WO2021033870A1 - 바이오 센서 - Google Patents

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WO2021033870A1
WO2021033870A1 PCT/KR2020/005653 KR2020005653W WO2021033870A1 WO 2021033870 A1 WO2021033870 A1 WO 2021033870A1 KR 2020005653 W KR2020005653 W KR 2020005653W WO 2021033870 A1 WO2021033870 A1 WO 2021033870A1
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biosensor
layer
electrode
reaction
sample
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PCT/KR2020/005653
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권혜림
유민수
천승환
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동우화인켐 주식회사
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Definitions

  • the present invention relates to a biosensor. More specifically, it relates to a biosensor capable of detecting the concentration of a substance to be detected.
  • biosensors use enzymes that react with chemical species contained in body fluids (sweat, tears, blood, etc.). When the enzyme reacts with the chemical species to generate an electric current, it is measured to measure the concentration of the chemical species.
  • a predetermined amount of sample must be supplied to the sensor electrode.
  • An object of the present invention is to provide a biosensor with improved convenience and sensing performance.
  • a substrate A sensing electrode layer disposed on the substrate and including a reactive electrode and a wiring connected to the reactive electrode; A spacer layer that partially covers the substrate and the sensing electrode layer and has an opening exposing the reaction electrode and a sample delivery passage connected to the opening and connected to the outside; And a protective cover covering the spacer layer.
  • the reactive electrode includes a working electrode and a reference electrode disposed to face each other and spaced apart with a gap therebetween.
  • a reaction chamber in which the reaction electrode is accommodated is defined by an upper surface of the substrate, an inner wall of the opening of the spacer layer, and an inner surface of the protective cover.
  • the width of the ventilation portion is 50 to 5000 ⁇ m, biosensor.
  • the ventilation portion is provided as a side sample delivery flow path of the biosensor, the sample delivery flow path, the biosensor.
  • the width of the sample delivery passage is 50 to 3000 ⁇ m, the biosensor.
  • the thickness of the spacer layer is 30 to 500 ⁇ m, the biosensor.
  • reaction electrode comprises a working electrode and a reference electrode.
  • the working electrode the conductive layer disposed on the substrate; An electron transport layer disposed on the conductive layer; And an enzyme reaction layer disposed on the electron transport layer.
  • the enzyme reaction layer is at least one of glucose oxidase, cholesterol oxidase, lactate oxidase, ascorbic acid oxidase, and alcohol oxidase, or glucose dehydrogenase, glutamic acid dehydrogenase, lactate A biosensor comprising at least one of dehydrogenase and alcohol dehydrogenase.
  • the conductive layer includes a metal layer and a metal protective layer.
  • the metal layer includes at least one of Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd, and alloys thereof, and the metal protective layer is ITO (Indium Tin Oxide ) Or IZO (Indium Zinc Oxide) containing, a biosensor.
  • ITO Indium Tin Oxide
  • IZO Indium Zinc Oxide
  • the working electrode further comprises a filter layer disposed on the enzyme reaction layer.
  • a spacer layer including an opening is interposed between the sensing electrode layer and the protective cover to form a reaction chamber in a region where the reaction electrode of the sensing electrode layer is located.
  • the reaction chamber is communicated with the outside through the sample delivery flow path.
  • a vent may be formed on the side of the reaction chamber. Air may escape from the reaction chamber through the vent part. In this case, it may be easy to supply a sample due to a capillary phenomenon inside the sample delivery passage.
  • FIG. 1 is a schematic exploded perspective view of a biosensor according to example embodiments.
  • FIG. 2 is a schematic plan view of a sensing electrode layer according to exemplary embodiments.
  • FIG 3 is a schematic cross-sectional view of a reaction electrode according to exemplary embodiments.
  • 4 to 8 are schematic plan views illustrating a design of a spacer layer according to exemplary embodiments.
  • FIG. 9 is a schematic plan view showing a reaction electrode according to exemplary embodiments.
  • Exemplary embodiments of the present invention include a sensing electrode layer including a reactive electrode on a substrate, a spacer layer including an opening that covers the sensing electrode layer and exposes the reactive electrode, and a sample delivery channel connected to the opening, and a protective cover covering the spacer layer. It provides a biosensor. The biosensor's sample requirement can be reduced, and sensing reliability can be improved.
  • the'first direction' may refer to the length direction of the biosensor (eg, the direction in which the wiring of the sensing electrode layer is extended).
  • The'second direction' may mean the width direction of the biosensor (eg, the direction in which the working electrode and the reference electrode face each other).
  • The'third direction' may mean the thickness (height) direction of the biosensor.
  • FIG. 1 is a schematic exploded perspective view of a biosensor according to example embodiments.
  • a biosensor includes a substrate 100, a sensing electrode layer 110, a spacer layer 120, a protective cover 130, and a sample delivery passage 126.
  • the substrate 100 is provided as a base layer on which the sensing electrode layer 110 is disposed.
  • the substrate 100 may be a base film having flexible properties, and specific examples include polyester resins such as polyethylene terephthalate, polyethylene isophthalate, polyethylene naphthalate, and polybutylene terephthalate; Cellulose resins such as diacetyl cellulose and triacetyl cellulose; Polycarbonate resin; Acrylic resins such as polymethyl (meth)acrylate and polyethyl (meth)acrylate; Styrene resins such as polystyrene and acrylonitrile-styrene copolymer; Polyolefin resins such as polyethylene, polypropylene, polyolefin having a cyclo-based or norbornene structure, and ethylene-propylene copolymer; Vinyl chloride resin; Amide resins such as nylon and aromatic polyamide; Imide resin; Polyethersulfone resin; Sulfone resin; Polyether ether ketone resin; Sulfide polyphenylene resin; Vinyl alcohol resin; Vinylidene
  • the thickness of the substrate 100 may be appropriately determined, but may be 1 to 500 ⁇ m in consideration of strength, handling, workability, and thin layer properties. It is preferably 1 to 300 ⁇ m, and more preferably 5 to 200 ⁇ m.
  • the base film may contain one or more additives.
  • the additives include ultraviolet absorbers, antioxidants, lubricants, plasticizers, release agents, colorants, flame retardants, nucleating agents, antistatic agents, pigments, colorants, and the like.
  • the base film may include various functional layers such as a hard coating layer, an antireflection layer, and a gas barrier layer on one or both sides of the film.
  • the base film may be surface-treated.
  • the surface treatment may include chemical treatment such as plasma treatment, corona treatment, dry treatment such as primer treatment, and alkali treatment including saponification treatment.
  • the sensing electrode layer 110 may be formed on the substrate 100.
  • the sensing electrode layer 110 may include a reactive electrode 112 and a wiring 114.
  • the reaction electrode 112 is provided as an electrode in which a detection reaction (eg, oxidation-reduction reaction) of the biosensor occurs, and the wiring 114 may be connected to the reaction electrode 112.
  • FIG. 2 is a schematic plan view of a sensing electrode layer according to exemplary embodiments.
  • the reaction electrode 112 may include a working electrode 310 and a reference electrode 320.
  • the working electrode 310 and the reference electrode 320 may be disposed on the substrate 100.
  • the working electrode 310 and the reference electrode 320 may face each other on a plane of the substrate 100 and may be spaced apart from each other.
  • the space where the working electrode 310 and the reference electrode 320 are spaced apart may define a gap 330.
  • the working electrode 310 and the reference electrode 320 may be disposed to face left and right.
  • the sample When a sample is supplied between the working electrode 310 and the reference electrode 320, the sample may mediate the movement of electrons/holes and the oxidation-reduction material between the working electrode 310 and the reference electrode 320. .
  • total width of the reaction electrode used herein may mean a distance between the two farthest points of the working electrode 310 and the reference electrode 320.
  • the total width of the reaction electrode 112 may be 0.3 to 5 mm.
  • the total width is less than 0.3mm, the amount of an electric signal (current) generated when measuring the sensing target material decreases, and thus the sensitivity, the measurement speed, and/or the maximum measurement concentration of the biosensor may decrease.
  • the total width exceeds 5 mm, the minimum amount of sample required for driving the biosensor may increase.
  • the minimum sample requirement of the biosensor may be 0.1 to 5 ⁇ l.
  • the biosensor may be driven with a sample of about 5 ⁇ l or less.
  • the spacer layer 120 may at least partially cover the substrate 100 and the sensing electrode layer 110.
  • the spacer layer 120 may be disposed between the upper surface of the substrate 100 on which the sensing electrode layer 110 is formed and the lower surface of the protective cover 130.
  • the spacer layer 120 may not cover the reactive electrode 112 of the sensing electrode layer 110.
  • the spacer layer 120 may include an opening 122 exposing the reactive electrode 112.
  • the opening 122 may extend to one side of the spacer layer 120.
  • the opening 122 may extend in the second direction (the width direction of the spacer layer).
  • the opening 122 may include all of the reaction electrodes 112 in the planar direction. In this case, the reaction electrode 112 may be exposed without being covered by the spacer layer 120.
  • an upper surface of the substrate 100, an inner wall of the opening 122 of the spacer layer 120, and an inner surface of the protective cover 130 may define the reaction chamber 124.
  • the reaction electrode 112 may be accommodated in the reaction chamber 124. By limiting the space in which the sample is supplied to the inner space of the reaction chamber 124, even if a small amount of the sample is supplied, the reaction electrode 112 can be substantially uniformly contacted. In addition, during repeated measurement, a certain amount of sample may be supplied to the reaction electrode 112 according to the designed volume of the reaction chamber 124. Accordingly, the minimum sample requirement of the biosensor can be reduced and sensing reliability can be improved.
  • the inner wall of the reaction chamber 124 opposite the vent 128 may have a profile substantially the same as the side surface of the reaction electrode 112.
  • the inner wall may have a profile in which a side profile of the reaction electrode 112 is enlarged by a predetermined amount.
  • the profile of the inner wall may also be semicircular. In this case, the region where the reaction electrode 112 of the reaction chamber 124 is located can be effectively filled using a small amount of sample.
  • the spacer layer 120 may include acrylic resin, urethane resin, rubber resin, silicone resin, or the like.
  • the spacer layer 120 may be formed of an adhesive including an acrylic resin, a urethane resin, a rubber resin, a silicone resin, and the like, and may include an optically transparent adhesive (OCR).
  • OCR optically transparent adhesive
  • the spacer layer 120 may include a sample delivery passage 126.
  • the sample delivery passage 126 may be connected to the opening 122.
  • the sample delivery passage 126 may be provided as a passage through which a sample is supplied.
  • the sample transfer passage 126 may move a sample through a capillary phenomenon. Accordingly, a small amount of the sample can be effectively supplied to the opening 122 and the reaction electrode 112 located inside the opening 122. In addition, the supply rate of the sample can be adjusted to an appropriate level.
  • the sample delivery passage 126 may be formed to cross the spacer layer 120 in the first direction (the length direction of the biosensor).
  • the width of the sample delivery passage 126 may be 50 to 3000 ⁇ m. When the width is less than 50 ⁇ m, the sample may not pass through the sample delivery flow path 126. When the width is greater than 3000 ⁇ m, a capillary phenomenon may not substantially occur in the sample delivery passage 126, and it may be impossible to control the supply speed of the sample. Therefore, it may not be possible to supply a quantitative sample.
