KR102290253B1 - 바이오 센서 및 그의 제작 방법 - Google Patents

바이오 센서 및 그의 제작 방법 Download PDF

Info

Publication number
KR102290253B1
KR102290253B1 KR1020160116126A KR20160116126A KR102290253B1 KR 102290253 B1 KR102290253 B1 KR 102290253B1 KR 1020160116126 A KR1020160116126 A KR 1020160116126A KR 20160116126 A KR20160116126 A KR 20160116126A KR 102290253 B1 KR102290253 B1 KR 102290253B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
electrode
enzyme
biosensor
glucose
ttca
Prior art date
Application number
KR1020160116126A
Other languages
English (en)
Other versions
KR20180006835A (ko
Inventor
심윤보
김광복
박한결
송연주
조성제
조철호
김동민
Original Assignee
삼성전자주식회사
부산대학교 산학협력단
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 삼성전자주식회사, 부산대학교 산학협력단 filed Critical 삼성전자주식회사
Priority to PCT/KR2016/015461 priority Critical patent/WO2018012692A1/ko
Priority to US16/316,194 priority patent/US20210282681A1/en
Publication of KR20180006835A publication Critical patent/KR20180006835A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR102290253B1 publication Critical patent/KR102290253B1/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1486—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase
    • A61B5/14865—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase invasive, e.g. introduced into the body by a catheter or needle or using implanted sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/685—Microneedles
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G61/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G61/12—Macromolecular compounds containing atoms other than carbon in the main chain of the macromolecule
    • C08G61/122—Macromolecular compounds containing atoms other than carbon in the main chain of the macromolecule derived from five- or six-membered heterocyclic compounds, other than imides
    • C08G61/123—Macromolecular compounds containing atoms other than carbon in the main chain of the macromolecule derived from five- or six-membered heterocyclic compounds, other than imides derived from five-membered heterocyclic compounds
    • C08G61/126—Macromolecular compounds containing atoms other than carbon in the main chain of the macromolecule derived from five- or six-membered heterocyclic compounds, other than imides derived from five-membered heterocyclic compounds with a five-membered ring containing one sulfur atom in the ring
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
    • C12Q1/006—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes for glucose
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Y—ENZYMES
    • C12Y101/00—Oxidoreductases acting on the CH-OH group of donors (1.1)
    • C12Y101/01—Oxidoreductases acting on the CH-OH group of donors (1.1) with NAD+ or NADP+ as acceptor (1.1.1)
    • C12Y101/01047—Glucose 1-dehydrogenase (1.1.1.47)
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Y—ENZYMES
    • C12Y101/00—Oxidoreductases acting on the CH-OH group of donors (1.1)
    • C12Y101/03—Oxidoreductases acting on the CH-OH group of donors (1.1) with a oxygen as acceptor (1.1.3)
    • C12Y101/03004—Glucose oxidase (1.1.3.4)
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Y—ENZYMES
    • C12Y206/00—Transferases transferring nitrogenous groups (2.6)
    • C12Y206/01—Transaminases (2.6.1)
    • C12Y206/01001—Aspartate transaminase (2.6.1.1), i.e. aspartate-aminotransferase
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Y—ENZYMES
    • C12Y206/00—Transferases transferring nitrogenous groups (2.6)
    • C12Y206/01—Transaminases (2.6.1)
    • C12Y206/01002—Alanine transaminase (2.6.1.2), i.e. alanine-aminotransferase
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Y—ENZYMES
    • C12Y207/00—Transferases transferring phosphorus-containing groups (2.7)
    • C12Y207/01—Phosphotransferases with an alcohol group as acceptor (2.7.1)
    • C12Y207/01001—Hexokinase (2.7.1.1)
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C25—ELECTROLYTIC OR ELECTROPHORETIC PROCESSES; APPARATUS THEREFOR
    • C25B—ELECTROLYTIC OR ELECTROPHORETIC PROCESSES FOR THE PRODUCTION OF COMPOUNDS OR NON-METALS; APPARATUS THEREFOR
    • C25B3/00—Electrolytic production of organic compounds
    • C25B3/20—Processes
    • C25B3/29—Coupling reactions
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/66—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving blood sugars, e.g. galactose
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/10—Definition of the polymer structure
    • C08G2261/11—Homopolymers
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/10—Definition of the polymer structure
    • C08G2261/14—Side-groups
    • C08G2261/142—Side-chains containing oxygen
    • C08G2261/1426—Side-chains containing oxygen containing carboxy groups (COOH) and/or -C(=O)O-moieties
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/10—Definition of the polymer structure
    • C08G2261/14—Side-groups
    • C08G2261/143—Side-chains containing nitrogen
    • C08G2261/1432—Side-chains containing nitrogen containing amide groups
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/10—Definition of the polymer structure
    • C08G2261/22—Molecular weight
    • C08G2261/228—Polymers, i.e. more than 10 repeat units
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/30—Monomer units or repeat units incorporating structural elements in the main chain
    • C08G2261/32—Monomer units or repeat units incorporating structural elements in the main chain incorporating heteroaromatic structural elements in the main chain
    • C08G2261/322—Monomer units or repeat units incorporating structural elements in the main chain incorporating heteroaromatic structural elements in the main chain non-condensed
    • C08G2261/3223—Monomer units or repeat units incorporating structural elements in the main chain incorporating heteroaromatic structural elements in the main chain non-condensed containing one or more sulfur atoms as the only heteroatom, e.g. thiophene
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/40—Polymerisation processes
    • C08G2261/44—Electrochemical polymerisation, i.e. oxidative or reductive coupling
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/50—Physical properties
    • C08G2261/51—Charge transport
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/70—Post-treatment
    • C08G2261/77—Post-treatment grafting
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2261/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carbon-to-carbon link in the main chain of the macromolecule
    • C08G2261/90—Applications
    • C08G2261/94—Applications in sensors, e.g. biosensors

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Cell Biology (AREA)

Abstract

바이오 센서가 개시된다. 본 바이오 센서는, 전극 및 전극 상에 배치되며 폴리-5,2':5',2"-터싸이오펜-3'-카르복실산(pTTCA)으로 형성된 고분자 구조체를 포함하며, 고분자 구조체 내부에 효소가 pTTCA와 공유결합된 상태로 존재한다.

