KR20230140906A - Non-invasive glucose meter using saliva and manufacturing method thereof - Google Patents
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Abstract
본 발명은 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서 및 이의 제조방법에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 높은 민감도와 빠른 응답성을 갖는 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서는 전극이 형성된 하판; 분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구가 형성되는 상판; 상기 하판과 상판 사이에 적층되며, 시료 유입구와 대응되는 위치에 시료유입채널이 형성되는 스페이서; 상기 하판과 스페이서의 적층에 의해 형성된 반응셀에 효소 고정화 용액을 코팅하여 형성된 효소 고정화층;을 포함하는 것을 특징으로 한다.The present invention relates to a non-blood glucose measurement sensor using saliva and a method of manufacturing the same. More specifically, it relates to a non-blood glucose measurement sensor using saliva with high sensitivity and fast response and a method of manufacturing the same.
The non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention includes a lower plate on which electrodes are formed; An upper plate where a sample inlet is formed through which saliva to be analyzed flows; a spacer laminated between the lower plate and the upper plate and forming a sample inlet channel at a position corresponding to the sample inlet; and an enzyme immobilization layer formed by coating an enzyme immobilization solution on the reaction cell formed by stacking the lower plate and the spacer.
Description
본 발명은 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서 및 이의 제조방법에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 높은 민감도와 빠른 응답성을 갖는 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다.The present invention relates to a non-blood glucose measurement sensor using saliva and a method of manufacturing the same. More specifically, it relates to a non-blood glucose measurement sensor using saliva with high sensitivity and fast response and a method of manufacturing the same.
당뇨병 환자의 자가 측정 또는 병원에서 사용하는 혈당측정 방식은 채혈식으로 혈액을 직접 뽑아 혈당을 측정하는데, 이는 지속적으로 사용시 상당한 고통을 수반하며, 반복되는 채혈로 인하여 감염의 우려가 존재한다. The blood sugar measurement method used by diabetic patients at home or in hospitals involves directly drawing blood to measure blood sugar levels, which involves considerable pain when used continuously, and there is a risk of infection due to repeated blood collection.
채혈방식의 혈당측정의 한계를 극복하기 위해서 초음파, 열전도도, 임피던스 등의 원리를 적용한 비침습식 혈당측정 센서들이 제안되어 왔으나 감도가 떨어지거나, 측정시간이 오래 걸리고, 알러지, 피부자극 등의 부작용이 존재하며 장비 소형화도 어려워 휴대할 수 없으며 고가로 경제적 부담이 있다.To overcome the limitations of blood glucose measurement through blood collection, non-invasive blood glucose measurement sensors that apply principles such as ultrasound, thermal conductivity, and impedance have been proposed, but they have poor sensitivity, take a long time to measure, and have side effects such as allergies and skin irritation. It is difficult to miniaturize the equipment, so it is not portable, and it is expensive, which is an economic burden.
비침습식 혈당측정 장치 중 연속혈당 측정기는 복부 및 팔뚝에 부착하여 약 7일간 연속해서 혈당을 측정하는 것으로 실시간 혈당측정이 가능하다는 장점이 있으나 혈당 데이터가 정확하지 않고 가격이 고가로 경제적 부담이 큰 한계가 있다.Among non-invasive blood sugar measurement devices, the continuous blood sugar meter has the advantage of being able to measure blood sugar in real time by attaching it to the abdomen and forearm to measure blood sugar continuously for about 7 days. However, the blood sugar data is inaccurate and the price is high, which poses a significant financial burden. There is.
한편, 타액에 들어있는 포도당을 측정하여 혈액 속의 포도당 농도를 추정하고자 하는 노력이 있었다. 타액에 포함된 포도당은 혈액 대비 미량이고, 미량의 포도당을 측정하기에 센서 민감도가 높지 못하고 실제 혈당과의 상관도가 떨어지는 문제점을 안고 있다.Meanwhile, there have been efforts to estimate the concentration of glucose in the blood by measuring glucose in saliva. The amount of glucose contained in saliva is small compared to blood, and since it measures a small amount of glucose, the sensor sensitivity is not high and the correlation with actual blood sugar is low.
본 발명자는 고성능의 비채혈식 혈당측정센서를 개발하기 위한 연구의 일환으로 높은 민감도를 가지며, 실제 혈당과의 상관도가 높은 비채혈 혈당측정센서를 개발하여 본 발명에 이르게 되었다.As part of research to develop a high-performance non-blood glucose measurement sensor, the present inventor developed a non-blood glucose measurement sensor with high sensitivity and a high correlation with actual blood sugar, which led to the present invention.
상기와 같은 문제점을 해결하기 위한 본 발명의 목적은 높은 민감도와 빠른 응답성을 갖는 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서 및 이의 제조방법을 제공하는 것이다.The purpose of the present invention to solve the above problems is to provide a non-blood glucose measurement sensor using saliva with high sensitivity and fast response and a method of manufacturing the same.
상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서는 전극이 형성된 하판;과 분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구가 형성되는 상판;과 상기 하판과 상판 사이에 적층되며, 시료 유입구와 대응되는 위치에 시료유입채널이 형성되는 스페이서;와 상기 하판과 스페이서의 적층에 의해 형성된 반응셀에 효소 고정화 용액을 코팅하여 형성된 효소 고정화층;을 포함한다.The non-blood glucose measurement sensor using saliva of the present invention to solve the above problem includes a lower plate on which electrodes are formed; an upper plate on which a sample inlet through which the saliva to be analyzed is formed; and a lamination between the lower plate and the upper plate, and a sample inlet. It includes a spacer in which a sample inlet channel is formed at a position corresponding to the spacer; and an enzyme immobilization layer formed by coating an enzyme immobilization solution on the reaction cell formed by stacking the lower plate and the spacer.
상기 전극은 니켈-금 도금 전극인 것을 특징으로 한다.The electrode is characterized as a nickel-gold plated electrode.
상기 효소 고정화층은 잉크젯 디스펜서를 이용하여 형성되는 것을 특징으로 한다.The enzyme immobilization layer is characterized in that it is formed using an inkjet dispenser.
상기 효소 고정화층은 잉크젯 디스펜서로 효소 고정화 용액을 0.1 내지 10 pℓ로 분사 후 건조하여 형성되는 것을 특징으로 한다.The enzyme immobilization layer is characterized in that it is formed by spraying 0.1 to 10 pℓ of the enzyme immobilization solution with an inkjet dispenser and then drying it.
상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법은 전극이 형성된 하판을 준비하는 하판준비단계(S100);와 분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구가 형성된 상판을 준비하는 상판준비단계(S200);와 상기 하판 상부에 적층되며, 시료 유입구와 대응되는 위치에 시료유입채널이 형성된 스페이서를 적층하는 스페이서 적층단계(S300);와 상기 하판과 스페이서의 적층에 의해 형성된 반응셀에 효소 고정화 용액을 코팅하여 효소 고정화층을 형성하는 효소 고정화층 형성단계(S400);와 준비된 상판을 스페이서 상에 적층하는 상판 적층단계(S500)를 포함한다.The method of manufacturing a non-blood glucose measurement sensor using saliva of the present invention to solve the above problem includes a lower plate preparation step (S100) of preparing a lower plate with electrodes; and preparing an upper plate with a sample inlet through which saliva to be analyzed flows. An upper plate preparation step (S200); and a spacer stacking step (S300) of stacking a spacer on the upper part of the lower plate and having a sample inlet channel formed at a position corresponding to the sample inlet; and a reaction formed by stacking the lower plate and the spacer. It includes an enzyme immobilization layer forming step (S400) of coating the cell with an enzyme immobilization solution to form an enzyme immobilization layer (S400); and a top plate stacking step (S500) of stacking the prepared top plate on the spacer.
상기 하판준비단계(S100)에서 전극은 니켈-금 도금 전극인 것을 특징으로 한다.In the lower plate preparation step (S100), the electrode is characterized as a nickel-gold plating electrode.
상기 효소 고정화층 형성단계(S400)는 잉크젯 디스펜서를 이용하여 효소 고정화층을 형성하는 것을 특징으로 한다.The enzyme immobilization layer forming step (S400) is characterized by forming an enzyme immobilization layer using an inkjet dispenser.
상기 효소 고정화층 형성단계(S400)는 잉크젯 디스펜서로 효소 고정화 용액을 0.1 내지 10 pℓ로 분사 후 건조하여 형성되는 것을 특징으로 한다.The enzyme immobilization layer forming step (S400) is characterized in that it is formed by spraying 0.1 to 10 pℓ of the enzyme immobilization solution using an inkjet dispenser and then drying it.
상술한 바와 같이, 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서 및 이의 제조방법에 의하면, 높은 민감도와 빠른 응답성을 가지며, 비채혈식으로 간편하게 혈당을 측정할 수 있는 효과가 있다. As described above, according to the non-blood glucose measurement sensor using saliva and its manufacturing method according to the present invention, it has high sensitivity and fast response, and has the effect of easily measuring blood sugar through a non-blood collection method.
