WO2021075944A1 - 바이오 센서 - Google Patents

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WO2021075944A1
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biosensor
layer
water
substrate
electrode
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PCT/KR2020/016362
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마동희
이동엽
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동우 화인켐 주식회사
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    • C12Y113/00—Oxidoreductases acting on single donors with incorporation of molecular oxygen (oxygenases) (1.13)
    • C12Y113/12—Oxidoreductases acting on single donors with incorporation of molecular oxygen (oxygenases) (1.13) with incorporation of one atom of oxygen (internal monooxygenases or internal mixed function oxidases)(1.13.12)
    • C12Y113/12004—Lactate 2-monooxygenase (1.13.12.4)
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    • G01N2333/90—Enzymes; Proenzymes
    • G01N2333/902—Oxidoreductases (1.)
    • G01N2333/90241—Oxidoreductases (1.) acting on single donors with incorporation of molecular oxygen, i.e. oxygenases (1.13)

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor. More specifically, it relates to a biosensor including a working electrode and a reference electrode.
  • the biosensor may 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, the concentration of the chemical species can be measured by measuring this.
  • the range of measurable concentrations of chemical species may vary depending on the type of enzyme. For example, if an enzyme with a low affinity with a substrate is used, the reaction is saturated only when the concentration of the substrate is relatively high, so a high concentration substrate can be detected. Even when the concentration is low, the reaction is saturated, and as a result, the concentration range of the substrate that can be measured becomes smaller. Therefore, there may be limitations in detecting a high-concentration substrate.
  • An object of the present invention is to provide a biosensor with improved sensing performance.
  • a substrate A sensing electrode disposed on the substrate and disposed on an upper surface of the substrate; A working electrode including an enzyme reaction layer disposed on an upper surface of the sensing electrode, and a transmission control layer disposed on an upper surface of the enzyme reaction layer and including a water-soluble polymer and a water-insoluble polymer; And a reference electrode disposed on the substrate to be spaced apart from the working electrode.
  • the water-soluble polymer is polyvinyl alcohol (PVA), hydroxyethyl cellulose (HEC), hydroxypropyl cellulose (HPC), carboxy methyl cellulose (carboxy methyl cellulose). , CMC), cellulose acetate and polyvinyl pyrrolidone (polyvinyl pyrrolidone, PVP) comprising at least one selected from the group consisting of, a biosensor.
  • PVA polyvinyl alcohol
  • HEC hydroxyethyl cellulose
  • HPC hydroxypropyl cellulose
  • CMC carboxy methyl cellulose
  • PVP polyvinyl pyrrolidone
  • the water-insoluble polymer comprises at least one selected from the group consisting of polyurethane (polyurethane, PU), polycarbonate (PC), and polyvinyl chloride (PVC). .
  • the transmission control layer is formed from a composition comprising a solvent, the water-soluble polymer, and the water-insoluble polymer.
  • the oxidative enzyme includes at least one selected from the group consisting of glucose oxidase, cholesterol oxidase, lactate oxidase, ascorbic acid oxidase, and alcohol oxidase, and the dehydrogenase is glucose dehydrogenase, glutamic acid dehydrogenase, A biosensor comprising at least one selected from the group consisting of lactate dehydrogenase and alcohol dehydrogenase.
  • the sensing electrode further includes a metal electrode layer disposed between the substrate and the carbon electrode layer.
  • a transmission control layer including a water-soluble polymer and a water-insoluble polymer is disposed on the upper surface of the enzyme reaction layer. Therefore, it is possible to detect a sample of high concentration and to adjust the measurement concentration range (sensitivity range) for the detection target material.
  • the transmission control layer may be formed by mixing a water-soluble polymer and a water-insoluble polymer. Therefore, it is possible to stabilize the enzyme in the enzyme reaction layer and improve the stability of the permeation control layer.
  • the working electrode and the biosensor may be thinned by forming the sensing electrode as a single layer of carbon paste.