Description

바이오 센서 및 그의 제작 방법 { BIO SENSOR AND MANUFACTURING METHOD THEREOF }
본 개시는 바이오 센서 및 바이오 센서의 제작 방법에 대한 것으로, 더 상세하게는 연속적인 측정에도 재현성을 보장할 수 있는 바이오 센서 및 바이오 센서의 제작 방법에 대한 것이다.
생물학적 유체(biological fluids)에서 분석물(analyte)의 정량 결정은 생리학적 이상의 진단 및 치료에 유용하다. 예를 들면, 당뇨병을 진단하고 예방하는 데 있어서 글루코오스(혈당 : blood glucose)의 양을 주기적으로 체크해야 한다.
종래엔 전기화학적 방법을 이용한 바이오 센서가 주로 이용되었다. 전기화학적 바이오 센서는 효소를 전극에 고정한 효소 전극을 이용하여, 측정 대상 물질과의 효소 반응을 통한 전기화학적 신호를 검출해내는 방법으로 측정 대상 물질의 양을 측정하는 장치이다.
바이오 센서는 다양한 방식으로 측정 대상 물질의 양을 측정할 수 있는데, 그 중 채혈이 요구되는 방식에선, 채혈 방식의 숙련도에 따라 혈당 측정치가 달라질 수 있다는 점, 단속적인 측정 몇 번으로 혈중 측정 대상 물질의 농도 변화를 완벽하게 감지해내기는 불가능하다는 문제가 있었다.
이에 따라 최근엔 채혈을 하지 않고도 정확하게 측정 대상 물질의 농도를 모니터링할 수 있는 장치가 개발되었고, 대표적으로 바이오 센서 자체를 완전히 체내에 이식시키는 완전 이식형과, 피하조직에 삽입 가능한 바늘 모양 센서를 삽입하는 최소 침습(minimally invasive) 방식이 있었다.
한편, 최소 침습 방식의 바이오 센서는 혈관 대신 피하 조직에 삽입됨으로써 혈액과의 직접 접촉을 피할 수 있으므로, 생체적합 재료로 제작되어 수일 동안 동작할 수 있으며, 전문가의 수술 없이 환자에 의해서도 삽입될 수 있다는 장점이 있었다.
이러한 최소 침습 방식의 바이오 센서로 체액에서 글루코오스를 측정할 경우 체액에 존재하는 염화이온 (Cl-)등의 방해 물질로 인해 글루코오스의 수치가 부정확하게 측정되는 문제가 있다. 또한, 피부에 지속적으로 삽입된 상태로 존재하기 때문에 장기간 사용에 따라 효소가 전극에서 체액으로 이탈되는 문제가 발생하여 부정확한 수치가 측정되는 문제가 있었다.
따라서, 방해 물질에 의한 영향을 최소화하면서 효소가 전극에 잘 고정되어 있어 연속적 측정에도 우수한 재현성을 보일 수 있는 바이오 센서의 개발이 요구되었다.
본 개시는 상술한 문제를 해결하기 위해 고안된 것으로, 본 개시의 목적은, 연속적인 측정에도 재현성을 보장할 수 있는 바이오 센서 및 바이오 센서의 제작 방법에 관한 것이다.
이상과 같은 목적을 달성하기 위한 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서는, 전극; 및 상기 전극 상에 배치되며 폴리-5,2':5',2"-터싸이오펜-3'-카르복실산(pTTCA)으로 형성된 고분자 구조체를 포함하며, 상기 고분자 구조체 내부에 효소가 pTTCA와 공유결합된 상태로 존재한다.
이 경우, 본 개시에 따른 바이오 센서는 상기 전극과 상기 고분자 구조체 사이에 배치된 금-아연 합금 산화물층(AuZn oxide layer)을 더 포함할 수 있다.
한편, 상기 효소는 아민기를 가지며, 상기 효소의 아민기와 pTTCA의 카르복실기가 상기 공유결합을 형성할 수 있다.
한편, 상기 효소는, 글루코오스산화효소, 글루코오스탈수소화효소, 헥소키나아제, 글루타믹 옥살로아세틱 트랜스아미나제, 및 글루타민 피루빅 트랜스아미나제로 이루어진 군에서 선택될 수 있다.
한편, 본 개시에 따른 바이오 센서는 상기 전극 하부에 배치된 지지체를 더 포함하고, 상기 전극은 상기 지지체를 기준으로 수직 방향으로 배치된 니들 형상을 가질 수 있다.
한편, 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서의 제작방법은, 5,2':5',2"-터싸이오펜-3'-카르복실산(TTCA)과 효소 간의 공유결합으로 형성된 단량체들을 생산하는 단계 및 상기 단량체들을 전극 상에서 중합시켜 상기 전극에 고분자층을 증착하는 단계를 포함한다.
이 경우, 본 개시에 따른 바이오 센서의 제작방법은 상기 전극 표면을 금-아연 합금 산화물층(AuZn oxide layer)으로 코팅하는 단계를 더 포함하며, 상기 전극에 고분자층을 증착하는 단계는, 상기 금-아연 합금 산화물층으로 코팅된 전극 상에서 상기 단량체들을 중합시킬 수 있다.
한편, 상기 효소는 아민기를 포함하며, 상기 단량체들을 생산하는 단계는, EDC(1-Ethyl-3-[3-(dimethylamino)propyl]carbodiimide hydrochloride) 및 NHS(N-hydroxysuccinimide)를 이용하여 상기 TTCA의 카르복실기를 활성화시켜, 상기 TTCA의 카르복실기와 상기 효소의 아민기 간의 공유결합을 형성하는 단계를 포함할 수 있다.
한편, 상기 효소는, 글루코오스산화효소, 글루코오스탈수소화효소, 헥소키나아제, 글루타믹 옥살로아세틱 트랜스아미나제, 및 글루타민 피루빅 트랜스아미나제로 이루어진 군에서 선택될 수 있다.
한편, 상기 전극에 고분자층을 증착하는 단계는, 상기 단량체들이 포함된 용액에 상기 전극을 담그고, 상기 전극에 전압을 인가하여 상기 단량체들을 전기중합법(Electropolymerization)으로 상기 전극 상에서 중합시킬 수 있다.
도 1은 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서를 설명하기 위한 도면,
도 2는 5,2':5',2"-터싸이오펜-3'-카르복실산(5,2′:5,2″-terthiophene-3′-carboxylic acid)(TTCA)의 화학구조를 도시한 도면,
도 3은 TTCA와 효소가 공유 결합하여 형성된 단량체를 도시한 도면,
도 4는 본 개시의 또 다른 실시 예에 따른 바이오 센서를 설명하기 위한 도면,
도 5는 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서 제작 방법을 설명하기 위한 도면,
도 6은 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서의 마이크로 니들 전극의 SEM(Scanning electron microscope) 이미지,
도 7은 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서의 제작 공정을 설명하기 위한 도면,
도 8A 내지 도 8B는 본 개시의 일 실시 예에 따른 고분자-효소 전극을 이용한 (A) H2O2와 (B) 글루코오즈의 측정시 농도 변화에 대한 순환전압전류 곡선.
도 9는 AuZnOx layer 형성 및 산화를 위한 최적화 조건을 실험한 결과로서, 구체적으로, AuZn 층 형성을 위한 전압(a) 및 주사 속도(b), AuZn 산화 전위(c) 및 산화 시간(d)에 대한 최적화 조건을 실험한 결과,
도 10은 고분자-효소 전극 제작의 최적화 조건을 실험한 결과로서, 구체적으로 GOx 농도(a), TTCA 농도(b), 중합을 위한 주사 횟수(c), 주사 속도(d), 글루코오스 검출 전위(e)에 대한 최적화 조건을 실험한 결과,
도 11은 AuZnOx/pTTCA-GOx/Nafion으로 개질된 센서 동작시, AA(Ascorbic acid), AP(Acetaminophen), DA(Dopamine), UA(Uric acid)에 대한 방해 영향을 설명하기 위한 도면,
도 12는 AuZnOx/pTTCA-GOx/Nafion으로 개질된 센서 동작시, 글루코오스 농도에 따른 검정 곡선,
도 13A은 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서를 이용하여 복수 회 측정하여 센서의 재현성을 보여주는 그래프, 그리고
