 수반된다. 따라서 최근에는 전극계를 플라스틱 필름위에 형성한 뒤, 분석 시약을 전극 상에 고정시키고, 시료가 도입된 후 일정 전위를 적용하여 시료 중 특정 물질을 정량적으로 측정하는 전극법이 효소를 이용한 바이오센서에 많이 응용되고 있다.

한편, 인쇄회로기판 (Printed Circuit Board: 이하 PCB)은 전기 소자의 상호연결 수단으로 전기 산업에서 널리 사용되고 있다. 그러나, PCB 산업에서 통용되는 금속 패터닝 기술을 혈액 등의 생체시료 중 특정 물질을 정량하기 위한 전기화학적 바이오센서에 적용하는 것은 적합하지 않았다. 왜냐하면, PCB 산업에서 통용되는 금속인 구리 또는 니켈은 전기화학적 바이오센서에서 통상적으로 사용되는 전압에서 전기 활성적이어서 즉, 불안정하여 전기화학적 바이오센서의 전극 물질로서 적합하지 않다. 이를 극복하기 위해, 구리 또는 니켈 기판 상에 금 또는 은 등의 귀금속을 적층하는 것은 불규칙적이고 덩어리진 표면을 발생시켜서 그 적층된 금속의 하부층으로 시료가 유입되어 구리 또는 니켈에서 측정값을 교란시키는 전기적 신호를 발생시키기 때문이다.

전극법에서 기준전극이 배치되는 방법에는 통상 두 가지가 있다. 하나는 "대향전극형"으로서, 작동전극이 형성된 기판과 기준전극이 형성된 기판이 스페이서에 의해 분리되어 있는 것이다. 다른 하나는 "인접전극형"으로서, 동일 기판 상에 작동전극과 기준전극이 형성되는 있는 것이다. 작동전극과 기준전극에는 시약이 고정되며, 시약과 시료의 반응에 의해 작동전극 또는 기준전극에 전기적 신호가 발생한다. 이하, 작동전극과 기준전극을 통칭하여 "반응전극"이라 한다.

미국특허 제5,120,420호 "Biosensor and a Process For Preparation Thereof"는 스크린 프린팅 기술을 이용하여 전기화학적 바이오센서의 전극을 인접전극형으로 형성한 기술에 대하여 설명하고 있다. 도 1A은 상기한 미국특허의 분해 사시도를 나타낸 것이고, 도 1B는 결합된 상태를 나타낸 것이다.

도 1a 및 도 1b를 참고하여 구체적으로 설명하면, 절연판 (101) 위에 전극요소(102, 103)이 스크린 프린팅 기법에 의해 형성되어 있다. 그 위에서 반응 부분(104, 105) 및 접촉부분(102, 103)을 제외한 나머지 부분은 전기절연막(106)으로 보호되어 있다. 모세관 공간(108)을 형성하기 위한 절연판(107)이 절연판(101)과 접합되어 있고 그 위에 절연판(109)가 절연판(107)과 접합되어 있다. 이때, 모세관 공간은 입력부(110)와 배출부(111)에 의해 형성되고, 시료 도입은 입력부(110)을 통하여 이루어진다. 기준전극(105)이 작동전극(104)를 둘러싸고 있으므로, 시료가 기준전극(105)을 거쳐 작동전극(104)에 도달하게 되므로 인가입력신호가 안정적으로 형성될 수 있다.

또한 미국특허 제5,120,420호는 모세관 공간을 형성하는 여러가지 방법에 대하여 기술하고 있다. 도 1d에서 전극 형성은 도 1a의 경우와 같으나, 좌우가 구분이 없는 스페이서를 사용하여 모세관 공간을 형성하고, 작동전극(104)을 대칭 중심으로 하여 모세관 공간의 입력부와 배출부의 구분을 없애고, 양 방향 모두에서 시료를 도입할 수 있도록 하는 방법을 기술하였다. 이때도 기준전극(105)을 통하여 작동전극(104)으로 시료가 도입된다.

또한 미국특허 제5,120,420호는 하나의 평면 위에 여러 곳의 반응개소를 제작하는 방법에 대하여 기술하고 있다. 도 1e에서 스페이서 모양을 변형하여 모세관 공간 내에 여러 곳의 반응 개소(141, 142, 143)를 만들어 동시에 여러가지 측정을 할 수 있는 전기화학적 바이오센서를 개시하고 있다. 반응부분(141, 142, 143, 105) 및 접촉부분(121, 122, 123, 103)을 제외한 나머지 부분은 전기절연막(106)으로 보호되어 있다. 그러나 이 경우 도입부(110)가 1개소인 것에 비해 여러 개소의 배출부(111, 112, 113)가 있어, 시료의 도입이 용이하지 않고 느리며, 도입부와 가까운 곳부터 시료가 도입되므로, 엄밀히 말하여 반응개소에서 동시에 시료분석이 이루어지는 것이 힘들다. 미국특허 제5,395,504호 "Electrochemical Measuring System With Multizone Sensors" 역시 다개소 측정이 가능한 기술에 대하여 개시하고 있다.

전기화학적 바이오센서에서 지금껏 일반적으로 사용되지는 않았지만 도 2a와 도 2b에 도시된 바와 같은 수직전극형 전극배치를 또한 생각할 수 있다. 도 2a는 두개의 수직한 면에 전극이 배치되는 경우이고, 도 2b는 평면에 하나의 전극이 배치되고, 그 평면에 수직인 원기둥의 둘레에 다른 전극이 배치되는 경우이다. 도시되어 있는 바와 같이, 작동전극(202)과 기준전극(204)은 그 배치면이 공간적으로 직교하고 있다. 작동전극(202)과 기준전극(204)이 동일 평면 상에 배치되지 않는 것에서 대향전극형과 유사하나, 두 전극이 서로 마주보고 있지 않은 것에서 대향전극형과 구별된다.

미국특허 제5,437,999호 "Electrochemical Sensor"에서는 PCB 산업에서 통상적으로 사용되는 기술을 전기화학적 바이오센서에 적합하도록 새롭게 응용하여, 정밀하게 정의된 대향전극 또는 인접전극 영역을 가지는 두 가지의 전기화학적 바이오센서을 개시하고 있다. 미국특허 제 5,997,817호 "Electrochemical Biosensor Test Strip"에서는 미국특허 제5,120,420호와는 달리 기준전극이 작동전극을 감싸고 있지 않다. 인가입력신호의 안정성 측면에서 기준전극에서 작동전극으로 시료가 도입되어야 하므로, 이 특허에서는 한쪽 면을 막아 모세관을 형성하였기 때문에, 사용자는 반드시 한쪽 면에서만 시료를 도입시켜야 하는 불편이 따른다. 인용된 상기 문헌들은 본 명세서에 포함되는 것으로 한다.