  • the width of the sample delivery passage 126 may be 500 to 2000 ⁇ m.
  • the virtual extension line from the sample delivery channel 126 may be located in the gap 330 between the working electrode 310 and the reference electrode 320 in a planar direction.
  • the sample injected into the biosensor may be substantially uniformly delivered to the working electrode 310 and the reference electrode 320.
  • the sample delivery passage 126 may extend in the same direction as the center line of the reaction electrode 112.
  • the term “center line of the reactive electrode” used herein may mean a line extending in the first direction (the extending direction of the sensing electrode layer) while passing through the center of the width of the reactive electrode 112.
  • the sample may be substantially efficiently supplied between the working electrode 310 and the reference electrode 320 of the reaction electrode 112, and the sample may be substantially supplied to the working electrode 310 and the reference electrode 320. It can be supplied uniformly.
  • the height of the sample delivery passage 126 may be substantially the same as the thickness or height of the spacer layer 120.
  • a region in which the spacer layer 120 is removed to have a predetermined width may be provided as the sample delivery passage 126.
  • the sample delivery flow path 126 secures a sufficient height to facilitate movement of the sample.
  • the thickness of the spacer layer 120 may be 30 to 500 ⁇ m.
  • the thickness of the spacer layer 120 is less than 30 ⁇ m, the height of the sample delivery passage 126 may be insufficient, and thus the sample may not be moved.
  • a minimum amount of sample required for driving the biosensor may not be supplied to the reaction electrode 112.
  • the thickness of the spacer layer 120 is more than 500 ⁇ m, a capillary phenomenon may not occur in the sample delivery passage 126 and the amount and speed of sample supply may not be controlled.
  • the internal space of the reaction chamber 124 may increase, so that the amount of sample required to cover the reaction electrode 112 may increase.
  • the thickness of the spacer layer 120 may be 50 to 300 ⁇ m, more preferably 150 to 300 ⁇ m.
  • the protective cover 130 may at least partially cover the sensing electrode layer 110 and the spacer layer 120.
  • the protective cover 130 may cover the upper surface of the sensing electrode layer 110. Accordingly, contamination of the sensing electrode layer 110 may be prevented, and a decrease in sensing reliability due to other components other than the sample may be prevented.
  • the inner surface of the sidewall of the protective cover 130 may contact some side surfaces of the spacer layer 120 (eg, three side surfaces of the spacer layer).
  • the inner wall surface of the opening 122 of the spacer layer 120 may be spaced apart from the inner surface of the sidewall of the protective cover 130.
  • the inner surface of the protective cover 130, the space surrounded by the spacer layer 120 and the substrate 100 may define the reaction chamber 124, and the reaction electrode 112 may be located in the reaction chamber 124.
  • the sample may be quantitatively supplied to the reaction chamber 124, and the reaction electrode 112 may be covered with a small amount of the sample. Accordingly, the amount of sample required by the biosensor may be reduced, and sensing reliability may be improved.
  • the sample delivery passage 126 formed in the spacer layer 120 may extend through the sidewall of the protective cover 130.
  • the protective cover 130 may include an injection hole 134 in a direction in which the sample delivery passage 126 extends. Accordingly, the sample delivery flow path 126 may communicate with the reaction chamber 124 from the outside of the protective cover 130.
  • the protective cover 130 may at least partially cover the spacer layer 120 and the sensing electrode layer 110 in the form of a film. In some embodiments, the protective cover 130 may entirely cover the upper surface of the spacer layer 120.
  • the width (length in the second direction) of the protective cover 130 may be the same as the spacer layer 120. Therefore, when the protective cover 130 and the spacer layer 120 are aligned with respect to the center line in the width direction, the opening 122 of the spacer layer 120 is formed on the side surface of the biosensor (for example, in the second direction). ) Can be opened. The open portion of the opening 122 may be provided as the vent 128.
  • one side of the protective cover 130 may be aligned with a side of the spacer layer 120 on which the transfer passage 126 is formed. Accordingly, the delivery passage 126 may be opened to one side of the biosensor. For example, the transmission passage 126 may be opened in the first direction.
  • the protective cover 130 may not cover at least a part of the sensing electrode layer 110.
  • the protective cover 130 may not cover at least a part of the wiring 114 of the sensing electrode layer 110.
  • the exposed wiring 114 may be connected to the driving circuit chip.
  • the size of the protective cover 130 may be larger than that of the spacer layer 120.
  • portions that do not overlap with the spacer layer 120 may be folded along the circumference of the spacer layer 120 and cover the side surface of the spacer layer 120.
  • a portion covering the side surface of the spacer layer 120 may be provided as a side wall of the protective cover 130.
  • the sidewall may include a first hole in communication with the transfer passage 126 of the spacer layer 120 and/or a second hole in communication with the opening 122.
  • the transfer flow path 126 and the opening 122 may be connected to the outside through the first hole and the second hole.
  • the protective cover 130 may be bonded to the substrate 100.
  • the lower surface of the sidewall of the protective cover 130 may be bonded to the upper surface of the substrate 100.
  • the substrate 100 may be inserted into the protective cover 130, and the side surface of the substrate 100 may be bonded to the inner surface of the sidewall of the protective cover 130.
  • a lower protective cover (not shown) may be disposed on the bottom surface of the substrate 100, and the protective cover 130 and the lower protective cover may be bonded to each other.
  • the ventilation unit 128 may be in communication with the reaction chamber 124.
  • the ventilation unit 128 may be provided as a passage through which the air inside the reaction chamber 124 is discharged. For example, when air injected together with the sample increases the pressure inside the reaction chamber 124, the mobility of the sample due to the capillary phenomenon in the sample delivery passage 126 may decrease. When the air inside the reaction chamber 124 is discharged by the ventilation unit 128, the sample may be smoothly supplied through the sample delivery passage 126.
  • the width of the ventilation unit 128 may be 50 to 5000 ⁇ m. When the width is less than 50 ⁇ m, air discharge from the reaction chamber 124 may be insufficient. When the width is greater than 5000 ⁇ m, materials other than the sample may be injected into the reaction chamber 124 through the ventilation unit 128. Preferably, the width of the ventilation portion 128 may be 2000 to 4000 ⁇ m.
  • the ventilation unit 128 may be formed from the reaction chamber 124 in the second direction (the width direction of the biosensor).
  • the water contact angle of the protective cover 130 may be 50° or less. When the water contact angle of the protective cover 130 is more than 50°, a sample such as blood or sweat may not pass through the injection port of the protective cover 130 at a sufficient speed. In addition, since the inner surface of the protective cover 130 is provided as an upper surface of the sample delivery flow path 126, the sample may not pass through the sample delivery flow path 126.
  • the protective cover 130 may be subjected to a surface treatment such as corona treatment or plasma treatment to implement the water contact angle range.
  • the protective cover 130 may be a base film having flexible characteristics, and may include polyester resins such as polyethylene terephthalate, polyethylene isophthalate, polyethylene naphthalate, and polybutylene terephthalate; Cellulose resins such as diacetyl cellulose and triacetyl cellulose; Polycarbonate resin; Acrylic resins such as polymethyl (meth)acrylate and polyethyl (meth)acrylate; Styrene resins such as polystyrene and acrylonitrile-styrene copolymer; Polyolefin resins such as polyethylene, polypropylene, polyolefin having a cyclo-based or norbornene structure, and ethylene-propylene copolymer; Vinyl chloride resin; Amide resins such as nylon and aromatic polyamide; Imide resin; Polyethersulfone resin; Sulfone resin; Polyether ether ketone resin; Sulfide polyphenylene resin; Vinyl alcohol resin; Vinylidene chloride
  • the biosensor may include a plurality of sensing electrode layers 110.
  • Each of the sensing electrode layers 110 may detect different sensing target materials or the same sensing target materials.
  • FIG 3 is a schematic cross-sectional view of a reaction electrode according to exemplary embodiments.
  • the reactive electrode 112 may include a working electrode 310 and a reference electrode 320 disposed on the substrate 100.
  • the working electrode 310 may include a conductive layer 312, an electron transport layer 314 and an enzyme reaction layer 316. In addition, a filter layer 318 may be further included.
  • the conductive layer 312 may include a metal layer 312a and a metal protective layer 312b.
  • the reference electrode 320 may include a second conductive layer 322 and a reference material layer 324.
  • an oxidation-reduction reaction of a sensing target material may occur.
  • the working electrode 310 may detect an electrical signal generated by the reaction of the target material included in the sample.
  • the sample may be sweat, body fluid, tears, blood, etc., but is not limited thereto.
  • the sensing target material may include glucose or lactic acid (lactate).
  • the conductive layer 312 may be disposed on the substrate 100.
  • the conductive layer 312 may be provided as a path through which electrons or holes generated in an oxidation-reduction reaction of a material to be sensed are transferred.
  • the conductive layer 312 may include a metal layer 312a and a metal protective layer 312b.
  • the metal protective layer 312b may entirely cover the upper surface of the metal layer 312a.
  • the metal protection layer 312b may directly contact the metal layer 312a.
  • the metal protective layer 312b may prevent oxidation-reduction of the metal layer 312a due to an oxidation-reduction reaction.
  • the metal layer 312a may include at least one of Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd, and alloys thereof.
  • an APC (Ag-Pd-Cu) alloy may be used.
  • the metal layer 312a may be formed of only at least one of Au, Ag, APC alloy, and Pt.
  • the Au, Ag, APC alloy, and Pt may improve electrical conductivity of the conductive layer 312 and reduce resistance. Therefore, it is possible to improve the detection performance of the biosensor.
  • the metal protective layer 312b may include Indium Tin Oxide (ITO) or Indium Zinc Oxide (IZO).
  • ITO Indium Tin Oxide
  • IZO Indium Zinc Oxide
  • the metal protective layer 312b may be formed of only ITO or IZO. ITO and IZO have electrical conductivity and are chemically stable, so that the metal layer 312a can be effectively protected from an oxidation-reduction reaction.
  • the metal protective layer 312b may prevent the metal layer 312a from directly contacting the atmosphere, thereby preventing oxidation of a metal component constituting the metal layer 312a. Accordingly, reliability of an electrical signal sensed by the metal layer 312a may be improved.
  • the electron transport layer 314 may be disposed on the conductive layer 312.
  • the conductive layer 312 may be directly covered.
  • the electron transport layer 314 may provide an electron/hole movement path for transferring electrons or holes generated in the oxidation-reduction reaction to the conductive layer 312.
  • the electron transport layer 314 may include an electron transport material.
  • the electron transport material may include, for example, a material that is oxidized or reduced by receiving electrons/holes generated in an oxidation-reduction reaction of a substance to be detected in the enzyme reaction layer 316. Electrons/holes may be transferred through the oxidation or reduction.
  • the electron transport material may include Prussian blue.
  • Prussian blue is a blue pigment whose main component is potassium hexacyano iron (II) iron (III) acid, and may have high oxidation properties.
  • Prussian blue is disposed on the conductive layer 312, the electrical sensitivity of the working electrode 310 may be improved.
  • the electron transport layer 314 may further include carbon paste.
  • the enzyme reaction layer 316 may be disposed on the electron transport layer 314. For example, it may directly contact the upper surface of the electron transport layer 314.