도 13B는 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서를 이용하여 3일 동안 연속적으로 글루코오스를 측정하여 안정성을 보여주는 그래프이다.
이하에서는 도면을 참조하여 본 개시를 더욱 상세하게 설명한다. 그리고 본 개시를 설명함에 있어서, 관련된 공지기능 혹은 구성에 대한 구체적인 설명이 본 개시의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단된 경우 그 상세한 설명은 생략한다. 그리고 후술 되는 용어들은 본 개시에서의 기능을 고려하여 정의된 용어들로서 이는 사용자, 운용자의 의도 또는 관계 등에 따라 달라질 수 있다. 그러므로 그 정의는 본 명세서 전반에 걸친 내용을 토대로 내려져야 할 것이다. 또한, 첨부된 도면은 본 개시의 이해를 돕기 위하여 실제 축척대로 도시된 것이 아니라 일부 구성요소의 치수가 과장되게 도시될 수 있다.
도 1은 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서(100)를 설명하기 위한 도면이다.
바이오 센서(100)는 분석하고자 하는 물질에 대해 특이적 인식 능력을 갖는 생물학적 물질, 예를 들어 효소를 이용하여, 전기화학적 방법으로 대상물질을 측정할 수 있는 기구이다. 바이오 센서라는 용어를 사용하였으나, 센서, 측정장치, 측정기구 등 다양하게 불릴 수 있다. 그리고 측정 대상에 따라 과산화수소 센서, 글루코오스 센서, 혈당 센서 등 다양한 이름으로 불릴 수 있다.
바이오 센서(100)의 전극 표면에서 일어나는 생화학적 산화, 환원 반응에 의하여 전자의 이동이 발생하고, 이러한 전자의 이동에 의하여 발생하는 전류를 모니터링함으로써 시료 내의 대상물질의 농도를 측정할 수 있다.
바이오 센서(100)는 작동 전극(working electrode) 및 상대 전극(counter electrode)(또는 상대/기준 전극(counter or counter/reference electrode))을 포함할 수 있다. 또는, 바이오 센서(100)는 작동 전극, 상대 전극, 및 분리된 기준 전극을 포함할 수 있다.
작동 전극은 효소가 고정되어 있는 전극으로, 효소가 고정된 전극 또는 효소 전극이라 명명될 수 있다. 도 1은 바이오 센서(100)의 여러 전극 중 효소가 고정된 전극의 구성을 설명하기 위한 것으로서, 단면도를 도시한 것이다.
도 1을 참고하면, 바이오 센서(100)는 고분자 구조체(111)가 증착된 전극(110)을 포함할 수 있다.
도 1에선 바이오 센서(100)가 연속 혈당 측정 센서로 구현된 경우, 전극이 피부 내부로 침습 가능하도록 니들 형상을 가진 것으로 도시하였으나, 반드시 이러한 형상에 한정되는 것은 아니며, 측정 환경에 맞게 다양한 형상을 가질 수 있다.
전극(110)은 예컨대 탄소, 금, 백금, 은, 구리, 팔라듐 등의 금속 또는 합금으로 이루어진 것일 수 있다.
고분자 구조체(111)는 전극(110) 상에 배치된 것으로, 내부에 효소를 포함한다. 구체적으로, 고분자 구조체(111)에선 고분자와 효소의 공유 결합(고분자-효소)으로 효소가 고분자 구조체(111) 내부에 존재할 수 있다.
고분자 구조체(111)는, 5,2':5',2"-터싸이오펜-3'-카르복실산(5,2′:5,2″-terthiophene-3′-carboxylic acid)(이하, TTCA)와 효소가 공유결합되어 형성된 단량체(TTCA-효소)를 중합시켜 얻을 수 있다. 이에 따라, 고분자 구조체(111)는 폴리-5,2':5',2"-싸이오펜-3'-카르복실산(poly-5,2′:5,2″-terthiophene-3′-carboxylic acid)(이하, pTTCA)으로 형성되고, 고분자 구조체(111) 내부에 효소가 pTTCA와 공유결합된 상태(pTTCA-효소)로 존재한다.
효소는 아민기(amine group)를 포함하며, 효소의 아민기와 pTTCA의 카르복실기(Carboxyl group) 간에 공유결합이 형성된다.
TTCA는 물리적, 화학적, 기계적 및 전기적 특성이 우수한 고분자 단량체로서, 그 구조는 도 2에 도시하였고, TTCA와 효소가 공유결합되어 형성된 단량체는 도 3에 도시하였다. TTCA와 효소가 공유결합되어 형성된 단량체는 전기 전도성을 가지므로, 전기 중합법(Electropolymerization)을 통해 중합시킬 수 있다.
도 3에 도시된 것과 같이 효소가 공유 결합된 단량체를 중합시키면 고분자 구조체(111) 내부에 효소가 공유 결합으로 강하게 고정될 수 있게 되므로, 바이오 센서(100)의 장기적 사용에도 효소가 외부로 이탈되는 것을 방지할 수 있다. 또한, 고분자와 효소를 동시에 전극에 고정시킬 수 있게된다.
한편, TTCA 이외에도, 카르복실기를 가지는 전도성 고분자(conducting polymer)의 단량체가 고분자 구조체(111)를 형성하는데 사용될 수 있다. 예컨대, 터싸이오펜 벤조익 에시드(terthiophene benzoic acid)(TTBA), 디싸이에닐 피롤 벤조익 에시드(di-thienylpyrrol benzoic acid)(DTPBA) 등이 사용될 수 있다. TTBA가 사용되는 경우, 고분자 구조체(111)는 TTBA-효소 단량체가 중합된 것으로, 그 구조는 폴리-TTBA로 형성된 구조 내부에 효소가 폴리-TTBA와 공유 결합된 상태로 존재하는 형상이다. DTPBA가 사용되는 경우, 고분자 구조체(111)는 DTPBA-효소 단량체가 중합된 것으로, 그 구조는 폴리-DTPBA로 형성된 구조 내부에 효소가 폴리-DTPBA와 공유 결합된 상태로 존재하는 형상이다.
효소는 아민기를 가진 다양한 효소 중에서, 검출하고자 하는 물질에 맞게 선택될 수 있으며, 예컨대, 효소는 글루코오스산화효소(glucose oxidase, GOx), 글루코오스탈수소화효소(glucose dehydrogenase, GDH), 헥소키나아제(Hexokinase), 글루타믹 옥살로아세틱 트랜스아미나제(Glutamic-oxaloacetic transaminase), 및 글루타민 피루빅 트랜스아미나제(Glutamic-pyruvic transaminase)로 이루어진 군에서 선택될 수 있으나 이에 한정되는 것은 아니다.
일 예로, 검출하고자 하는 물질이 글루코오스인 경우, 고분자 구조체(111)에 고정된 글루코오스 산화효소와 글루코오스가 반응하면 글루코닉산(gluconic acid)으로 산화된다. 그리고 글루코오스가 산화될 때 산소 또는 산화된 매개체가 과산화수소 또는 환원된 매개체로 바뀌고, 다시 산화되어 원래의 산화된 형태로 되돌아올 때 발생하는 전자의 이동에 의한 전류를 측정하여 글루코오스를 정량할 수 있다.
본 개시의 또 다른 실시 예에 따르면, 바이오 센서는 전극(110)과 고분자 구조체(111) 사이에 배치된 합금 산화물층을 더 포함할 수 있다. 합금 산화물층은 구리, 코발트, 금, 백금, 아연으로 이루어진 군에서 선택된 금속으로 이루어질 수 있다. 구체적인 예로, 전극(110)과 고분자 구조체(111) 사이에 배치된 합금 산화물층은 금-아연 합금 산화물층(AuZn oxide layer)일 수 있다.
합금 산화물층을 전극(110) 표면에 형성하기 위해, 서로 다른 2 이상의 금속 이온을 함유한 용액에서 전기 증착(electrodeposition)을 수행하고, 전기 증착된 금속층을 PBS에 담궈서 amperometry를 이용하여 산화시킬 수 있다.
합금 산화물층을 전극(110) 표면에 도입하게 되면, 전극의 표면적이 증가하게 되므로, 감도가 향상될 수 있다. 또한, 합금 산화물층은 글루코오스 측정시, 글루코오스와 글루코오스 산화 효소와의 반응으로 생성된 과산화 수소(H2O2)에 대해 우수한 전기화학적 촉매 특성을 나타낸다. 또한, 불순물에 의해 전극 표면이 오염되는 것을 방지해 바이오 센서의 감도를 향상시킬 수 있다. 예컨대, 혈액 내 글루코오스를 측정하는 경우, Cl- 등의 이온이 전극 표면에 흡착되어는 글루코오스의 측정 감도가 떨어지는 문제가 발생할 수 있는데, 전극 표면의 합금 산화물층에 의해 이와 같은 이온 불순물이 부착되는 것을 방지할 수 있다.
