KR102360124B1 - 탄소나노튜브를 포함하는 생체신호 측정용 전기화학적 바이오 센서 및 이의 제조방법 - Google Patents

탄소나노튜브를 포함하는 생체신호 측정용 전기화학적 바이오 센서 및 이의 제조방법 Download PDF

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Abstract

본 발명은 탄소나노튜브를 포함하는 생체신호 측정용 전기화학적 센서를 제공한다. 연속혈당 측정용 전기화학적 센서는 탄소나노튜브와 함께 산화환원효소, 전자전달 매개체 및 가교물질을 포함하는 센싱 막이 고정된 전극으로 구성된 전기화학 센서는 효소가 대상물질을 산화시키며 이 산화과정을 통해 얻은 전자를 전자전달 매개체와 탄소나노튜브를 통해 빠르게 전달함으로써 우수한 성능을 가진 연속혈당 측정용 센서를 구성할 수 있다.

Description

탄소나노튜브를 포함하는 생체신호 측정용 전기화학적 바이오 센서 및 이의 제조방법{Biosignal measuring-electrochemical biosensor comprising carbon nanotube and method for preparing the same}
본 발명은 탄소나노튜브를 도입하여 흡착력, 안정성 및 전자전달속도가 증가되어 반응 시간이 단축되고 감응의 선형성이 향상된 생체신호측정용 전기화학적 바이오 센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
당뇨는 전세계적으로 19명 중의 1명이 걸리는 매 심각한 질병으로써 고령화가 진행되고 식습관이 변함에 따라 더욱 증가하고 있는 추세를 보인다. 이러한 당뇨는 췌장에서 인슐린이 분비되지 않아 혈당을 조절하지 못하는 1형 당뇨와 세포의 인슐린 저항성으로 인해 인슐린이 분비됨에도 불구하고 혈당을 조절하지 못하는 2형 당뇨로 분류하며 2형 당뇨가 심해질 경우 인슐린의 분비에도 이상이 생기는 경우를 1.5형으로 분류하기도 한다. 이처럼 혈당 조절이 되지 않아 혈중 포도당의 농도가 높은 수치로 유지될 경우 이에 의하여 여러 가지 합병증(예: 심근경색, 뇌졸중, 망막증, 신부전 등)의 위험이 크게 증가 하기 때문에 환자 스스로 혈당을 측정하고 관리할 수 있게 도와주는 기술이 매우 필요하다.
환자가 일상생활을 하는 중에 스스로 혈당을 측정할 수 있게 해주는 기술로는 SMBG(self monitoring blood glucose)기술이 있다. 이 기술은 바늘을 통해 환자가 스스로 손 끝 모세혈관에서 미량의 출혈을 발생시키고 출혈을 통해 얻은 혈액에 있는 포도당의 농도를 혈당 측정 센서를 통하여 측정하는 방식이다. 이 기술은 간편하고 정확하게 혈당을 측정할 수 있지만 특정한 시간의 혈당 농도만을 알 수 있어 환자의 혈당 변화의 추이를 관찰하기에는 어려움이 있다. 또한 측정할 때마다 환자가 직접 손 끝에서 출혈을 발생시켜야 하므로 이로 인한 통증이 발생한다는 단점이 있다. 당뇨 중 1형 당뇨의 경우 선천적인 원인인 경우가 많아 어린 나이부터 혈당을 측정하고 관리해야 하는데 측정할 때마다 통증이 발생하는 SMBG기술이 어린 당뇨인에게는 큰 부담이 될 수 있다. 나아가, 채혈로 인한 세균 감염 등의 문제도 발생할 수 있으며, 혈액 샘플을 화학 처리된 센서에 유입시키는 과정에서 소정의 기한이 필요함으로써 혈중 당 수치 측정에 있어 오차를 발생시키는 문제점을 가졌다.
포도당 농도를 측정하는 방법으로는 전기화학적 방법, 적외선 분광을 통한 방법 등 여러 가지 방법들이 논문을 통해 발표되었다.[Yokowama, K., Sode, K., Tamiya, E., Karube, I. Anal. Chim. Acta 1989, 218, 137;Rabinovitch, B., March, W. F., Adams, R. L. Diabetes Care 1982, 5, 254; G. M., Moses, R. G., Gan, I. E. T., Blair, S. C. Diabetes Res. Clin. Pract. 1988, 4, 177; D_Auria, S., Dicesare, N., Gryczynski, Z., Gryczynski, I.; Rossi, M.; Lakowicz, J. R. Biochem. Biophys. Res. Commun. 2000, 274, 727]
기존에는 전기화학적 방법을 통한 측정이 가장 많이 사용되어 왔으며 전기화학적 측정 방법 중 가장 흔히 사용되는 것은 포도당을 산화시킬 수 있는 효소를 사용하는 방법이다. 흔히 사용되는 SMBG 기술에서도 이러한 전기화학적 방법이 사용된다. SMBG방식으로 당 농도를 측정하는 기술 또한 측정의 정확도를 높이고 오차를 줄이기 위한 연구와 개발이 전세계적으로 진행되고 있다. 또한 특정 시점의 혈당 만을 측정할 수 있는 SMBG와는 달리 연속적으로 혈당의 추이를 관찰할 수 있는 연속적 혈당 모니터링(continuous glucose monitoring) 센서 기술 또한 활발히 연구 되어 여러 제품이 출시되었다.
연속 혈당 측정기를 개발하여 출시한 업체는 대표적으로 덱스컴(Dexcom), 애보트(Abbott), 메드트로닉(Medtronic) 社 가 있으며 각각 G5, 리브레(Libre), 가디언(Guardian)을 출시하여 판매 중에 있다. 이 제품들은 모두 전기화학적 원리를 기반으로 하고 있다. 하지만 같은 전기화학적 센서라고 해도 센서에 사용되는 효소, 전자전달매개체 및 전극의 종류에 따라 그 성능과 안정성의 차이가 크다.
상용화된 연속혈당측정기는 과산화수소를 산화시켜 당농도를 측정시키는 방법, 고분자에 화학적으로 결합한 전자전달매개체를 사용하는 방법이 알려져 있다. 이처럼 전기화학적 원리를 사용하는 혈당 센서는 보통 포도당을 산화 시킬 수 있는 효소를 포함하며 효소의 전자를 전달하기 위해 과산화 수소나 여러 가지 종류의 전자 전달 매개체를 포함할 수 있다. 이러한 방식을 연속혈당 측정 시스템에 구현하기 위해서는 센서를 구성하는 효소, 전자 전달 매개체가 보관 조건 또는 측정 조건에서 안정 되어야 하며 혈당의 변화에 빠르게 반응하여 감응 시간이 짧아야 한다.