  • the enzyme reaction layer 316 may be provided as a layer in which a chemical reaction of a substance to be detected included in the sample occurs.
  • the enzyme reaction layer 316 may include an oxidative enzyme or a dehydrogenase that reacts with a substance to be detected.
  • the oxidative enzyme is the enzyme reaction layer 316 is glucose oxidase, cholesterol oxidase, lactate oxidase, and ascorbic acid oxidase. acid oxidase) and alcohol oxidase.
  • the dehydrogenase may include at least one of glucose dehydrogenase, glutamate dehydrogenase, lactate dehydronase, and alcohol dehydrogenase.
  • the concentration of glucose, cholesterol, lactate, ascorbic acid, alcohol or glutamic acid can be measured.
  • the enzyme reaction layer 316 may include glucose oxidase or glucose dehydrogenase.
  • the oxidative enzyme or the dehydrogenase may be immobilized through a binder.
  • the binder may include a binder commonly used in the art, and may include, for example, chitosan.
  • a substance to be detected included in the sample may be oxidized by an oxidase or dehydrogenase, and hydrogen peroxide may be formed.
  • the electron transport material for example, Prussian blue
  • the oxidized electron transport material loses electrons at the electrode surface to which a certain voltage is applied and can be electrochemically oxidized again.
  • the concentration of the object to be detected in the sample is proportional to the amount of current generated in the process of oxidizing the electron transporting substance, the concentration of the object to be detected can be measured by measuring the amount of current.
  • the filter layer 318 may be disposed on the enzyme reaction layer 316. For example, it may be directly covered on the upper surface of the enzyme reaction layer 316.
  • the filter layer 318 may protect the enzyme reaction layer 316 from external physical forces. In addition, it is possible to prevent the oxidative enzyme or dehydrogenase of the enzyme reaction layer 316 from being exposed to the external environment.
  • the filter layer 318 may pass only the material to be detected in the sample. Accordingly, it is possible to prevent the enzyme reaction layer 316 from being denatured or damaged by materials other than the material to be detected.
  • the filter layer 318 passes a material to be sensed, an ion exchange membrane commonly used in the art may be used.
  • the ion exchange membrane may include a cation exchange resin such as a perfluorosulfonic acid resin.
  • the ion exchange membrane may include Nafion.
  • a conductive layer 312 is formed on the substrate 100, an electron transport layer 314 is formed on the conductive layer 312, and an enzyme is formed on the electron transport layer 314.
  • the reaction layer 316 By forming the reaction layer 316, the working electrode 310 can be manufactured.
  • the conductive layer 312 forms a metal film including at least one of Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd, and alloys thereof on the substrate 100, and then patterning ( It can be formed by patterning).
  • a patterning method commonly used in the art may be used.
  • photolithography can be used.
  • the metal layer 312a is first patterned and then a metal protective layer 312b is formed, or ITO (Indium Tin Oxide) or IZO is formed on the metal layer.
  • ITO Indium Tin Oxide
  • IZO Indium Tin Oxide
  • the metal layer 312a and the metal protective layer 312b may be formed together by patterning the metal layer and the conductive oxide layer together.
  • the electron transport layer 314 may be formed by applying a mixture of an electron transport material and a carbon paste on the conductive layer 312.
  • a coating method commonly used in the art may be used, and for example, various printing methods may be used.
  • the enzyme reaction layer 316 may be formed by, for example, applying a composition obtained by mixing the oxidative enzyme or the dehydrogenase with a binder on the electron transport layer 314 and then drying it.
  • the reference electrode 320 may be disposed on the substrate 100 to face the working electrode 310 left and right.
  • the reference electrode 320 and the working electrode 310 may be electrically separated.
  • the reference electrode 320 may be provided as a counter electrode for an oxidation-reduction reaction.
  • the reference electrode 320 may provide a reference value for a current value or a potential value measured by the working electrode 310 during measurement. Using the potential value of the reference electrode 320 as a reference value, an oxidation-reduction reaction of the material to be sensed occurring in the working electrode 310 may be specified. In addition, by comparing the reference value of the current value and the current value measured by the working electrode 310, the amount of current purely changed by the sensing target material may be calculated. Accordingly, the concentration of the material to be detected can be derived from the amount of current.
  • the second conductive layer 322 of the reference electrode 320 may include substantially the same material and structure as the conductive layer 312 of the working electrode 310.
  • the second conductive layer 322 may include a laminate of a metal layer and a metal protective layer.
  • a reference material layer 324 may be disposed on the second conductive layer 322 instead of the electron transport layer 314.
  • the reference electrode 320 may be formed by stacking the second conductive layer 322 and the reference material layer 324 on the substrate 100.
  • the reference material layer 324 may include, for example, Ag/AgCl paste.
  • the wiring 114 may be connected to the working electrode 310 and the reference electrode 320, respectively.
  • the wiring connected to the working electrode 310 and the wiring connected to the reference electrode 320 may be electrically spaced apart from each other.
  • the wirings 114 may be connected to a driving integrated circuit (IC) chip.
  • the wiring 114 may be formed of the same material as the metal layer 312a of the working electrode 310 and the second conductive layer 322 of the reference electrode 320. In some embodiments, the wiring 114 may be integrally formed with the working electrode 310 and the reference electrode 320. For example, by forming a metal film on the substrate 100 and patterning it, the sensing electrode layer 110 and the wiring 114 may be formed together.
  • Electrical signals measured from the working electrode 310 and the reference electrode 320 may be transmitted to the driving IC chip through the wiring 114, and the driving IC chip may calculate the concentration of the component to be measured.
  • 4 to 8 are schematic plan views illustrating a design of a spacer layer according to exemplary embodiments.
  • the location and size of the opening 122 of the spacer layer 120 and the sample delivery passage 126 may be changed.
  • the length of the opening 122 and the reaction chamber 124 in the second direction may be the same as the width of the spacer layer 120.
  • the opening 122 and the reaction chamber 124 may penetrate the spacer layer 120 in the width direction (the second direction).
  • a first ventilation portion 128 and a second ventilation portion may be formed on both sides of the reaction chamber 124, respectively.
  • the opening 122 and the inner wall of the reaction chamber 124 may extend in a straight line.
  • the first ventilation portion 128 and the second ventilation portion 129 formed on both sides may have the same size (width).
  • the opening 122 and the inner wall of the reaction chamber 124 may have a profile that becomes narrower in the second direction.
  • the size (width) of the first ventilation unit 128 and the second ventilation unit 129 may be different.
  • the opening 122 and the reaction chamber 124 may have a bending profile.
  • the opening 122 and the reaction chamber 124 may be bent twice, and a first vent 128 and a second vent 129 may be formed on both sides, respectively.
  • the first ventilation unit 128 and the second ventilation unit 129 may be formed at positions that are shifted from each other.
  • the first ventilation unit 128 and the second ventilation unit 129 may not overlap in the second direction.
  • the ventilation unit 128 may be provided as a side sample delivery channel of the biosensor. In this case, the supply of the sample and the discharge of the air inside the reaction chamber 124 through the ventilation unit 128 may be performed together.
  • the virtual extension line from the sample delivery flow path 126 is arranged to be displaced from the area including the working electrode 310, the reference electrode 320, and the gap 330 in the plane direction. I can.
  • the sample delivery passage 126 may be disposed to be moved in parallel with the center line of the reaction electrode 112.
  • reaction sample For example, by allowing the reaction sample to be filled from one side wall of the reaction chamber 124 (for example, the wall opposite to the wall where the ventilation part 128 is formed), air injected with the sample can be easily discharged. . Therefore, when the sample is supplied, no air bubbles are generated, so that sensing reliability may be improved.
  • the sensing electrode layer 110 may further include an auxiliary sensor 116.
  • the auxiliary sensor 116 may include a heat sensor, a pH sensor and/or a humidity sensor.
  • the auxiliary sensor 116 may measure temperature, pH and/or humidity to correct a measurement error of the biosensor.
  • the auxiliary sensor 116 may be disposed inside the opening 122 and the reaction chamber 124.
  • the sensing electrode layer 110 may further include an auxiliary sensor wiring 118, and the auxiliary sensor wiring 118 may be electrically connected to the auxiliary sensor 116.
  • the auxiliary sensor wiring 118 may include the same material as the wiring 114.
  • the sample delivery flow path 126 may be moved toward the auxiliary sensor 116.
  • the sample can be effectively distributed to the auxiliary sensor 116 and the reaction electrode 112.
  • the sample delivery passage 126 may be integrated with the ventilation unit 128. Accordingly, the sample delivery passage 126 extending in the first direction from the biosensor may be omitted.
  • a sample may be injected through the vent 128 communicated to the side of the reaction chamber 124 without including a separate sample delivery channel 126.
  • FIG. 9 is a schematic plan view showing a shape of a reaction electrode according to exemplary embodiments.
  • a surface facing the working electrode 310 and the reference electrode 320 of the reaction electrode 112 may have a sawtooth shape.
  • the working electrode 310 may include a first facing surface 213, and the first facing surface 213 may include a first convex portion 213a and a first concave portion 213b.
  • the reference electrode 320 may include a second facing surface 223, and the second facing surface 223 may include a second concave portion 223a and a second convex portion 223b.
  • the first convex portion 213a, the first concave portion 213b, the second concave portion 223a, and the second convex portion 223b may include a tip portion.
  • the first convex portion 213a and the first concave portion 213b may have a sawtooth shape.
  • the second concave portion 223a and the second convex portion 223b may have a sawtooth shape.
  • an area facing the working electrode 310 and the reference electrode 320 may increase, so that the sensing performance of the biosensor may be improved.
  • the first convex portion 213a may be disposed facing the second concave portion 223a, and the first concave portion 213b may be disposed facing the second convex portion 223b. have. Accordingly, by pairing the concave-convex shape, the facing area per unit size of the sensor can be increased.
  • a shape of the convex portion and a shape of the concave portion may have a complementary relationship.
  • complementary relationship used in the present specification means that when two shapes are attached, they are substantially integrated without an empty space, but may include a case including a predetermined tolerance. For example, when the working electrode 310 and the reference electrode 320 shown in FIG. 9 are connected together, an integrated circle or ellipse may be formed. When the complementary relationship is satisfied, an area facing each sensor unit size may increase.
  • a monomer mixture consisting of ethyl hexyl acrylate, ethyl hexyl methacrylate, and isobornyl acrylate was added to a 1 L reactor in which nitrogen gas was refluxed and a cooling device was installed. After purging with nitrogen gas for 1 hour to remove oxygen, it was maintained at 80°C.
  • the monomer mixture was uniformly mixed, and 0.5 parts by weight of 1-hydroxy-cyclohexyl-phenyl-ketone was added as a photoinitiator based on a total of 100 parts by weight of the monomer mixture.
  • a UV lamp (10mW) was irradiated to prepare a (meth)acrylate syrup having a conversion rate of 25%.
  • 2,4,6-trimethylbenzoyldiphenyl phosphine oxide was added as a photopolymerization initiator to 100 parts by weight of the prepared (meth)acrylate syrup, followed by stirring and defoaming.
  • the defoamed syrup was applied on the release film to form a preliminary coating film with the thickness shown in Table 1 below, and an additional release film was bonded on the preliminary coating film to prepare an adhesive sheet through UV.