앞에서 서술한 바이오센서는 측정하고자 하는 단일 화학물질을 선택적으로 계측할 목적으로 만들어진 것으로 많은 종류의 화학물질이 섞여 있는 혼합물을 동시에 측정할 수 있는 바이오센서의 개발은 거의 이루어지지 않았다. 일반 임상 분석에서 GOT/GPT, 감마-GPT 등은 간기능검사에서 중요한 것으로서, 동시에 측정하여 진단할 필요가 있다. 또한, 콜레스테롤, 중성지방은 지방성분으로 이들의 증가는 동맥경화증, 고혈압, 지질대사이상을 초래하므로 동시에 측정하여 진단할 필요가 있다. 이외에도 혈색소 농도, 헤모글로빈 농도, 혈액형 분석 등도 함께 측정할 필요가 있는 것들이다. 그러나 상기 특허들의 바이오센서를 사용할 경우, 여러 시료를 동시에 분석하는 시도가 없을 뿐만 아니라, 하나의 시료만 분석하는 여러 개의 바이오센서를 사용하여 수 차례의 시료 도입을 해야 하는 불편이 있고, 분석물질마다 별도로 제작하여야 하므로 제조경비 상승 등의 문제점이 있다. 더구나, 바이오센서의 종류에는 효소 센서, 면역 센서, 바이오-친화 센서(Bio affinity sensor), 전기화학적 마이크로 바이오 어세이 (bio-assay) 등의 많은 종류가 있음에도 불구하고, 실질적으로 이들 센서의 조합이 한꺼번에 구현된 경우가 없다.

한편, PCB 기판에서 경유구멍(Via hole)은 상/하부의 전극들을 전기적으로 연결하는 데 사용된다. 이 경유구멍을 통하여 PCB 양면에 동시에 전자부품을 실장하는 것이 일반적이다. 특히, 최근의 PCB 기판의 패터닝 기술은 50 마이크로미터의 매우 가는 선폭을 형성하는 것도 가능하다. 이러한 미세 선폭 형성 기술과 경유구멍형성 기술을 이용하면 여러장의 PCB를 1 mm 이내에서 겹쳐서 제작할 수도 있다. 제한된 면적 위에 다양한 전극을 형성해야 하는 전기화학적 바이오센서에 이러한 PCB 기술을 응용하는 것은 매우 바람직하다고 할 수 있다.

그러나 앞서 지적한 바와 같이 PCB 기술을 직접적으로 전기화학전극으로 사용하기는 어렵다. 전극 재료를 액상으로 하여 스크린 프린팅하는 방법은 액체상의 도금액을 필요로 하는데, 검출효과가 우수하고 내화학성이 우수한 금, 팔라듐, 백금 등으로 전극을 형성하기 위해서는 매우 고가인 액체상의 도금액을 필요로 한다. 따라서 사용할 수 있는 재료가 한정되어 카본(carbon) 또는 은/염화은 전극을 주로 이용하였다. 그러나 스크린 프린팅 공정에서 얻어진 전극은 그 표면이 매우 거칠고 불균일하여 핀홀(pin-hole), 보이드(void) 등으로 인해 검출 특성이 불량하다는 문제가 있다.

따라서 본 발명은 한번의 시료 도입으로 하나 이상의 전기화학 반응을 일으키는 바이오센서를 구현하는 것을 일 목적으로 한다.

또한 본 발명은 같은 검출 방식의 전기화학적 바이오센서를 적층하여 시료 중의 여러 성분을 동시에 측정하는 것을 다른 목적으로 한다.

또한 본 발명은 시료 중의 하나의 성분을 분석할 때, 기저잡음을 배제하는 차동형 전기화학적 바이오센서를 구현하는 것을 또 다른 목적으로 한다.

또한 본 발명은 다기능 전기 화학적 바이오센서을 제조할 때, 측정기와 연결되는 전극의 수를 줄임으로써, 제조 공정을 단순화 하여 제조비용을 낮추는 것을 또 다른 목적으로 한다.

이러한 목적을 달성하기 위해 절연판 양면에 동시에 전극과 반응 효소 층을 고정화 하고 앞, 뒤면을 경유구멍을 통하여 전기적으로 연결함으로써, 측정기기와 전기적으로 접촉되어야 하는 전극의 수를 줄이고, 시료 중의 여러 성분을 동시에 측정하는 전기화학적 바이오센서가 제공된다.

본 발명은 다층 구조의 전기화학적 바이오센서에 있어서, 경유구멍이 형성된 제1 기판과, 상기 제1 기판의 상부면에 형성되는 제1 전극과, 상기 제1 기판의 상부면에 또는 위에(on or above the upper surface of the 1 substrate) 상기 제1 전극과 소정 간격을 가지고 형성되는 제2 전극과, 상기 제1 기판의 하부면에 형성되며, 상기 경유구멍을 통해 상기 제1 전극과 전기적으로 연결된 제3 전극과, 상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 가로질러 고정된 시약과, 상기 제1 기판의 상부면에 부착되므로 상기 시약에 시료를 도입하는 경로를 형성하는 제2 기판을 포함하는 것을 일 특징으로 한다. 상기 제1 전극과 상기 제2 전극은 인접전극형, 대향전극형 또는 수직전극형 중 어느 하나로 형성된다.

바람직하게는, 상기 제2 전극은 상기 시료 도입 경로에서 상기 제1 전극의 앞에 배치된다. 또한 시료 도입 경로는 모세관 공간이다. 또한 상기 제3 전극은 상기 고정된 시약에 따라 소정의 모양을 가지므로, 측정 장치에 상기 시약을 표시한다.

또한 본 발명은 센서 스트립과 측정기로 이루어진 전기화학적 바이오센서에 있어서, 상기 센서 스트립은 제1 기판과, 상기 제1 기판에 형성된 다수의 반응전극과, 상기 센서 스트립이 상기 측정기에 삽입되는 동안 상기 측정기의 검출단자에 접촉하였다가 떨어지도록 배치되는 삽입검출전극을 포함하며, 상기 측정기는 상기 삽입검출전극이 상기 검출단자에 접촉하였다가 떨어질 때 다른 레벨의 전압이 상기 검출단자에 인가되도록 하고, 이 전압 레벨의 변이를 검출하여 상기 센서 스트립의 삽입 여부를 판별하는 것을 다른 특징으로 한다. .

또한 본 발명은 다층 구조의 전기화학적 바이오센서에 있어서, 제1 경유구멍 및 제2 경유구멍이 형성된 제1 기판과, 상기 제1 기판의 상부면에 형성되는 제1 전극과, 상기 제1 기판의 상부면에 또는 위에(on or above the upper surface of the 1 substrate) 상기 제1 전극과 소정 간격을 가지고 형성되는 제2 전극과, 상기 제1 기판의 하부면에 형성되며, 상기 제1 경유구멍을 통해 상기 제1 전극과 전기적으로 연결된 제3 전극과, 상기 제1 기판의 하부면에 형성되며, 상기 제2 경유구멍을 통해 상기 제2 전극과 전기적으로 연결된 제4 전극과, 상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 가로질러 고정된 제1 시약과, 상기 제1 기판의 상부면에 부착되므로 상기 제1 시약에 시료를 도입하는 제1 경로를 형성하는 제2 기판과, 상기 제3 전극 및 상기 제4 전극을 가로질러 고정된 제2 시약과, 상기 제1 기판의 하부면에 부착되므로 상기 제2 시약에 시료를 도입하는 제2 경로를 형성하는 제3 기판을 포함하는 것을 또 다른 특징으로 한다.

바람직하게는, 상기 제1 시약 및 제2 시약은 그 분석물이 상이하다. 상기 제1 시료 도입 경로 및 제2 시료 도입 경로는 상기 제1 기판을 사이에 두고 그 입구부가 근접하고 있다. 또한 상기 제1 및 제2 시료 도입 경로는 모세관 공간으로 형성되며, 상기 입구부에서 상기 제1 기판에 미세 홈이 형성되어 있다.