도 1은 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 적층구조를 보여주는 모식도.
도 2는 본 발명의 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 적층구조를 보여주는 단면도.
도 3은 본 발명의 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법의 순서도.
도 4는 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서가 측정장치에 적용된 예시.
도 5는 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 I-T 테스트 결과.
도 6은 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 실시예로 타액당 농도별 전류 직선성 테스트결과.
도7은 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서에 적용되는 전극 재질에 따른 측정 신뢰도를 보여주는 것으로, A)는 니켈-금 도금 전극, (B)는 종래 탄소 페이스트 전극을 사용하였을 때 측정 신뢰도.Figure 1 is a schematic diagram showing the layered structure of a non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention.
Figure 2 is a cross-sectional view showing the layered structure of the non-blood glucose measurement sensor using saliva of the present invention.
Figure 3 is a flow chart of the manufacturing method of the non-blood glucose measurement sensor using saliva of the present invention.
Figure 4 is an example of a non-blood glucose measurement sensor using saliva applied to a measuring device.
Figure 5 is an IT test result of a non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention.
Figure 6 shows the current linearity test results for each concentration of saliva in an example of a non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention.
Figure 7 shows the measurement reliability according to the electrode material applied to the non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention, where A) is a nickel-gold plated electrode and (B) is a conventional carbon paste electrode. Measurement reliability.
본 발명의 구체적 특징 및 이점들은 이하에서 첨부도면을 참조하여 상세히 설명한다. 이에 앞서 본 발명에 관련된 기능 및 그 구성에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는 구체적인 설명을 생략하기로 한다.Specific features and advantages of the present invention will be described in detail below with reference to the accompanying drawings. Prior to this, if it is determined that a detailed description of the functions and configuration related to the present invention may unnecessarily obscure the gist of the present invention, the detailed description will be omitted.
본 발명은 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서 및 이의 제조방법에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 높은 민감도와 빠른 응답성을 갖는 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다. The present invention relates to a non-blood glucose measurement sensor using saliva and a method of manufacturing the same. More specifically, it relates to a non-blood glucose measurement sensor using saliva with high sensitivity and fast response and a method of manufacturing the same.
도 1 및 도 2는 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 적층구조를 보여준다.Figures 1 and 2 show the layered structure of a non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention.
본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서는 전극(50)이 형성된 하판(100)과 분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구(310)가 형성되는 상판(300)과 상기 하판과 상판 사이에 적층되며, 시료 유입구와 대응되는 위치에 시료유입채널(210)이 형성된 스페이서(200)와 상기 하판과 스페이서의 적층에 의해 형성된 반응셀(400)에 효소 고정화 용액을 코팅하여 형성된 효소 고정화층(410)을 포함한다.The non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention has a lower plate 100 on which electrodes 50 are formed, an upper plate 300 on which a sample inlet 310 through which the saliva to be analyzed is formed, and between the lower plate and the upper plate. A spacer 200 that is stacked and has a sample inlet channel 210 formed at a position corresponding to the sample inlet, and an enzyme immobilization layer 410 formed by coating an enzyme immobilization solution on the reaction cell 400 formed by stacking the lower plate and the spacer. ) includes.
하판(100)은 전극(50)이 형성되어 분석대상 타액과 효소 고정화 물질의 산화환원반응에 의해 형성된 전기적 신호를 발생시킨다. The lower plate 100 is formed with electrodes 50 to generate an electrical signal formed by a redox reaction between the saliva to be analyzed and the enzyme immobilization material.
상기 하판(100)은 베이스 기재상에 전극(50)이 형성된 것으로, 상기 전극(50)은 분석대상 타액과 효소 고정화 물질의 산화환원반응에 의해 전기적 신호를 발생시키고, 전극은 리드단자(미도시)와 연결되어 전기적 신호를 측정장치로 전달하고, 측정장치에서는 검출된 전기적 신호값을 토대로 분석대상 타액이 포함하는 당의 농도를 측정하고, 측정된 타액당과 혈당과의 상관계수를 적용하여 타액당 결과치를 혈당값으로 변환하여 혈당값을 디스플레이한다.The lower plate 100 has an electrode 50 formed on a base substrate. The electrode 50 generates an electrical signal by a redox reaction between the saliva to be analyzed and the enzyme immobilization material, and the electrode is connected to a lead terminal (not shown). ) is connected to transmit an electrical signal to the measuring device, and the measuring device measures the concentration of sugar contained in the saliva to be analyzed based on the detected electrical signal value, and applies the correlation coefficient between the measured salivary sugar and blood sugar to determine the salivary sugar The result is converted to a blood sugar value and the blood sugar value is displayed.
타액당을 통해 혈당값을 측정하는 메커니즘은 하기와 같다. The mechanism for measuring blood sugar levels through salivary sugar is as follows.
분석대상 타액 내에 함유되어 있는 포도당은 글루코스 산화효소와의 효소반응에 의해 산화되어 글루콘산이 되고, 글루코스 산화효소는 환원된다. 환원된 글루코스 산화효소는 전자 전달 매개체와의 반응을 통해 다시 산화되고, 산화된 글루코스 산화효소는 다른 글루코스와 반응한다. 이와 함께 환원된 전자 전달 매개체는 전압이 가해진 전극 표면으로 이동하여 전자를 잃고 전기화학적으로 다시 산화되어 상기 반응에 계속 참여하게 된다. 이러한 전자 전달 매개체의 산화 과정에서 발생되는 전류는 타액 내의 글루코스 농도와 비례하게 되며, 250 내지 400 mV 전압을 전극에 인가하여 작업전극과 기준전극 사이의 전류량을 측정하여 분석대상 타액에 포함된 포도당 농도를 정량적으로 측정하고, 실제 혈당과 타액당의 상관계수를 적용하여 혈당값을 변환함으로써 비채혈식으로 혈당값을 측정할 수 있게 된다.Glucose contained in the saliva to be analyzed is oxidized to gluconic acid through an enzymatic reaction with glucose oxidase, and glucose oxidase is reduced. Reduced glucose oxidase is oxidized again through reaction with an electron transfer mediator, and oxidized glucose oxidase reacts with other glucose. At the same time, the reduced electron transfer medium moves to the surface of the electrode to which voltage is applied, loses electrons, and is electrochemically oxidized again to continue participating in the reaction. The current generated during the oxidation process of the electron transfer mediator is proportional to the glucose concentration in saliva, and a voltage of 250 to 400 mV is applied to the electrode to measure the amount of current between the working electrode and the reference electrode to measure the glucose concentration contained in the saliva to be analyzed. By quantitatively measuring and converting the blood sugar value by applying the correlation coefficient between actual blood sugar and saliva sugar, it is possible to measure the blood sugar value through a non-blood sampling method.
상기 전극(50)은 기준전극, 작업전극 및 보조전극을 포함하며, 상기 전극(50)의 재질은 니켈, 금, 구리, 티탄, 은, 알루미늄, 게르마늄, 텅스텐, 주석, 안티모니, 인듐, 카드뮴, 팔라듐, 납, 아연 및 백금 중 적어도 어느 하나를 포함할 수 있으며, 바람직하게는, 니켈-금 도금 전극을 사용할 수 있다.The electrode 50 includes a reference electrode, a working electrode, and an auxiliary electrode, and the electrode 50 is made of nickel, gold, copper, titanium, silver, aluminum, germanium, tungsten, tin, antimony, indium, and cadmium. , may contain at least one of palladium, lead, zinc, and platinum, and preferably, a nickel-gold plated electrode may be used.
상기 베이스 기재는 절연성을 갖는 고분자 화합물 필름이라면 한정하지 않으나, 구체적으로는 폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET), 폴리에스테르(polyester), 폴리카보네이트(polycarbonate), 폴리스틸렌(polystylene), 폴리이미드(polyimide), 폴리비닐클로라이드(polyvinylchloride) 및 폴리에틸렌(polyethylene)중 적어도 어느 하나를 포함할 수 있으며, 바람직하게는, 폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET)를 사용할 수 있다.The base material is not limited as long as it is a polymer compound film with insulating properties, but specifically, polyethylene terephthalate (PET), polyester, polycarbonate, polystyrene, polyimide, polyvinyl. It may contain at least one of polyvinylchloride and polyethylene, and preferably, polyethylene terephthalate (PET) can be used.
상기 베이스 기재의 두께는 50 내지 300 ㎛, 바람직하게는, 150 내지 200 ㎛ 인 것을 사용할 수 있다.The base substrate may have a thickness of 50 to 300 ㎛, preferably 150 to 200 ㎛.