  • an APC metal layer with a thickness of about 2000 ⁇ , an IZO metal protective layer with a thickness of about 500 ⁇ , a carbon paste electrode layer with a thickness of about 10 ⁇ m (including 3wt% of Prussian blue), and an enzyme reaction layer in which glucose oxidase is fixed with chitosan were sequentially Stacked to form a working electrode.
  • An Ag/AgCl reference electrode was formed on the substrate by spaced apart from the working electrode.
  • the pressure-sensitive adhesive sheet of Preparation Example 1 was laser or punched to form an opening according to the design of FIGS. 2 to 8, and the release film on one side was peeled off and then bonded with corona-treated 188 ⁇ m PET. After the release film on the opposite side was peeled off and corona treatment was performed on the adhesive surface, the working electrode and the reference electrode were aligned to be disposed in the inner region of the opening and bonded to the substrate.
  • Example 2 The same working electrode and reference electrode as in Example 1 were formed on a substrate, and a biosensor of a comparative example without attaching an adhesive sheet and a PET film was prepared.
  • the concentration was measured by injecting a 0.5 mM Glucose standard solution in the amount shown in Table 1 below to the biosensors of Examples and Comparative Examples.
  • the standard deviation for the five measurements was divided by the average and the relative standard deviation (RSD) was calculated and shown in Table 1 below.
  • Example 1 Example 2 Example 3
  • Example 4 Example 5
  • Example 6 Example 7 Comparative Example 1 Comparative Example 2 design Fig. 2 Fig. 4 Figure 5 Fig. 6 Fig. 7 Fig. 7 Fig. 8 - - Adhesive layer thickness [ ⁇ m] 150 150 150 150 150 150 300 150 - - Sample volume [ ⁇ l] 2.1 2.6 2.5 3.1 2.3 2.3 1.8 20 30 %RSD 5.2 4.9 4.8 4.9 5.1 4.7 5.0 15 13.2

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Abstract

본 발명의 예시적인 실시예들의 바이오 센서는 기판, 기판 상에 배치되며 반응 전극 및 반응 전극에 연결된 배선을 포함하는 센싱 전극층, 기판 및 센싱 전극층을 부분적으로 커버하며 반응 전극을 노출시키는 개구부를 및 개구부와 연통되며 외부로 연결된 시료 전달 유로가 형성된 스페이서 층 및 스페이서 층을 덮는 보호 커버를 포함한다. 바이오 센서의 시료 요구량이 감소되고, 센싱 신뢰도가 향상될 수 있다.

Description

바이오 센서
본 발명은 바이오 센서에 관한 것이다. 보다 구체적으로는, 감지 대상 물질의 농도를 검출할 수 있는 바이오 센서에 관한 것이다.
인간의 평균 수명이 증가함에 따라, 헬스 케어 산업이 급속히 팽창하고 있다. 특히, 여러 가지 생체 신호들을 어디서든 편리하게 측정할 수 있는 휴대 가능한 소형 바이오 센서에 대한 요구가 점차 증가하고 있다.
종래의 바이오 센서는 체액(땀, 눈물, 혈액 등)에 포함된 화학종들과 반응하는 효소를 사용한다. 상기 효소가 상기 화학종과 반응하여 전류가 발생하면, 이를 측정하여 해당 화학종의 농도를 측정한다.
바이오 센서에 대한 대부분의 연구들은 예를 들면, 대한민국 등록특허공보 제10-1107506호에 개시된 바와 같이, 글루코스의 글루코노락톤 (gluconolactone)으로의 산화를 촉진하는 글루코스 산화 효소(glucose oxidase) 또는 글루코스 탈수소 효소와 같은 효소의 고정에 기반을 두고 있다.
바이오 센서를 구동하려면 센서 전극에 소정량의 시료를 공급하여야 한다. 센서의 최소 시료 요구량이 많을 수록, 해당 량의 시료(예를 들면, 땀 또는 혈액)를 확보하기 어렵다.
본 발명의 일 과제는 편의성 및 센싱 성능이 향상된 바이오 센서를 제공하는 것이다.
1. 기판; 상기 기판 상에 배치되며 반응 전극 및 상기 반응 전극에 연결된 배선을 포함하는 센싱 전극층; 상기 기판 및 센싱 전극층을 부분적으로 커버하며 상기 반응 전극을 노출시키는 개구부 및 상기 개구부와 연통되며 외부로 연결된 시료 전달 유로가 형성된 스페이서 층; 및 상기 스페이서 층을 덮는 보호 커버를 포함하는, 바이오 센서.
2. 위 1에 있어서, 상기 시료 전달 유로는 상기 바이오 센서의 길이 방향으로 상기 스페이서 층을 가로지르며 상기 개구부와 연결되며, 상기 개구부는 평면 방향에서 상기 반응 전극을 전부 포함하도록 확장된, 바이오 센서.
3. 위 1에 있어서, 상기 반응 전극은 갭을 사이에 두고 서로 마주보며 이격되도록 배치된 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는, 바이오 센서.
4. 위 3에 있어서, 상기 시료 전달 유로로부터의 가상의 연장선은 평면 방향에서 상기 작업 전극 및 상기 기준 전극 사이의 갭 내에 위치하는, 바이오 센서.
5. 위 3에 있어서, 상기 시료 전달 유로로부터의 가상의 연장선은 평면 방향에서 상기 작업 전극, 상기 기준 전극 및 상기 갭을 포함하는 영역과 어긋나게 배치되는, 바이오 센서.
6. 위 1에 있어서, 상기 기판의 상면, 상기 스페이서 층의 상기 개구부의 내벽 및 상기 보호 커버의 내부면에 의해 상기 반응 전극이 수용되는 반응 챔버가 정의되는, 바이오 센서.
7. 위 6에 있어서, 상기 바이오 센서의 측면으로 상기 반응 챔버를 개방시키는 통기부를 더 포함하는, 바이오 센서.
8. 위 7에 있어서, 상기 통기부의 폭은 50 내지 5000㎛인, 바이오 센서.
9. 위 7에 있어서, 상기 통기부는 상기 바이오 센서의 측면 시료 전달 유로로 제공되는, 시료 전달 유로, 바이오 센서.
10. 위 1에 있어서, 상기 보호 커버의 수접촉각은 50° 이하인, 바이오 센서.
11. 위 1에 있어서, 상기 시료 전달 유로의 폭은 50 내지 3000㎛ 인, 바이오 센서.
12. 위 1에 있어서, 상기 스페이서 층의 두께는 30 내지 500㎛인, 바이오 센서.
13. 위 1에 있어서, 상기 반응 전극은 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는, 바이오 센서.
14. 위 13에 있어서, 상기 작업 전극은, 상기 기판 상에 배치된 도전층; 상기 도전층 상에 배치된 전자 수송층; 및 상기 전자 수송층 상에 배치된 효소 반응층을 포함하는, 바이오 센서.
15. 위 14에 있어서, 상기 효소 반응층은 글루코스 산화 효소, 콜레스테롤 산화 효소, 락테이트 산화 효소, 아스코빅산 산화 효소 및 알코올 산화 효소 중 적어도 하나의 산화 효소 또는 글루코스 탈수소 효소, 글루탐산 탈수소 효소, 락테이트 탈수소 효소 및 알코올 탈수소 효소 중 적어도 하나의 탈수소 효소를 포함하는, 바이오 센서.
16. 위 14에 있어서, 상기 전자 수송층은 프러시안 블루(Prussian blue)를 포함하는, 바이오 센서.
17. 위 14에 있어서, 상기 도전층은 금속층 및 금속 보호층을 포함하는, 바이오 센서.
18. 위 17에 있어서, 상기 금속층은 Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd 및 이들의 합금 중 적어도 하나를 포함하고, 상기 금속 보호층은 ITO(Indium Tin Oxide) 또는 IZO(Indium Zinc Oxide)를 포함하는, 바이오 센서.
19. 위 14에 있어서, 상기 작업 전극은 상기 효소 반응층 상에 배치된 필터층을 더 포함하는, 바이오 센서.
본 발명의 예시적인 실시예들에 따르면, 센싱 전극층과 보호 커버 사이에 개구부를 포함하는 스페이서 층이 개재되어 센싱 전극층의 반응 전극이 위치한 영역에 반응 챔버가 형성된다. 반응 챔버는 시료 전달 유로를 통해 외부와 연통된다. 시료 전달 유로를 통해 반응 챔버로 시료를 주입함으로써, 시료를 반응 전극에 균일하게 공급할 수 있다. 따라서, 소량의 시료로 바이오 센서를 구동할 수 있으며, 반응 챔버에 공급되는 시료의 양을 조절할 수 있어, 측정 편차를 감소시킬 수 있다.
일부 실시예들에 따르면, 반응 챔버의 측부에 통기부가 형성될 수 있다. 상기 통기부를 통해 반응 챔버로부터 공기가 빠져나갈 수 있다. 이 경우, 시료 전달 유로 내부에서의 모세관 현상에 의한 시료 공급이 용이해질 수 있다.
도 1은 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서의 개략적인 분해 사시도이다.
도 2는 예시적인 실시예들에 따른 센싱 전극층의 개략적인 평면도이다.
도 3은 예시적인 실시예들에 따른 반응 전극의 개략적인 단면도이다.
도 4 내지 도 8은 예시적인 실시예들에 따른 스페이서 층의 디자인을 나타내는 개략적인 평면도이다.
도 9는 예시적인 실시예들에 따른 반응 전극을 나타내는 개략적인 평면도이다.
본 발명의 예시적인 실시예들은 기판 상에 반응 전극을 포함하는 센싱 전극층, 센싱 전극층을 커버하며 반응 전극을 노출시키는 개구부 및 개구부와 연결된 시료 전달 유로를 포함하는 스페이서 층 및 스페이서 층을 덮는 보호 커버 포함하는 바이오 센서를 제공한다. 바이오 센서의 시료 요구량이 감소되고, 센싱 신뢰도가 향상될 수 있다.
본 명세서에서 '제1 방향'은 바이오 센서의 길이 방향(예를 들면, 센싱 전극층의 배선이 연장된 방향)을 의미할 수 있다. '제2 방향'은 바이오 센서의 폭 방향(예를 들면, 작업 전극 및 기준 전극이 마주보는 방향)을 의미할 수 있다. '제3 방향'은 바이오 센서의 두께(높이) 방향을 의미할 수 있다.
도 1은 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서의 개략적인 분해 사시도이다.
도 1을 참고하면, 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서는 기판(100), 센싱 전극층(110), 스페이서 층(120), 보호 커버(130) 및 시료 전달 유로(126)를 포함한다.
기판(100)은 센싱 전극층(110)이 배치되는 기재층으로 제공된다.