도 4는 상술한 효소가 고정된 전극(작동 전극)과 함께 다른 전극들이 배열된 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서를 도시한 것이다. 도 4는 바이오 센서의 전극들이 배치된 면을 위에서 바라본 모습을 도시한 개념도이다.
도 4를 참고하면, 바이오 센서(200)는 복수의 작동 전극(210), 복수의 상대 전극(220) 및 복수의 기준 전극(230) 및 각 전극들을 지지하는 지지체(240)를 포함할 수 있다.
작동 전극(210)은 도 1을 참고하여 설명한, 효소가 고정된 전극일 수 있다.
상대 전극(220)은 작동 전극에 대해 반대 극성을 가지며 전극 간의 전류의 통로가 되므로 전기전도성이 큰 전극물질로 조성될 수 있다. 복수의 상대 전극(220) 각각은 작동 전극과 마찬가지로 예컨대 탄소, 금, 백금, 은, 구리, 팔라듐 등의 금속 또는 합금으로 이루어진 것일 수 있다.
기준전극(230)은, 작동 전극에 일정한 전위가 인가되도록 하며 높은 임피던스에 의하여 이 전극 쪽으로는 전류가 흐르지 않게 된다. 기준 전극(230)은 예컨대 표준수소전극(standard hydrogen electrode, SHE), 칼로멜(Calomel, Hg/Hg2Cl2)전극, 은-염화은(Ag/AgCl) 전극일 수 있다. 이들은 비교적 일정한 전위차를 가지므로 일정한 전극 전위를 인가할 수 있다.
한편, 바이오 센서(200)는 혈당량 측정을 위한 것일 수 있고, 이 경우, 피부 내부로 삽입될 수 있도록 작동 전극(210), 상대 전극(220) 및 기준 전극(230)은 니들 형상일 수 있다.
지지체(240)를 기준으로 수직방향으로 상술한 니들 형상의 전극들이 배치될 수 있다. 특히, 바이오 센서(200)가 혈당량 측정을 위해 피부에 부착되어 있을 필요가 있는 경우, 지지체(240)는 고무와 같은 플렉서블한 재료로 형성되어 니들 형상의 전극들이 피부 내부로 잘 삽입될 수 있도록 한다. 지지체(240)는 바이오 센서(200)를 팔과 같은 신체 부위에 착용하기 용이하도록 밴드 형상일 수 있다.
도 5는 본 개시의 일 실시 예에 따른 바이오 센서를 제작하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
도 5를 참고하면, 5,2':5',2"-터싸이오펜-3'-카르복실산(TTCA)과 효소 간의 공유결합으로 형성된 단량체들을 생산한다(S510).
구체적으로, EDC(1-Ethyl-3-[3-(dimethylamino)propyl]carbodiimide hydrochloride) 및 NHS(N-hydroxysuccinimide)를 이용하여 TTCA의 카르복실기를 활성화시켜, TTCA의 카르복실기와 효소의 아민기 간의 공유결합을 형성할 수 있다.
TTCA 이외에도, 터싸이오펜 벤조익 에시드(terthiophene benzoic acid)(TTBA), 디싸이에닐 피롤 벤조익 에시드(di-thienylpyrrol benzoic acid)(DTPBA) 등과 같은 카르복실기를 가진 전도성 단량체가 사용될 수 있다. TTBA가 사용되는 경우, EDC 및 NHS를 이용하여 TTBA의 카르복실기를 활성화시켜 TTBA의 카르복실기와 효소의 아민기 간의 공유결합을 형성할 수 있다. DTPBA가 사용되는 경우, EDC 및 NHS를 이용하여 DTPBA의 카르복실기를 활성화시켜 DTPBA의 카르복실기와 효소의 아민기 간의 공유결합을 형성할 수 있다.
여기서 사용될 수 있는 아민기를 포함한 효소의 예는, 글루코오스산화효소, 글루코오스탈수소화효소, 헥소키나아제, 글루타믹 옥살로아세틱 트랜스아미나제, 및 글루타민 피루빅 트랜스아미나제로 등이 있다.
그리고 생산된 단량체들을 전극 상에서 중합시켜 상기 전극에 고분자층을 증착한다(S520).
생산된 단량체들은 전도성을 가지므로, 전기중합법(Electropolymerization)을 통해 중합될 수 있다.
구체적으로, 단량체들이 포함된 용액에 전극을 담그고, 전위주사를 통해 전극에 전압을 인가하여 단량체들을 전극 상에서 중합시킬 수 있다. 특히, 바이오 센서에는 상술한 것처럼 여러 전극이 존재하므로, 이 단계에선 작동 전극이 될 전극에만 선택적으로 전압을 인가함으로써 전압이 인가된 전극에만 고분자층을 증착할 수 있다.
이 경우, 순환 전류전압법(Cyclic voltammetry, CV)으로 고분자층을 증착할 수 있다.
상술한 방식에 따르면, 여러 전극을 포함한 전극 어레이에서 작동 전극이 될 전극에만 선택적으로 용이하게 고분자층을 증착할 수 있으며, 또한 다수의 공정을 거치지 않고 한 번에 전극 상에 고분자층을 증착할 수 있으므로 공정이 간소화될 수 있다는 장점이 있다.
한편, 고분자층을 증착하기 전에, 전극은 합금 산화물로 코팅 처리될 수 있다. 이는, 측정 대상 물질 이외의 불순물로부터의 전극 표면 오염을 방지하기 위한 것이며, 측정 감도를 높이기 위해 표면적을 넓히기 위한 것이다.
구체적으로, 금속염이 용해된 용액에 전극을 담그고 전압을 인가하여 전극 표면에 합금 층을 형성할 수 있다. 이 경우, 펄스 전압전류법(Normal pulse voltammetry, NPV)이 이용될 수 있다. 그리고 사용될 수 있는 금속의 예로는, 구리, 코발트, 금, 백금, 아연 등이 있으며, 구체적인 예로, 펄스 전압전류법으로 금과 아연의 합금 층(AuZn layer)을 전극 표면에 형성할 수 있다.
합금 층을 형성한 이후, 전극을 완충 용액, 예컨대 PBS 용액에 담가서 amperometry를 이용하여 일정 전압에서 합금 층을 산화시킬 수 있다. 산화된 합금 층은 표면적이 넓은 구조를 가지게 되며, 따라서 측정 감도가 향상될 수 있다.
상술한 바이오 센서는 금속 합금 산화물층과 pTTCA-효소 층의 도입으로 인해 Cl- 이온에 대한 방해를 감소시키고, 글루코오스 검출 감도를 향상시킬 수 있다. 더욱이, 반복 측정에도 매우 안정하여 피부 속에서도 연속 측정이 가능하다는 효과가 있다.
이하에선 구체적인 실시 예 및 실험 예를 통해 본 개시를 설명하도록 한다. 다만, 아래의 실시 예 및 실험 예는 본 개시의 이해를 돕기 위한 예시 목적일 뿐, 아래의 실시 예 및 실험 예에 의해 본 개시가 한정되는 것은 아니다.
<실시 예 1> 마이크로 어레이 니들 전극 기반의 혈당 센서 제작
제작 과정은 도 6 내지 도 7을 참고해 설명하도록 한다. 먼저, 도 6의 SEM 사진과 같은 마이크로 니들 어레이 전극을 준비한다. 도 6에 도시된 것처럼, 니들 형태의 전극의 길이와 폭은 약 700μm와 100 μm로 매우 작은 크기이므로, 피부로 침습되더라도 통증이 거의 없다. 따라서 란셋으로 혈액을 채취하는 방식과 비교하여, 통증이 덜하고, 또한, 2차 감염의 문제가 극복될 수 있다.
마이크로 니들은 SUS(steel use stainless)로 구성되며 금(Au)이 도금된 것이다(도 7의 710 참조). 마이크로 니들 어레이 전극(SUS/AU) 위에 금-아연 합금 산화물층(AuZn oxide layer)을 형성시키기 위해, 각 30mM의 Gold(Ⅲ) chloride trihydrate와 Zinc chloride를 증류수에 녹인 precursor 용액을 준비한다. 상기 용액에서 펄스 전압전류법 (Normal pulse voltammetry, NPV)을 이용하여 주사 속도 200 mV/s으로 0 에서 -1.0 V 까지 주사하여 금-아연 합금층(AuZn layer)을 형성한 후 0.1 M (PBS, pH 7.4) 용액에서 담가서 amperometry를 이용하여 1.5 V에서 200초 동안 산화시켰다. 그리고 에탄올과 증류수로 순차적으로 세척하고 찬 바람으로 건조하여 SUS/Au/AuZnOx 전극을 제작한다(도 7의 720 참조).