특히, 고분자에 화학적으로 결합되어 있는 전자전달매개체를 이용하는 경우에는 전자전달 매개체의 전자전달속도가 매우 느리고 낮은 감도를 나타낸다는 경우가 많다.
따라서, 이와 같은 전이금속 복합체와 중합체를 갖는 전자전달매개체를 포함하는 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서와 같은 생체신호 측정용 전기화학적 센서로서, 탁월하게 증가된 전자전달속도를 나타내면서도 높은 감도를 갖는 생체신호 측정용 전기화학적 센서에 관한 요구가 증가되어 오고 있다.
이러한 배경 하에서, 본 발명이 해결하고자 하는 과제는 전술한 바와 같이 탁월하게 증가된 전자전달속도를 나타내면서도 높은 감도를 갖는 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서 및 이의 제조방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.
다만, 본 실시예가 이루고자 하는 기술적 과제는 상기된 바와 같은 기술적 과제로 한정되지 않으며, 또 다른 기술적 과제들이 존재할 수 있다.
상기한 기술적 과제를 달성하기 위한 하나의 양태로서, 본 발명은 탄소나노튜브를 포함하는 생체신호 측정용 전기화학적 센서에 사용되는 센싱 막 및 이를 포함하는 생체신호 측정용 전기화학적 센서에 관한 것이다. 바람직하게, 상기 생체신호 측정용 전기화학적 센서는 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서이다. 본 발명의 일 실시예에 따른 생체신호 측정용 전기화학 센서의 센싱 막 및 센서는, 효소, 전자 전달 매개체, 탄소나노튜브를 포함할 수 있고, 전극 및 폴리음이온성 중합체를 더 포함할 수 있다. 나아가, 이런 구성요소들을 기계적, 화학적으로 강화 및 안정화 하기 위한 코팅(coating)을 포함할 수 있다.
본 발명에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 생체신호 측정용 전기화학적 센서는 흡착력, 안정성 및 전자전달속도가 현저하게 증가하여 전자가 용이하게 전달됨으로써 높은 반응속도와 정확도를 갖게 된다. 이로써 기존의 전기화학적 생체신호 센서보다 혈당과 같은 생체신호의 변화를 빠르고 정확하게 측정할 수 있는 센서를 제공할 수 있다는 장점을 갖는다.
도 1은 제조예 1에 따른 탄소나노튜브(carbon nanotube:CNT)가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극의 순환전압전류(cyclic voltammetry)를 측정한 그래프이다.
도 2는 제조예 1에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극으로 0.02-0.1 mM의 농도에서 글루코오스에 대한 감응도를 확인한 그래프이다.
도 3은 제조예 1에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극으로 1 - 5 mM의 농도에서 글루코오스에 대한 감응도를 확인한 그래프이다.
도 4는 제조예 1에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극으로 0.1 mM에서 1 mM로 글루코오스 농도가 변하였을 때의 감응 시간을 확인한 그래프이다.
도 5는 제조예 1에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극으로 0 mM 글루코오스 농도에서 측정되는 기선 전류(baseline current)를 확인한 그래프이다.
도 6은 제조예 1에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 전극 위에 나피온(nafion)을 코팅한 후 0.5 mM 글루코오스/PBS용액에서 0.35 V vs Ag/AgCl을 걸어 구동시켜 14일 동안의 전극 성능 변화를 확인한 그래프이다.
도 7은 제조예 2에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극으로 1 - 5 mM의 농도에서 글루코오스에 대한 감응도를 확인한 그래프이다.
도 8은 제조예 2에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극으로 센서의 초기 안정화 효과를 확인한 그래프이다.
도 9는 제조예 2에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극으로 센서의 감응 전류 변화를 확인한 그래프이다.
도 10은 제조예 2에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극으로 센서의 scan rate 별 전극의 순환전압전류를 확인한 그래프이다.
도 11a 및 b는 제조예 2에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극으로 센서의 scan rate 별(도 11a), scan rate1/2 별(도 11b) 전극의 순환전압전류의 peak plot을 나타낸 그래프이다.
도 12는 탄소나노튜브가 포함되지 않은 전극으로 센서의 scan rate 별(도 12a), scan rate1/2 별(도 12b) 전극의 순환전압전류의 peak plot을 나타낸 그래프이다.
이하, 본 발명을 좀 더 상세하게 설명한다.
본 발명에서 용어 "생체신호 측정"이란 생체 시료 내에 있는 특정 물질, 예컨대 혈액 중의 혈당, 콜레스테롤, 단백질, 호르몬 등과 같이 생체시료 또는 생체 중의 물질을 정량분석하는 것을 의미한다, 바람직하게는 이러한 생체신호의 측정은 혈당 측정일 수 있다. 따라서, 본 발명의 생체신호 측정용 전기화학적 바이오센서의 일례로 혈당측정용 전기화학적 바이오센서를 들 수 있고, 바람직하게는 연속혈당측정용 전기화학적 바이오센서를 예시할 수 있다. 본 발명에 따른 센싱막은 이러한 생체신호 측정용 전기화학적 바이오센서에서 상기 생체신호를 감지하는 막을 의미한다.
상기와 같이 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전기화학적 바이오센서용 센싱 막은 탄소나노튜브를 포함하는 것을 특징으로 한다. 상기 용어, "탄소나노튜브"란 지구상에 다량으로 존재하는 탄소로 이루어진 탄소동소체로서 하나의 탄소가 다른 탄소원자와 육각형 벌집무늬로 결합되어 튜브형태를 이루고 있는 물질이며, 튜브의 직경이 나노미터 수준으로 극히 작은 영역의 물질을 의미한다. 상기 탄소나노튜브는 우수한 기계적 특성, 전기적 선택성, 뛰어난 전계방출 특성, 고효율의 수소저장매체 특성 등을 지니며 현존하는 물질 중 결함이 거의 없는 완벽한 신소재로 알려져 있고, 고도의 합성기술에 의해 제조되며, 합성방법으로는 전기방전법, 열분해법, 레이저 증착법, 플라즈마 화학 기상 증착법, 열화학기상증착법, 전기분해방법, 플레임(Flame) 합성방법 등에 의해 제조될 수 있다. 본 발명에 따른 탄소나노튜브는 단일벽, 이중벽 또는 다중벽 등의 형태를 가질 수 있으며, 경우에 따라서는 로프 형태를 가질 수도 있으나, 바람직하게 단일벽 탄소나노튜브, 다중벽탄소나노튜브, 또는 단일벽탄소나노튜브 및 다중벽탄소나노튜브의 블렌드일 수 있다.