예를 들어, 기판(100)은 플렉서블 특성을 갖는 기재 필름일 수 있으며, 구체적인 예로는, 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리에틸렌이소프탈레이트, 폴리에틸렌나프탈레이트, 폴리부틸렌테레프탈레이트 등의 폴리에스테르계 수지; 디아세틸셀룰로오스, 트리아세틸셀룰로오스 등의 셀룰로오스계 수지; 폴리카보네이트계 수지; 폴리메틸(메타)아크릴레이트, 폴리에틸(메타)아크릴레이트 등의 아크릴계 수지; 폴리스티렌, 아크릴로니트릴-스티렌 공중합체 등의 스티렌계 수지; 폴리에틸렌, 폴리프로필렌, 시클로계 또는 노보넨 구조를 갖는 폴리올레핀, 에틸렌-프로필렌 공중합체 등의 폴리올레핀계 수지; 염화비닐계 수지; 나일론, 방향족 폴리아미드 등의 아미드계 수지; 이미드계 수지; 폴리에테르술폰계 수지; 술폰계 수지; 폴리에테르에테르케톤계 수지; 황화 폴리페닐렌계 수지; 비닐알코올계 수지; 염화비닐리덴계 수지; 비닐부티랄계 수지; 알릴레이트계 수지; 폴리옥시메틸렌계 수지; 에폭시계 수지 등과 같은 열가소성 수지로 구성된 필름을 들 수 있으며, 상기 열가소성 수지의 블렌드물로 구성된 필름도 사용할 수 있다. 또한, (메타)아크릴계, 우레탄계, 아크릴우레탄계, 에폭시계, 실리콘계 등의 열경화성 수지 또는 자외선 경화형 수지로 된 필름을 이용할 수도 있다.
기판(100)의 두께는 적절히 결정될 수 있지만, 강도, 취급성, 작업성, 박층성 등을 고려하여, 1 내지 500㎛일 수 있다. 1 내지 300㎛가 바람직하고, 5 내지 200㎛가 보다 바람직하다.
예를 들면, 상기 기재 필름에는 1종 이상의 첨가제가 함유될 수 있다. 첨가제로는, 예컨대 자외선흡수제, 산화방지제, 윤활제, 가소제, 이형제, 착색방지제, 난연제, 핵제, 대전방지제, 안료, 착색제 등을 들 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 상기 기재 필름은 필름의 일면 또는 양면에 하드코팅층, 반사방지층, 가스 배리어층과 같은 다양한 기능성층을 포함할 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 상기 기재 필름은 표면 처리될 수 있다. 예를 들면, 표면 처리는 플라즈마(plasma) 처리, 코로나(corona) 처리, 프라이머(primer) 처리 등의 건식 처리, 검화 처리를 포함하는 알칼리 처리 등의 화학 처리를 포함할 수 있다.
센싱 전극층(110)은 기판(100) 상에 형성될 수 있다. 센싱 전극층(110)은 반응 전극(112) 및 배선(114)을 포함할 수 있다. 반응 전극(112)은 바이오 센서의 검출 반응(예를 들면, 산화-환원 반응)이 일어나는 전극으로 제공되며, 배선(114)은 반응 전극(112)에 연결될 수 있다.
도 2는 예시적인 실시예들에 따른 센싱 전극층의 개략적인 평면도이다.
도 2를 참고하면, 반응 전극(112)은 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)을 포함할 수 있다. 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)은 기판(100) 상에 배치될 수 있다. 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)은 기판(100)의 평면 상에서 서로 마주보며 이격될 수 있다. 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)이 이격된 공간은 갭(330)을 정의할 수 있다. 예를 들면, 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)은 좌우로 마주보고 배치될 수 있다.
작업 전극(310) 및 기준 전극(320)의 사이에 시료를 공급할 경우, 상기 시료가 작업 전극(310) 및 기준 전극(320) 사이에서 전자/정공 및 산화-환원 물질의 이동을 매개할 수 있다.
본 명세서에서 사용되는 용어 “반응 전극의 전체 폭”은 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)의 가장 멀리 떨어진 두 지점 사이의 거리를 의미할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 반응 전극(112)의 전체 폭은 0.3 내지 5mm일 수 있다. 상기 전체 폭이 0.3mm 미만일 경우, 감지 대상 물질 측정 시 발생하는 전기신호(전류)의 양이 감소하여 바이오 센서의 감도, 측정 속도 및/또는 최대 측정 농도가 감소할 수 있다. 상기 전체 폭이 5mm 초과일 경우, 바이오 센서의 구동에 필요한 최소 시료 양이 증가할 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 상기 바이오 센서의 최소 시료 요구량은 0.1 내지 5㎕일 수 있다. 예를 들면, 반응 전극(112)의 전체 폭이 0.3 내지 5mm일 경우, 약 5㎕ 이하의 시료로 상기 바이오 센서를 구동할 수 있다.
스페이서 층(120)은 기판(100) 및 센싱 전극층(110)을 적어도 부분적으로 커버할 수 있다. 스페이서 층(120)은 센싱 전극층(110)이 형성된 기판(100)의 상면과 보호 커버(130)의 저면 사이에 배치될 수 있다.
스페이서 층(120)은 센싱 전극층(110)의 반응 전극(112)을 덮지 않을 수 있다. 스페이서 층(120)은 반응 전극(112)을 노출시키는 개구부(122)를 포함할 수 있다.
개구부(122)는 스페이서 층(120)의 일 측면까지 확장될 수 있다. 예를 들면, 개구부(122)는 상기 제2 방향(스페이서 층의 폭 방향)으로 확장될 수 있다. 개구부(122)는 평면 방향에서 반응 전극(112)을 전부 포함할 수 있다. 이 경우, 반응 전극(112)은 스페이서 층(120)에 커버되지 않고 노출될 수 있다.
예를 들면, 기판(100)의 상면, 스페이서 층(120)의 개구부(122)의 내벽 및 보호 커버(130)의 내부면이 반응 챔버(124)를 정의할 수 있다.
반응 전극(112)은 반응 챔버(124) 내에 수용될 수 있다. 시료가 공급되는 공간을 반응 챔버(124)의 내부 공간으로 제한함으로써, 소량의 시료가 공급되더라도 반응 전극(112)과 실질적으로 균일하게 접촉될 수 있다. 또한, 반복 측정 시 반응 챔버(124)의 설계된 부피에 따라 반응 전극(112)에 일정한 양의 시료가 공급되도록 할 수 있다. 따라서, 바이오 센서의 최소 시료 요구량이 감소하고 센싱 신뢰도가 향상될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 반응 챔버(124)의 통기부(128) 맞은 편 내벽은 반응 전극(112)의 측면과 실질적으로 동일한 프로파일을 가질 수 있다. 상기 내벽은 반응 전극(112)의 측면 프로파일이 소정 양으로 확대된 프로파일을 가질 수 있다. 예를 들면, 도 2에 도시된 바와 같이, 반응 전극(112)의 측면 프로파일이 반원형일 경우, 상기 내벽의 프로파일도 반원형일 수 있다. 이 경우, 적은 양의 시료를 이용하여 반응 챔버(124)의 반응 전극(112)이 위치한 영역을 효과적으로 채울 수 있다.
스페이서 층(120)은 아크릴계 수지, 우레탄계 수지, 고무계 수지, 실리콘계 수지 등을 포함할 수 있다. 또한, 스페이서 층(120)은 아크릴계 수지, 우레탄계 수지, 고무계 수지, 실리콘계 수지 등을 포함하는 점착제로 형성될 수 있으며, 광학 투명 점접착제(OCR)를 포함할 수 있다.
스페이서 층(120)은 시료 전달 유로(126)를 포함할 수 있다. 시료 전달 유로(126)는 개구부(122)와 연결될 수 있다. 시료 전달 유로(126)는 시료가 공급되는 통로로 제공될 수 있다. 시료 전달 유로(126)는 모세관 현상을 통해 시료를 이동시킬 수 있다. 따라서, 소량의 시료를 개구부(122) 및 개구부(122) 내부에 위치하는 반응 전극(112)에 효과적으로 공급할 수 있다. 또한, 시료의 공급 속도를 적절한 수준으로 조절할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 도 2에 도시된 바와 같이, 시료 전달 유로(126)는 상기 제1 방향(바이오 센서의 길이 방향)으로 스페이서 층(120)을 가로지르며 형성될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 시료 전달 유로(126)의 폭은 50 내지 3000㎛일 수 있다. 상기 폭이 50㎛ 미만일 경우, 시료가 시료 전달 유로(126)를 통과하지 못할 수 있다. 상기 폭이 3000㎛ 초과일 경우, 시료 전달 유로(126)에서의 모세관 현상이 실질적으로 일어나지 않을 수 있으며, 시료의 공급 속도를 조절하는 것이 불가능할 수 있다. 따라서, 정량의 시료를 공급하지 못할 수 있다. 바람직하게는, 시료 전달 유로(126)의 폭은 500 내지 2000㎛일 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 시료 전달 유로(126)로부터의 가상의 연장선은 평면 방향에서 작업 전극(310) 및 기준 전극(320) 사이의 갭(330) 내에 위치할 수 있다. 이 경우, 상기 바이오 센서에 주입된 시료가 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)에 실질적으로 균일하게 전달될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 시료 전달 유로(126)는 반응 전극(112)의 중심 라인과 동일한 방향으로 연장될 수 있다. 본 명세서에서 사용되는 용어 “반응 전극의 중심 라인”은 반응 전극(112)의 폭의 중심을 지나면서 상기 제1 방향(센싱 전극층의 연장 방향)으로 연장되는 선을 의미할 수 있다.
이 경우, 반응 전극(112)의 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)의 사이에 시료가 실질적으로 효율적으로 공급될 수 있으며, 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)에 시료가 실질적으로 균일하게 공급될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 시료 전달 유로(126)의 높이는 스페이서 층(120)의 두께 또는 높이와 실질적으로 동일할 수 있다. 예를 들면, 스페이서 층(120)을 소정 폭으로 제거한 영역이 시료 전달 유로(126)로 제공될 수 있다. 이 경우, 시료 전달 유로(126)가 충분한 높이를 확보하여 시료의 이동이 촉진될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 스페이서 층(120)의 두께는 30 내지 500㎛일 수 있다. 스페이서 층(120)의 두께가 30㎛ 미만일 경우, 시료 전달 유로(126)의 높이가 불충분하여 시료의 이동이 불가능할 수 있다. 또한, 반응 챔버(124)의 내부 공간이 감소하여 반응 전극(112)에 바이오 센서의 구동에 필요한 최소량의 시료가 공급되지 못할 수 있다. 스페이서 층(120)의 두께가 500㎛ 초과일 경우, 시료 전달 유로(126)에서 모세관 현상이 일어나지 않을 수 있으며, 시료 공급 양 및 속도를 제어하지 못할 수 있다. 또한, 반응 챔버(124)의 내부 공간이 증가하여 반응 전극(112)을 덮는데 필요한 시료의 양이 증가할 수 있다. 바람직하게는, 스페이서 층(120)의 두께는 50 내지 300㎛일 수 있으며, 보다 바람직하게는 150 내지 300㎛일 수 있다.
보호 커버(130)는 센싱 전극층(110) 및 스페이서 층(120)을 적어도 부분적으로 커버할 수 있다. 예를 들면, 보호 커버(130)는 센싱 전극층(110)의 상면을 덮을 수 있다. 따라서, 센싱 전극층(110)의 오염을 방지할 수 있으며, 시료 외의 타 성분에 의한 센싱 신뢰도 저하를 방지할 수 있다.
예를 들면, 보호 커버(130)의 측벽의 내부면은 스페이서 층(120)의 일부 측면(예를 들면, 스페이서 층의 3개 측면)과 맞닿을 수 있다. 이 경우, 스페이서 층(120)의 개구부(122) 내벽면은 보호 커버(130)의 측벽의 내부면과 이격될 수 있다.