니켈-금 도금 전극은 베이스 기재상에 1차로 니켈도금층을 형성하고, 전극을 패터닝한 후에 니켈도금층 상에 2차로 금도금층을 형성한 것으로, 상기 니켈도금과 금도금층은 무전해 도금법을 이용하여 형성될 수 있다.Nickel-gold plated electrodes are formed by first forming a nickel-plated layer on a base substrate, and then forming a second gold-plated layer on the nickel-plated layer after patterning the electrode. The nickel-plated and gold-plated layers are formed using an electroless plating method. It can be.
니켈도금층은 수용성 니켈염, 환원제, 착화제, 완충제를 함유하는 니켈 도금액을 이용하여 40 내지 60℃에서 5 내지 15분간 처리하여 0.1 내지 5 ㎛, 바람직하게는, 0.5 내지 1.5 ㎛ 두께로 형성된다.The nickel plating layer is formed to a thickness of 0.1 to 5 μm, preferably 0.5 to 1.5 μm, by treating the plating solution at 40 to 60°C for 5 to 15 minutes using a nickel plating solution containing a water-soluble nickel salt, reducing agent, complexing agent, and buffer.
전극의 패터닝은 포토리소그래피법을 이용하여 수행될 수 있으며, 선폭 300 내지 500㎛, 선 간격 80 내지 150 ㎛ 로 형성될 수 있으며, 바람직하게는, 전극의 선폭은 350 내지 450㎛, 선 간격은 90 내지 110㎛로 형성될 수 있다.Patterning of the electrode can be performed using a photolithography method, and can be formed with a line width of 300 to 500 ㎛ and a line spacing of 80 to 150 ㎛. Preferably, the electrode has a line width of 350 to 450 ㎛ and a line spacing of 90 ㎛. It can be formed from 110㎛ to 110㎛.
금 도금층은 금염, 환원제, 착화제, 유기산을 함유하는 금 도금액을 이용하여 60 내지 80℃에서 1 내지 5분간 처리하여 0.01 내지 0.05㎛, 바람직하게는, 0.02 내지 0.03 ㎛ 두께로 형성된다.The gold plating layer is formed to a thickness of 0.01 to 0.05 μm, preferably 0.02 to 0.03 μm, by treating the gold plating solution at 60 to 80°C for 1 to 5 minutes using a gold plating solution containing a gold salt, a reducing agent, a complexing agent, and an organic acid.
제조된 니켈-금 도금 전극은 표면저항 5Ω 이하, 구체적으로 3Ω 이하를 가지며, 타액당과 효소의 산화환원 반응에서 생성된 전자이동도가 높고, 불용성으로 화학적으로 안정하다.The manufactured nickel-gold plated electrode has a surface resistance of 5Ω or less, specifically 3Ω or less, has high electron mobility generated from the redox reaction of salivary sugar and enzymes, and is insoluble and chemically stable.
상판(300)은 하판의 전극 및 효소 고정화층을 보호하고, 분석대상 타액의 유입을 용이하게 하도록 하기 위하여 형성되는 것으로, 분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구(310)가 형성된다.The upper plate 300 is formed to protect the electrode and enzyme immobilization layer of the lower plate and to facilitate the inflow of the saliva to be analyzed, and a sample inlet 310 through which the saliva to be analyzed is formed.
한편, 분석대상 타액은 친수성을 갖는데, 상기 특성을 고려하여 상판(300)의 시료 유입구(310) 및 유입구 주변부 재질은 친수성을 갖도록 형성되어 분석대상 타액의 흡입속도를 향상시킬 수 있으며, 나머지 부분은 소수성을 갖도록 형성하여 상판을 따라 분석대상 타액이 흐르거나 흡수되지 않도록 할 수 있다.On the other hand, the saliva to be analyzed has hydrophilicity. Considering the above characteristics, the sample inlet 310 and the material around the inlet of the upper plate 300 are formed to have hydrophilic properties to improve the suction speed of the saliva to be analyzed, and the remaining parts are formed to have hydrophilic properties. It can be formed to have hydrophobicity to prevent the saliva to be analyzed from flowing or being absorbed along the upper plate.
또한, 상기 상판(300)은 시료 유입구(310)로 갈수록 경사지도록 형성되어 분석대상 타액이 시료 유입구로 집중될 수 있도록 할 수 있다.Additionally, the upper plate 300 may be formed to be inclined toward the sample inlet 310 so that the saliva to be analyzed can be concentrated into the sample inlet.
스페이서(200)는 상기 하판과 상판 사이에 적층되어 상기 하판과 상판 사이에 이격된 공간이 생기도록 하며, 상판의 시료 유입구와 대응되는 위치에 분석대상 타액이 유입되는 유로인 시료유입채널(210)이 형성된다.The spacer 200 is laminated between the lower plate and the upper plate to create a space between the lower plate and the upper plate, and a sample inlet channel 210, which is a flow path through which saliva to be analyzed flows, is located at a position corresponding to the sample inlet of the upper plate. This is formed.
상기 스페이서(200)의 양면은 접착처리되어 상기 하판과 상판과 접촉되는 부위와 접착된다. 접착처리는 접착제 도포 및 접착필름 처리 중 어느 하나를 포함할 수 있다. Both sides of the spacer 200 are bonded to the area in contact with the lower plate and the upper plate. Adhesion treatment may include either adhesive application or adhesive film treatment.
상기 하판(100)과 스페이서(200)를 적층함으로써 반응 공간인 반응셀(400)이 형성되며, 상기 반응셀(400)에서는 분석대상 타액에 포함된 글루코스와 효소 고정화 물질의 반응에 의해 산화환원반응이 발생된다.By stacking the lower plate 100 and the spacer 200, a reaction cell 400, which is a reaction space, is formed, and in the reaction cell 400, a redox reaction occurs through the reaction between the glucose contained in the saliva to be analyzed and the enzyme immobilization material. This occurs.
상기 반응셀(400)의 하부면에는 효소 고정화 용액을 도포 및 건조하여 효소 고정화층(410)을 형성하고, 상기 효소 고정화층 하부에는 전극이 접촉되어 있으며, 전압이 인가된 전극 표면에서 전자수용체가 산화되는 과정에서 발생되는 전류량을 측정함으로써 당 농도를 측정할 수 있게 되는 것이다.An enzyme immobilization solution is applied and dried on the lower surface of the reaction cell 400 to form an enzyme immobilization layer 410. An electrode is in contact with the lower part of the enzyme immobilization layer, and an electron acceptor is formed on the surface of the electrode to which a voltage is applied. By measuring the amount of current generated during the oxidation process, the sugar concentration can be measured.
한편, 분석대상 타액에 포함된 포도당의 측정 민감도를 향상시키고 신속한 응답성을 갖기 위해서는 효소 고정화 물질이 박막으로 도포되어야 하며, 본 발명에서는 박막의 효소 고정화층 형성을 위하여 잉크젯 디스펜서를 이용할 수 있다. Meanwhile, in order to improve the measurement sensitivity of glucose contained in the target saliva and have rapid response, the enzyme immobilization material must be applied as a thin film, and in the present invention, an inkjet dispenser can be used to form the enzyme immobilization layer of the thin film.
상기 효소 고정화층(410)은 잉크젯 디스펜서로 효소 고정화 용액을 분사 및 건조하여 형성되며, 상세하게는, 잉크젯 디스펜서는 45 내지 55℃에서 구동되며, 전압 0.1 내지 27 V, 잉크젯 디스펜서의 구동파형은 유니폴라형(사다리꼴 모양의 파형)으로, 상승시간(rising time)- 휴지시간(dwell time)-하강시간(falling time)으로 이루어지며, 상승 및 하강시간은 0.005 내지 0.05 ㎲, 휴지시간은 0.1 내지 11 ㎲ 으로 설계될 수 있다.The enzyme immobilization layer 410 is formed by spraying and drying the enzyme immobilization solution with an inkjet dispenser. Specifically, the inkjet dispenser is driven at 45 to 55°C, the voltage is 0.1 to 27 V, and the driving waveform of the inkjet dispenser is Uni. It is a polar type (trapezoid-shaped waveform), consisting of rising time - dwell time - falling time, with rising and falling times from 0.005 to 0.05 ㎲ and dwell times from 0.1 to 11. It can be designed as ㎲.
또한, 젯팅볼륨은 0.1 내지 10 pℓ로 제어되며, 효소 고정화 용액 분사 후에는 45 내지 55℃에서 10 내지 20분간 건조하여 효소 고정화층을 형성한다.Additionally, the jetting volume is controlled at 0.1 to 10 pℓ, and after spraying the enzyme immobilization solution, it is dried at 45 to 55°C for 10 to 20 minutes to form an enzyme immobilization layer.
상기 잉크젯 디스펜서 구동조건 하에서 효소 고정화 용액이 원활하게 토출되어 모서리 뭉침없이 평탄하게 박막의 효소 고정화층을 형성할 수 있다. Under the operating conditions of the inkjet dispenser, the enzyme immobilization solution is smoothly discharged to form a thin enzyme immobilization layer evenly without clumping the edges.