상기 탄소나노튜브는 전체 센서 중량 대비 1 내지 20 중량% 포함될 수 있다.
이와 같이 탄소나노튜브를 포함하는 경우, 흡착력, 안정성 및 전자전달속도가 현저하게 증가하게 된다. 일 실시 양태로서, 본 발명의 연속 혈당 측정용 전기화학적 바이오센서는 예를 들어, 탄소나노튜브를 포함하지 않는 바이오센서에 비해 약 10배, 바람직하게는 1.5 내지 20배 증가된 전자전달속도를 나타낼 수 있다. 구체적인 일 실시예로서, 본 발명자들은 탄소나노튜브를 포함시키거나 비포함시켜 생체신호 측정용 전기화학적 바이오센서로서 연속 혈당 측정용 전기화학적 바이오센서를 사용하여 순환전압전류법(cyclic voltammetry), 글루코오스에 대한 감응도, 감응 시간, 기선 전류(baseline current) 및 14일간의 전극 성능 변화를 확인한 결과, 본 발명에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 센싱 막과 전극을 갖는 연속 혈당 측정용 전기화학적 바이오센서는 탄소나노튜브를 포함하지 않는 센서에 비해 수초 내에 최대 전류로 도달하고, 2배의 높은 감응도를 나타낼 뿐 아니라, 고농도 글루코오스 영역에서도 포화로 인한 감응의 감소가 없이 전류가 선형적으로 증가하며, 장기간 전극 성능을 확보할 수 있음을 확인할 수 있었다.
또한, 본 발명에 따른 센싱 막은 상기 탄소나노튜브와 함께 산화환원효소, 전자 전달 매개체 및 가교물질을 더 포함할 수 있다. 구체적인 일 양태로서, 상기 탄소나노튜브, 산화환원효소, 전자 전달 매개체 및 가교물질은 함께 블렌드를 형성하여, 전극 및 폴리 음이온성 중합체와 함께 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전기화학적 센서에 포함될 수 있다.
본 발명에 따른 생체신호 측정용 센싱 막 및 센서 중에 포함되는 산화환원효소는 생체의 산화환원반응을 촉매하는 효소를 총칭하는 것으로, 본 발명에서는 측정하고자 하는 대상물질, 예컨대 바이오센서의 경우에는 측정하고자 하는 대상물질(예를 들어 글루코오스)과 반응하여 환원되는 효소를 의미한다. 구체적으로 본 발명에서 산화환원 효소는 포도당을 산화시키는 역할을 하며 이렇게 글루코오스를 산화시켜 얻은 전자를 전자전달 매개체가 전달하는 구조를 갖는다. 이 때 발생한 전류변화 등의 신호를 측정하여 대상물질을 정량하게 된다. 그리고 탄소나노튜브는 높은 전도성을 제공하여 전자가 전달되는 속도 및 효율을 높임으로써 성능이 향상된 센서를 구성한다.
본 발명에 사용 가능한 산화환원효소는 각종 탈수소효소(dehydrogenase), 산화효소(oxidase), 에스테르화효소(esterase) 등으로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상의 것일 수 있으며, 산화환원 또는 검출 대상 물질에 따라서, 상기 효소 군에 속하는 효소들 중에서 상기 대상 물질을 기질로 하는 효소를 선택하여 사용할 수 있다.
보다 구체적으로 상기 산화환원효소는 글루코오스탈수소효소(glucose dehydrogenase, GDH), 글루탐산탈수소효소(glutamate dehydrogenase), 글루코오스산화효소(glucose oxidase), 콜레스테롤산화효소(cholesterol oxidase), 콜레스테롤에스테르화효소(cholesterol esterase), 락테이트산화효소(lactate oxidase), 아스코르브산 산화효소(ascorbic acid oxidase), 알코올산화효소(alcohol oxidase), 알코올탈수소효소(alcohol dehydrogenase), 빌리루빈산화효소(bilirubin oxidase) 등으로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상일 수 있다.
한편, 상기 산화환원효소는 측정하고자 하는 대상물질(예컨대, 대상물질)로부터 산화환원효소가 뺏어온 수소를 보관하는 역할을 하는 보조인자 (cofactor)를 함께 포함할 수 있는데, 예컨대, 플라빈 아데닌 디뉴클레오타티드 (flavin adenine dinucleotide, FAD), 니코틴아미드 아데닌 디뉴클레오티드 (nicotinamide adenine dinucleotide, NAD), 피롤로퀴놀린 퀴논 (Pyrroloquinoline quinone, PQQ) 등으로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상일 수 있다.
예컨대, 혈중 글루코오스 농도를 측정하고자 하는 경우, 상기 산화환원효소로서 글루코오스 탈수소효소(glucose dehydrogenase, GDH)를 사용할 수 있으며, 상기 글루코오스 탈수소효소는 보조인자로서 FAD를 포함하는 플라빈아데닌디뉴클레오티드-글루코오스탈수소효소(flavin adenine dinucleotide- glucose dehydrogenase, FAD-GDH), 및/또는 보조인자로서 FAD-GDH를 포함하는 니코틴아미드아데닌디뉴클레오티드-글루코오스탈수소효소 (nicotinamide adenine dinucleotide- glucose dehydrogenase)일 수 있다.
구체예에서, 상기 사용 가능한 산화환원효소는 FAD-GDH (예컨대, EC 1.1.99.10 등), NAD-GDH (예컨대, EC 1.1.1.47 등), PQQ-GDH (예컨대, EC1.1.5.2 등), 글루탐산탈수소효소 (예컨대, EC 1.4.1.2 등), 글루코오스산화효소 (예컨대, EC 1.1.3.4 등), 콜레스테롤산화효소 (예컨대, EC 1.1.3.6 등), 콜레스테롤에스테르화효소 (예컨대, EC 3.1.1.13 등), 락테이트산화효소 (예컨대, EC 1.1.3.2 등), 아스코빅산산화효소 (예컨대, EC 1.10.3.3 등), 알코올산화효소 (예컨대, EC 1.1.3.13 등), 알코올탈수소효소 (예컨대, EC 1.1.1.1 등), 빌리루빈산화효소 (예컨대, EC 1.3.3.5 등) 등으로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상일 수 있다.