  • FIG. 1 is a schematic side view showing a biosensor according to exemplary embodiments of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic side view showing a biosensor according to some exemplary embodiments of the present invention.
  • FIG. 3 is a graph measuring the maximum lactic acid-sensitized concentration by a biosensor according to exemplary embodiments of the present invention.
  • Embodiments of the present invention provide a biosensor including a substrate, a working electrode disposed on the substrate, and a reference electrode disposed on the substrate to be spaced apart from the working electrode.
  • the working electrode includes a sensing electrode disposed on an upper surface of the substrate, an enzyme reaction layer disposed on the upper surface of the sensing electrode, and a transmission control layer disposed on the upper surface of the enzyme reaction layer, and including a water-soluble polymer and a water-insoluble polymer.
  • the transmission control layer is formed by mixing a water-soluble polymer and a water-insoluble polymer, so that, for example, sensing performance for a material to be detected may be improved.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a biosensor according to exemplary embodiments of the present invention.
  • a biosensor may include a substrate 100, a working electrode 200, and a reference electrode 300.
  • the working electrode 200 may include a sensing electrode 210, an enzyme reaction layer 220 and a transmission control layer 230.
  • the working electrode 200 may further include a first protective layer 240, and the reference electrode 300 may further include a second protective layer 310.
  • the substrate 100 may be provided as a base layer on which the working electrode 200 and the reference electrode 300 are disposed, for example.
  • the substrate 100 may be a film having flexible characteristics.
  • the flexible film 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
  • the thickness of the substrate 100 may be appropriately determined as necessary, but may be 1 to 500 ⁇ m in consideration of, for example, strength, handling, workability, and thin layer properties. Preferably, it may be 1 to 300 ⁇ m, more preferably, it may be 5 to 200 ⁇ m.
  • the substrate 100 may contain an additive.
  • an ultraviolet absorber for example, an ultraviolet absorber, an antioxidant, a lubricant, a plasticizer, a release agent, an anti-coloring agent, a flame retardant, a nucleating agent, an antistatic agent, a pigment, a colorant, and the like may be included as an additive.
  • the substrate 100 may include a functional layer on one or both sides of the film.
  • the functional layer may include, for example, a hard coating layer, an antireflection layer, a gas barrier layer, and the like.
  • the substrate 100 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 working electrode 200 may undergo an oxidation-reduction reaction of a material to be sensed.
  • the working electrode 200 may detect, for example, an electrical signal generated by a reaction between an enzyme in the enzyme reaction layer 220 and a substance to be detected.
  • the substance to be detected may be sweat, body fluid, blood, etc. of the human body, but is not limited thereto.
  • the detection target material may include glucose or lactic acid (lactate).
  • the working electrode 200 may include a sensing electrode 210, an enzyme reaction layer 220, and a transmission control layer 230, and further include a first protective layer 240. I can.
  • the sensing electrode 210 may be disposed on the substrate 100.
  • the sensing electrode 210 may contact the substrate 100.
  • the sensing electrode 210 may be provided, for example, as a path through which electrons or holes generated in an oxidation-reduction reaction of a material to be sensed are transferred.
  • the sensing electrode 210 prints a carbon paste on the substrate 100, or among Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd, and alloys thereof. After forming a metal film including at least one, it may be formed by patterning it.
  • a patterning method commonly used in the art may be used.
  • a photolithography method may be used.
  • the sensing electrode 210 may further include a metal protective layer.
  • the metal layer is first patterned and then the metal protective layer is formed, or an ITO (Indium Tin Oxide) or IZO (Indium Zinc Oxide) conductive oxide film is formed on the metal film, and then the metal film and the conductive oxide film are combined. By patterning, a metal layer and a metal protective layer may be formed together.
  • the sensing electrode 210 may be formed of a single layer of carbon paste. In this case, since the carbon paste layer is provided as an electrode, formation of an additional metal electrode may be omitted. Therefore, the biosensor can be thinned.