또한 본 발명은 다층 구조의 전기화학적 바이오센서에 있어서, 제1 경유구멍이 형성된 제1 기판과, 상기 제1 기판의 상부면에 형성되는 제1 전극과, 상기 제1 기판의 상부면에 또는 위에(on or above the upper surface of the 1 substrate) 상기 제1 전극과 소정 간격을 가지고 형성되는 제2 전극과, 상기 제1 기판의 하부면에 형성되며, 상기 제1 경유구멍을 통해 상기 제1 전극과 전기적으로 연결된 제3 전극과, 상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 가로질러 고정된 제1 시약과, 제2 경유구멍 및 제3 경유구멍이 형성되어 있으며, 상기 제1 기판의 상부면에 그 하부면이 부착되므로 상기 제1 시약에 시료를 도입하는 제1 경로를 형성하는 제2 기판과, 상기 제2 기판의 상부면에 형성되며, 상기 제2 경유구멍을 통해 상기 제1 전극과 전기적으로 연결된 제4 전극과, 상기 제2 기판의 상부면에 형성되며, 상기 제3 경유구멍을 통해 상기 제2 전극과 전기적으로 연결된 제5 전극과, 상기 제4 전극 및 상기 제5 전극을 가로질러 고정된 제2 시약과, 상기 제2 기판의 상부면에 부착되므로 상기 제2 시약에 시료를 도입하는 제2 경로를 형성하는 제3 기판을 포함하는 것을 또 다른 특징으로 한다.

이와 같은 본 발명에 의하면 한번의 시료 도입으로 하나 이상의 전기화학 반응을 일으키는 바이오센서를 구현하는 것이 가능하게 된다. 또한 동일한 검출 방식의 전기화학적 바이오센서를 적층하여 시료 중의 여러 성분을 동시에 측정하는 것이 가능하다. 또한 시료 중의 하나의 성분을 분석할 때, 기저잡음을 배제하는 차동형 전기화학적 바이오센서를 구현하는 것이 가능하다. 또한 다기능 전기 화학적 바이오센서를 제조할 때, 경유구멍을 통한 전기적 연결을 이용하여 측정기와 연결되는 전극의 수를 줄임으로써, 제조 공정을 단순화 하여 제조비용을 낮추는 것이 가능하다.

이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예들을 상세히 설명한다. 도면에서 동일한 참조부호는 동일 또는 유사한 구성요소를 가리키는 것으로 사용된다. 여기서 설명되는 실시예들은 당업자로 하여금 본 발명을 용이하게 실시할 수 있도록 하기 위함일 뿐, 본 발명의 범위를 한정하려는 것은 아니다.

먼저 도 3는 본 발명에 의해 전기화학적 바이오센서를 제조하는 제1의 실시예를 나타내는 도면이다. 도 3a를 참조하면, 절연판(240)에 경유구멍(241)을 형성한다. 그 위에 세 개의 금속전극 스트립(242, 243, 244)을 나란하게 형성한다. 이때 산화 반응의 장소를 제공하는 작동전극(242)은 중앙에 형성하고, 작동전극에 대응하는 기준전극(243, 244)은 가장자리에 형성한다. 두개의 기준전극(243, 244)을 사용하는 것은 시료 도입 방향에 무관하게 시료가 기준전극을 거쳐 작동전극에 도달하게 함으로써, 입출력 신호의 안정성을 얻기 위함이다. 그 다음, 절연판(240)의 하부에 금속전극 스트립(245)을 형성한다. 절연판(240)의 상부의 작동전극(242)은 하부의 금속전극 스트립(245)과 경유구멍(241)을 통하여 전기적으로 연결되고, 하부에 형성된 전극스트립(245)를 통하여 전기적으로 외부의 검출회로(도시되지 않음)와 연결된다.

절연판(240)의 재료로는 어떠한 절연체도 사용할 수 있지만, 동시에 대량으로 제조하기 위해서는 어느 정도의 유연성과 지지체로서의 강성을 지닌 것이 적합하다. 또한, 일반적으로 절연판(240)의 표면은 매우 고르게 형성되어 있어야 한다. 왜냐하면, 고르지 않은 표면은 대량 생산시 각 센서 스트립간의 전극 표면적의 불균일성의 원인이 되고 결과적으로 센서 출력신호의 불균일성을 초래하기 때문이다.

가장 고른 표면을 갖는 물질은 반도체 제조에 사용되는 실리콘 웨이퍼를 들 수 있으나, 가격이 매우 비싸고 충격에 약하며 이를 이용한 제조 경비가 비싸지는 단점이 있다. 다음으로는 석영유리 기판이나 일반 유리 기판을 사용할 수 있다. 이들 재료는 투명하고 가공성이 용이하지만, 역시 가격이 비싸 적용하기 힘든 단점이 있다. 한편, 일반적인 음악용 컴팩트 디스크는 그 용도의 특성상 표면이 매우 고르게 형성되고 평탄도도 우수하며, 원형으로 반도체 웨이퍼와 비슷한 형상을 하고 있어, 별도의 장비를 제작하지 않고 반도체 제조공정 장비를 그대로 사용할 수 있으면서도, 가격이 저렴하고 손쉽게 구할 수 있는 장점이 있다. 이외에도, 일반적인 플라스틱 필름을 사용할 수 있다.

컴팩트 디스크 또는 플라스틱 필름 재료의 예로서, 폴리에스테르(poly ester), 폴리카보네이트(poly carbonate), 폴리스틸렌(poly stylene), 폴리이미드(poly imide), 폴리비닐클로라이드(poly vinyl chloride), 폴리에틸렌(poly ethylene), 폴리에틸렌테레프탈레이트(poly ethylene telephthalate)가 사용될 수 있다.

절연판(240) 상의 경유구멍은 절연판(240)의 두께가 얇을 경우 일반적인 금형을 이용한 펀칭(punching) 기법을 사용하여 형성하는 것이 바람직하며, 절연판(240)의 두께가 두꺼울 경우, PCB 산업기술에서 널리 사용되는 드릴링을 이용한 비아(via) 형성법을 이용하여 형성하는 것이 바람직하다.

절연판(240) 상,하부의 전극 스트립(242, 243, 244, 245)은 와이어 접착법, 스크린 프린팅, 무전해 도금법, 전해질 도금법 등을 사용하여 형성할 수 있다. 이들 방법 중 와이어 접착법 또는 쉐도우마스크를 사용하는 스퍼터링에 의해 형성하는 것이 바람직하다. 와이어 접착법은 금속의 와이어를 얇게 펴서 릴(reel) 형태로 감은 다음 자동화 기계에 의해 절연체와 접착시키며 생산할 수 있는 장점이 있다. 그러나, 금속의 재료비가 많이 드는 단점이 있다.

쉐도우마스크를 사용하는 물리기상증착법(Physical Vapor Deposition)은 장치가 복잡하고 고비용이지만, 금속의 재료비를 크게 감소시킬 수 있어서 적합한 방법이다. 즉, 전극 스트립 모양이 패터닝 되어 있는 쉐도우마스크를 절연판(240) 상에 놓고 통상의 물리기상증착법을 수행한 다음에 쉐도우마스크를 제거하면 절연판(240) 상에 전극 스트립(242, 243, 244)이 양호하게 형성된다.