가장 바람직하게, 상기 산화환원효소는 37℃ 완충용액에서 1주일 동안 70% 이상의 활성도를 유지할 수 있는 글루코오스 탈수소효소이다.
또한, 산화환원매개체는 산화환원효소가 환원(글루코오스 산화)되어 얻은 전자를 전달하여 주는 역할을 하는 것으로, 전이금속에 하나 이상의 리간드들이 배위결합하고 있는 전이금속 복합체 및 폴리비닐피리딘 (Poly(vinylpyridine): PVP) 혹은 폴리비닐이미다졸 (Poly(vinylimidazole): PVI), 폴리알릴글라이시딜에터 (Poly allyl glycidyl ether: PAGE) 로 이루어진 군으로부터 선택되는 1종 이상과 같은 중합체 골격(backbone), 그리고 선택적으로 상기 중합체 골격과 전이금속 복합체를 연결하는 링커 구조를 포함하는 것일 수 있다.
바람직하게, 상기 전이금속은 Os, Rh, Ru, Ir, Fe 및 Co 로 이루어진 군으로부터 선택되는 1종의 전이금속일 수 있으며, 더욱 바람직하게는 Os이다. 또한 리간드들은 일반적으로 한 자리, 두 자리, 세 자리 또는 네 자리이며, 공지의 전이금속과 배위결합할 수 있는 리간드라면 제한없이 사용할 수 있으나, 바람직하게는 피리딘 및/또는 이미다졸 유도체와 같은 질소를 포함하는 헤테로고리 화합물일 수 있다. 나아가, 여러 자리 리간드들은 다중의 피리딘 및/또는 이미다졸환(예를 들어, 바이피리딘, 바이이미다졸 등)을 포함할 수 있다.
또한, 본 발명에서 사용가능한 가교물질은 디-알데하이드 화합물(Di-aldehyde), 디-에폭사이드 화합물(di-epoxide) 등을 사용할 수 있으나 이에 제한되는 것은 아니다.
한편, 본 발명에 따른 센싱 막은 계면활성제, 수용성 고분자, 4차 암모늄염, 지방산, 점증제 등으로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상의 첨가제를 시약 용해시의 분산제, 시약 제조시의 점착제, 장기 보관의 안정제 등의 역할을 위하여 추가로 포함할 수 있다.
상기 계면활성제는 조성물을 분주할 때 조성물이 전극위에서 골고루 퍼져서 균일한 두께로 분주되게 하는 역할을 하는 것일 수 있다. 상기 계면활성제로 트리톤 X-100 (Triton X-100), 소듐도데실설페이트 (sodium dodecyl sulfate), 퍼플루오로옥탄설포네이트 (perfluorooctane sulfonate), 소듐스테아레이트 (sodium stearate) 등으로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상을 사용할 수 있다. 본 발명에서는 센싱 막을 형성하는 블렌드가 균일한 두께로 분주되게 하는 역할을 적절하게 수행하도록 하기 위하여, 상기 계면활성제를 산화환원효소 100 중량부를 기준으로 3 내지 100 중량부, 예컨대 30 내지 70 중량부의 양으로 함유할 수 있다. 예컨대, 활성도가 700 U/mg인 산화환원효소를 사용하는 경우 산화환원효소 100 중량부를 기준으로 계면활성제 30 내지 70 중량부를 함유할 수 있으며, 산화환원효소의 활성도가 이보다 높아지면, 계면활성제의 함량을 이보다 낮게 조절할 수 있다.
상기 수용성 고분자는 지지체 및 효소의 안정화 및 분산(dispersing)을 돕는 역학을 효과적으로 수행하기 위하여 중량평균분자량이 2,500 내지 3,000,000 정도, 예컨대, 5,000 내지 1,000,000 정도일 수 있다.
상기 점증제는 시약을 전극에 견고하게 부착하도록 하는 역할을 한다. 상기 점증제로는 나트로졸, 디에틸아미노에틸-덱스트란 하이드로클로라이드(DEAE-Dextran hydrochloride) 등으로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상을 사용할 수 있다. 본 발명에서는, 산화환원 중합체가 전극에 견고하게 부착되도록 하기 위하여, 상기 점증제를 산화환원효소 100 중량부를 기준으로 10 내지 90 중량부, 예컨대 30 내지 90 중량부의 양으로 함유할 수 있다. 예컨대, 활성도가 700 U/mg인 산화환원효소를 사용하는 경우 산화환원효소 100 중량부를 기준으로 점증제 30 내지 90 중량부를 함유할 수 있으며, 산화환원효소의 활성도가 이보다 높아지면, 점증제의 함량을 이보다 낮게 조절할 수 있다.
또 다른 하나의 양태로서, 본 발명은 상기 탄소나노튜브를 포함하는 센싱 막을 포함하는 생체신호 측정용 전기화학적 바이오센서를 제공한다. 바람직하게, 상기 생체신호 측정용 전기화학적 바이오센서는 연속혈당 측정용 전기화학적 바이오센서이다.
구체적으로, 본 발명에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 바이오센서는 전극 및 폴리 음이온성 중합체를 더 포함할 수 있다.
또한, 작동 전극은 탄소, 금, 백금, 인가전위에 대해 전극이 이온화되지 않는 금속전극을 사용할 수 있다.
또한, 2 전극을 갖는 전기화학적 바이오센서의 경우 대향 전극이 금, 백금, 은 또는 은/염화은 전극을 사용할 수 있고, 기준 전극까지 포함하는 3 전극의 전기화학적 바이오센서의 경우, 기준 전극으로 금, 백금, 은 또는 은/염화은 전극을 사용할 수 있다.
본 발명에서, 폴리 음이온성 중합체는 음이온성을 갖는 방해종을 막는 역할을 하기 위해 포함되며, 예를 들어 Nafion이나 PSS(polystyrene sulfonate), 폴리아크릴레이트(polyacrylate)와 같이 설포닐기(sulfonyl group) 또는 카르복실레이트기(carboxylate group)를 다수 가지고 있는 다중음이온성 고분자를 의미한다.