보호 커버(130)의 내부면, 스페이서 층(120) 및 기판(100)으로 둘러싸인 공간은 반응 챔버(124)를 정의할 수 있으며, 반응 전극(112)이 반응 챔버(124) 내에 위치할 수 있다. 이 경우, 반응 챔버(124)에 시료를 정량 공급할 수 있으며, 소량의 시료로도 반응 전극(112)을 커버할 수 있다. 따라서, 상기 바이오 센서의 시료 요구량이 감소되고, 센싱 신뢰도가 향상될 수 있다.
스페이서 층(120)에 형성된 시료 전달 유로(126)는 보호 커버(130)의 측벽을 관통하여 연장될 수 있다. 예를 들면, 보호 커버(130)는 시료 전달 유로(126)가 연장되는 방향에 주입구(134)를 포함할 수 있다. 따라서, 시료 전달 유로(126)는 보호 커버(130)외부로부터 반응 챔버(124) 내부로 연통될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 보호 커버(130)는 필름 형태로 스페이서 층(120) 및 센싱 전극층(110)을 적어도 부분적으로 덮을 수 있다. 일부 실시예들에 있어서, 보호 커버(130)는 스페이서 층(120)의 상면을 전체적으로 덮을 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 보호 커버(130)의 폭(상기 제2 방향으로의 길이)은 스페이서 층(120)과 동일할 수 있다. 따라서, 보호 커버(130)와 스페이서 층(120)이 폭 방향의 중심선을 기준으로 정렬될 경우, 스페이서 층(120)의 개구부(122)는 상기 바이오 센서의 측면(예를 들면, 상기 제2 방향)으로 개방될 수 있다. 개구부(122)의 개방된 부분은 통기부(128)로 제공될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 보호 커버(130)의 일 변은 스페이서 층(120)의 전달 유로(126)가 형성된 변에 정렬될 수 있다. 따라서, 전달 유로(126)는 상기 바이오 센서의 일 측면으로 개방될 수 있다. 예를 들면, 전달 유로(126)는 상기 제1 방향으로 개방될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 보호 커버(130) 센싱 전극층(110)의 적어도 일부를 덮지 않을 수 있다. 예를 들면, 보호 커버(130)는 센싱 전극층(110)의 배선(114)의 적어도 일부를 덮지 않을 수 있다. 이 경우, 노출된 배선(114)을 구동 회로 칩에 연결할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 보호 커버(130)의 크기는 스페이서 층(120) 보다 클 수 있다. 이 경우, 스페이서 층(120)과 중첩되지 않는 부분은 스페이서 층(120)의 둘레를 따라 접히면서 스페이서 층(120)의 측면을 덮을 수 있다. 스페이서 층(120)의 측면을 덮는 부분은 보호 커버(130)의 측벽으로 제공될 수 있다.
예를 들면, 상기 측벽은 스페이서 층(120)의 전달 유로(126)와 연통된 제1 홀 및/또는 개구부(122)와 연통된 제2 홀을 포함할 수 있다. 상기 제1 홀 및 상기 제2 홀에 의해 전달 유로(126) 및 개구부(122)가 외부와 연결될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 보호 커버(130)는 기판(100)과 접합될 수 있다. 예를 들면, 보호 커버(130)의 상기 측벽의 저면이 기판(100)의 상면과 접합될 수 있다. 예를 들면, 기판(100)은 보호 커버(130)의 내부로 삽입될 수 있으며, 기판(100)의 측면이 보호 커버(130) 측벽의 내부면과 접합될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 기판(100)의 저면 상에 하부 보호 커버(미도시)가 배치될 수 있으며, 보호 커버(130)와 상기 하부 보호 커버가 접합될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 통기부(128)는 반응 챔버(124)와 연통될 수 있다. 통기부(128)는 반응 챔버(124) 내부의 공기가 배출되는 통로로 제공될 수 있다. 예를 들면, 시료와 함께 주입된 공기가 반응 챔버(124) 내부의 압력을 증가시킬 경우, 시료 전달 유로(126)에서의 모세관 현상에 의한 시료의 이동성이 감소할 수 있다. 통기부(128)에 의해 반응 챔버(124) 내부의 공기가 배출될 경우, 시료 전달 유로(126)를 통해 시료가 원활히 공급될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 통기부(128)의 폭은 50 내지 5000㎛일 수 있다. 상기 폭이 50㎛ 미만일 경우, 반응 챔버(124)로부터의 공기 배출이 불충분할 수 있다. 상기 폭이 5000㎛ 초과일 경우, 시료 외의 물질이 통기부(128)를 통해 반응 챔버(124)로 주입될 수 있다. 바람직하게는, 통기부(128)의 폭은 2000 내지 4000㎛일 수 있다.
예를 들면, 통기부(128)는 반응 챔버(124)로부터 상기 제2 방향(바이오 센서의 폭 방향)으로 형성될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 보호 커버(130)의 수접촉각은 50° 이하일 수 있다. 보호 커버(130)의 수접촉각이 50° 초과일 경우, 혈액, 땀 등의 시료가 보호 커버(130)의 상기 주입구를 충분한 속도로 통과하지 못할 수 있다. 또한, 보호 커버(130)의 내부면이 시료 전달 유로(126)의 상면으로 제공되는 바, 상기 시료가 시료 전달 유로(126)를 통과하지 못할 수 있다. 예를 들면, 보호 커버(130)를 코로나 처리, 플라즈마 처리 등의 표면 처리하여 상기 수접촉각 범위를 구현할 수 있다.
보호 커버(130)는 플렉서블 특성을 갖는 기재 필름 일 수 있으며, 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리에틸렌이소프탈레이트, 폴리에틸렌나프탈레이트, 폴리부틸렌테레프탈레이트 등의 폴리에스테르계 수지; 디아세틸셀룰로오스, 트리아세틸셀룰로오스 등의 셀룰로오스계 수지; 폴리카보네이트계 수지; 폴리메틸(메타)아크릴레이트, 폴리에틸(메타)아크릴레이트 등의 아크릴계 수지; 폴리스티렌, 아크릴로니트릴-스티렌 공중합체 등의 스티렌계 수지; 폴리에틸렌, 폴리프로필렌, 시클로계 또는 노보넨 구조를 갖는 폴리올레핀, 에틸렌-프로필렌 공중합체 등의 폴리올레핀계 수지; 염화비닐계 수지; 나일론, 방향족 폴리아미드 등의 아미드계 수지; 이미드계 수지; 폴리에테르술폰계 수지; 술폰계 수지; 폴리에테르에테르케톤계 수지; 황화 폴리페닐렌계 수지; 비닐알코올계 수지; 염화비닐리덴계 수지; 비닐부티랄계 수지; 알릴레이트계 수지; 폴리옥시메틸렌계 수지; 에폭시계 수지 등과 같은 열가소성 수지로 구성된 필름을 들 수 있으며, 상기 열가소성 수지의 블렌드물로 구성된 필름도 사용할 수 있다. 또한, (메타)아크릴계, 우레탄계, 아크릴우레탄계, 에폭시계, 실리콘계 등의 열경화성 수지 또는 자외선 경화형 수지로 된 필름을 이용할 수도 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 바이오 센서는 복수 개의 센싱 전극층(110)들을 포함할 수 있다. 센싱 전극층(110)들은 각각 상이한 감지 대상 물질들을 감지하거나, 동일한 감지 대상 물질들을 감지할 수 있다.
도 3은 예시적인 실시예들에 따른 반응 전극의 개략적인 단면도이다.
도 3을 참고하면, 반응 전극(112)은 기판(100) 상에 배치된 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)을 포함할 수 있다.
작업 전극(310)은 도전층(312), 전자 수송층(314) 및 효소 반응층(316)을 포함할 수 있다. 또한, 필터층(318)을 더 포함할 수 있다. 도전층(312)은 금속층(312a) 및 금속 보호층(312b)을 포함할 수 있다. 기준 전극(320)은 제2 도전층(322) 및 기준 물질층(324)을 포함할 수 있다.
작업 전극(310)에서는 감지 대상 물질(측정 대상 물질)의 산화-환원 반응이 일어날 수 있다. 작업 전극(310)은 시료에 포함된 상기 감지 대상 물질이 반응하여 발생된 전기적 신호를 감지할 수 있다. 시료는 땀, 체액, 눈물, 혈액 등일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.
예를 들면, 상기 감지 대상 물질은 글루코스 또는 젖산(락테이트)을 포함할 수 있다.
도전층(312)은 기판(100) 상에 배치될 수 있다. 도전층(312)은 감지 대상 물질의 산화-환원 반응에서 발생한 전자 또는 정공이 전달되는 통로로 제공될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 도전층(312)은 금속층(312a) 및 금속 보호층(312b)을 포함할 수 있다.
금속 보호층(312b)은 금속층(312a)의 상면을 전체적으로 덮을 수 있다. 예를 들면, 금속 보호층(312b)은 금속층(312a)과 직접 접촉할 수 있다. 금속 보호층(312b)은 산화-환원 반응으로 인해 금속층(312a)이 산화-환원되는 것을 방지할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 금속층(312a)은 Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd 및 이들의 합금 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 예를 들면, APC(Ag-Pd-Cu) 합금이 사용될 수 있다. 금속층(312a)은 Au, Ag, APC 합금 및 Pt 중 적어도 하나만으로 형성될 수도 있다. 상기 Au, Ag, APC 합금 및 Pt는 도전층(312)의 전기 전도성을 향상시키고 저항을 감소시킬 수 있다. 따라서, 상기 바이오 센서의 검출 성능을 향상시킬 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 금속 보호층(312b)은 ITO(Indium Tin Oxide) 또는 IZO(Indium Zinc Oxide)를 포함할 수 있다. 예를 들면, 금속 보호층(312b)은 ITO 또는 IZO만으로 형성될 수 있다. ITO 및 IZO는 전기 전도성을 가지면서도 화학적으로 안정하여 금속층(312a)을 산화-환원 반응으로부터 효과적으로 보호할 수 있다.
예를 들면, 금속 보호층(312b)은 금속층(312a)이 대기와 직접 접촉하는 것을 방지하여 금속층(312a)을 구성하는 금속 성분의 산화를 방지할 수 있다. 따라서, 금속층(312a)에 의해 감지되는 전기적 신호의 신뢰성을 향상시킬 수 있다.
전자 수송층(314)은 도전층(312) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 도전층(312)을 직접 덮을 수 있다.
전자 수송층(314)은 상기 산화-환원 반응에서 발생한 전자 또는 정공을 도전층(312)까지 전달하는 전자/정공의 이동 통로 제공될 수 있다.
전자 수송층(314)은 전자 수송 물질을 포함할 수 있다. 상기 전자 수송 물질은 예를 들면, 효소 반응층(316)에서 일어나는 감지 대상 물질의 산화-환원 반응에서 발생한 전자/정공을 수용하여 산화 또는 환원되는 물질을 포함할 수 있다. 상기 산화 또는 환원을 통해 전자/정공이 전달될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 전자 수송 물질은 프러시안 블루(Prussian blue)를 포함할 수 있다. 프러시안 블루는 헥사시아노철(II)산철(III)칼륨이 주성분인 청색 안료로서, 높은 산화성을 가질 수 있다. 프러시안 블루를 도전층(312) 상에 배치할 경우 작업 전극(310)의 전기적 감도를 향상시킬 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 전자 수송층(314)은 카본 페이스트를 더 포함할 수 있다.