물리기상증착법에는 일반적으로 증발법과 스퍼터링법이 있다. 증발법은 열전자 또는 전자빔을 이용하여 금속물질을 녹여 증발시킨 금속분자가 필름에 접착되게 하는 방법으로 두꺼운 쉐도우마스크를 사용할 경우 마스크 패턴의 가장자리 부분에서 금속이 얇게 증착되는 문제가 있다. 한편, 스퍼터링법은 기체 분자를 가속하여 금속 타겟에서 금속분자를 이탈시켜 절연체에 접착되게 하는 방법으로, 역시 두꺼운 쉐도우마스크를 사용할 경우 증발법과 같은 문제가 있고, 쉐도우마스크와 절연체 사이에 틈이 생길 경우 그 틈 사이에 금속물질이 증착되어 원치 않는 패턴이 형성되는 단점이 있으나, 증발법에 비해 대면적 공정에 유리하고 스텝 커버리지(step coverage)가 좋은 장점이 있다.

쉐도우마스크로는 어떠한 금속판을 사용하여도 무방하나, 패턴을 식각법으로 형성할 수 있는 스테인레스, 철, 또는 구리판을 사용하는 것이 좋다. 쉐도우마스크의 두께는 패턴 폭의 10% 미만이면 적합하다.

다른 방법으로는 절연판(240) 상에 금속을 통상의 물리기상증착 방법에 의하여 증착한 후, 통상의 포토리소그래피 방법을 이용하여 전극 스트립(242, 243, 244, 245)을 형성할 수 있다.

상부 전극(242, 243, 244)의 재료로는 팔라듐, 백금, 금, 은 등의 희귀금속(noble metal)을 사용하는 것이 바람직하다. 왜냐하면, 희귀금속은 일반적인 환경에서 산화되기 어려운 성질이 있고, 전기화학적 바이오센서의 전극으로 사용될 경우 산화, 환원 전위가 다른 일반 금속에 비해 상대적으로 높아 화학반응 안정성이 우수하기 때문이다. 특히, 금, 백금, 및 팔라듐을 전극의 재료로 사용하는 것이 바람직하다. 이들 재료를 물리기상증착법을 통하여 박막전극을 형성하더라도 그 전극은 전기적으로 낮은 저항을 가지며, 플라스틱 필름들의 절연판과 물리적으로 견고하게 접착되므로 1회용 전극으로 사용하는데 적합하다.

한편, 위에 열거한 희귀금속만으로 전극을 형성하는 것보다는, 플라스틱 등의 절연체와 접착력이 크고, 값이 싼 금속재료를 이용하여 1차적으로 전극을 형성한 후, 그 위에 금 등의 희귀금속막을 얇게 형성시키는 방법은 제조원가를 낮추는데 더욱 바람직하다.

쉐도우마스크를 이용한 스퍼터링에 의해 전극 스트립을 형성하면 0.1㎜ 정도의 매우 미세한 전극을 별도의 추가 공정 없이 용이하게 형성할 수 있다는 이점이 있다.

한편, 상부 전극 스트립(242, 243, 244)과 하부 전극 스트립(245)을 같은 금속물질로 형성하지 않아도 무방하다. 상부 전극 스트립(242, 243, 244)은 화학반응이 일어나는 장소를 제공하는 역할을 하므로 위에 열거한 희귀금속을 사용하는 것이 바람직하지만, 하부 전극 스트립(245)은 단순히 전기만 흘려주는 역할을 하므로 보통의 전기전도도가 높은 값싼 금속물질을 사용하는 것이 바람직하다. 특히, 구리, 니켈 및 알루미늄 등은 값이 싸면서도 전기전도도가 우수하므로 좋은 재료가 될 수 있다. 따라서, 하부 전극은 스퍼터링을 이용한 박막 전극의 형태 보다는 전해질 도금, 무전해질 도금, 또는 스크린 프린팅 방법으로 싼 전극물질을 이용하여 후막을 형성함으로써 낮은 저항을 얻는 것이 유리하다.

경유구멍(241)은 절연판(240)의 앞면과 뒷면을 전기적으로 연결하는 것이므로, 전기적으로 도통해야 한다. 경유구멍(241)은 구멍을 형성한 다음 구멍 내의 가장자리에 금속전극을 형성한 것으로서, 일반적으로는 원형 금속 필렛(pillet)을 끼워 넣고 도금하는 방법이 이용된다. 그러나 경유구멍(241)의 애퍼츄어 비율(aperture ratio)이 작을 경우에는 스퍼터링 방법을 이용하여 형성할 수 있다.

다음으로 전극들(242, 243, 244) 및 절연판(240) 상부에 모세관 공간(247)을 형성할 수 있도록 가공된 절연판(246)을 접착한다. 사용되는 절연판(246)의 재료로는 절연판(240)과 동일한 것을 사용할 수 있다. 절연판(246)은 하부 절연판(240)에 접촉시켜 열 압착, 라미네이팅 등의 방법에 의하여 고정시킬 수 있다. 또한 절연판(246)에 양면 테이프 또는 스크린 프린팅에 의하여 도입되는 접착제를 적용하여 절연판(240)에 접촉 고정시킬 수도 있다. 또는 절연판(240)과 절연판(246)을 맞닿게 한 다음, 초음파 또는 초고주파 등을 이용하여 마찰을 일으켜 그 마찰열로 접착시킬 수도 있다.

사용되는 절연판(246)의 두께는 모세관 형성과 밀접한 관련이 있다. 모세관 공간(247)의 단면적은 절연판(246)에 의해 절연판(240) 상의 전극이 노출되어지는 노출부(247)의 간격과 절연판(246)의 두께의 곱이다. 노출부(247)의 간격은 절연판(240) 상에 노출된 전극 스트립(242, 243, 244)의 면적을 결정하므로, 일정 크기 이상의 신호를 얻도록 노출부(247)의 간격은 조절되어야 한다. 절연판(246)의 두께는 모세관 현상과 밀접한 관련이 있으므로 너무 두껍지 않아야 한다. 일반적으로 노출부(257)의 간격은 3 mm 이내가 바람직하고, 절연판(246) 두께는 도입되는 시료의 양을 줄이기 위해 0.4 mm 이내에서 조절되는 것이 바람직하다.

절연판(246)은 절연판(240)의 상부의 일부분에는 덮여지지 않는다. 노출부(247)는 모세관 공간을 형성하여 절연판(240) 상에 노출되어 있는 전극들(242, 243, 244)에서 화학반응이 일어나는 장소를 제공한다. 노출부(248)는 절연판(246)에 의하여 덮혀지지 않으므로, 절연판(240) 상에서 노출되어 있는 전극들(242, 243, 244)은 미터 및 전력원(도시되지 않음)에 전기적으로 연결하기 위한 패드 역할을 한다.

다음으로 절연판(240) 상부와 노출부(247)가 이루는 공간에 전극 스트립(242, 243, 244)을 가로질러 적당한 폭으로 분석 시료와 반응하는 시약(249)을 자동화 디스펜서, 스크린 프린팅, 롤 코팅, 스핀 코팅 등의 방법에 의하여 고정시킨다. 본 발명이 적용될 수 있는 분석물은 다양하다. 전혈, 혈청, 뇨, 신경전달물질 등과 같은 체액뿐만 아니라, 발효물 또는 자연물도 분석의 대상이 될 수 있다. 예를 들어 전류법 센서의 경우, 시료가 제공되고 적당한 전압이 기준전극과 작동전극 사이에 걸려지게 되면, 시약은 일정 반응시간 내에 시료와 반응하여 전류를 발생시킨다. 효소 반응에 의해 발생된 전류는 시료 중의 분석물의 농도와 관련이 되므로 전류의 측정에 의하여 분석물의 농도를 알 수 있게 된다.