나아가, 이러한 전극 및 폴리 음이온성 중합체 외에도, 본 발명은, 예를 들어 절연체(insulator), 기판, 확산 막(diffusion layer), 보호 막(protection layer) 등을 더 포함할 수 있다. 전극의 경우, 작동 전극 및 대향 전극과 같은 2종의 전극을 포함할 수도 있고, 작동 전극, 대향 전극 및 기준 전극과 같은 3종의 전극을 포함할 수도 있다. 일 구현예에서, 본 발명에 따른 바이오센서는, 적어도 두 개, 바람직하게는 두 개 또는 세 개의 전극을 갖춘 기판에, 앞서 언급한 탄소나노튜브, 전자전달매개체. 산화환원효소 및 가교 물질을 포함하는 블렌드를 도포한 후 건조하여 제작한 전기화학적 바이오센서일 수 있다. 예를 들면, 전기화학적 바이오센서에 있어서 작동 전극 및 대향 전극이 기판의 서로 반대면에 구비되고, 상기 작동 전극 위에 본 발명에 따른 포함되는 센싱 막이 적층되고, 작동 전극 및 대향 전극이 구비된 기판의 양쪽 면에 차례로 절연체, 확산막 및 보호막이 적층되는 것을 특징으로 하는 전기화학적 바이오센서가 제공된다.
구체적인 양태로서, 상기 기판은 PET(polyethylene terephthalate), PC(polycarbonate) 및 PI(polyimide)로 이루어진 군으로부터 선택되는 1종 이상의 소재로 된 것일 수 있다.
확산막으로는 Nafion, 셀룰로오스 아세테이트(cellulose acetate) 및 실리콘 고무(silicone rubber), 폴리우레탄, 폴리우레탄 기반 공중합체로 이루어진 군으로부터 선택되는 1종 이상을 사용할 수 있으며, 보호막으로는 실리콘 고무, 폴리우레탄 및 폴리우레탄 기반 공중합체로 이루어진 군으로부터 선택되는 1종 이상을 사용할 수 있으나 이에 제한되는 것은 아니다.
이러한 본 발명에 따른 전기화학적 바이오센서는 탁월하게 흡착력, 안정성 및 전자전달속도가 증가되어 반응 시간이 단축되고 감응의 선형성이 향상된다는 특징을 갖는다.
이하, 본 발명을 하기의 실시예에 의하여 더욱 상세히 설명한다. 단, 하기의 실시예는 본 발명을 예시하는 것일 뿐, 본 발명의 내용이 하기의 실시 예에 의해 한정되는 것은 아니다.
[실시예]
제조예 1: 본 발명에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 제조
본 발명에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 전기화학 센서를 제조하기 위하여 다음과 같은 방법을 통해 센서를 제조하였다. 먼저 전자전달매개체(PVI-Os(bpy)2Cl), 산화 환원 효소(glucose dehydrogenase) 및 가교물질(polyethylene glycol diglycidylether)을 각각 수계 또는 유기계 용매를 사용하여 용해시키고 교반 및 초음파 분산 방식을 사용하여 각각의 용액을 제조한 후, 제조된 각각의 용액을 혼합하여 혼합액을 제조하였다. 한편 전자 전달 매개체(PVI-Os(bpy)2Cl), 산화 환원 효소(glucose dehydrogenase), 가교물질(polyethylene glycol diglycidylether)이 포함된 용액과는 별도로 탄소나노튜브 분산액을 제조하였다. 탄소나노튜브 분산액은 먼저 탄소나노튜브(CNT)를 비이온성 계면활성제로서 sigma-aldrich에서 구매한 Triton-X와 함께 용매에 분산시켰으며 용매로는 물을 사용하여 분산액을 제조하였다. 탄소나노튜브 분산에는 초음파 분산 방식을 사용하였다. 이와 같은 방법으로 제조된 탄소나노튜브 분산액을 전자 전달 매개체(PVI-Os(bpy)2Cl), 산화 환원 효소(glucose dehydrogenase), 가교물질(polyethylene glycol diglycidylether) 혼합액과 추가적으로 혼합하였으며 분산을 위해 교반하였다. 이와 같은 방법으로 최종적으로 전자 전달 매개체(PVI-Os(bpy)2Cl), 산화 환원 효소(glucose dehydrogenase), 가교물질(polyethylene glycol diglycidylether) 및 탄소나노튜브를 포함하는 혼합액을 제조하였다.
나아가, 연속혈당용 전기화학 센서를 제작하기 위하여 상기 기술된 방법으로 제조한 용액을 carbon paste가 printing된 전극 위에 드롭(drop) 코팅 방식을 사용하여 코팅하였으며, 이후 상온에서 24시간 동안 가교 반응시켜 경화시켰다. 경화 후, 증류수를 사용하여 제조된 센서를 세척하였다.
비교예 1: 탄소나노튜브를 포함하지 않는 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 제조
탄소나노튜브를 포함하지 않는 전기화학 센서를 제조하기 위하여, 다음과 같은 방법을 통해 센서를 제조하였다.
전자전달매개체, 산화 환원 효소 및 가교물질을 각각 수계 또는 유기계 용매를 사용하여 용해시키고 교반 및 초음파 분산 방식을 사용하여 각각의 용액을 제조하고 제조된 각각의 용액을 혼합하여 최종적으로는 전자 전달 매개체, 산화 환원 효소 및 가교물질을 포함하는 혼합액을 제조하였다. 나아가, 연속혈당용 전기화학 센서를 제작하기 위하여 상기 기술된 방법으로 제조한 용액을 carbon paste가 printing된 전극 위에 드롭(drop) 코팅 방식을 사용하여 코팅하였으며, 이후 상온에서 24시간 동안 가교 반응시켜 경화시켰다. 경화 후, 증류수를 사용하여 제조된 센서를 세척하였다.
실시예 1: 탄소나노튜브의 포함 유무에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 cyclic voltammetry 비교
탄소나노튜브를 포함하는 전극의 전자 전달 성능을 탄소나노튜브를 포함하지 않는 전극과 비교하기 위한 방법으로 순환 전압 전류법(cyclic voltammetry)을 사용하였다. 순환 전압 전류법을 위한 기준전극으로는 Ag/AgCl전극이 사용되었다. 상대전극으로는 백금 와이어를 사용하였다. 순환 전압 전류법을 시행할 때 사용되는 전해질로 인산 버퍼(phosphate buffer)가 포함된 생리식염수를 사용하였다. 순환 전압 전류법을 시행할 때 인가 전압을 변환하는 주사 속도(scan rate)는 10 mV/s를 사용하였다. 전압의 인가 순서는 높은 전압에서 낮은 전압으로 먼저 주사하였다. 이 실험결과를 도 1에 나타내었다. 도 1에서 확인할 수 있는 바와 같이, 탄소나노튜브를 포함하는 전극이 그렇지 않은 전극보다 더 큰 산화환원피크(peak)를 나타냄을 알 수 있었다.