효소 고정화 용액은 포도당 효소, 전자전달매개체(redox mediator), 고분자 지지체를 포함한다.The enzyme immobilization solution contains glucose enzyme, electron transfer mediator (redox mediator), and polymer support.
상기 포도당 효소는 포도당을 산화시키는 효소로, 구체적으로는 글루코스산화효소, 글루코스탈수소화효소, 글루코스헥소키나아제, 글루타믹옥살아세틱트랜스미나아제 및 글루타믹피루빅트랜스미나아제로 이루어진 군에서 선택될 수 있으나 이에 한정되는 것은 아니다. 바람직하게는, 플라빈아데닌디뉴클레오티드-글루코스탈수소화효소 (flavin adenine dinucleotide-glucose dehydrogenase, FAD-GDH)를 사용할 수 있다.The glucose enzyme is an enzyme that oxidizes glucose, and can be specifically selected from the group consisting of glucose oxidase, glucose dehydrogenase, glucose hexokinase, glutamic oxalacetic transminase, and glutamic pyruvic transminase. However, it is not limited to this. Preferably, flavin adenine dinucleotide-glucose dehydrogenase (FAD-GDH) can be used.
상기 전자전달매개체는 Ru(NH3)6 3+, Ru(NH3)6 2+, ,Ru(NH3)(피리딘)5 3+,Ru(NH3)(피리딘)5 2+ , Fe(CN)6 3-, Fe(CN)6 4- 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 어느 하나를 사용할 수 있으며, 바람직하게는, Ru(NH3)6 3+또는 Ru(NH3)6 2+ 를 사용할 수 있다.The electron transfer mediator is Ru(NH 3 ) 6 3+ , Ru(NH 3 ) 6 2+ , ,Ru(NH 3 )(pyridine) 5 3+ ,Ru(NH 3 )(pyridine) 5 2+ , Fe( Any one selected from the group consisting of CN) 6 3- , Fe(CN) 6 4- , and combinations thereof may be used, and preferably, Ru(NH 3 ) 6 3+ or Ru(NH 3 ) 6 2+ can be used.
상기 고분자 지지체는 상기 포도당 효소의 분산 및 안정화를 위해 첨가되는 것으로, 폴리비닐알코올, 폴리비닐리돈, 폴리플루오로설포네이트, 셀룰로오즈 아세테이트, 폴리아미드, 하이드록시 에틸 셀룰로오즈, 하이드록시프로필 셀룰로오즈, , 카르복시메틸셀룰로오즈 중 어느 하나 이상을 사용할 수 있다. 바람직하게는, 폴리비닐알코올을 사용할 수 있다.The polymer support is added to disperse and stabilize the glucose enzyme, and includes polyvinyl alcohol, polyvinylidone, polyfluorosulfonate, cellulose acetate, polyamide, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, , carboxymethyl Any one or more of cellulose may be used. Preferably, polyvinyl alcohol can be used.
효소 고정화 용액은 음전하화합물, 양전하화합물, 수산화화합물, 염기성 아미노산 및 산성 아미노산 중 적어도 어느 하나의 첨가제를 더 첨가할 수 있다.The enzyme immobilization solution may further add at least one additive selected from the group consisting of a negatively charged compound, a positively charged compound, a hydroxyl compound, a basic amino acid, and an acidic amino acid.
구체적으로는, 음전하화합물로는 2-티오말릭에시드, 2-아미노에틸포스폰산을 포함하며, 양전하화합물로는 아민을 포함하고, 수산화화합물로는 4-멀캅토헥산을 포함하며, 염기성 아미노산으로는 라이신, 알기닌을 포함하고, 산성아미노산으로는 글루탐산을 포함할 수 있다.Specifically, negatively charged compounds include 2-thiomalic acid and 2-aminoethylphosphonic acid, positively charged compounds include amines, hydroxylated compounds include 4-mercaptohexane, and basic amino acids include It contains lysine and arginine, and acidic amino acids may include glutamic acid.
이하, 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법을 설명하도록 한다. Hereinafter, a method of manufacturing a non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention will be described.
도 3은 본 발명의 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법의 순서도를 보여준다. Figure 3 shows a flowchart of the manufacturing method of the non-blood glucose measurement sensor using saliva of the present invention.
본 발명의 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법은 전극이 형성된 하판을 준비하는 하판준비단계(S100)와 분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구가 형성된 상판을 준비하는 상판준비단계(S200)와 상기 하판 상부에 적층되며, 시료 유입구와 대응되는 위치에 시료유입채널이 형성된 스페이서를 적층하는 스페이서 적층단계(S300)와 상기 하판과 스페이서의 적층에 의해 형성된 반응셀에 효소 고정화 용액을 코팅하여 효소 고정화층을 형성하는 효소 고정화층 형성단계(S400)와 준비된 상판을 스페이서 상에 적층하는 상판 적층단계(S500)를 포함한다.The method of manufacturing a non-blood glucose measurement sensor using saliva of the present invention includes a lower plate preparation step (S100) of preparing a lower plate with electrodes and an upper plate preparation step (S200) of preparing an upper plate with a sample inlet through which the saliva to be analyzed flows. and a spacer stacking step (S300) of stacking a spacer on the upper part of the lower plate and having a sample inlet channel formed at a position corresponding to the sample inlet, and coating the enzyme immobilization solution on the reaction cell formed by stacking the lower plate and the spacer to immobilize the enzyme. It includes an enzyme immobilization layer forming step (S400) of forming an immobilization layer and a top plate stacking step (S500) of stacking the prepared top plate on the spacer.
상기 하판준비단계(S100)에서는 베이스 기재상에 전극(50)이 형성된 하판(100)을 제조 및 준비한다. In the lower plate preparation step (S100), the lower plate 100 on which the electrodes 50 are formed on the base substrate is manufactured and prepared.
하판(100)은 전극(50)이 형성되어 분석대상 타액과 효소 고정화 물질의 산화환원반응에 의해 형성된 전기적 신호를 발생시킨다. The lower plate 100 is formed with electrodes 50 to generate an electrical signal formed by a redox reaction between the saliva to be analyzed and the enzyme immobilization material.
상기 전극(50)은 분석대상 타액과 효소 고정화 물질의 산화환원반응에 의해 전기적 신호를 발생시키고, 전극은 리드단자(미도시)와 연결되어 전기적 신호를 측정장치로 전달하고, 측정장치에서는 검출된 전기적 신호값을 토대로 분석대상 타액이 포함하는 당의 농도를 측정하고, 측정된 타액당과 혈당과의 상관계수를 적용하여 타액당 결과치를 혈당값으로 변환하여 혈당값을 디스플레이한다.The electrode 50 generates an electrical signal by the oxidation-reduction reaction of the saliva to be analyzed and the enzyme immobilization material, and the electrode is connected to a lead terminal (not shown) to transmit the electrical signal to the measuring device, where the detected Based on the electrical signal value, the concentration of sugar contained in the saliva to be analyzed is measured, and the correlation coefficient between the measured saliva sugar and blood sugar is applied to convert the saliva sugar result into a blood sugar value and display the blood sugar value.
타액당을 통해 혈당값을 측정하는 메커니즘은 하기와 같다. The mechanism for measuring blood sugar levels through salivary sugar is as follows.
분석대상 타액 내에 함유되어 있는 포도당은 글루코스 산화효소와의 효소반응에 의해 산화되어 글루콘산이 되고, 글루코스 산화효소는 환원된다. 환원된 글루코스 산화효소는 전자 전달 매개체와의 반응을 통해 다시 산화되고, 산화된 글루코스 산화효소는 다른 글루코스와 반응한다. 이와 함께 환원된 전자 전달 매개체는 전압이 가해진 전극 표면으로 이동하여 전자를 잃고 전기화학적으로 다시 산화되어 상기 반응에 계속 참여하게 된다. 이러한 전자 전달 매개체의 산화 과정에서 발생되는 전류는 타액 내의 글루코스 농도와 비례하게 되며, 250 내지 400 mV 전압을 전극에 인가하여 작업전극과 기준전극 사이의 전류량을 측정하여 분석대상 타액에 포함된 포도당 농도를 정량적으로 측정하고, 실제 혈당과 타액당의 상관계수를 적용하여 혈당값을 변환함으로써 비채혈식으로 혈당값을 측정할 수 있게 된다.Glucose contained in the saliva to be analyzed is oxidized to gluconic acid through an enzymatic reaction with glucose oxidase, and glucose oxidase is reduced. Reduced glucose oxidase is oxidized again through reaction with an electron transfer mediator, and oxidized glucose oxidase reacts with other glucose. At the same time, the reduced electron transfer medium moves to the surface of the electrode to which voltage is applied, loses electrons, and is electrochemically oxidized again to continue participating in the reaction. The current generated during the oxidation process of the electron transfer mediator is proportional to the glucose concentration in saliva, and a voltage of 250 to 400 mV is applied to the electrode to measure the amount of current between the working electrode and the reference electrode to measure the glucose concentration contained in the saliva to be analyzed. By quantitatively measuring and converting the blood sugar value by applying the correlation coefficient between actual blood sugar and saliva sugar, it is possible to measure the blood sugar value through a non-blood sampling method.