시약(249)에는 효소, 산화환원매개체(redox mediator), 친수성 고분자화합물, 계면활성제가 포함될 수 있다. 사용되는 효소는 검출 또는 분석하고자 하는 물질에 따라 다양하며, 예를 들어 글루코오스를 검출 또는 분석하고자 하는 경우 글루코오스 산화효소(glucose oxidase)를 사용할 수 있다. 사용되는 산화환원매개체는 칼륨 페리시아나이드(potassium ferricyanide), 미국특허 제5,437,999호에 개시된 이미다졸 오스뮴 매개물(imidazole osmium mediator) 등을 포함한다.

시약(249)에는 효소와 산화환원 매개물 이외에도 완충용액(buffer), 필름 형성제, 계면활성제, 항 박테리아제가 더 포함될 수 있다. 완충용액은 시약(249)과 분석하고자 하는 시료가 반응하는 동안 pH 등의 조건을 일정하게 유지시키는 역할을 하며, 친수성 고분자화합물은 전극 상에 시약을 용이하게 고정시키기 위해 필요라다. 계면활성제는 나중에 설명하게 될 모세관 공간에 분석하고자 하는 시료를 모세관 작용에 의해 도입할 때 그것을 더욱 용이하게 하기 위한 것이다. 예를 들어, 글루코오스를 검출 또는 분석하기 위한 시약은 칼륨 페리시아네이트, 칼륨 포스페이트 완충용액, 셀룰로오스, 하이드록시에틸 셀룰로오소, 아가로오스, 폴리스틸렌, 에틸렌 글리콜, 트리톤 X-100 계면활성제, 나트륨 숙시네이트 및 글루코오스 산화효소를 혼합하여 형성할 수 있으며, 그것의 구체적인 제조방법 및 사용될 수 있는 효소 및 산화환원 매개물의 예는 미국특허 제5,762,770호를 참조하라.

다음으로 절연판(246) 상에 절연판(250)을 열압착, 양면테이프, 본드 등을 이용하여 접착한다. 사용되는 절연판(250)의 재료로는 절연판(240, 246)과 동일한 것을 사용할 수 있다. 접착하는 방법은 절연판(240)과 절연판 (246)을 접착할 때와 같은 방법을 사용할 수 있다. 절연판(250)은 절연판(246)과 마찬가지로 절연판(240)의 상부의 일부분에는 덮여지지 않는다. 절연판(250)에 의하여 덮혀지지 않으므로, 절연판(240) 상에서 노출되어 있는 전극들(212, 213, 214)은 미터 및 전력원(도시되지 않음)에 전기적으로 연결하기 위한 패드 역할을 한다.

도 3b와 도 3c는 각각 도 3a에 의한 전기화학적 바이오센서의 정면과 측면을 나타내는 도면이다. 도 3b에 도시된 바와 같이, 절연판(246)의 노출 부(247)는 절연판(240)과 절연판(250)과 함께 전극들(242, 243, 244)을 가로지르는 방향으로 모세관 공간을 형성한다. 모세관 공간의 폭은 시약(249)이 고정된 폭과 완전히 일치할 필요는 없으며, 그 보다 더 넓거나 좁아도 무방하다. 또한 모세관 공간의 길이는 절연판(240)의 폭과 일치할 필요는 없으며, 그 보다 작아도 무방하다. 다만 모세관 공간에 시료를 도입할 때 발생하는 오차를 줄이기 위해서는 모세관 공간의 길이를 하부 절연판(240)의 폭과 일치시키는 것이 바람직하다. 형성된 모세관 공간(247)은 혈액 등의 시료가 도입되는 장소이며, 모세관 작용에 의하여 모세관 공간(247)에 시료가 용이하게 도입된다. 따라서 적은 양의 시료로도 정확한 측정이 가능하다.

본 발명의 전기화학적 바이오센서를 사용하여 시료 중 검출 및 분석하고자 하는 대상물의 농도를 측정하는 원리는 다음과 같다. 혈액 시료에서 글루코오스를 검출 분석하고자 하고, 효소로서 글루코오스 산화효소를 사용하며, 산화환원 매개물로서 칼륨 페리시아나이드를 사용하는 경우를 예로 든다. 시약과 시료의 반응에 의해 글루코오스는 산화되고 칼륨 페리시아나이드는 칼륨 페로시아나이드로 환원된다. 이 때, 글루코오스 산화효소가 이 반응의 촉매로 작용한다. 일정 반응 시간 후에, 전력원에 의하여 전압을 작동전극과 기준전극 사이에 걸어주면, 칼륨 페로시아나이드의 재산화에 기인한 전자 전이에 의하여 전류가 발생한다. 이 때, 전력원에 의하여 두 전극에 적용하는 전압은 300 ㎷ 이하가 적절하며, 이 중 매개체의 특성을 고려하여 100㎷ 정도를 사용한다.

이와 같은 방법으로 측정된 전류는 전류측정미터에 저장된 알고리즘을 적용함으로써 시료에서의 분석물의 농도와 관련시킬 수 있다. 또한 다른 방법으로서, 측정 시간에 대하여 측정된 전류의 관계 곡선에서 전류를 일정 시간의 측정 시간에 대하여 적분함으로써, 그 시간 동안의 전체 전하량(이 전하량은 분석물의 농도에 직접 비례함)을 구할 수 있다. 간단히 요약하면, 시료 내에 존재하는 분석물의 농도는 효소 반응에 기인한 산화환원 매개체의 전기 산화에 의하여 발생하는 확산 전류를 측정함으로써 알 수 있다. 또한, 초기 반응에서 발생하는 측정 전류의 불균일성이 최종 결과에 미치는 영향을 배제하기 위해 초기에 펄스 형태로 반응전압과 비슷한 전압을 일정 시간동안 인가하였다가 제거한 다음 일정시간 후에 반응전압을 인가하는 방법을 사용하기도 한다.

도 4은 상부 전극(342, 343, 344)과 하부 전극(315)이 다른 모양을 갖는 다양한 예를 나타낸 것이다. 도 4a를 참조하면 상부 전극 중 기준전극(343, 344)은 전기적으로 같은 신호가 인가되므로 단락될 수 있음을 나타낸다. 이렇게 함으로써 외부 검출회로와 연결되는 부분을 간략하게 할 수 있고 외부 검출회로에서 발생할 수도 있는 기준 전위의 차이를 없앨 수도 있다. 또한 기준전극이 신호가 발생하는 작동전극(342)을 감싸고 있으므로 잡음을 최소화 할 수 있다. 도 4b와 도 4c는 하부 전극(245)이 측정기와 연결되는 부분을 여러가지 형태로 변형함으로써. 측정하고자 하는 시료의 종류를 측정기에 알려주는 전극으로 쓰일 수 있음을 나타낸다. 도 4d는 측정기와 연결되는 작동전극과 기준전극의 연결 부분이 동일 평면 상에 위치하도록 하기 위해 하부 전극(356)이 작동전극(342, 342')을 경유구멍(341, 341')을 통해 전기적으로 연결하는 역할을 하는 구성을 도시한다.