  • the enzyme reaction layer 220 may be disposed on the sensing electrode 210.
  • the enzyme reaction layer 220 may directly contact the upper surface of the sensing electrode 210.
  • the enzyme reaction layer 220 may be provided as, for example, a layer in which a chemical reaction of a detection target material included in the detection target material occurs.
  • the enzyme reaction layer 220 may include an oxidase or dehydrogenase. Oxidase and dehydrogenase may be selected according to the type of substance to be tested.
  • the oxidase is glucose oxidase, cholesterol oxidase, lactate oxidase, ascorbic acid oxidase, or alcohol oxidase. It may contain at least one of (alcohol oxidase).
  • the dehydrogenase may include at least one of glucose dehydrogenase, glutamate dehydrogenase, lactate dehydronase, or alcohol dehydrogenase. I can.
  • the biosensor including the enzyme reaction layer 220 may measure the concentration of lactate, glucose, cholesterol, ascorbic acid, alcohol, and/or glutamic acid.
  • the enzyme reaction layer 220 may include lactate oxidase or lactate dehydronase.
  • the oxidative enzyme or dehydrogenase may be immobilized through a binder.
  • the binder may include a binder commonly used in the art, and may include, for example, at least one of Nafion, a derivative thereof, or chitosan.
  • the enzyme reaction layer 220 may be formed by, for example, applying a composition obtained by mixing an oxidase or dehydrogenase with a binder on the enzyme reaction layer 220 and then drying it.
  • a coating method commonly used in the art may be used, and for example, a conventional printing method such as drop casting may be used.
  • the enzyme reaction layer 220 may include an enzyme having a Michaelis constant (Km) value of 0.1 to 10 mM. Therefore, it is possible to more effectively control the concentration range of the measurable sample determined by the Km value of the enzyme.
  • Km Michaelis constant
  • the transmission control layer 230 may be disposed on the enzyme reaction layer 220.
  • the transmission control layer 230 may directly contact the upper surface of the enzyme reaction layer 220.
  • the transmission control layer 230 includes a water-soluble polymer and a water-insoluble polymer.
  • the transmission control layer 230 may be formed by applying a composition for forming a transmission control layer including the water-soluble polymer and the water-insoluble polymer on the enzyme reaction layer 220 and then drying it. Accordingly, the enzyme reaction layer 220 may be protected from external physical forces through the permeation control layer 230, and oxidative enzymes or dehydrogenases of the enzyme reaction layer 220 may be prevented from being exposed to the external environment.
  • the coating a coating method commonly used in the art may be used, and for example, a conventional printing method such as drop casting may be used.
  • the composition for forming the transmission control layer may be cast to form a film having an appropriate strength.
  • the enzyme reaction layer 220 may include enzymes having various Km (Michaelis-Menten Constant) values, for example.
  • Km used in the present invention means the affinity of an enzyme for a substrate.
  • a low Km means that the affinity of the substrate-enzyme is high, and in this case, the state of the enzyme-substrate complex may be stable.
  • a high Km means that the matrix-enzyme affinity is low, in which case the production of the product can be promoted.
  • Equation 1 is a Michaelis-Menten equation representing the initial reaction rate of the enzyme according to the concentration of the substrate.
  • Equation 1 [S] is the concentration of the substrate, KM is the Michaelis-Menten constant (Km), v is the reaction rate, and Vmax is the maximum reaction rate in the Michaelis-Menten equation.)
  • Equation 1 when an enzyme having a relatively low Km value is used, the concentration of a measurable substrate may be reduced. For example, when a lactic acid oxidase having a low Km value is used, it may be difficult to detect a substrate having a high concentration of 10 mM or more.
  • the transmission control layer 230 may adjust the sensitivity range of the biosensor by, for example, controlling the diffusion rate of the substrate. For example, the transmission control layer 230 may increase the maximum sensitized concentration of the biosensor by slowing the rate at which a sample containing a high concentration of a substrate flows into the enzyme reaction layer 220.