상기 전극(50)은 기준전극, 작업전극 및 보조전극을 포함하며, 상기 전극(50)의 재질은 니켈, 금, 구리, 티탄, 은, 알루미늄, 게르마늄, 텅스텐, 주석, 안티모니, 인듐, 카드뮴, 팔라듐, 납, 아연 및 백금 중 적어도 어느 하나를 포함할 수 있으며, 바람직하게는, 니켈-금 도금 전극을 사용할 수 있다.The electrode 50 includes a reference electrode, a working electrode, and an auxiliary electrode, and the electrode 50 is made of nickel, gold, copper, titanium, silver, aluminum, germanium, tungsten, tin, antimony, indium, and cadmium. , may contain at least one of palladium, lead, zinc, and platinum, and preferably, a nickel-gold plated electrode may be used.
상기 베이스 기재는 절연성을 갖는 고분자 화합물 필름이라면 한정하지 않으나, 구체적으로는 폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET), 폴리에스테르(polyester), 폴리카보네이트(polycarbonate), 폴리스틸렌(polystylene), 폴리이미드(polyimide), 폴리비닐클로라이드(polyvinylchloride) 및 폴리에틸렌(polyethylene)중 적어도 어느 하나를 포함할 수 있으며, 바람직하게는, 폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET)를 사용할 수 있다.The base material is not limited as long as it is a polymer compound film with insulating properties, but specifically, polyethylene terephthalate (PET), polyester, polycarbonate, polystyrene, polyimide, polyvinyl. It may contain at least one of polyvinylchloride and polyethylene, and preferably, polyethylene terephthalate (PET) can be used.
상기 베이스 기재의 두께는 50 내지 300 ㎛, 바람직하게는, 150 내지 200 ㎛ 인 것을 사용할 수 있다.The base substrate may have a thickness of 50 to 300 ㎛, preferably 150 to 200 ㎛.
니켈-금 도금 전극은 베이스 기재상에 1차로 니켈도금층을 형성하고, 전극을 패터닝한 후에 니켈도금층 상에 2차로 금도금층을 형성한 것으로, 상기 니켈도금과 금도금층은 무전해 도금법을 이용하여 형성될 수 있다.Nickel-gold plated electrodes are formed by first forming a nickel-plated layer on a base substrate, and then forming a second gold-plated layer on the nickel-plated layer after patterning the electrode. The nickel-plated and gold-plated layers are formed using an electroless plating method. It can be.
니켈도금층은 수용성 니켈염, 환원제, 착화제, 완충제를 함유하는 니켈 도금액을 이용하여 40 내지 60℃에서 5 내지 15분간 처리하여 0.1 내지 5 ㎛, 바람직하게는, 0.5 내지 1.5 ㎛ 두께로 형성된다.The nickel plating layer is formed to a thickness of 0.1 to 5 μm, preferably 0.5 to 1.5 μm, by treating the plating solution at 40 to 60°C for 5 to 15 minutes using a nickel plating solution containing a water-soluble nickel salt, reducing agent, complexing agent, and buffer.
전극의 패터닝은 포토리소그래피법을 이용하여 수행될 수 있으며, 선폭 300 내지 500㎛, 선 간격 80 내지 150 ㎛ 로 형성될 수 있으며, 바람직하게는, 전극의 선폭은 350 내지 450㎛, 선 간격은 90 내지 110㎛로 형성될 수 있다.Patterning of the electrode can be performed using a photolithography method, and can be formed with a line width of 300 to 500 ㎛ and a line spacing of 80 to 150 ㎛. Preferably, the electrode has a line width of 350 to 450 ㎛ and a line spacing of 90 ㎛. It can be formed from 110㎛ to 110㎛.
금 도금층은 금염, 환원제, 착화제, 유기산을 함유하는 금 도금액을 이용하여 60 내지 80℃에서 1 내지 5분간 처리하여 0.01 내지 0.05㎛, 바람직하게는, 0.02 내지 0.03 ㎛ 두께로 형성된다.The gold plating layer is formed to a thickness of 0.01 to 0.05 μm, preferably 0.02 to 0.03 μm, by treating the gold plating solution at 60 to 80°C for 1 to 5 minutes using a gold plating solution containing a gold salt, a reducing agent, a complexing agent, and an organic acid.
제조된 니켈-금 도금 전극은 표면저항 5Ω 이하, 구체적으로 3Ω 이하를 가지며, 타액당과 효소의 산화환원 반응에서 생성된 전자이동도가 높고, 불용성으로 화학적으로 안정하다.The manufactured nickel-gold plated electrode has a surface resistance of 5Ω or less, specifically 3Ω or less, has high electron mobility generated from the redox reaction of salivary sugar and enzymes, and is insoluble and chemically stable.
상판준비단계(S200)에서는 분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구가 형성된 상판을 준비한다. In the upper plate preparation step (S200), a upper plate with a sample inlet through which saliva to be analyzed is introduced is prepared.
상판(300)은 하판의 전극 및 효소 고정화층을 보호하고, 분석대상 타액의 유입을 용이하게 하도록 하기 위하여 형성되는 것으로, 분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구(310)가 형성된다.The upper plate 300 is formed to protect the electrode and enzyme immobilization layer of the lower plate and to facilitate the inflow of the saliva to be analyzed, and a sample inlet 310 through which the saliva to be analyzed is formed.
한편, 분석대상 타액은 친수성을 갖는데, 상기 특성을 고려하여 상판(300)의 시료 유입구(310) 및 유입구 주변부 재질은 친수성을 갖도록 형성되어 분석대상 타액의 흡입속도를 향상시킬 수 있으며, 나머지 부분은 소수성을 갖도록 형성하여 상판을 따라 분석대상 타액이 흐르거나 흡수되지 않도록 할 수 있다.On the other hand, the saliva to be analyzed has hydrophilicity. Considering the above characteristics, the sample inlet 310 and the material around the inlet of the upper plate 300 are formed to have hydrophilic properties to improve the suction speed of the saliva to be analyzed, and the remaining parts are formed to have hydrophilic properties. It can be formed to have hydrophobicity to prevent the saliva to be analyzed from flowing or being absorbed along the upper plate.
또한, 상기 상판(300)은 시료 유입구(310)로 갈수록 경사지도록 형성되어 분석대상 타액이 시료 유입구로 집중될 수 있도록 할 수 있다.Additionally, the upper plate 300 may be formed to be inclined toward the sample inlet 310 so that the saliva to be analyzed can be concentrated into the sample inlet.
스페이서 적층단계(S300)에서는 시료 유입구와 대응되는 위치에 시료유입채널이 형성된 스페이서(200)를 적층한다.In the spacer stacking step (S300), a spacer 200 having a sample inlet channel formed at a position corresponding to the sample inlet is stacked.
스페이서(200)는 상기 하판과 상판 사이에 적층되어 상기 하판과 상판 사이에 이격된 공간이 생기도록 하며, 상판의 시료 유입구와 대응되는 위치에 분석대상 타액이 유입되는 유로인 시료유입채널(210)이 형성된다.The spacer 200 is laminated between the lower plate and the upper plate to create a space between the lower plate and the upper plate, and a sample inlet channel 210, which is a flow path through which saliva to be analyzed flows, is located at a position corresponding to the sample inlet of the upper plate. This is formed.
상기 스페이서의 양면은 접착처리되어 상기 하판과 상판과 접촉되는 부위와 접착된다. 접착처리는 접착제 도포 및 접착필름 처리 중 어느 하나를 포함할 수 있다. Both sides of the spacer are bonded to the area in contact with the lower plate and the upper plate. Adhesion treatment may include either adhesive application or adhesive film treatment.
효소 고정화층 형성단계(S400)에서는 상기 하판과 스페이서의 적층에 의해 형성된 반응셀에 효소 고정화 용액을 코팅하여 효소 고정화층을 형성하는 단계이다. In the enzyme immobilization layer forming step (S400), an enzyme immobilization solution is coated on the reaction cell formed by stacking the lower plate and the spacer to form an enzyme immobilization layer.
상기 하판(100)과 스페이서(200)를 적층함으로써 반응 공간인 반응셀(400)이 형성되며, 상기 반응셀(400)에서는 분석대상 타액에 포함된 글루코스와 효소 고정화 물질의 반응에 의해 산화환원반응이 발생된다.By stacking the lower plate 100 and the spacer 200, a reaction cell 400, which is a reaction space, is formed, and in the reaction cell 400, a redox reaction occurs through the reaction between the glucose contained in the saliva to be analyzed and the enzyme immobilization material. This occurs.