효소 반응층(316)은 전자 수송층(314) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 전자 수송층(314)의 상면에 직접 접촉할 수 있다.
효소 반응층(316)은 시료에 포함되어 있는 감지 대상 물질의 화학 반응이 일어나는 층으로 제공될 수 있다. 효소 반응층(316)은 감지 대상 물질과 반응하는 산화 효소 또는 탈수소 효소를 포함할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 산화 효소는 효소 반응층(316)은 글루코스 산화 효소(glucose oxidase), 콜레스테롤 산화 효소(cholesterol oxidase), 락테이트 산화 효소(lactate oxidase), 아스코빅산 산화 효소(ascorbic acid oxidase) 및 알코올 산화 효소(alcohol oxidase) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 상기 탈수소 효소는 글루코스 탈수소 효소(glucose dehydrogenase), 글루탐산 탈수소 효소(glutamate dehydrogenase), 락테이트 탈수소 효소(lactate dehydronase) 및 알코올 탈수소 효소(alcohol dehydrogenase) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
따라서, 글루코스, 콜레스테롤, 락테이트, 아스코빅산, 알코올 또는 글루탐산의 농도를 측정할 수 있다.
예를 들면, 상기 바이오 센서가 글루코스 센서일 경우, 효소 반응층(316)은 글루코스 산화효소(Glucose oxidase) 또는 글루코스 탈수소효소(Glucose dehydrogenase)를 포함할 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 상기 산화 효소 또는 상기 탈수소 효소는 바인더를 통해 고정될 수 있다. 상기 바인더는 당분야에서 통상적으로 사용되는 바인더를 포함할 수 있으며, 예를 들면, 키토산을 포함할 수 있다.
예를 들면, 시료를 상기 바이오 센서에 주입하면, 시료에 포함되어 있는 감지 대상 물질이 산화 효소 또는 탈수소 효소에 의하여 산화되고, 과산화수소가 형성될 수 있다. 상기 전자 수송 물질(예를 들면, 프러시안 블루)는 과산화수소를 환원시키고, 자신은 산화될 수 있다. 산화된 전자 수송 물질은 일정 전압이 가해진 전극 표면에서 전자를 잃고 전기화학적으로 다시 산화될 수 있다.
시료 내의 감지 대상 물질의 농도는 전자 수송 물질이 산화되는 과정에서 발생되는 전류량에 비례하므로, 상기 전류량을 측정함으로써 감지 대상 물질의 농도를 측정할 수 있다.
필터층(318)은 효소 반응층(316) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 효소 반응층(316)의 상면에 직접 덮을 수 있다.
필터층(318)은 효소 반응층(316)을 외부의 물리력으로부터 보호할 수 있다. 또한, 효소 반응층(316)의 산화 효소 또는 탈수소 효소가 외부 환경에 노출되는 것을 방지할 수 있다.
필터층(318)은 시료 중에서 감지 대상 물질만을 통과시킬 수 있다. 따라서, 효소 반응층(316)이 감지 대상 물질 외의 타 물질에 의해 변성, 손상되는 것을 방지할 수 있다.
필터층(318)은 감지 대상 물질을 통과시키는 것이라면, 당분야에서 통상적으로 사용되는 이온 교환막이 사용될 수 있다. 상기 이온 교환막은 퍼플루오로술폰산계 수지 등의 양이온 교환 수지를 포함할 수 있다. 예를 들면, 상기 이온 교환막은 나피온(Nafion)을 포함할 수 있다.
본 발명의 예시적인 실시예들에 따르면, 기판(100) 상에 도전층(312)을 형성하고, 도전층(312) 상에 전자 수송층(314)을 형성하고, 전자 수송층(314) 상에 효소 반응층(316)을 형성함으로써, 작업 전극(310)을 제조할 수 있다.
도전층(312)은 기판(100) 상에 Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd 및 이들의 합금 중 적어도 하나를 포함하는 금속막을 형성한 후, 이를 패터닝(patterning)하여 형성될 수 있다.
상기 패터닝은 당분야에서 통상적으로 사용되는 패터닝 공법이 사용될 수 있다. 예를 들면, 포토리소그래피(photolithography)를 사용할 수 있다.
도전층(312)이 금속 보호층(312b)을 더 포함할 경우, 금속층(312a)을 먼저 패터닝한 후 금속 보호층(312b)을 형성하거나, 상기 금속막 상에 ITO(Indium Tin Oxide) 또는 IZO(Indium Zinc Oxide) 도전성 산화물막을 형성한 후, 상기 금속막과 도전성 산화물막을 함께 패터닝하여 금속층(312a) 및 금속 보호층(312b)을 함께 형성될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 전자 수송층(314)은 전자 수송 물질 및 카본 페이스트의 혼합물을 도전층(312) 상에 도포하여 형성될 수 있다.
상기 도포는 당분야에서 통상적으로 사용되는 도포법이 사용될 수 있으며, 예를 들면, 각종 프린팅 방법이 사용될 수 있다.
효소 반응층(316)은 예를 들면, 상기 산화 효소 또는 상기 탈수소 효소를 바인더와 혼합한 조성물을 전자 수송층(314) 상에 도포한 후 건조하여 형성될 수 있다.
기준 전극(320)은 기판(100) 상에 작업 전극(310)과 좌우로 마주보고 배치될 수 있다. 기준 전극(320)과 작업 전극(310)은 전기적으로 분리될 수 있다. 기준 전극(320)은 산화-환원 반응의 상대 전극(counter electrode)로 제공될 수 있다.
기준 전극(320)은 측정 시 작업 전극(310)에서 측정되는 전류 값 또는 전위 값에 대한 기준치를 제공할 수 있다. 기준 전극(320)의 전위 값을 기준치로 하여 작업 전극(310)에서 일어나는 감지 대상 물질의 산화-환원 반응을 특정할 수 있다. 또한, 상기 전류 값의 기준치와 작업 전극(310)에서 측정되는 전류 값을 비교하여 순수하게 감지 대상 물질에 의해 변화한 전류 량을 계산할 수 있다. 따라서, 상기 전류량으로부터 감지 대상 물질의 농도를 도출할 수 있다.
기준 전극(320)의 제2 도전층(322)은 작업 전극(310)의 도전층(312)과 실질적으로 동일한 소재 및 구조를 포함할 수 있다. 예를 들면, 제2 도전층(322)은 금속층 및 금속 보호층의 적층체를 포함할 수 있다.
제2 도전층(322) 상에 전자 수송층(314) 대신 기준 물질층(324)이 배치될 수 있다. 예를 들면, 기준 전극(320)은 기판(100) 상에 제2 도전층(322) 및 상기 기준 물질층(324)이 적층되어 형성될 수 있다.
기준 물질층(324)은 예를 들면, Ag/AgCl 페이스트(paste)를 포함할 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 배선(114)은 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)에 각각 연결될 수 있다. 작업 전극(310)에 연결된 배선과 기준 전극(320)에 연결된 배선은 서로 전기적으로 이격될 수 있다. 배선(114)들은 구동 집적 회로(IC) 칩에 연결될 수 있다.
예를 들면, 배선(114)은 작업 전극(310)의 금속층(312a) 및 기준 전극(320)의 제2 도전층(322)과 동일한 소재로 형성될 수 있다. 일부 실시예들에 있어서, 배선(114)은 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)과 일체로 형성될 수 있다. 예를 들면, 기판(100) 상에 금속 막을 형성하고 이를 패터닝함으로써 센싱 전극층(110) 및 배선(114)을 함께 형성할 수 있다.
작업 전극(310) 및 기준 전극(320)으로부터 측정된 전기적 신호가 배선(114)을 통해 구동 IC 칩에 전달될 수 있으며, 구동 IC 칩은 측정 대상 성분의 농도를 계산할 수 있다.
도 4 내지 도 8은 예시적인 실시예들에 따른 스페이서 층의 디자인을 나타내는 개략적인 평면도이다.
도 4 내지 도 8을 참고하면, 스페이서 층(120)의 개구부(122) 및 시료 전달 유로(126)의 위치 및 크기는 변경될 수 있다.
도 4 및 도 6을 참고하면, 개구부(122) 및 반응 챔버(124)의 상기 제2 방향으로의 길이는 스페이서 층(120)의 폭과 동일할 수 있다. 예를 들면, 개구부(122) 및 반응 챔버(124)는 스페이서 층(120)을 상기 폭 방향(상기 제2 방향)으로 관통할 수 있다. 이 경우, 반응 챔버(124)의 양 측부에 각각 제1 통기부(128) 및 제2 통기부가 형성될 수 있다.
도 4를 참고하면, 개구부(122) 및 반응 챔버(124)의 내벽은 직선으로 연장될 수 있다. 이 경우, 양 측부에 형성된 제1 통기부(128) 및 제2 통기부(129)는 크기(폭)가 동일할 수 있다.
도 5를 참고하면, 개구부(122) 및 반응 챔버(124)의 내벽은 상기 제2 방향으로 갈수록 좁아지는 프로파일을 가질 수 있다. 이 경우, 제1 통기부(128)와 제2 통기부(129)의 크기(폭)가 상이할 수 있다.
도 6을 참고하면, 개구부(122) 및 반응 챔버(124)는 굴곡 프로파일을 가질 수 있다. 예를 들면, 개구부(122) 및 반응 챔버(124)는 2회 굴곡될 수 있으며, 양 측부에 제1 통기부(128) 및 제2 통기부(129)가 각각 형성될 수 있다. 이 경우, 제1 통기부(128) 및 제2 통기부(129)는 서로 어긋난 위치에 형성될 수 있다. 예를 들면, 제1 통기부(128) 및 제2 통기부(129)는 상기 제2 방향으로 중첩되지 않을 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 통기부(128)는 상기 바이오 센서의 측면 시료 전달 유로로 제공될 수 있다. 이 경우, 통기부(128)를 통해 시료의 공급과 반응 챔버(124) 내부 공기의 배출이 함께 수행될 수 있다.
도 7 및 도 8에 도시된 바와 같이, 시료 전달 유로(126)로부터의 가상의 연장선은 평면 방향에서 작업 전극(310), 기준 전극(320) 및 갭(330)을 포함하는 영역과 어긋나게 배치될 수 있다. 예를 들면, 도 7 및 도 8에 도시된 바와 같이, 시료 전달 유로(126)는 반응 전극(112)의 중심 라인과 평행 이동되어 배치될 수 있다.
예를 들면, 반응 챔버(124)의 일 측벽(예를 들면, 통기부(128)가 형성된 벽의 반대 벽)부터 반응 시료가 채워지도록 하여, 시료와 함께 주입되는 공기를 용이하게 배출할 수 있다. 따라서, 시료의 공급 시 기포가 발생하지 않아, 센싱 신뢰도가 향상될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 센싱 전극층(110)은 보조 센서(116)를 더 포함할 수 있다. 보조 센서(116)는 열감지 센서, pH 센서 및/또는 습도 센서를 포함할 수 있다. 예를 들면, 보조 센서(116)는 온도, pH 및/또는 습도를 측정하여, 바이오 센서의 측정 오차를 정정할 수 있다.