  • the water-soluble polymer is polyvinyl alcohol (PVA), hydroxyethyl cellulose (HEC), hydroxypropyl cellulose (HPC), carboxymethyl cellulose (carboxy methyl cellulose). cellulose, CMC), cellulose acetate, and polyvinyl pyrrolidone (PVP).
  • PVA polyvinyl alcohol
  • HEC hydroxyethyl cellulose
  • HPC hydroxypropyl cellulose
  • carboxymethyl cellulose carboxymethyl cellulose
  • CMC cellulose acetate
  • PVP polyvinyl pyrrolidone
  • the permeation control layer 230 may stabilize the oxidase or dehydrogenase of the enzyme reaction layer 220.
  • a rate at which a substrate of a sample containing a material to be detected is diffused into the sensing electrode 210 may be controlled.
  • the water-insoluble polymer may include at least one of polyurethane (polyurethane, PU), polycarbonate (PC), and polyvinyl chloride (PVC).
  • polyurethane polyurethane
  • PC polycarbonate
  • PVC polyvinyl chloride
  • the water-insoluble polymer is mixed with the water-soluble polymer, so that the stability of the transmission control layer 230 may be further improved.
  • the transmission control layer 230 may be formed, for example, by applying a composition for forming a transmission control layer and then drying it.
  • the transmission control layer 230 may be formed only through a simple process through a drop casting process.
  • the composition for forming the transmission control layer may include the water-soluble polymer and the water-insoluble polymer.
  • the composition for forming the transmission control layer may further include a solvent.
  • the detection performance of a high-concentration substrate may be degraded according to the Michaelis-Menten equation.
  • lactate oxidase has a relatively low Km value of about 1mM, so there is a limit to detecting high-concentration substrates of 10mM or more.
  • the enzyme reaction layer 220 may include an enzyme having a Km value in the range of about 0.1 to 10 mM. In some embodiments, the enzyme reaction layer 220 may include an enzyme having a Km value in the range of about 0.1 to 5 mM. In one embodiment, the enzyme reaction layer 220 may include an enzyme having a Km value in the range of about 0.5 to 3mM.
  • the rate of introduction of the substrate through the permeation control layer 230 is delayed or lagging, resulting in excessive adsorption or stabilization of the substrate-enzyme. Can be prevented. Therefore, even if an enzyme having a small Km value is adopted, a biosensor having a wide sensitivity range can be implemented.
  • the solvent may include water or an organic solvent, and the organic solvent may include an alcohol such as ethanol.
  • the solvent may be a buffer further containing a salt. Therefore, the water-soluble polymer and the water-insoluble polymer can be effectively dispersed.
  • the water-soluble polymer may be included in, for example, 1 to 10% by weight of the total weight of the composition for forming the transmission control layer. When the water-soluble polymer is included in less than 1% by weight, the polymer film may not be formed. When the water-soluble polymer is included in an amount of more than 10% by weight, the diffusion rate of the substrate is excessively reduced, so that the sensitivity and resolution of the biosensor may be lowered.
  • the water-insoluble polymer may be included, for example, in an amount of 0.5 to 5% by weight of the total weight of the composition for forming the transmission control layer.
  • the stabilizing effect of the transmission control layer 230 may be reduced.
  • the water-soluble polymer is included in an amount of more than 10% by weight, the amount of the organic solvent used to dissolve the water-insoluble polymer increases, and damage to the working electrode 200 may occur.
  • the first protective layer 240 may be disposed on the transmission control layer 230.
  • the first protective layer 240 may directly contact the upper surface of the transmission control layer 230.
  • the first protective layer 240 may be omitted.
  • the first protective layer 240 may protect the working electrode 200 from external impacts and chemical substances other than the material to be inspected.
  • the first passivation layer 240 may pass only the material to be detected, for example. Accordingly, it is possible to prevent the enzyme reaction layer 220 from being denatured or damaged by substances other than the component to be measured.