그리고 전도성 고분자 단량체 (TTCA)와 글루코오스산화효소(GOx) 혼합 용액을 다음과 같이 준비하였다.
1) 1 mM TTCA 단량체를 acetonitrile/0.1 M TBAP에 녹인다.
2) 글루코오스산화효소(GOx) 12 mg/mL 와 10 mM EDC/NHS와 함께 증류수에 녹이고 4 hr 동안 상온에서 반응시킨 용액을 준비한다.
3) 상기 두 용액을 혼합하여 최종 농도가 0.5 mM TTCA, 6 mg/mL GOx 되도록 하고, 상온에서 2 hr 반응시켜 TTCA의 카르복실기와 GOx의 아민기간의 공유결합을 형성시킨다.
상기 3) 단계에서 만들어진 혼합용액에 상기 제작된 SUS/Au/AuZnOx 전극을 넣고 순환 전류전압법으로 전도성 고분자-효소 층을 형성시킨다. 즉, 한 번에 고분자와 효소를 동시에 증착시킨다. 구체적으로, 전도성 폴리머-효소 층의 전기 중합 조건은 주사 범위 0.0 - 1.7 V, 주사 속도는 100 mV/s, 주사 횟수는 5회이다. 0.1 M PBS 용액 (pH 7.4)에서 안정한 순환전압전류 곡선을 얻을 때까지 주사 (10 cycle) 하였다. 이후 고분자-효소 층이 증착된 전극을 acetonitrile/3차 증류수 (1:1)의 혼합 용매와 증류수로 세척 후 찬 바람으로 건조했다. 전도성 고분자-효소 층이 형성된 전극을 0.7 % 나피온 용액에 1회 딥핑(dipping)하여 나피온 고분자 막으로 코팅하고, CaCl2 분위기에서 4시간 동안 건조하여 혈당 센서를 제작하였다(도 7의 730 참조).
<시험 예 1> 혈당 센서의 전기화학적 특성
혈당 센서로 글루코오스를 검출하는 원리는, GOx와 글루코오스의 반응을 통해 생성된 H2O2가 Au/AuZnOx 층에 의해서 산화되어 발생하는 전류 측정을 통해 글루코오스 농도를 간접적으로 정량하는 것이다. 따라서 상기 실시 예 1을 통해 제조된 전극으로 H2O2 농도에 대한 반응성을 조사하였다. 도 8A는 상기 실시 예 1에 따라 제작된 폴리머-효소 층(pTTCA-GOx)이 형성된 전극을 이용한 H2O2 농도에 따른 순환전압전류 곡선이다. H2O2의 농도는 0.1, 0.3, 0.5, 0.7, 1.0, 1.5, 2.0 mM을 0.1M PBS (pH7.4) 용액에 제조하여 실험하였다. H2O2 농도가 증가함에 따라 약 400 mV에서 H2O2 산화 전류가 증가하였다. 도 8B는 상기 실시 예 1에 따라 제작된 폴리머-효소 층(pTTCA-GOx)이 형성된 전극을 이용한 글루코오스 농도에 따른 순환전압전류 곡선이다. 글루코오스 농도는 1.0, 3.0, 5.0, 7.0, 10.0, 15.0, 20.0 mM 이다. 글루코오스에 의한 산화 전류는 약 350mV 에서 증가하는 것을 관찰되었다. 이는 글루코오스의 농도가 증가함에 따라 반응 생성물인 H2O2 농도도 비례적으로 증가하는 것을 의미한다.
<시험 예 2> 혈당 센서 제작의 최적화 조건 규명.
금속 전극 (SUS/Au)의 표면적을 증가시키고 산화막을 형성함으로 Cl-의 영향을 감소시켜 글루코오스의 감도를 높이기 위한 최적화 실험 (전기화학적 전착 전압, 주사 속도, 산화 전위, 전착 시간)을 수행하였다 (도 9). 이 실험에 사용된 글루코오스의 농도는 10 mM 이다. NPV(normal pulse voltammetry)을 이용한 SUS/Au 위에 AuZn 층의 전착 전압에 대한 최적화 실험으로서, 각 -0.8, -1.0, -1.2, -1.5, -1.8 V 에서 전착(electrodeposition)하였다. -0.8 V 에서 -1.5 V 까지 글루코오스에 의한 산화 전류가 증가하였으나 -1.5 V 이후에는 산화 전류가 감소하는 현상을 관찰하였다(도 9의 (a)). 따라서 AuZn의 전착 전압은 -1.5 V 에서 최적화되었다. AuZn를 전착 시의 주사 속도와 관련하여, 50 mV/s 에서 가장 큰 글루코오스 산화 전류 값을 보였다(도 9의 (b)). 시간대 전류법을 이용한 AuZn의 산화막 형성을 위한 최적화 실험으로 산화 전압은 1.5 V에서(도 9의 (c)), 산화 시간은 200 초에서(도 9의 (d)) 가장 큰 글루코스에 대한 산화 전류를 보였다.
도 10의 (a)는 단량체(TTCA)와 효소(GOx)의 혼합 용액 제조 시의 GOx 농도에 대한 최적화 실험으로서, GOx 농도만을 3, 4, 5, 6, 7, 9 mg/mL로 변화시켜가며 여러 개의 혼합 용액을 제조하고, 이를 가지고 각각 혈당 센서를 제작하여 글루코오스 측정 실험을 한 것이다. 도 10의 (a)를 참고하면, GOx 농도가 3 에서 6 mg/mL인 경우까지 글루코오스의 산화 전류가 증가하다가 그 이후 농도에서는 산화 전류가 감소하는 현상을 보였다. 따라서 GOx의 농도는 6 mg/mL로 최적화하였다.
도 10의 (b)는 단량체(TTCA)와 효소(GOx)의 혼합 용액 제조 시의 TTCA 농도에 대한 최적화 실험으로서, TTCA의 농도가 0.5 mM 이상인 경우에서는 글루코오스의 산화 전류가 감소하는 현상을 보이므로, 단량체와 효소의 혼합 용액 제조 시의 TTCA의 농도는 5 mM로 최적화하였다.
도 10의 (c)와 (d)는 순환전류전압 법으로 TTCA-GOx 단량체를 전기중합시의 주사 횟수와 주사 속도에 대한 최적화 실험을 진행한 것이다. 전기중합시의 주사 횟수와 주사 속도는 pTTCA-GOx의 두께에 영향을 미치는 중요한 인자이므로, 글루코오스 감도에 큰 영향을 미친다. 결과적으로 5회의 주사 횟수(도 10의 (c) 참조)와 100 mV/s의 주사속도(도 10의 (d) 참조)로 제작된 혈당 센서에서 가장 큰 글루코오스 산화 전류 값을 보였다.
도 10의 (e)는 시간대-전류법을 이용하여 글루코오스 검출을 위한 전위에 대한 최적화 실험을 진행한 것이다. 검출 전압 범위는 200 - 600 mV 조건에서 실시하였으며 400 mV 까지 산화 전류 값이 증가하다가 그 이후 전위인 500 mV 부터 감소하였다. 따라서 시간대-전류법을 이용한 글루코오스 검출 전압은 400 mV로 최적화하였다.
<시험 예 3> 글루코오스 측정시의 방해물질들에 의한 영향 평가
도 11은 Ascorbic acid (AA, 100μM), Acetaminophen (AP, 100 μM), Dopamine (DA, 100 μM), Uric acid (UA 100 μM) 방해물질들이 존재하였을 때의 글루코오스 산화 전류를 측정한 것이다. 구체적으로, 금-아연 산화물층/pTTCA에 Gox가 공유결합된 고분자 구조 층/네피온 코팅층(AuZnOx/pTTCA-GOx/Nafion)을 가진 전극을 포함한 마이크로 어레이 니들 센서를 사용하여 시간대 전류법으로 상기 방해 물질들이 존재시 글루코오스의 신호 변화를 관찰하였다. AP의 경우만 약 11 % 정도 글루코오스의 감도 저하를 관찰되고 나머지 AA, DA, UA 의 경우에는 5 % 이하로서, 글루코스 검출 신호에 큰 영향을 끼치지 않는 것으로 관찰되었다.
일반적으로 금 전극 기반의 글루코오스 센서의 경우 다양한 음이온들이 금 전극에 쉽게 흡착된다는 문제가 있다고 알려졌다. 특히 Cl- 이온이 금 표면에 가장 강하게 흡착되어, 글루코오스와 효소 반응으로 생성된 과산화수소의 산화 반응을 억제한다. 따라서 금속 합금 산화물 (AuZnOx) 막을 형성시킴으로써 Cl- 이온이 금속 표면에 흡착되는 양을 줄이고, 글루코오스의 감도를 향상시키고자 하였다. 따라서 AuZnOx가 증착된 혈당 센서를 이용하여 Cl- 이온에 대한 영향을 평가하였다. 다중 금속 합금 (AuZn)과 다중 금속 합금 산화막 (AuZnOx) 기반의 센서를 이용하여 0.1 M PBS (pH7.4) 용액에 Cl- 이온 (0.1 M)의 유무에 따른 글루코오스의 감도를 비교 결과를 아래 표 1에 나타내었다.