실시예 2: 탄소나노튜브의 포함 유무에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 저농도 글루코오스에 대한 감응도 비교
탄소나노튜브를 포함하는 전극의 낮은 글루코오스 농도 범위에서의 감응도를 탄소나노튜브를 포함하지 않는 전극과 비교하기 위하여, 제조예 1에서 제조된 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극을 사용하여, 낮은 농도의 글루코오스 용액에서 시간대전류법(chronoamperometry)를 시행하여 감응도를 비교하였다. 시간대전류법을 위한 기준전극으로는 Ag/AgCl전극이 사용되었다. 상대전극으로는 백금 와이어를 사용하였다. 시간대전류법 시행 시 인가하는 전압은 순환 전압전류법을 통해 측정한 그래프에서 측정한 산화 전압보다 더 양(+)의 방향으로 큰 전압을 인가시켰다. 전해질로는 인산 버퍼가 포함된 생리식염수를 사용하였다. 저농도 글루코오스 범위에서의 감응을 보기 위한 글루코오스 농도는 0.02 mM, 0.04 mM, 0.06 mM, 0.08 mM, 0.1 mM를 사용하였으며 실험은 12분간 진행하였다. 그 결과를 도 2에 나타내었다. 도 2에서 확인할 수 있는 바와 같이, 본 발명에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 전극이 그렇지 않은 전극에 비해 약 2배 정도 높은 감응성을 나타내는 것을 확인할 수 있었다.
실시예 3: 탄소나노튜브의 포함 유무에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 고농도 글루코오스에서의 감응도 비교
고농도 글루코오스에서 탄소나노튜브의 포함유무에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 유무에 따른 감응도를 비교하기 위하여, 실시예 2와 동일한 방법으로 진행하되 사용하는 글루코오스의 농도를 1 mM, 2 mM, 3 mM, 4 mM 및 5 mM를 사용하여 시험하였으며 그 결과를 도 3에 나타내었다. 도 3에서 확인할 수 있는 바와 같이, 탄소나노튜브를 포함하는 전극이 그렇지 않은 전극에 비해 약 2.5 배 높은 감응성을 나타내는 것을 알 수 있었다. 또한 탄소나노튜브를 포함하지 않는 전극은 고농도 영역에서 포화가 일어나 감응이 감소하였으나 탄소나노튜브를 포함하는 전극은 글루코오스 농도에 비례하여 전류가 선형적으로 증가하였음을 알 수 있었다.
실시예 4: 탄소나노튜브의 포함 유무에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 최대 전류 도달 시간 비교
탄소나노튜브를 포함하는 전극의 최대 전류 도달시간을 탄소나노튜브를 포함하지 않는 전극의 최대 전류 도달시간과 비교하기 위한 방법으로 시간대전류법(chronoamperometry)를 사용하였다. 이 때 기준전극, 상대전극, 인가 전압, 전해질은 상기 실시예 2, 3의 경우와 동일하게 하여 수행했다. 최대 전류에 도달하는 시간을 측정할 때 1M 농도인 글루코오스 용액을 첨가하여 최종적으로는 0.1 mM 농도이던 글루코스 농도를 1 mM로 바꾸었으며, 농도를 변경하였을 때 전류가 최대에 도달하는 시간을 확인하였다. 이때 전류의 범위가 증가한 전류크기의 ± 10 % 범위 이내로 노이즈가 발생한 경우 최대 전류에 도달한 것으로 보았으며, 그 결과를 도 4에 나타내었다. 도 4에서 알 수 있는 바와 같이, 탄소나노튜브가 포함되지 않는 전극은 글루코오스 농도가 변하여도 전류가 서서히 증가하여 안정적으로 최대 전류에 도달하는데 30초에서 1분이 소요되지만 탄소나노튜브를 포함하는 전극의 경우 수초 내로 최대 전류에 도달하는 것을 알 수 있었다.
실시예 5: 탄소나노튜브의 포함 유무에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 baseline current비교
탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극으로 0 mM 글루코오스 농도에서 측정되는 기선 전류(baseline current)를 확인하기 위하여, 시간대전류법(chronoamperometry)를 사용하였다. 이 때 기준전극, 상대전극, 인가 전압, 전해질은 상기 실시예 2, 3의 경우와 동일하다. 기선전류를 측정할 때는 글루코오스를 전해질에 첨가하지 않은 상태로 시간대전류법을 실시하였다. 또한 전압을 인가하고 충분한 시간 동안 유지하여 전류가 안정적인 범위 내에서 유지되도록 한 후 유지된 전류의 크기를 기선전류로 한다. 이 때 범위는 전류크기의 ± 10 % 이내로 하였으며, 그 결과를 도 5에 나타내었다. 도 5에서 확인할 수 있는 바와 같이, 탄소나노 튜브를 포함하지 않는 전극의 경우 글루코오스가 전혀 없는 조건임에도 0.1 μA이상의 높은 기선 전류가 흐르는 것을 알 수 있지만 탄소나노튜브를 포함하는 전극은 전극 안의 전자전달매개체를 완전히 산화시킴으로써 0.05 μA이하 의 낮은 기선 전류(baseline current)를 보임을 알 수 있었다.
실시예 6: 탄소나노튜브를 포함하는 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 시간별 감응도 안정성 확인
탄소나노튜브를 포함하는 전극의 시간별 감응도 안정성을 확인하기 위한 방법으로 시간대전류법(chronoamperometry)를 사용하였다. 이 때 기준전극, 상대전극, 인가 전압, 전해질은 상기 실시예 2, 3의 경우와 동일하다. 측정은 일정시간 동안 센서를 특정 조건에서 보관하는 단계와 특정 조건에서 일정 시간 동안 보관한 센서의 감응도를 시간대전류법을 통해 측정하는 단계로 구성되며 일정 시간 동안 보관하는 단계와 시간대 전류법을 시행하는 단계가 번갈아가며 구성된다. 따라서, 본 시험에서는 탄소나노튜브를 포함하는 전극 위에 나피온(nafion)을 코팅한 후 0.5 mM 글루코오스/PBS용액에서 0.35 V vs Ag/AgCl을 걸어 구동시켜 14일 동안의 전극 성능 변화를 확인하였다. 감응도는 1 mM 이하 농도의 글루코오스 용액에서 시간대전류법을 통해 측정한 전류를 글루코오스 농도로 나눈 값을 통해 확인하였다. 센서를 일정 시간 동안 보관하는 조건으로 전해질에 1 M 농도의 글루코오스를 첨가하여 최종적으로는 5 mM농도인 글루코오스 용액이 되도록하였다. 그 결과를 도 6에 나타내었다. 도 6에 나타난 바와 같이, 본 발명에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 전극은, 그 감도(sensitivity)가 기온이나 측정 오류에 따라 오차를 나타내기는 하지만 대체적으로 안정적인 감도(sensitivity)가 유지되는 것을 알 수 있었다.