  • the material of the first protective layer 240 may be used without particular limitation as long as it passes the material to be detected, but for example, an ion exchange membrane commonly used in the art may be used, and Nafion or a derivative thereof may be used. Can include.
  • the reference electrode 300 may be disposed on the substrate 100.
  • the reference electrode 300 may be disposed on the same surface as the surface of the substrate 100 on which the working electrode 200 is disposed.
  • the reference electrode 300 may be disposed to be spaced apart from the working electrode 200.
  • the reference electrode 300 and the working electrode 200 may be electrically disconnected.
  • the reference electrode 300 may provide a reference value for a current value or a potential value measured by the working electrode 200 during measurement. For example, by using the potential value of the reference electrode 300 as a reference value, an oxidation-reduction reaction of a substance to be sensed occurring in the working electrode 200 may be specified.
  • the amount of current purely changed by the component to be measured (eg, the object to be detected) can be calculated, and from the amount of current
  • the concentration of the component to be measured can be derived.
  • the reference electrode 300 may include, for example, an Ag/AgCl electrode layer.
  • the Ag/AgCl electrode layer may be formed from, for example, an Ag/AgCl paste.
  • the second protective layer 310 may be disposed on the upper surface of the reference electrode 300.
  • the second protective layer 310 may protect the reference electrode 300 from external impact and environment, for example.
  • the second protective layer 310 may be formed of substantially the same material and method as the first protective layer 240 formed on the enzyme reaction layer 220 of the working electrode 200.
  • wiring may be connected to each of the working electrode 200 and the reference electrode 300.
  • the wiring connected to the working electrode 200 and the wiring connected to the reference electrode 300 may be electrically spaced apart from each other.
  • Each of the wirings may be connected to a driving integrated circuit (IC) chip.
  • the wiring may be formed of substantially the same material as the sensing electrode 210 of the working electrode 200, and may be formed of the same material as the reference electrode 300.
  • the wiring may be integrally formed with the working electrode 200 and the reference electrode 300.
  • wiring may be integrally formed by forming a carbon paste film and/or a metal film on the substrate 100 and patterning the carbon paste film and/or metal film.
  • the sensing electrode 210, the reference electrode 300, and the wiring may be integrally formed through a screen printing method.
  • electrical signals measured from the working electrode 200 and the reference electrode 300 may be transmitted to the driving IC chip through wiring, and the driving IC chip may calculate the concentration of the component to be measured.
  • FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a biosensor according to some exemplary embodiments of the present invention.
  • the sensing electrode 210 may include a metal electrode layer 205 and a carbon electrode layer 215.
  • the metal electrode layer 205 may be disposed on the bottom surface of the carbon electrode layer 215.
  • the metal electrode layer 205 may contact the substrate 100.
  • the carbon electrode layer 215 may contact the enzyme reaction layer 220.
  • the metal electrode layer 205 may further include a metal layer and a metal protective layer disposed on an upper surface of the metal layer. In one embodiment, the metal layer and the metal protective layer may be interposed between the substrate 100 and the carbon electrode layer 215.
  • the metal protective layer may have electrical conductivity and cover the entire upper surface of the metal layer.
  • the metal protective layer may directly contact the metal layer.
  • the metal protective layer may prevent oxidation-reduction of the metal layer due to an oxidation-reduction reaction of the working electrode 200.
  • the metal layer may include at least one of Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd, and alloys thereof.
  • an APC alloy (Ag-Pd-Cu alloy) may be used.
  • the metal layer may be formed of only at least one of Au, Ag, Ag-Pd-Cu alloy, and Pt.
  • the Au, Ag, APC alloy (Ag-Pd-Cu alloy) and Pt may improve electrical conductivity of the sensing electrode 210 and reduce resistance. Therefore, the detection performance of the biosensor 10 can be improved.
  • the metal protective layer may include Indium Tin Oxide (ITO) or Indium Zinc Oxide (IZO).