도 5는 본 발명에 의해 전기화학적 바이오센서를 제조하는 다른 실시예를 나타내는 도면이다. 먼저 도 5a를 참조하면, 절연판(460)에 경유구멍(461, 462, 463)을 형성한다. 절연판(460)의 상부에 세 개의 금속전극 스트립(464, 465, 466)을 나란하게 형성한다. 이들 전극들 중 중앙의 하나(464)는 산화 반응의 장소를 제공하는 작동전극이고, 가장자리의 두개(465, 466)는 이에 대응하는 기준전극이다. 절연판(460)의 하부에 세 개의 금속전극 스트립(467, 468, 469)을 형성한다. 하부의 금속전극 스트립(467, 468, 469)는 경유구멍(461, 462, 463)을 통하여 절연체 상부의 전극(464, 465, 466)과 각각 전기적으로 연결된다.

여기서 하부의 금속 전극 스트립(467, 468, 469)은 직접적으로 외부와 연결되는 소켓과 모두 접촉할 필요는 없다. 즉, 경유구멍(461, 462, 463)을 통하여 상부의 금속전극 스트립(464, 465, 466)과 전기적으로 연결되어 있으므로 추가적인 소켓 접촉이 필요 없어서 외부 검출회로가 간단해진다. 이 경우, 절연판(471)은 절연판(460) 하부의 홈(473)을 제외한 나머지 전부를 덮게 된다. 한편, 상부와 하부의 검출방식이 다를 경우, 작동전극만은 따로 사용할 수도 있다. 이 경우, 소켓이 상부와만 접촉되는 구조의 경우 도 4d에서와 같이 절연판(460) 하부에서 경유구멍을 통하여 상부와 연결되도록 제작된다.

다음으로 전극들(464, 465, 466) 및 절연판(460) 상부에 가공된 절연판 (470)을 열 압착, 라미네이팅, 양면테이프, 본드, 초음파 접착 등을 이용하여 접착한다. 마찬가지로 전극들(467, 468, 469) 및 절연판(460) 하부에 가공된 절연판(471)을 열 압착, 라미네이팅, 양면테이프, 본드, 초음파 접착 등을 이용하여 접착한다. 도 3a에서의 경우와 마찬가지 이유로, 절연판(470, 471)은 절연판(460)의 상부 및 하부의 특정 부분(472, 473, 474, 474')에는 덮여지지 않는다.

다음으로 절연판(470) 상부에서 노출부(472) 세 개의 전극(464, 465, 466)을 가로질러 적당한 폭으로 분석 시료와 반응하는 시약(475)을 고정시킨다. 또한, 절연판(460) 하부에서 노출부(473)에 세 개의 전극(467, 468, 469)을 가로질러 적당한 폭으로 분석 시료와 반응하는 시약(476)을 고정시킨다. 본 실시예에서 분석하고자 하는 시료는 하나 이상일 수 있다. 따라서, 분석시료와 반응하는 시약(475, 476)은 서로 같은 성분 혹은 다른 성분이 될 수 있다. 같은 성분일 경우, 하나의 분석 물질과 반응하여 나온 전기적 신호의 평균을 구하여 정확도를 높이거나, 특정 범위내의 정상 신호만 결과로 이용할 수 있는 장점이 있다. 같은 분석물질과 반응하는 시약일 지라도, 배합을 달리하면, 서로 다른 상관관계에서 보다 정확한 분석 결과를 얻을 수 있다. 한편, 다른 분석물질을 분석하고자 할 경우, 성분이 다른 시약을 고정시키게 되면 한번의 시료 주입으로 두 종류의 분석물질을 분석할 수 있게 된다. 일반적으로 전극물질과 고정된 시약의 종류에 따라 반응전압 또는 전류가 특정되므로, 두 종류의 분석을 동시에 수행할 경우 정확한 분석을 위해 각각 다른 전압을 시차를 두어 인가하는 측정기를 구성하는 것이 바람직하다.

다음으로 절연판(477, 478)를 절연판(470, 471) 위에 각각 접합한다. 절연판(460, 470, 477)은 절연판(46)의 상부에 모세관 공간을 형성하고, 절연판(460, 471, 478)은 절연판(460)의 하부에 모세관 공간을 형성한다.

도 5b는 도 5a에 도시된 전기화학적 바이오센서의 측면을 나타내는 도면이다. 두 모세관 공간(472, 473)은 절연판(460)을 사이에 두고 형성되어 있어서, 측정하고자 하는 시료를 두 모세관 공간(472, 483)에 동시에 도입시킬 수 있다. 이때 상하 반응개소로의 시료 도입이 동시에 용이하게 이루어지게 하기 위하여 절연판(460)에 모세관 공간(472, 473)의 위치에 맞추어 약간의 홈(479)을 가공한다. 또는 볼록하게 튀어나온 모양으로 가공하여도 모세관 공간(472, 473)으로의 시료 도입을 용이하게 할 수 있다.

도 6는 본 발명에 의해 전기화학적 바이오센서를 제조하는 또 다른 실시예를 나타내는 도면이다. 먼저 도 6a를 참조하면, 절연판(510)에 경유구멍(511)을 형성한다. 절연판(510)의 상부에 세 개의 금속전극 스트립(512, 513, 514)을 나란하게 형성한다. 이들 전극들 중 중앙의 하나(512)는 산화 반응의 장소를 제공하는 작동전극이고, 가장자리의 두개(513, 514)는 이에 대응하는 기준전극이다. 절연판(510)의 하부에 상부의 작동전극(512)과 대응하는 금속전극 스트립(515)을 형성한다. 금속전극 스트립(515)는 경유구멍(511)을 통하여 작동전극(512)과 전기적으로 연결된다.

다음으로 절연판(519)에 경유구멍(516, 517, 518)을 나란히 형성한다. 이때 경유구멍(517)은 절연판(510) 상의 경유구멍(512)와 같은 위치에 형성하고, 전극들(512, 513, 514) 및 절연판(510) 상부에 열 압착, 라미네이팅, 양면테이프, 본드, 초음파 접착 등을 이용하여 접착한다. 도 3a의 경우와 마찬가지 이유로, 절연판(519)은 절연판(510)의 상부의 특정 부분(520, 521)에는 덮여지지 않는다.

다음으로 절연판(510) 상부의 노출부(520)에서 세 개의 전극(512, 513, 514)을 가로질러 적당한 폭으로 분석 시료와 반응하는 시약(522)을 고정시킨다. 다음으로 절연판(523)에 세개의 경유구멍(524, 525, 526)을 형성하고, 세개의 금속 스트립(527, 528, 529)을 형성한 다음, 절연판(519) 위에 접합한다. 이때 중앙의 금속 스트립(527)은 작동전극이고, 나머지 두 개(528, 529)는 기준전극으로 사용된다. 작동전극(527)은 경유구멍(525)을 통하여 절연판(510) 상의 작동전극(512)과 전기적으로 연결되고, 경유구멍(511)을 통하여 절연판(510) 하부의 전극(515)와도 전기적으로 연결된다. 이 경유구멍들은 모두 정확하게 정렬될 필요는 없고 단지, 전극 위에 형성되기만 하여도 전기적으로 연결될 수 있다.

절연판(523)은 노출부(520)을 덮음으로써 모세관 공간을 형성한다. 다음으로 절연판(530)을 절연판(523) 위에 접합한다. 도 3a의 경우에서와 마찬가지 이유로, 절연판(523)의 특정 부분(531)에는 덮여지지 않는다. 다음으로 절연판(523) 상부의 노출부(531)에서 세 개의 전극(527, 528, 529)을 가로질러 적당한 폭으로 분석 시료와 반응하는 시약(533)을 고정시킨다. 최종적으로 절연판(534)를 절연판(530) 위에 접합한다.