제조예 2: 본 발명에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 제조
본 발명에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 전기화학 센서를 제조하기 위하여 다음과 같은 방법을 통해 센서를 제조하였다. 먼저 전자전달매개체로서 PVI-Os(bpy)2Cl(PVI: 폴리비닐이미다졸, bpy: 바이피리딘), 산화 환원 효소(GDH) 및 가교물질로서 PEGDGE을 각각 증류수에 용해하고 교반 및 초음파 분산 방식을 사용하여 각각의 용액을 제조하고, 제조된 각각의 용액을 혼합하여 최종적으로는 전자 전달 매개체, 산화 환원 효소 및 가교물질을 포함하는 혼합액을 제조하였다.
한편 전자 전달 매개체, 산화 환원 효소, 가교물질이 포함된 용액과는 별도로 탄소나노튜브 분산액을 제조하였다. 탄소나노튜브 분산액은 먼저 탄소나노튜브(CNT)를 비이온성 계면활성제로서 sigma-aldrich에서 구매한 Triton-X와 함께 용매에 분산시켰으며 용매로는 물을 사용하여 분산액을 제조하였다. 탄소나노튜브 분산에는 초음파 분산 방식을 사용하였다. 이와 같은 방법으로 제조된 탄소나노튜브 분산액을 전자전달 매개체, 산화 환원 효소, 가교물질 혼합액과 추가적으로 혼합하였으며 분산을 위해 교반하였다. 이와 같은 방법으로 최종적으로 전자 전달 매개체, 산화 환원 효소, 가교물질 및 탄소나노튜브 를 포함하는 혼합액을 제조하였다.
나아가, 연속혈당용 전기화학 센서를 제작하기 위하여 상기 기술된 방법으로 제조한 용액을 carbon paste가 printing된 전극 위에 드롭(drop) 코팅 방식을 사용하여 코팅하였다. 전극은 screen printed carbon electrode를 사용하였다. 이후 상온에서 24시간 동안 섭씨 25 oC, 상대습도 50 %가 유지되는 오븐에서 가교 반응시켜 경화시켰다. 경화 후, 증류수를 사용하여 제조된 센서를 세척하였다.
실시예 7: 탄소나노튜브의 포함 유무에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 고농도 글루코오스에 대한 감응도 비교-2
제조예 2에서 제조된 탄소나노튜브가 포함된 전극과 포함되지 않은 전극을 사용하여, 높은 농도의 글루코오스 용액에서 시간대전류법(chronoamperometry)를 시행하여 감응도를 비교하였다. 시간대전류법을 위한 기준전극으로는 Ag/AgCl전극이 사용되었다. 상대전극으로는 백금 와이어를 사용하였다. 시간대전류법 시행 시 인가하는 전압은 순환 전압전류법을 통해 측정한 그래프에서 측정한 산화 전압보다 더 양(+)의 방향으로 큰 전압(0.4 V vs)을 인가시켰다. 전해질로는 인산 버퍼가 포함된 생리식염수를 사용하였다. 저농도 글루코오스 범위에서의 감응을 보기 위한 글루코오스 농도는 1 mM, 2 mM, 3 mM, 4 mM, 5 mM를 사용하였으며 실험은 12분간 진행하였다. 그 결과를 도 7에 나타내었다. 도 7에서 확인할 수 있는 바와 같이, 탄소나노튜브를 포함하지 않는 전극은 감응성을 거의 나타내지 않는데 비해 본 발명에 따른 탄소나노튜브를 포함하는 전극은 높은 감응성을 나타내는 것을 확인할 수 있었다.
실시예 8: 탄소나노튜브의 포함 유무에 따른 센서의 초기 안정화 효과 비교
제조예 2에서 제조된 탄소나노튜브를 포함하는 전극과 포함되지 않은 전극의 초기 안정화 효과를 비교하기 위하여 다음과 같은 방법에 의해 시험을 실시하였다
작업 전극으로 탄소나노튜브를 포함하는 전극 또는 포함하지 않는 전극을 사용하였고 기준전극으로는 Ag/AgCl전극이 사용되었으며 상대전극으로는 백금 와이어를 사용하였다. 시간대전류법 시행 시 인가하는 전압은 순환 전압전류법을 통해 측정한 그래프에서 측정한 산화 전압보다 더 양(+)의 방향으로 큰 전압(0.4 V vs)을 인가시켰다. 전해질로는 인산 버퍼가 포함된 생리식염수를 사용하였다. 안정화 경향을 보기 위한 생리 식염수의 글루코오스 농도는 0 mM이며 실험은 5분간 진행하였다. 그 결과를 도 8에 나타내었다. 도 8에서 알 수 있는 바와 같이, 탄소나노튜브가 포함되지 않은 전극은 전압 인가 후 3분 정도까지도 전류의 안정화가 이루어지지 않는데 반해, 본 발명에 따른 탄소나노튜브가 포함된 전극은 최초 전압 인가시부터 전류의 안정화가 이루어지는 것을 확인하였다.
실시예 9: 탄소나노튜브의 포함 유무에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 글루코오스 농도에 따른 감응 전류 변화 비교
제조예 2에서 제조된 탄소나노튜브를 포함하는 전극과 포함되지 않은 전극의 감응 전류 변화를 비교하기 위하여 다음과 같은 방법에 의해 시험을 실시하였다. 작업 전극으로 탄소나노튜브를 포함하는 전극 또는 포함하지 않는 전극을 사용하였고 기준전극으로는 Ag/AgCl전극이 사용되었으며 상대전극으로는 백금 와이어를 사용하였다. 시간대전류법 시행 시 인가하는 전압은 순환 전압전류법을 통해 측정한 그래프에서 측정한 산화 전압보다 더 양(+)의 방향으로 큰 전압(0.4 V vs Ag/AgCl)을 인가시켰다. 전해질로는 인산 버퍼가 포함된 생리식염수를 사용하였다. 생리식염수의 글루코오스 농도가 변하였을 때 전류의 변화를 비교하기 위하여 글루코오스 농도를 0.1 mM에서 1 mM로 바꾸었으며 0.1 mM에서 1분, 1 mM에서 1분간 총 2분 동안 0.4 V vs Ag/AgCl을 인가하여 실험 하였다. 그 결과를 도 9에 나타내었다. 도 9에서 알 수 있는 바와 같이, CNT를 포함하지 않는 전극의 경우는 최대 전류에 도달하는 시간이 수분 이상 소요되었으나 CNT를 포함하는 전극의 경우는 수초 이내에 최대 전류에 도달하여 CNT를 포함하는 전극의 감응 변화속도가 빠름을 확인하였다.