 Without 0.1 M saline With 0.1 M saline
AuZn AuZnOx AuZn AuZnOx
Sensitivity
(μA/mM)
1.16
1.23
0.11
0.43
Cl- 이온이 존재시 Au 기반의 센서는 글루코오스에 대한 반응성이 거의 없었다. 다중 금속 합금 (AuZn)기반의 센서와 다중 금속 합금 산화물 (AuZnOx) 기반의 센서의 경우, 글루코오스에 대한 감도가 각각 10.5 배와 2.7 배 감소하다. 즉, 금속 합금이 산화물(AuZnOx) 층이 형성되었을 경우의 글루코오스에 대한 감도가 감소하는 폭이 훨씬 작은 것을 관찰하였다. 이는 다중 금속 합금에 산화막을 형성함으로써 Cl- 이온이 금속 표면에 흡착을 방지하여 글루코오스에 대한 감도 저하를 막을 수 있음을 의미한다. 결과적으로 Cl- 이온이 존재하는 용액에서 AuZnOx 기반의 센서의 글루코스 감도가 AuZn 기반의 센서에 비해 4 배 향상됨을 알 수 있었다.
<시험 예 4> 시간대-전류법을 이용한 글루코오스 검출
도 12는 Au/AuZnOx/pTTCA-GOx 기반의 마이크로 어레이 니들 센서를 이용하여 시간대 전류법으로 글루코오스 농도를 측정한 것에 대한 검정곡선이다. 도 12는 글루코오스 농도 100 μM 부터 50 mM의 구간에서 3개의 마이크로 니들 어레이 센서로 측정하였다. 저농도 (100 μM 내지 5 mM)와 고농도 (5 내지 50 mM)구간에서 두 개의 검정곡선을 얻었으며 검출한계는 92 μM이었다. 저농도와 고농도 구간에서 검량 곡선의 상관 관계식은 각각 I(μA) = (1.909 ± 0.043) + (0.180 ± 0.002) [C] (mM)과 I(μA) = (0.082 ± 0.025) + (0.534 ± 0.013) [C] (mM)이며 두 관계식의 상관 계수(correlation coefficient)는 0.99이다. 글루코오스 농도 구간의 평균 전류 값, 절대표준편차, 변동계수(평균 전류 값에 대한 절대표준편차의 퍼센트 값)는 아래 표 2에 나타내었다.
Glucose concentration (mM)
0.5 1 5 10 20 30 40 50
평균전류값 0.31 0.65 2.78 3.69 5.59 7.54 9.17 10.76
절대표준편차 0.04 0.05 0.07 0.07 0.06 0.06 0.2 0.21
변동계수 13.2 7.3 2.4 1.9 1.0 0.73 2.18 1.93
<시험 예 5> 글루코오스 측정에 대한 재현성 평가
SUS/Au/AuZnOx/pTTCA-GOx 센서의 글루코오스 검출 안정성 및 재현성에 대해서 실험하였다. 도 13A는 동일한 센서로 10회 측정시 글루코오스의 감도 변화를 모니터링한 결과이다. 이때, 글루코오스의 농도는 10 mM이다. 10 회 측정 결과, 평균 전류 값과 변동계수는 3.69 ± 0.07 μA와 1.9 %로 매우 우수한 반복 측정 안정성을 확인할 수 있었다. 도 13B는 센서를 10 mM의 글루코오스가 포함되어 있는 PBS (pH 7.4)/0.1 M NaCl 용액에 3일 동안 담근 상태에서 시간별로 측정한 결과이다. 도 13B를 보면 알 수 있듯이, 3일 동안 글루코오스의 감도의 변화에 큰 영향이 없이 매우 안정한 결과를 얻었다. 즉, 본 개시에 따른 마이크로 어레이 니들 기반의 혈당 센서는 실제 피부에 최소 침습으로 부착되어 체액으로부터 연속적으로 글루코오스를 검출하기 위한 센서로 사용될 수 있다.
이상에서는 본 개시의 바람직한 실시 예에 대하여 도시하고 설명하였지만, 본 개시는 상술한 특정의 실시 예에 한정되지 아니하며, 청구범위에서 청구하는 본 개시의 요지를 벗어남이 없이 당해 개시가 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진자에 의해 다양한 변형실시가 가능한 것은 물론이고, 이러한 변형실시들은 본 개시의 기술적 사상이나 전망으로부터 개별적으로 이해되어 져서는 안 될 것이다.
100: 바이오 센서 110: 전극
111: 고분자 구조체