  • ITO Indium Tin Oxide
  • IZO Indium Zinc Oxide
  • the metal protective layer may be formed of only indium tin oxide (ITO) or indium zinc oxide (IZO).
  • ITO and IZO for example, have excellent electrical conductivity and are chemically stable, so that the metal layer can be effectively protected from an oxidation-reduction reaction.
  • the metal protective layer may prevent the metal layer from directly contacting the atmosphere, thereby preventing oxidation of a metal component constituting the metal layer. Accordingly, reliability of an electrical signal sensed by the metal layer may be improved.
  • the carbon electrode layer 215 may be disposed on the upper surface of the metal electrode layer 205.
  • the carbon electrode layer 215 may contact the upper surface of the metal electrode layer 205.
  • the carbon electrode layer 215 may include a carbon-based material, and may further include an electron transport material and a polymer electrolyte.
  • the carbon electrode layer 215 may include carbon paste. Accordingly, electrons and/or holes generated in the enzyme reaction layer 220 can be quickly transported to the sensing electrode 210 to improve the sensing performance of the enzyme reaction layer 220 for a substance to be detected.
  • the electron transport material may include a material that is oxidized or reduced by receiving electrons/holes generated in an oxidation-reduction reaction of a material to be detected in the enzyme reaction layer 220. Accordingly, electrons/holes may be transferred to the sensing electrode 210 through the oxidation or reduction.
  • the electron transport material may include a cyanide complex of iron (Fe).
  • the cyanide complex of iron can be easily oxidized or reduced.
  • the material to be detected may react with the enzyme of the enzyme reaction layer 220 to form hydrogen peroxide (H 2 O 2 ).
  • the biosensor for example, can measure the current generated by decomposing hydrogen peroxide.
  • the cyanide complex of iron is used, the redox potential of hydrogen peroxide can be reduced. Therefore, hydrogen peroxide can be selectively decomposed at a lower potential and the selectivity of the biosensor can be improved.
  • the electron transport material is Prussian blue (Fe4[Fe(CN)6]3), potassium ferricyanide (K3[Fe(CN)6])), or It may contain at least one of potassium iron ferrocyanide (KFeIII[FeII(CN)6] ⁇ xH2O).
  • Prussian blue is a blue pigment and may have high oxidation properties.
  • the electrical sensitivity of the working electrode 200 may be improved, for example.
  • the polymer electrolyte may include Nafion or a derivative thereof.
  • the polymer electrolyte may, for example, disperse and fix the electron transport material. Accordingly, the contact area between the electron transport material and the enzyme reaction layer 220 increases, so that the upper limit of the detection concentration of the enzyme reaction layer 220 may be improved.
  • the polymer electrolyte when used, it is possible to uniformly disperse the electron transport material and prevent aggregation. Accordingly, the sensing speed, sensitivity, and sensing range of the biosensor may be improved.
  • the transmission control layer 230 may include a multilayer structure.
  • a plurality of transmission control layers 230 may be stacked in contact with each other. Therefore, the diffusion rate of the sample substrate flowing into the enzyme reaction layer 220 can be precisely controlled.
  • the transmission control layer 230 may have a two-layer structure to a five-layer structure.
  • the drying time may be lengthened when manufacturing the biosensor through a drying process, and the diffusion rate of the substrate may be too slow, so that the sensitivity and resolution of the sensor may decrease.
  • the biosensor according to exemplary embodiments may be used to measure lactate (lactic acid).
  • lactate lactic acid
  • the level of lactate in the body may increase as the intensity and duration of exercise increase during exercise.
  • the lactic acid may be discharged from the body through sweat, and in this case, the concentration of the lactic acid discharged through the biosensor may be measured.
  • the concentration of lactic acid during exercise can increase to tens of mM.
  • the biosensor according to exemplary embodiments includes the permeation control layer 230 and can accurately and quickly measure using lactic acid oxidase having a relatively low Km value, even if the concentration of lactic acid is high.