상기 반응셀(400)의 하부면에는 효소 고정화 용액을 도포 및 건조하여 효소 고정화층(410)을 형성하고, 상기 효소 고정화층 하부에는 전극이 접촉되어 있으며, 전압이 인가된 전극 표면에서 전자수용체가 산화되는 과정에서 발생되는 전류량을 측정함으로써 당 농도를 측정할 수 있게 되는 것이다.An enzyme immobilization solution is applied and dried on the lower surface of the reaction cell 400 to form an enzyme immobilization layer 410. An electrode is in contact with the lower part of the enzyme immobilization layer, and an electron acceptor is formed on the surface of the electrode to which a voltage is applied. By measuring the amount of current generated during the oxidation process, the sugar concentration can be measured.
한편, 분석대상 타액에 포함된 포도당의 측정 민감도를 향상시키고 신속한 응답성을 갖기 위해서는 효소 고정화 물질이 박막으로 도포되어야 하며, 본 발명에서는 박막의 효소 고정화층 형성을 위하여 잉크젯 디스펜서를 이용할 수 있다. Meanwhile, in order to improve the measurement sensitivity of glucose contained in the target saliva and have rapid response, the enzyme immobilization material must be applied as a thin film, and in the present invention, an inkjet dispenser can be used to form the enzyme immobilization layer of the thin film.
상기 효소 고정화층(410)은 잉크젯 디스펜서로 효소 고정화 용액을 분사 및 건조하여 형성되며, 상세하게는, 잉크젯 디스펜서는 45 내지 55℃에서 구동되며, 전압 0.1 내지 27 V, 잉크젯 디스펜서의 구동파형은 유니폴라형(사다리꼴 모양의 파형)으로, 상승시간(rising time)- 휴지시간(dwell time)-하강시간(falling time)으로 이루어지며, 상승 및 하강시간은 0.005 내지 0.05 ㎲, 휴지시간은 0.1 내지 11 ㎲ 으로 설계될 수 있다.The enzyme immobilization layer 410 is formed by spraying and drying the enzyme immobilization solution with an inkjet dispenser. Specifically, the inkjet dispenser is driven at 45 to 55°C, the voltage is 0.1 to 27 V, and the driving waveform of the inkjet dispenser is Uni. It is a polar type (trapezoid-shaped waveform), consisting of rising time - dwell time - falling time, with rising and falling times from 0.005 to 0.05 ㎲ and dwell times from 0.1 to 11. It can be designed as ㎲.
또한, 젯팅볼륨은 0.1 내지 10 pℓ로 제어되며, 효소 고정화 용액 분사 후에는 45 내지 55℃에서 10 내지 20분간 건조하여 효소 고정화층을 형성한다.Additionally, the jetting volume is controlled at 0.1 to 10 pℓ, and after spraying the enzyme immobilization solution, it is dried at 45 to 55°C for 10 to 20 minutes to form an enzyme immobilization layer.
상기 잉크젯 디스펜서 구동조건 하에서 효소 고정화 용액이 원활하게 토출되어 모서리 뭉침없이 평탄하게 박막의 효소 고정화층을 형성할 수 있다. Under the operating conditions of the inkjet dispenser, the enzyme immobilization solution is smoothly discharged to form a thin enzyme immobilization layer evenly without clumping the edges.
효소 고정화 용액은 포도당 효소, 전자전달매개체(redox mediator), 고분자 지지체를 포함한다.The enzyme immobilization solution contains glucose enzyme, electron transfer mediator (redox mediator), and polymer support.
상기 포도당 효소는 포도당을 산화시키는 효소로, 구체적으로는 글루코스산화효소, 글루코스탈수소화효소, 글루코스헥소키나아제, 글루타믹옥살아세틱트랜스미나아제 및 글루타믹피루빅트랜스미나아제로 이루어진 군에서 선택될 수 있으나 이에 한정되는 것은 아니다. 바람직하게는, 플라빈아데닌디뉴클레오티드-글루코스탈수소화효소 (flavin adenine dinucleotide-glucose dehydrogenase, FAD-GDH)를 사용할 수 있다.The glucose enzyme is an enzyme that oxidizes glucose, and can be specifically selected from the group consisting of glucose oxidase, glucose dehydrogenase, glucose hexokinase, glutamic oxalacetic transminase, and glutamic pyruvic transminase. However, it is not limited to this. Preferably, flavin adenine dinucleotide-glucose dehydrogenase (FAD-GDH) can be used.
상기 전자전달매개체는 Ru(NH3)6 3+, Ru(NH3)6 2+, ,Ru(NH3)(피리딘)5 3+,Ru(NH3)(피리딘)5 2+ , Fe(CN)6 3-, Fe(CN)6 4- 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 어느 하나를 사용할 수 있으며, 바람직하게는, Ru(NH3)6 3+또는 Ru(NH3)6 2+ 를 사용할 수 있다.The electron transfer mediator is Ru(NH 3 ) 6 3+ , Ru(NH 3 ) 6 2+ , ,Ru(NH 3 )(pyridine) 5 3+ ,Ru(NH 3 )(pyridine) 5 2+ , Fe( Any one selected from the group consisting of CN) 6 3- , Fe(CN) 6 4- , and combinations thereof may be used, and preferably, Ru(NH 3 ) 6 3+ or Ru(NH 3 ) 6 2+ can be used.
상기 고분자 지지체는 상기 포도당 효소의 분산 및 안정화를 위해 첨가되는 것으로, 폴리비닐알코올, 폴리비닐리돈, 폴리플루오로설포네이트, 셀룰로오즈 아세테이트, 폴리아미드, 하이드록시 에틸 셀룰로오즈, 하이드록시프로필 셀룰로오즈, , 카르복시메틸셀룰로오즈 중 어느 하나 이상을 사용할 수 있다. 바람직하게는, 폴리비닐알코올을 사용할 수 있다.The polymer support is added to disperse and stabilize the glucose enzyme, and includes polyvinyl alcohol, polyvinylidone, polyfluorosulfonate, cellulose acetate, polyamide, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, , carboxymethyl Any one or more of cellulose may be used. Preferably, polyvinyl alcohol can be used.
효소 고정화 용액은 음전하화합물, 양전하화합물, 수산화화합물, 염기성 아미노산 및 산성 아미노산 중 적어도 어느 하나의 첨가제를 더 첨가할 수 있다.The enzyme immobilization solution may further add at least one additive selected from the group consisting of a negatively charged compound, a positively charged compound, a hydroxyl compound, a basic amino acid, and an acidic amino acid.
구체적으로는, 음전하화합물로는 2-티오말릭에시드, 2-아미노에틸포스폰산을 포함하며, 양전하화합물로는 아민을 포함하고, 수산화화합물로는 4-멀캅토헥산을 포함하며, 염기성 아미노산으로는 라이신, 알기닌을 포함하고, 산성아미노산으로는 글루탐산을 포함할 수 있다.Specifically, negatively charged compounds include 2-thiomalic acid and 2-aminoethylphosphonic acid, positively charged compounds include amines, hydroxylated compounds include 4-mercaptohexane, and basic amino acids include It contains lysine and arginine, and acidic amino acids may include glutamic acid.
상판 적층단계(S500)에서는 준비된 상판을 스페이서 상에 적층하게 된다. In the top plate stacking step (S500), the prepared top plate is stacked on the spacer.
본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법은 적층 후에는 슬리터를 이용하여 혈당측정센서의 외주면을 다듬거나 소정의 형상 및 크기로 절단하는 후처리단계를 더 포함할 수 있다. The method of manufacturing a non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention may further include a post-processing step of trimming the outer peripheral surface of the blood glucose measurement sensor using a slitter or cutting it into a predetermined shape and size after lamination. .
본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서는 측정장치와 연결 및 결합되어 혈당을 측정하게 되며, 상기 측정장치는 분석대상 타액과 효소 고정화 물질의 산화환원반응에 의해 전기적 신호를 정량하고, 정량된 전기적 신호값을 토대로 분석대상 타액이 포함하는 당의 농도를 측정하고, 측정된 타액당과 혈당과의 상관계수를 적용하여 타액당 결과치를 혈당값으로 변환하여 혈당값을 디스플레이한다.The non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention is connected and combined with a measuring device to measure blood sugar. The measuring device quantifies the electrical signal by the redox reaction of the saliva to be analyzed and the enzyme immobilization material, Based on the quantified electrical signal value, the concentration of sugar contained in the saliva to be analyzed is measured, and the correlation coefficient between the measured saliva sugar and blood sugar is applied to convert the saliva sugar result into a blood sugar value and display the blood sugar value.