도 6b는 도 6a에 의한 전기화학적 바이오센서의 측면을 나타내는 도면이다. 제작된 상태에서 두 모세관 공간(520, 531)은 절연판(523)을 사이에 두고 형성되어 있어서, 두 모세관 공간(520, 531)에 측정하고자 하는 시료를 동시에 도입시킬 수 있다. 이때 양측 모세관 공간(520, 531)에 시료 도입이 동시에 이루어지게 하기 위하여 절연판(523)에 모세관 공간의 위치에 맞추어 약간의 홈(535)을 가공한다.

도 7a와 도 7b는 도 5와 도 6에 의해 형성되는 전기화학적 바이오센서를 조합 또는 중복 사용하여 보다 더 많은 시료를 분석할 수 있도록 한 구성의 측면도이다. 각각의 절연판들의 두께를 최소화 하고, 모세관 공간의 단면적을 축소하여 최소의 시료 도입으로 많은 종류의 분석물질을 측정할 수 있도록 형성될 수 있다. 도 7a의 경우, 세 개의 층에 전극 스트립(602, 604, 606)이 형성되고, 세 개의 층에 걸쳐 경유구멍(620)이 형성되어 있다. 도 7b의 경우 네 개의 층에 전극 스트립(610, 612, 614, 616)이 형성되고, 다섯 개의 층에 걸쳐 경유구멍(622)이 형성되어 있다.

이하에서는 도 8 내지 도 10를 참조하여 본 발명에 의한 바이오센서의 생체 신호를 검출하기 위한 측정기의 동작을 설명한다. 본 발명에 의한 측정기는 다수의 측정모듈을 가지고 있다. 도 8은 생체신호 측정모듈의 예이고, 도 10는 본 발명에 의한 측정기의 블록도이다. 측정모듈(700)에는 작동전극(706)과 기준전극(707) 사이에 분석물질의 농도에 상응하는 양의 전하를 발생시키도록 하기 위하여 작동전극(706)에 작동전압을 인가하는 작동전압 발생장치와, 작동전극(706)을 경유하여 흐르는 전류를 전압으로 변환하는 전압변환수단과, 전압변환수단에 의해 변환된 전압을 증폭하여 아날로그 전압신호를 출력하는 증폭기와, 증폭기에서 발생된 아날로그 전압신호를 디지털 전압신호로 변환하는 A/D컨버터로 구성되어 있다.

테스트스트립(705)이 측정기의 소켓(712)에 삽입되는 동안에, 삽입검출전극(708)은 소켓의 여러 단자(709, 710, 711)에 접촉되었다가 다시 떨어지며, 기준전극(707)과 작동전극(706)이 소켓(709, 710)에 연결된다. 테스트스트립(705) 상의 삽입검출전극(708)과 소켓의 단자(709, 710, 711)가 연결되었다 떨어질 때 단자(711)의 신호는 도 9에 도시된 신호 파형과 같다. 도 9에서 t1은 삽입검출전극(708)과 단자(709, 710, 711)가 접촉되기 시작하는 시점이며, t2는 삽입검출전극(708)과 단자(709, 710, 711)의 접촉이 떨어지기 시작하는 시점이다. t1 시점에서 단자(711)의 전압은 HIGH에서 LOW로 떨어지며, 이 때 측정기는 테스트스트립(705)의 삽입을 알게 된다. 그리고, t2 시점에서는 단자(711)의 전압은 LOW에서 HIGH로 바뀌며 이 때 측정기는 테스트스트립(705)이 삽입되었다고 결정한다.

테스트스트립(705)이 삽입되고 나면, 측정모듈(700)은 동기화장치(902)에 의해서 제어된다. 동기화장치(902)는 처음에 반응시간(incubation time) 동안 작동전압 발생장치(704)로 하여금 반응전압 또는 부유(floating) 전압을 발생시켜 작동전극(706)에 인가한다. 반응시간이 지난 후에 동기화장치(902)는 작동전압 발생장치(704)로 하여금 작동전압을 발생시키도록 한다. 작동전압 인가 시간이 흐른 후에 측정을 하는 시간이 되면, 작동전극(706)과 기준전극(707) 사이에서 흐르는 전류는 저항(702)을 통하여 흐르게 되고, 연산증폭기(703)의 작용에 의해 전류는 전압으로 바뀌게 되며, 바뀐 전압은 A/D 컨버터의 입력단자로 인가된다. 동기화장치(902)는 이 때 A/D 컨버터(도시되지 않음)로 하여금 인가 전압을 측정하게 하고, 이 때 측정된 값은 마이크로컨트롤러(901)로 전송된다.

전술한 바와 같이 측정모듈(700)은 동기화장치(902)에 의해서 제어되며, 측정모듈(700)에서 측정된 값은 마이크로컨트롤러(901)로 전송되고, 이 측정값은 디스플레이장치(903)에 의하여 사용자가 읽을 수 있도록 표시된다. 다음에 다시 측정값을 읽을 수 있도록 측정값을 기억장치(906)에 저장된다.

테스트스트립(705)이 측정기의 소켓(712)에 삽입되면, 측정기의 테스트스트립 삽입 검출 수단의 입력단자(711)의 전압이 HIGH에서 LOW로 떨어졌다가 다시 LOW에서 HIGH로 상승하게 되며, 이러한 전압의 변화를 마이크로컨트롤러(901)가 검출하여 테스트스트립(705)의 삽입 여부를 검출한다. 그 후 테스트스트립(705)에 예를 들어, 피를 넣으라는 신호를 주고, 소정 시간 피가 제공되기를 기다리며, 테스트스트립(705)에 피가 들어오면 동기화장치(902)가 작동한다. 동기화장치(902)는 생체물질 각각의 시험과 관련된 신호에 시간 정보를 제공한다. 동기화장치(902)는 제1 생체물질의 작동전압 인가 전까지 제1 생체물질을 검출하기 위한 테스트스트립에 반응전압이 인가되도록 하며, 소정 시간이 경과되면 제1 생체물질의 측정모듈(700_1)에 신호를 주어 제1 생체물질에 반응전압이 인가되도록 한다. 일정한 시간이 지나서 제1 생체물질의 신호를 검출해야 하는 시간이 되면, 동기화장치(902)는 측정모듈(700_1)에 신호를 주어 제1 생체물질의 신호를 검출한다.

제2 생체물질의 측정모듈(700_2)도 같은 방식으로 동기화장치(902)에 의하여 작동이 제어된다. 이 때, 제1 생체물질과 제2 생체물질이 동일한 측정모듈에 의하여 측정될 수 있다. 두 물질의 신호가 합쳐져서 하나의 측정모듈에 입력되고, 이 신호는 마이크로컨트롤러(901)에서 신호 분리 알고리즘에 의하여 다시 신호가 분리되어, 생체물질 각각의 신호를 검출한다. 모든 생체물질의 검출이 끝나면, 이 결과는 기억장치(906)에 저장되며, 또한 디스플레이장치(903)에 결과가 표시된다.

지금까지 설명한 본 발명의 실시예들에서 전극은 예시적으로 스트립 형상으로 형성되었으나, 원형 등 다른 형상으로 형성될 수 있다. 상기 실시예들은 본 발명을 당업자들이 용이하게 이해하고 사용할 수 있도록 하기 위함이며 본 발명의 범위를 한정하려는 것은 아니다. 따라서 당업자들은 이 실시예들에 대한 다양한 변형이나 변경이 가능함을 주목하여야 한다. 본 발명의 범위는 원칙적으로 후술하는 특허청구범위에 의하여 정하여진다.