  • a PET substrate with a thickness of 180 ⁇ m was prepared as an insulating substrate.
  • a sensing electrode was formed by screen printing a paste containing 3 parts by weight of Prussian blue on the substrate (DS-7406CF, made by Daeju Electronic Material) based on 100 parts by weight of carbon paste.
  • a reference electrode was formed by screen printing Ag/AgCl at a certain distance from the sensing electrode.
  • a lactate oxidase reagent layer was formed on the sensing electrode, and the lactate oxidase reagent layer was prepared as follows.
  • a transmission control layer having a thickness of 9.2 ⁇ m was formed on the enzyme reaction layer.
  • the permeation control layer was formed by applying and drying a composition for forming a permeation control layer containing 10% by weight of polyvinyl pyrrolidone (PVP), 2% by weight of polyurethane (PU), and water.
  • PVP polyvinyl pyrrolidone
  • PU polyurethane
  • a sensor was manufactured in the same manner as in Example 1, but the transmission control layer was formed so that the three layers were in contact with each other.
  • a sensor was fabricated in the same manner as in Example 1, but the transmission control layer was formed so that five layers were in contact with each other.
  • a PET substrate (thickness 180 ⁇ m) was prepared as an insulating substrate.
  • a PET substrate with a thickness of 180 ⁇ m was prepared as an insulating substrate.
  • a sensing electrode was formed by screen printing a paste containing 3 parts by weight of Prussian blue on the substrate (DS-7406CF, made by Daeju Electronic Material) based on 100 parts by weight of the carbon paste.
  • a reference electrode was formed by screen printing Ag/AgCl at a certain distance from the working electrode.
  • a lactate oxidase reagent layer was formed on the sensing electrode, and the lactate oxidase reagent layer was prepared as follows.
  • the current of the lactic acid standard solution was measured using the biosensors of Examples and Comparative Examples.
  • the lactic acid standard solution was Sodium L-Lactate (Sigma-aldrich), and each lactic acid standard solution (1, 3, 5, 10, 15, 20, 25, 30, 35 40 and 50 mmol/L) After dropping evenly on the working electrode and the reference electrode, a voltage of 0.2 V was applied and the current value after 20 seconds was measured to measure the maximum concentration of lactic acid in the sample that the biosensor can detect, and the graph of FIG. 3 was obtained. .
  • the biosensor of Example 1 was able to detect samples containing 5 mM lactic acid, and the biosensors of Examples 2 and 3 could detect samples containing 25 mM and 40 mM lactic acid, respectively.
  • the biosensor of the comparative example when the lactic acid concentration exceeded 5 mM, the current value decreased despite the increase in the lactic acid concentration. That is, when the concentration of lactic acid exceeds 5 mM, the detection of the lactic acid concentration fails.
  • the biosensor of Example 1 was merely formed as a single layer of the transmission control layer, but exhibited a wider sensitivity range than that of the comparative example.
  • the biosensors of Examples 2 and 3 when the transmission control layer has a multilayer structure, it was confirmed that the sensing performance (sensitivity range) of lactic acid was significantly improved compared to the comparative example.

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Abstract

본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센서는 기판, 기판 상에 배치된 작업 전극 및 기판 상에서 작업 전극과 이격되어 배치된 기준 전극을 포함하며, 작업 전극은 기판 상면 상에 배치된 센싱 전극, 센싱 전극의 상면 상에 배치된 효소 반응층 및 효소 반응층의 상면 상에 배치되고, 수용성 고분자 및 비수용성 고분자를 포함하는 투과 제어층을 포함한다. 투과 제어층은 수용성 고분자 및 비수용성 고분자를 혼합하여 형성되어 감지 대상 물질에 대한 센싱 성능을 향상시킬 수 있다.

Description

바이오 센서
본 발명은 바이오 센서에 관한 것이다. 보다 상세하게는, 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는 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.