사용자는 혈당측정이 필요할 시 상기 측정장치에 연결 및 결합하여 입속을 1 내지 3회 가글한 후 3 내지 10초 뒤에 멸균된 스포이드로 타액을 채취하여 시료 주입구에 주입하면 1 내지 10초 사이에 측정장치의 디스플레이부에 혈당값이 표시된다. 도 4는 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서가 측정장치에 적용된 예시를 보여준다.When a blood sugar measurement is required, the user connects and combines the above measuring device, gargles the mouth 1 to 3 times, collects saliva with a sterilized dropper after 3 to 10 seconds, injects it into the sample inlet, and the measuring device is activated within 1 to 10 seconds. The blood sugar value is displayed on the display. Figure 4 shows an example of a non-blood glucose measurement sensor using saliva applied to a measuring device.
1. 전극 제조1. Electrode preparation
타액을 이용한 혈당측정센서에서 발생하는 나노 암페어(50~600nA) 수준의 전류를 측정기에 누설없이 전달하기 위하여 표면저항 5Ω 이하의 불용성 귀금속 전극이 요구되며, 하기와 같이 니켈-금도금 전극이 형성된 하판을 제조하였다. In order to transmit the nanoampere (50~600nA) level current generated by a saliva-based blood sugar measurement sensor to the measuring device without leakage, an insoluble noble metal electrode with a surface resistance of 5Ω or less is required, and a lower plate with a nickel-gold plated electrode is used as shown below. Manufactured.
니켈-금도금 전극의 제조는 청정실에서 수행되었으며, 니켈도금과 금도금은 무전해 도금법을 이용하여 수행되었다. 니켈의 도금은 45℃에서 10분간 수행되었고, 금도금은 70℃에서 3분간 수행되었다.Fabrication of the nickel-gold plated electrodes was performed in a clean room, and nickel plating and gold plating were performed using electroless plating methods. Nickel plating was performed at 45°C for 10 minutes, and gold plating was performed at 70°C for 3 minutes.
188㎛의 PET(폴리에틸렌 테레프탈레이트) 필름을 준비하고, 상기 필름상에 무전해 니켈도금(1㎛)을 하고, 포토리소그래피공법으로 선폭400㎛, 선간격100㎛의 전극을 형성 한 후 니켈도금 상부에 무전해 금도금(0.025㎛)막을 형성하였다.Prepare a 188㎛ PET (polyethylene terephthalate) film, electroless nickel plating (1㎛) on the film, form an electrode with a line width of 400㎛ and a line spacing of 100㎛ using a photolithography method, and then place the nickel plating on the top. An electroless gold plating (0.025㎛) film was formed.
제조된 니켈-금도금 전극의 표면저항과 내식성을 테스트한 결과, 표면저항은 3Ω 이하로 측정되어 목표치인 5Ω 이하를 만족하였으며, 내식성의 경우 72시간의 연속염수분무 조건 하에서도 변화가 확인되지 않아 우수한 내식성을 보여주었다.As a result of testing the surface resistance and corrosion resistance of the manufactured nickel-gold plated electrode, the surface resistance was measured to be less than 3Ω, satisfying the target value of less than 5Ω, and the corrosion resistance was excellent as no change was observed even under continuous salt spray conditions for 72 hours. showed corrosion resistance.
2. 효소 고정화층의 제조2. Preparation of enzyme immobilization layer
2-1. 효소 고정화 용액의 제조2-1. Preparation of enzyme immobilization solution
고분자 지지체로 PVA, 포도당 효소로 GDH, 전자전달매개체로 헥사아민 루테늄, 첨가제를 혼합하여 효소 고정화 용액을 제조하였다.An enzyme immobilization solution was prepared by mixing PVA as a polymer support, GDH as a glucose enzyme, hexamine ruthenium as an electron transfer mediator, and additives.
상기 첨가제로는 2-티오말릭에시드,2-아미노에틸포스폰산, 아민, 4-멀캅토헥산, 라이신, 알기닌, 글루탐산을 혼합하였다.The additives included 2-thiomalic acid, 2-aminoethylphosphonic acid, amine, 4-mercaptohexane, lysine, arginine, and glutamic acid.
2-2. 잉크젯 디스펜서를 이용한 박막의 효소 고정화층 형성2-2. Formation of a thin film enzyme immobilization layer using an inkjet dispenser
제조된 하판 상에 양면 접착처리된 중판(스페이서)을 합지하여 효소 고정화 용액을 디스펜싱할 공간(반응셀)을 형성한 후 잉크젯 디스펜서로 효소 고정화 용액을 분사 및 건조하여 효소 고정화층을 형성하였다. A double-sided adhesive middle plate (spacer) was laminated on the manufactured lower plate to form a space (reaction cell) for dispensing the enzyme immobilization solution, and then the enzyme immobilization solution was sprayed and dried using an inkjet dispenser to form an enzyme immobilization layer.
잉크젯 디스펜서는 전압 9 V, 잉크젯 디스펜서의 헤드타입(구동파형)은 자기패스타입(유니폴라형)인 것을 사용하였고, 상승 및 하강시간은 0.01 ㎲, 휴지시간은 5 ㎲ 이다. 젯팅볼륨은 0.5 pℓ, 효소 고정화 용액 분사 후에는 50℃에서 15분간 건조하여 효소 고정화층을 형성하였다. 이후, 상판필름을 중판(스페이서)와 합지하였다.The inkjet dispenser used a voltage of 9 V, the head type (driving waveform) of the inkjet dispenser was a magnetic pass type (unipolar type), the rise and fall times were 0.01 ㎲, and the pause time was 5 ㎲. The jetting volume was 0.5 pℓ, and after spraying the enzyme immobilization solution, it was dried at 50°C for 15 minutes to form an enzyme immobilization layer. Afterwards, the top plate film was laminated with the middle plate (spacer).
종래 공압방식(AirJet)의 디스펜서는 약 0.5uL/cm 의 젯팅볼륨으로 분사되어 모서리 효소뭉침현상과 박막의 효소 고정화에 문제가 확인되나, 잉크젯 디스펜서를 이용하는 경우 박막의 효소고정화층 형성과 모서리 뭉침이 없는 균일한 효소분포로, 포도당과 효소와의 반응성과 민감성이 우수하여 미량의 타액 포도당 검출에 매우 적합함을 확인할 수 있었다.Conventional pneumatic (AirJet) dispensers spray at a jetting volume of about 0.5uL/cm, causing problems with enzyme agglomeration at the edges and enzyme immobilization of the thin film. However, when using an inkjet dispenser, the formation of an enzyme immobilization layer and corner aggregation of the thin film occur. Due to the uniform distribution of enzymes, it was confirmed that the reactivity and sensitivity between glucose and enzymes were excellent, making it very suitable for detecting trace amounts of salivary glucose.
3. 센서 성능 테스트3. Sensor performance test
3-1. 시간변화에 따른 타액당 전류변화 테스트(I-T 테스트)3-1. Current change test per saliva according to time change (I-T test)
시간변화에 따른 타액당 전류변화를 확인하였다. 인가전압 350mV, 측정시간 5초의 조건으로 동일 타액당 시료로 I-T 2회 시험결과 1.2초~2.3초 구간에서 측정곡선이 겹치는 변별력이 있는 시험결과들이 확인되었고 측정값의 신뢰성이 일차적으로 입증되었다. 도 5는 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 실시예로 I-T 테스트 그래프를 보여준다.The change in current per saliva according to time change was confirmed. As a result of two I-T tests with the same sample per saliva under the conditions of an applied voltage of 350 mV and a measurement time of 5 seconds, discriminatory test results with overlapping measurement curves in the 1.2 to 2.3 second range were confirmed, and the reliability of the measured values was primarily proven. Figure 5 shows an I-T test graph as an example of a non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention.
3-2. 타액당 센서 직선성 시험3-2. Sensor linearity test per saliva
타액당 농도별 직선성 초기시험에서 기울기 R²=0.9576으로 타액당 농도가 증가함에 따른 전류값 증가폭이 불균일하게 나타날 수 있으나, 이러한 불균일성은 효소 디스펜싱량과 인큐베이션 시간 등을 최적화함으로서 해결가능할 것으로 판단하였다. 도 6은 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 실시예로 타액당 농도별 전류 직선성 테스트결과를 보여준다.In the initial test of linearity by salivary sugar concentration, the slope R² = 0.9576, so the increase in current value may appear uneven as the salivary sugar concentration increases. However, it was judged that this unevenness could be resolved by optimizing the enzyme dispensing amount and incubation time. . Figure 6 shows the current linearity test results for each concentration of saliva as an example of a non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention.