보조 센서(116)는 개구부(122) 및 반응 챔버(124) 내부에 배치될 수 있다. 센싱 전극층(110)은 보조 센서 배선(118)을 더 포함할 수 있으며, 보조 센서 배선(118)은 보조 센서(116)와 전기적으로 연결될 수 있다. 보조 센서 배선(118)은 배선(114)과 동일한 소재를 포함할 수 있다.
예를 들면, 도 8에 도시된 바와 같이, 상기 바이오 센서가 보조 센서(116)를 포함할 경우, 시료 전달 유로(126)는 보조 센서(116) 측으로 옮겨질 수 있다. 이 경우, 소량의 시료가 사용되더라도, 보조 센서(116) 및 반응 전극(112)에 시료가 효과적으로 분배될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 시료 전달 유로(126)는 통기부(128)와 일체화될 수 있다. 따라서, 상기 바이오 센서에서 제1 방향으로 연장되는 시료 전달 유로(126)가 생략될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 별도의 시료 전달 유로(126)를 포함하지 않고, 반응 챔버(124)의 측면으로 연통되는 통기부(128)를 통해 시료가 주입될 수도 있다.
도 9는 예시적인 실시예들에 따른 반응 전극의 형상을 나타내는 개략적인 평면도이다.
도 9를 참고하면, 반응 전극(112)의 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)의 마주보는 면은 톱니 형상을 가질 수 있다.
작업 전극(310)은 제1 대향면(213)을 포함할 수 있으며, 제1 대향면(213)은 제1 볼록부(213a) 및 제1 오목부(213b)를 포함할 수 있다. 기준 전극(320)은 제2 대향면(223)을 포함할 수 있으며, 제2 대향면(223)은 제2 오목부(223a) 및 제2 볼록부(223b)를 포함할 수 있다. 제1 볼록부(213a), 제1 오목부(213b), 제2 오목부(223a) 및 제2 볼록부(223b)는 첨단부를 포함할 수 있다. 제1 볼록부(213a) 및 제1 오목부(213b)는 톱니 형상을 형성할 수 있다. 또한, 제2 오목부(223a) 및 제2 볼록부(223b)는 톱니 형상을 형성할 수 있다. 이 경우, 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)이 마주보는 면적이 증가하여 상기 바이오 센서의 센싱 성능이 향상될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 제1 볼록부(213a)는 제2 오목부(223a)와 마주보고 배치되고, 제1 오목부(213b)는 제2 볼록부(223b)와 마주보고 배치될 수 있다. 따라서, 오목-볼록 형상이 짝을 이룸으로써, 센서의 단위 크기 당 마주보는 면적이 증가할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 볼록부의 형상 및 상기 오목부의 형상은 상보 관계일 수 있다. 본 명세서에서 사용되는 용어 “상보 관계”는 두 형상을 붙였을 때, 실질적으로 빈 공간 없이 일체화되는 것을 의미하나, 소정의 공차를 포함하는 경우를 포괄할 수 있다. 예를 들면, 도 9에 도시된 작업 전극(310) 및 기준 전극(320)을 이어 붙일 경우, 일체화된 원 또는 타원이 형성될 수 있다. 상기 상보 관계를 만족할 경우, 센서의 단위 크기 당 마주보는 면적이 증가할 수 있다.
이하, 본 발명의 이해를 돕기 위하여 바람직한 실시예를 제시하나, 이들 실시예는 본 발명을 예시하는 것일 뿐 첨부된 특허청구범위를 제한하는 것이 아니며, 본 발명의 범주 및 기술사상 범위 내에서 실시예에 대한 다양한 변경 및 수정이 가능함은 당업자에게 있어서 명백한 것이며, 이러한 변형 및 수정이 첨부된 특허청구범위에 속하는 것도 당연한 것이다.
제조예 1: 스페이서 층의 제조
질소가스가 환류되고 냉각장치가 설치된 1L의 반응기에 에틸 헥실 아크릴레이트, 에틸 헥실 메타크릴레이트, 이소보르닐 아크릴레이트로 이루어진 단량체 혼합물을 투입하였다. 산소를 제거하기 위하여 질소가스로 1시간 동안 퍼징한 후, 80℃로 유지하였다. 상기 단량체 혼합물을 균일하게 혼합하고, 상기 단량체 혼합물 총 100 중량부 기준 광개시제로 1-하이드록시-시클로헥실-페닐-케톤을 0.5중량부 투입하였다. 이후 교반시키며, UV램프(10mW)를 조사하여 전환율 25%의 (메타)아크릴레이트 시럽을 제조하였다.
상기 제조된 (메타)아크릴레이트 시럽 100중량부에 광중합 개시제로서 2,4,6-트리메틸벤조일디페닐 포스핀 옥사이드를 투입하고 교반 및 탈포하였다. 탈포된 시럽을 이형필름 상에 도포하여 하기 표 1의 두께로 예비 도막을 형성하고 상기 예비 도막 상에 추가 이형필름을 접합하여 UV를 통해 점착 시트를 제조하였다.
실시예 1 내지 5
기판 상에 약 2000Å 두께의 APC 금속층과 약 500Å 두께의 IZO 금속 보호층, 약 10㎛ 두께의 카본 페이스트 전극층(프러시안블루 3wt% 포함) 및 글루코스 산화효소가 키토산으로 고정된 효소 반응층을 순서대로 적층하여 작업 전극을 형성하였다.
기판 상에 작업 전극과 이격하여 Ag/AgCl 기준 전극을 형성하였다.
제조예 1의 점착시트를 레이저 또는 타발하여 도 2 내지 도 8의 디자인에 따라 개구부를 형성하고, 한쪽 면의 이형 필름을 벗긴 후 코로나 처리를 한 188㎛ PET와 접합하였다. 반대 면의 이형필름을 벗기고 점착면에 코로나 처리를 한 후, 작업 전극 및 기준 전극이 개구부 내부 영역에 배치되도록 정렬하여 기판과 접합하였다.
비교예 1 및 2
기판 상에 실시예 1과 동일한 작업 전극 및 기준 전극을 형성하고, 점착 시트 및 PET 필름을 부착하지 않은 비교예의 바이오 센서를 준비하였다.
실험예
실시예 및 비교예들의 바이오 센서에 하기 표 1에 기재된 양의 0.5mM 의 Glucose 표준용액을 주입하여 농도를 측정하였다.
5회 측정에 대한 표준 편차를 평균으로 나누어 상대표준편차(RSD)를 계산하여 하기 표 1에 나타내었다.
　 실시예1 실시예2 실시예3 실시예4 실시예5 실시예6 실시예7 비교예1 비교예2
디자인 도 2 도 4 도 5 도 6 도 7 도 7 도8 - -
점착층 두께[㎛] 150 150 150 150 150 300 150 - -
시료량 [㎕] 2.1 2.6 2.5 3.1 2.3 2.3 1.8 20 30
%RSD 5.2 4.9 4.8 4.9 5.1 4.7 5.0 15 13.2
표 1을 참고하면, 실시예들의 바이오 센서는 적은 시료량으로도 효과적으로 구동되었으며, 상대표준편차가 작은 것이 확인되었다.

Claims (19)

  1. 기판;
    상기 기판 상에 배치되며 반응 전극 및 상기 반응 전극에 연결된 배선을 포함하는 센싱 전극층;
    상기 기판 및 센싱 전극층을 부분적으로 커버하며 상기 반응 전극을 노출시키는 개구부 및 상기 개구부와 연통되며 외부로 연결된 시료 전달 유로가 형성된 스페이서 층; 및
    상기 스페이서 층을 덮는 보호 커버를 포함하는, 바이오 센서.
  2. 청구항 1에 있어서, 상기 시료 전달 유로는 상기 바이오 센서의 길이 방향으로 상기 스페이서 층을 가로지르며 상기 개구부와 연결되며,
    상기 개구부는 평면 방향에서 상기 반응 전극을 전부 포함하도록 확장된, 바이오 센서.
  3. 청구항 1에 있어서, 상기 반응 전극은 갭을 사이에 두고 서로 마주보며 이격되도록 배치된 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는, 바이오 센서.
  4. 청구항 3에 있어서, 상기 시료 전달 유로로부터의 가상의 연장선은 평면 방향에서 상기 작업 전극 및 상기 기준 전극 사이의 갭 내에 위치하는, 바이오 센서.
  5. 청구항 3에 있어서, 상기 시료 전달 유로로부터의 가상의 연장선은 평면 방향에서 상기 작업 전극, 상기 기준 전극 및 상기 갭을 포함하는 영역과 어긋나게 배치되는, 바이오 센서.
  6. 청구항 1에 있어서, 상기 기판의 상면, 상기 스페이서 층의 상기 개구부의 내벽 및 상기 보호 커버의 내부면에 의해 상기 반응 전극이 수용되는 반응 챔버가 정의되는, 바이오 센서.
  7. 청구항 6에 있어서, 상기 바이오 센서의 측면으로 상기 반응 챔버를 개방시키는 통기부를 더 포함하는, 바이오 센서.
  8. 청구항 7에 있어서, 상기 통기부의 폭은 50 내지 5000㎛인, 바이오 센서.
  9. 청구항 7에 있어서, 상기 통기부는 상기 바이오 센서의 측면 시료 전달 유로로 제공되는, 시료 전달 유로, 바이오 센서.
  10. 청구항 1에 있어서, 상기 보호 커버의 수접촉각은 50° 이하인, 바이오 센서.
  11. 청구항 1에 있어서, 상기 시료 전달 유로의 폭은 50 내지 3000㎛ 인, 바이오 센서.
  12. 청구항 1에 있어서, 상기 스페이서 층의 두께는 30 내지 500㎛인, 바이오 센서.
  13. 청구항 1에 있어서, 상기 반응 전극은 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는, 바이오 센서.
  14. 청구항 13에 있어서, 상기 작업 전극은,
    상기 기판 상에 배치된 도전층;
    상기 도전층 상에 배치된 전자 수송층; 및
    상기 전자 수송층 상에 배치된 효소 반응층을 포함하는, 바이오 센서.
  15. 청구항 14에 있어서, 상기 효소 반응층은 글루코스 산화 효소, 콜레스테롤 산화 효소, 락테이트 산화 효소, 아스코빅산 산화 효소 및 알코올 산화 효소 중 적어도 하나의 산화 효소 또는 글루코스 탈수소 효소, 글루탐산 탈수소 효소, 락테이트 탈수소 효소 및 알코올 탈수소 효소 중 적어도 하나의 탈수소 효소를 포함하는, 바이오 센서.
  16. 청구항 14에 있어서, 상기 전자 수송층은 프러시안 블루(Prussian blue)를 포함하는, 바이오 센서.
  17. 청구항 14에 있어서, 상기 도전층은 금속층 및 금속 보호층을 포함하는, 바이오 센서.
  18. 청구항 17에 있어서, 상기 금속층은 Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd 및 이들의 합금 중 적어도 하나를 포함하고, 상기 금속 보호층은 ITO(Indium Tin Oxide) 또는 IZO(Indium Zinc Oxide)를 포함하는, 바이오 센서.
  19. 청구항 14에 있어서, 상기 작업 전극은 상기 효소 반응층 상에 배치된 필터층을 더 포함하는, 바이오 센서.
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