이와 같은 본 발명에 의하면 한번의 시료 도입으로 하나 이상의 전기화학 반응을 일으키는 바이오센서를 구현하는 것이 가능하게 된다. 또한 동일한 검출 방식의 전기화학적 바이오센서를 적층하여 시료 중의 여러 성분을 동시에 측정하는 것이 가능하다. 또한 시료 중의 하나의 성분을 분석할 때, 기저잡음을 배제하는 차동형 전기화학적 바이오센서를 구현하는 것이 가능하다. 또한 다기능 전기 화학적 바이오센서을 제조할 때, 경유구멍을 통한 전기적 연결을 이용하여 측정기와 연결되는 전극의 수를 줄임으로써, 제조 공정을 단순화 하여 제조비용을 낮추는 것이 가능하다.

도 1a 내지 도 1e는 종래의 전기화학적 바이오센서의 구조를 설명하는 도면.

도 2a와 도 2b는 수직전극형 전극 배치를 설명하는 도면.

도 3a 내지 도 3c는 본 발명의 제1 실시예에 의한 전기화학적 바이오센서의 구조를 설명하는 도면.

도 4은 본 발명에 의한 다양한 바이오센서의 구조를 설명하는 도면.

도 5a 및 도 5b는 본 발명의 제2 실시예에 의한 전기화학적 바이오센서의 구조를 설명하는 도면.

도 6a 및 도 6b는 본 발명의 제3 실시예에 의한 전기화학적 바이오센서의 구조를 설명하는 도면.

도 7a 및 도 7b는 본 발명의 제4 실시예에 의한 전기화학적 바이오센서의 구조를 설명하는 도면.

도 8은 본 발명에 의한 측정모듈의 구조를 설명하는 도면.

도 9은 본 발명에서의 삽입검출전극의 신호파형도.

도 10는 본 발명에 의한 전기화학적 바이오센서 측정기의 블록도.

Claims (11)

1. 다층 구조의 전기화학적 바이오센서에 있어서,

   경유구멍이 형성된 제1 기판과,

   상기 제1 기판의 상부면에 형성되는 제1 전극과,

   상기 제1 기판의 상부면에 또는 위에(on or above the upper surface of the 1 substrate) 상기 제1 전극과 소정 간격을 가지고 형성되는 제2 전극과,

   상기 제1 기판의 하부면에 형성되며, 상기 경유구멍을 통해 상기 제1 전극과 전기적으로 연결된 제3 전극과,

   상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 가로질러 고정된 시약과,

   상기 제1 기판의 상부면에 부착되므로 상기 시약에 시료를 도입하는 경로를 형성하는 제2 기판을

   포함하는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
2. 제1 항에 있어서,

   상기 제1 전극과 상기 제2 전극은 인접전극형, 대향전극형 또는 수직전극형 중 어느 하나로 형성되는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
3. 제1 항에 있어서,

   상기 제2 전극은 상기 시료 도입 경로에서 상기 제1 전극의 앞에 배치되는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
4. 제1 항에 있어서,

   상기 시료 도입 경로는 모세관 공간인 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
5. 제1 항에 있어서,

   상기 제3 전극은 상기 고정된 시약에 따라 소정의 모양을 가지므로, 측정 장치에 상기 시약을 표시하는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
6. 다층 구조의 전기화학적 바이오센서에 있어서,

   제1 경유구멍 및 제2 경유구멍이 형성된 제1 기판과,

   상기 제1 기판의 상부면에 형성되는 제1 전극과,

   상기 제1 기판의 상부면에 또는 위에(on or above the upper surface of the 1 substrate) 상기 제1 전극과 소정 간격을 가지고 형성되는 제2 전극과,

   상기 제1 기판의 하부면에 형성되며, 상기 제1 경유구멍을 통해 상기 제1 전극과 전기적으로 연결된 제3 전극과,

   상기 제1 기판의 하부면에 형성되며, 상기 제2 경유구멍을 통해 상기 제2 전극과 전기적으로 연결된 제4 전극과,

   상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 가로질러 고정된 제1 시약과,

   상기 제1 기판의 상부면에 부착되므로 상기 제1 시약에 시료를 도입하는 제1 경로를 형성하는 제2 기판과,

   상기 제3 전극 및 상기 제4 전극을 가로질러 고정된 제2 시약과,

   상기 제1 기판의 하부면에 부착되므로 상기 제2 시약에 시료를 도입하는 제2 경로를 형성하는 제3 기판을

   포함하는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
7. 센서 스트립과 측정기로 이루어진 전기화학적 바이오센서에 있어서,

   상기 센서 스트립은 제1 기판과, 상기 제1 기판에 형성된 다수의 반응전극과, 상기 센서 스트립이 상기 측정기에 삽입되는 동안 상기 측정기의 검출단자에 접촉하였다가 떨어지도록 배치되는 삽입검출전극을 포함하며,

   상기 측정기는 상기 삽입검출전극이 상기 검출단자에 접촉하였다가 떨어질 때 다른 레벨의 전압이 상기 검출단자에 인가되도록 하고, 이 전압 레벨의 변이를 검출하여 상기 센서 스트립의 삽입 여부를 판별하는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
8. 다층 구조의 전기화학적 바이오센서에 있어서,

   제1 경유구멍이 형성된 제1 기판과,

   상기 제1 기판의 상부면에 형성되는 제1 전극과,

   상기 제1 기판의 상부면에 또는 위에(on or above the upper surface of the 1 substrate) 상기 제1 전극과 소정 간격을 가지고 형성되는 제2 전극과,

   상기 제1 기판의 하부면에 형성되며, 상기 제1 경유구멍을 통해 상기 제1 전극과 전기적으로 연결된 제3 전극과,

   상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 가로질러 고정된 제1 시약과,

   제2 경유구멍 및 제3 경유구멍이 형성되어 있으며, 상기 제1 기판의 상부면에 그 하부면이 부착되므로 상기 제1 시약에 시료를 도입하는 제1 경로를 형성하는 제2 기판과,

   상기 제2 기판의 상부면에 형성되며, 상기 제2 경유구멍을 통해 상기 제1 전극과 전기적으로 연결된 제4 전극과,

   상기 제2 기판의 상부면에 형성되며, 상기 제3 경유구멍을 통해 상기 제2 전극과 전기적으로 연결된 제5 전극과,

   상기 제4 전극 및 상기 제5 전극을 가로질러 고정된 제2 시약과,

   상기 제2 기판의 상부면에 부착되므로 상기 제2 시약에 시료를 도입하는 제2 경로를 형성하는 제3 기판을

   포함하는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
9. 제 6 항 또는 제 8 항에 있어서,

   상기 제1 시약 및 제2 시약은 그 분석물이 상이한 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
10. 제 6 항 또는 제 8 항에 있어서,

    상기 제1 시료 도입 경로 및 제2 시료 도입 경로는 상기 제1 기판을 사이에 두고 그 입구부가 근접하고 있는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.
11. 제 10 항에 있어서,

    상기 제1 및 제2 시료 도입 경로는 모세관 공간으로 형성되며, 상기 입구부에서 상기 제1 기판에 미세 홈이 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서.