실시예 10: 탄소나노튜브의 포함 유무에 따른 연속 혈당 측정용 전기화학적 센서의 Scan rate별 cyclic voltammetry 비교
탄소나노튜브를 포함하는 전극의 전자 전달 성능을 탄소나노튜브를 포함하지 않는 전극과 비교하기 위한 방법으로 순환 전압 전류법(cyclic voltammetry)을 사용하였다. 순환 전압 전류법을 위한 기준전극으로는 Ag/AgCl전극이 사용되었다. 상대전극으로는 백금 와이어를 사용하였다. 순환 전압 전류법을 시행할 때 사용되는 전해질로 인산 버퍼(phosphate buffer)가 포함된 생리식염수를 사용하였다. 순환 전압 전류법을 시행할 때 인가 전압을 변환하는 주사 속도(scan rate)는 1, 2, 5 및 10 mV/s를 사용하였다. 전압의 인가 순서는 높은 전압에서 낮은 전압으로 먼저 주사하였다. 이 실험결과를 도 10, 11 및 12에 나타내었다. 도 10은 전압의 변화에 따른 전류값의 변화를 나타낸 그래프로, 도 10에서 확인할 수 있는 바와 같이, 탄소나노튜브를 포함하는 전극이 그렇지 않은 전극보다 모든 scan rate에서 더 큰 산화환원피크(peak)를 나타냄을 알 수 있었다. 도 11a, b 및 12 a, b는 탄소나노튜브를 포함한 경우(도 11a 및 b) 및 포함하지 않는 경우(도 12)의 실험결과를 peak plot으로 나타낸 그래프로 CNT를 포함하지 않는 전극의 경우 CV peak의 전류 크기가 scan rate의 1/2승에 비례하여 확산 메커니즘을 따르지만 CNT를 포함하는 전극의 경우 CV peak의 전류 크기가 scan rate 1/2승의 증가 폭 보다 큰 폭으로 증가하였으며 10 mV/s 이하의 scan rate에서는 scan rate의 1승에 비례하였으므로 CNT를 포함하는 전극의 경우 포함하지 않는 전극보다 표면 반응이 증가하였음을 알 수 있었다.

Claims (14)

  1. 탄소나노튜브, 전자 전달 매개체, 가교 물질 및 산화환원효소를 포함하고, 상기 전자 전달 매개체는 Os, Rh, Ru, Ir, Fe 및 Co 로 이루어진 군으로부터 선택되는 1종의 전이금속 및 한 자리 또는 복수 자리 리간드를 포함하는 전이금속착제, 및 중합체 골격(backbone)을 포함하는 것인 생체신호 측정을 위한 전기화학적 바이오센서용 센싱 막.
  2. 제1항에 있어서, 상기 생체신호 측정을 위한 전기화학적 바이오센서는 연속혈당 측정용 전기화학적 바이오센서인 것인, 전기화학적 바이오센서용 센싱 막.
  3. 제1항에 있어서, 상기 탄소나노튜브는 전체 센싱 막 중량 대비 1 내지 20 중량%로 포함되는 것인, 전기화학적 바이오센서용 센싱 막.
  4. 삭제
  5. 삭제
  6. 제1항에 있어서, 상기 중합체 골격과 전이금속 착체를 연결하는 링커 구조를 더 포함하는 것인, 전기화학적 바이오센서용 센싱 막.
  7. 제1항에 있어서, 상기 중합체 골격은 폴리비닐피리딘 (Poly(vinylpyridine): PVP) 및 폴리비닐이미다졸 (Poly(vinylimidazole): PVI) 및 폴리알릴글라이시딜에터 (Poly allyl glycidyl ether: PAGE) 로 이루어진 군으로부터 선택되는 1종 이상인 것인, 전기화학적 바이오센서용 센싱 막.
  8. 제1항에 있어서, 상기 리간드는 피리딘 및 이미다졸로 이루어지는 군으로부터 선택되는 1종 이상의 헤테로고리 화합물인 것인, 전기화학적 바이오센서용 센싱 막.
  9. 제1항에 있어서, 상기 산화환원효소는 탈수소효소 (dehydrogenase), 산화효소 (oxidase), 및 에스테르화효소 (esterase)로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상의 산화환원효소; 또는
    탈수소효소, 산화효소, 및 에스테르화효소로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상의 산화환원효소와 플라빈 아데닌 디뉴클레오타티드 (flavin adenine dinucleotide, FAD), 니코틴아미드 아데닌 디뉴클레오티드 (nicotinamide adenine dinucleotide, NAD), 및 피롤로퀴놀린 퀴논 (Pyrroloquinoline quinone, PQQ)로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상의 보조인자를 포함하는 것인, 연속 혈당 측정 전기화학적 바이오센서용 센싱 막.
  10. 제1항에 있어서, 상기 탄소나노튜브는 단일벽탄소나노튜브, 다중벽탄소나노튜브 또는 단일벽탄소나노튜브 및 다중벽탄소나노튜브의 블렌드인 것인, 연속 혈당 측정 전기화학적 바이오센서용 센싱 막.
  11. 제1항 내지 제3항, 및 제6항 내지 제10항 중 어느 한 항에 따른 생체신호 측정을 위한 전기화학적 바이오센서용 센싱 막, 전극, 가교 물질 및 폴리음이온성 중합체를 포함하는 전기화학적 바이오센서.
  12. 제11항에 있어서, 상기 전기화학적 바이오센서는 연속혈당 측정용인 것인, 전기화학적 바이오센서.
  13. 제11항에 있어서, 확산막(diffusion layer), 보호막(protection layer), 절연체(insulator) 및 기판을 더 포함하는 것인, 전기화학적 바이오센서.
  14. 제11항에 있어서, 상기 전극은 작동 전극 및 대향 전극으로 이루어진 2 전극이거나 작동 전극, 대향 전극 및 기준 전극으로 이루어진 3 전극인 것인, 전기화학적 바이오센서.
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