Claims (10)

  1. 침습형 바이오 센서에 있어서,
    니들(microneedle) 형상을 갖는 전극;
    상기 전극 상에 배치되며 폴리-5,2':5',2"-터싸이오펜-3'-카르복실산(pTTCA) 을 포함하는 고분자 구조체; 및
    상기 전극과 상기 고분자 구조체 사이에 배치되는 금-아연 합금 산화물층(AuZn oxide layer);을 포함하며,
    상기 고분자 구조체 내부에 효소가 pTTCA와 공유결합된 상태로 존재하는, 바이오 센서.
  2. 삭제
  3. 제1항에 있어서,
    상기 효소는 아민기를 가지며, 상기 효소의 아민기와 pTTCA의 카르복실기가 상기 공유결합을 형성하는, 바이오 센서.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 효소는,
    글루코오스산화효소, 글루코오스탈수소화효소, 헥소키나아제, 글루타믹 옥살로아세틱 트랜스아미나제, 및 글루타민 피루빅 트랜스아미나제로 이루어진 군에서 선택되는 바이오 센서.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 전극 하부에 배치된 지지체;를 더 포함하고,
    상기 전극은 상기 지지체를 기준으로 수직 방향으로 배치된 니들 형상을 갖는 바이오 센서.
  6. 침습형 바이오 센서의 제작방법에 있어서,
    니들(microneedle) 형상을 갖는 전극 표면을 금-아연 합금 산화물층(AuZn oxide layer)으로 코팅하는 단계;
    5,2':5',2"-터싸이오펜-3'-카르복실산(TTCA)과 효소 간의 공유결합으로 형성된 단량체들을 생산하는 단계; 및
    상기 단량체들을 상기 금-아연 합금 산화물층으로 코팅된 전극 상에서 중합시켜 상기 전극에 고분자층을 증착하는 단계;를 포함하는 바이오 센서의 제작방법.
  7. 삭제
  8. 제6항에 있어서,
    상기 효소는 아민기를 포함하며,
    상기 단량체들을 생산하는 단계는,
    EDC(1-Ethyl-3-[3-(dimethylamino)propyl]carbodiimide hydrochloride) 및 NHS(N-hydroxysuccinimide)를 이용하여 상기 TTCA의 카르복실기를 활성화시켜, 상기 TTCA의 카르복실기와 상기 효소의 아민기 간의 공유결합을 형성하는 단계를 포함하는 바이오 센서의 제작방법.
  9. 제6항에 있어서,
    상기 효소는,
    글루코오스산화효소, 글루코오스탈수소화효소, 헥소키나아제, 글루타믹 옥살로아세틱 트랜스아미나제, 및 글루타민 피루빅 트랜스아미나제로 이루어진 군에서 선택되는 바이오 센서의 제작방법.
  10. 제6항에 있어서,
    상기 전극에 고분자층을 증착하는 단계는,
    상기 단량체들이 포함된 용액에 상기 전극을 담그고, 상기 전극에 전압을 인가하여 상기 단량체들을 전기중합법(Electropolymerization)으로 상기 전극 상에서 중합시키는 바이오 센서의 제작방법.