3-3. 타액당과 혈당의 상관관계 테스트3-3. Correlation test between saliva sugar and blood sugar
자원자들의 동의하에 식사전,후 타액당 측정(장비:I-T프로브)과 혈당측정(로슈 혈당측정기)비교 결과, 식사 전과 후의 혈당 변화에 따라 타액당이 변화함을 알 수 있었고 타액당을 혈당으로 환산 적용시 대략 혈당값의 93% 정확도를 나타내었다. 하기의 표 1은 타액당과 혈당의 상관관계 테스트 결과를 보여준다.With the consent of the volunteers, as a result of comparing salivary sugar measurement (equipment: I-T probe) and blood sugar measurement (Roche blood glucose meter) before and after a meal, it was found that salivary sugar changes according to the change in blood sugar before and after a meal, and salivary sugar is converted to blood sugar. When applied, it showed approximately 93% accuracy in blood sugar values. Table 1 below shows the results of the correlation test between salivary sugar and blood sugar.
3-4. 조제타액 농도구간별 측정정확도 평가3-4. Evaluation of measurement accuracy by concentration range of prepared saliva
5, 10, 15 mg/dl 구간의 조제타액을 준비하여 10회 측정 후 그 평균값을 나타내었다. 테스트는 24~25℃에서 수행되었다. 그 결과, 전구간에서 CV% 5 이하로 ISO15197 기준값(CV% 5 이하)에 만족함을 확인할 수 있었다. 하기의 표 2는 조제타액 농도구간별 측정정확도 테스트 결과를 보여준다.Prepared saliva in the 5, 10, and 15 mg/dl ranges was prepared, measured 10 times, and the average value was shown. Tests were performed at 24-25°C. As a result, it was confirmed that the ISO15197 standard value (CV% 5 or less) was satisfied with CV% of 5 or less in all sections. Table 2 below shows the measurement accuracy test results for each prepared saliva concentration range.
(mg/dL)AVE
(mg/dL)
4. 전극 재질별 신뢰도4. Reliability by electrode material
본 발명의 실시예에 따라 제조된 니켈-금 도금 전극과 종래 탄소 페이스트 전극을 준비하여 전극 재질에 따른 측정 신뢰도를 확인하였다.A nickel-gold plated electrode manufactured according to an example of the present invention and a conventional carbon paste electrode were prepared, and measurement reliability according to electrode material was confirmed.
도 7은 본 발명에 따른 타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서에 적용되는 전극 재질에 따른 측정 신뢰도를 보여주는 것으로, A)는 니켈-금 도금 전극, (B)는 종래 탄소 페이스트 전극을 사용하였을 때 측정 신뢰도를 보여준다. Figure 7 shows the measurement reliability according to the electrode material applied to the non-blood glucose measurement sensor using saliva according to the present invention, where A) is a nickel-gold plated electrode and (B) is a conventional carbon paste electrode. Shows measurement reliability.
하기의 표 3은 전극 재질에 따른 slope 와 R²값을 보여준다.Table 3 below shows slope and R² values according to electrode material.
5~20 mg/dl 구간의 조제타액을 이용하여 5회 측정 후 그 평균값으로 직선성을 확인하였다. 탄소페이스트 전극은 5mg/dl 구간 정확도가 떨어지는 양상을 보이며 니켈+금도금 전극의 경우 조제타액 전구간에서 우수한 정확도를 나타내었다. After measuring five times using prepared saliva in the range of 5 to 20 mg/dl, linearity was confirmed with the average value. The carbon paste electrode showed poor accuracy in the 5 mg/dl range, while the nickel+gold plated electrode showed excellent accuracy across the entire prepared saliva range.
이상과 같이 본 발명은 첨부된 도면을 참조하여 바람직한 실시예를 중심으로 설명하였지만 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명의 특허청구범위에 기재된 기술적 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 또는 변형하여 실시할 수 있다. 따라서 본 발명의 범주는 이러한 많은 변형의 예들을 포함하도록 기술된 청구범위에 의해서 해석되어야 한다.As described above, the present invention has been described with a focus on preferred embodiments with reference to the accompanying drawings, but within the scope of those skilled in the art in the technical field to which the present invention pertains without departing from the technical spirit and scope described in the claims of the present invention. The present invention can be implemented with various modifications or modifications. Accordingly, the scope of the present invention should be construed by the appended claims to include examples of many such modifications.
50 : 전극
100 : 하판
200 : 스페이서
210 : 시료유입채널
300 : 상판
310 : 시료 유입구
400 : 반응셀
410 : 효소 고정화층50: electrode
100: lower plate
200: spacer
210: Sample inflow channel
300: top plate
310: sample inlet
400: reaction cell
410: Enzyme immobilization layer
Claims (8)
분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구가 형성되는 상판;과
상기 하판과 상판 사이에 적층되며, 시료 유입구와 대응되는 위치에 시료유입채널이 형성되는 스페이서;와
상기 하판과 스페이서의 적층에 의해 형성된 반응셀에 효소 고정화 용액을 코팅하여 형성된 효소 고정화층;을 포함하는 것을 특징으로 하는
타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서.
Lower plate with electrodes formed; and
A top plate where a sample inlet is formed through which saliva to be analyzed flows; and
A spacer laminated between the lower plate and the upper plate and forming a sample inlet channel at a position corresponding to the sample inlet; and
Characterized by comprising; an enzyme immobilization layer formed by coating an enzyme immobilization solution on the reaction cell formed by stacking the lower plate and the spacer.
Non-blood glucose measurement sensor using saliva.
상기 전극은
니켈-금 도금 전극인 것을 특징으로 하는
타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서.
According to clause 1,
The electrode is
Characterized by being a nickel-gold plated electrode.
Non-blood glucose measurement sensor using saliva.
상기 효소 고정화층은
잉크젯 디스펜서를 이용하여 형성되는 것을 특징으로 하는
타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서.
According to clause 1,
The enzyme immobilization layer is
Characterized in that it is formed using an inkjet dispenser.
Non-blood glucose measurement sensor using saliva.
상기 효소 고정화층은
잉크젯 디스펜서로 효소 고정화 용액을 0.1 내지 10 pℓ로 분사 후 건조하는 것을 특징으로 하는
타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서.
According to clause 3,
The enzyme immobilization layer is
Characterized by spraying 0.1 to 10 pℓ of enzyme immobilization solution with an inkjet dispenser and then drying.
Non-blood glucose measurement sensor using saliva.
분석대상 타액이 유입되는 시료 유입구가 형성된 상판을 준비하는 상판준비단계(S200);와
상기 하판 상부에 적층되며, 시료 유입구와 대응되는 위치에 시료유입채널이 형성된 스페이서를 적층하는 스페이서 적층단계(S300);와
상기 하판과 스페이서의 적층에 의해 형성된 반응셀에 효소 고정화 용액을 코팅하여 효소 고정화층을 형성하는 효소 고정화층 형성단계(S400);와
준비된 상판을 스페이서 상에 적층하는 상판 적층단계(S500)를 포함하는 것을 특징으로 하는
타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법.
A lower plate preparation step (S100) of preparing a lower plate on which electrodes are formed; and
A top plate preparation step (S200) of preparing a top plate with a sample inlet through which the saliva to be analyzed flows;
A spacer stacking step (S300) of stacking a spacer on the upper part of the lower plate and having a sample inlet channel formed at a position corresponding to the sample inlet;
An enzyme immobilization layer forming step (S400) of forming an enzyme immobilization layer by coating an enzyme immobilization solution on the reaction cell formed by stacking the lower plate and the spacer; and
Characterized by comprising a top plate stacking step (S500) of stacking the prepared top plate on the spacer.
Manufacturing method of non-blood glucose measurement sensor using saliva.
상기 하판준비단계(S100)에서
전극은 니켈-금 도금 전극인 것을 특징으로 하는
타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법.
According to clause 5,
In the lower plate preparation step (S100)
The electrode is characterized in that it is a nickel-gold plated electrode.
Manufacturing method of non-blood glucose measurement sensor using saliva.
상기 효소 고정화층 형성단계(S400)는
잉크젯 디스펜서를 이용하여 효소 고정화층을 형성하는 것을 특징으로 하는
타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법.
According to clause 5,
The enzyme immobilization layer forming step (S400) is
Characterized by forming an enzyme immobilization layer using an inkjet dispenser.
Manufacturing method of non-blood glucose measurement sensor using saliva.
상기 효소 고정화층 형성단계(S400)는
잉크젯 디스펜서로 효소 고정화 용액을 0.1 내지 10 pℓ로 분사 후 건조하는 것을 특징으로 하는
타액을 이용한 비채혈식 혈당측정센서의 제조방법.
According to clause 7,
The enzyme immobilization layer forming step (S400) is
Characterized by spraying 0.1 to 10 pℓ of enzyme immobilization solution with an inkjet dispenser and then drying.
Manufacturing method of non-blood glucose measurement sensor using saliva.
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KR101436162B1 (en) | 2008-01-25 | 2014-09-01 | 엘지전자 주식회사 | Salvia Analysis Apparatus |
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