KR1020160116126A 2016-07-11 2016-09-09 바이오 센서 및 그의 제작 방법 KR102290253B1 (ko)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/KR2016/015461 WO2018012692A1 (ko) 2016-07-11 2016-12-29 바이오 센서 및 그의 제작 방법
US16/316,194 US20210282681A1 (en) 2016-07-11 2016-12-29 Biosensor and manufacturing method therefor

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR20160087701 2016-07-11
KR1020160087701 2016-07-11

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20180006835A KR20180006835A (ko) 2018-01-19
KR102290253B1 true KR102290253B1 (ko) 2021-08-20

Family

ID=61025205

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020160116126A KR102290253B1 (ko) 2016-07-11 2016-09-09 바이오 센서 및 그의 제작 방법

Country Status (2)

Country Link
US (1) US20210282681A1 (ko)
KR (1) KR102290253B1 (ko)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR102261178B1 (ko) * 2019-02-26 2021-07-14 (주)사이언아스 웨어러블 디바이스용 플렉서블 바이오센서 및 이의 제조방법
WO2020197276A1 (ko) * 2019-03-27 2020-10-01 주식회사 필로시스 마이크로 니들 패치, 실시간 혈당 모니터링 장치 및 이를 이용한 혈당의 실시간 모니터링 방법
KR102345734B1 (ko) * 2019-06-21 2021-12-31 주식회사 라파스 최소 침습적 바이오 센싱을 위한 생체적합성이고 전기전도성인 고분자 마이크로니들 바이오 센서
WO2021112802A1 (en) * 2019-12-04 2021-06-10 Ege Universitesi Impedimetric/capacitive reusable blood glucose measurement with molecular imprinted polymers
FR3138774A1 (fr) * 2022-05-24 2024-02-16 Pkvitality Procédé de fabrication d’une micro-aiguille en particulier métallisation de la pointe d’une microaiguille.

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100914455B1 (ko) * 2007-05-28 2009-08-28 전남대학교산학협력단 양자점을 이용한 생물학적 검출키트 및 방법
JP2014533523A (ja) * 2011-09-02 2014-12-15 ザ レジェンツ オブ ザ ユニヴァーシティー オブ カリフォルニア バイオセンシングおよび薬剤供給のためのマイクロ針アレイ
KR101370724B1 (ko) * 2012-01-27 2014-03-06 부산대학교 산학협력단 단당류 검출용 센서 및 이를 이용한 단당류 검출방법
KR102247666B1 (ko) * 2014-08-22 2021-05-03 삼성전자주식회사 전기화학식 바이오센서

Also Published As

Publication number Publication date
KR20180006835A (ko) 2018-01-19
US20210282681A1 (en) 2021-09-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR102290253B1 (ko) 바이오 센서 및 그의 제작 방법
CN111989042B (zh) 乳酸传感器及相关方法
Kim et al. Continuous glucose monitoring using a microneedle array sensor coupled with a wireless signal transmitter
US20230137258A1 (en) Tissue-penetrating electrochemical sensor featuring a co-electrodeposited thin film comprised of polymer and bio-recognition element
Chinnadayyala et al. Nonenzymatic determination of glucose at near neutral pH values based on the use of nafion and platinum black coated microneedle electrode array
US9237865B2 (en) Analyte sensors and methods for making and using them
US10327678B2 (en) Analyte sensor apparatuses comprising multiple implantable sensor elements and methods for making and using them
US9008744B2 (en) Method and apparatus for continuous analyte monitoring
US7979103B2 (en) Catheter-free implantable needle biosensor
US9309550B2 (en) Analyte sensors having nanostructured electrodes and methods for making and using them
Li et al. A fine pointed glucose oxidase immobilized electrode for low-invasive amperometric glucose monitoring
JPWO2019146788A1 (ja) バイオセンサプローブ用保護膜材料
KR102275188B1 (ko) 비효소적으로 혈당을 측정하는 미세침 전극 센서 및 이의 제조하는 방법
WO2019176339A1 (ja) バイオセンサプローブ用保護膜材料
CN116490128A (zh) 体内葡萄糖特异性传感器
US20200029869A1 (en) Nonenzymatic determination of glucose at near neutral ph values based on the use of nafion and platinum black coated microneedle electrode array
WO2018012692A1 (ko) 바이오 센서 및 그의 제작 방법
Kim et al. Skin-attachable and implantable polymer microneedle biosensor for continuous glucose monitoring
CN113466304A (zh) 一种pedot:pss水凝胶修饰电极及其制备方法和应用
KR102488119B1 (ko) 바이오 센서 및 그의 제작 방법
KR20210042486A (ko) 전기화학적 혈당센서 및 그 제조방법
Ibarlucea et al. Single-step modified electrodes for vitamin C monitoring in sweat
CN116898433A (zh) 基于螺旋状电极的电化学传感器及其制备方法
KR100464141B1 (ko) 바이오 센서
Chen Enhancing Long-Term Stability of Platinum Nanoflower Based Nonenzymatic Flexible Glucose Sensor with CNT-Nafion Membrane

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right