예를 들면, 바이오 센서는 체액(땀, 눈물, 혈액 등)에 포함된 화학종들과 반응하는 효소를 사용할 수 있다. 상기 효소가 상기 화학종과 반응하여 전류가 발생하면, 이를 측정하여 해당 화학종의 농도를 측정할 수 있다.
그러나, 상기 효소 기반의 바이오 센서는 효소의 종류에 따라 화학종의 측정 가능한 농도범위가 달라질 수 있다. 예를 들면, 기질과의 친화력이 낮은 효소를 사용할 경우, 기질의 농도가 상대적으로 높은 경우에만 반응이 포화되므로 고농도 기질을 감지할 수 있으나, 기질과의 친화력이 높은 효소를 사용할 경우, 상대적으로 기질 농도가 낮은 상태에서도 반응이 포화되며, 결과적으로 측정할 수 있는 기질의 농도범위가 작아진다. 따라서, 고농도 기질을 감지하는데 한계가 있을 수 있다.
예를 들면, 대한민국 등록특허공보 제10-1624769호에서와 같이 단시간에 정밀도 좋게 측정 가능한 락트산 센서에 관한 특허가 공개된 바 있다. 그러나, 락테이트 산화효소와 같이 기질과의 친화력이 높아 측정 가능한 기질의 농도범위에 한계가 있는 효소를 사용할 경우, 이를 극복할 수 있는 바이오 센서 구조를 개시하고 있지 않다.
본 발명의 일 과제는 센싱 성능이 향상된 바이오 센서를 제공하는 것이다.
1. 기판; 상기 기판 상에 배치되며, 상기 기판의 상면 상에 배치된 센싱 전극; 상기 센싱 전극의 상면 상에 배치된 효소 반응층, 및 상기 효소 반응층의 상면 상에 배치되고, 수용성 고분자 및 비수용성 고분자를 포함하는 투과 제어층을 포함하는 작업 전극; 및 상기 기판 상에서 상기 작업 전극과 이격되어 배치된 기준 전극을 포함하는, 바이오 센서.
2. 위 1에 있어서, 상기 수용성 고분자는 폴리비닐알코올(polyvinyl alcohol, PVA), 하이드록시에틸 셀룰로오즈(hydroxyethyl cellulose, HEC), 하이드록시프로필 셀룰로오즈(hydroxypropyl cellulose, HPC), 카르복시메틸 셀룰로오즈(carboxy methyl cellulose, CMC), 셀룰로오즈 아세테이트(cellulose acetate) 및 폴리비닐피롤리돈(polyvinyl pyrrolidone, PVP)으로 구성된 그룹으로부터 선택된 적어도 하나를 포함하는, 바이오 센서.
3. 위 1에 있어서, 상기 비수용성 고분자는 폴리우레탄(polyurethane, PU), 폴리카보네이트(polycarbonate, PC) 및 폴리비닐클로라이드(polyvinyl chloride, PVC)으로 구성된 그룹으로부터 선택된 적어도 하나를 포함하는, 바이오 센서.
4. 위 1에 있어서, 상기 투과 제어층은 용매, 상기 수용성 고분자 및 상기 비수용성 고분자를 포함하는 조성물로부터 형성된, 바이오 센서.
5. 위 4에 있어서, 상기 조성물 총 중량 중 상기 수용성 고분자는 1 내지 10 중량%로 포함된, 바이오 센서.
6. 위 4에 있어서, 상기 조성물 총 중량 중 상기 비수용성 고분자는 0.5 내지 5 중량%로 포함된, 바이오 센서.
7. 위 1에 있어서, 상기 투과 제어층은 복층 구조를 포함하는, 바이오 센서.
8. 위 1에 있어서, 상기 효소 반응층은 산화 효소 또는 탈수소 효소를 포함하는, 바이오 센서.
9. 상기 산화 효소는 글루코오스 산화 효소, 콜레스테롤 산화 효소, 락테이트 산화 효소, 아스코빅산 산화 효소 및 알코올 산화 효소로 구성된 그룹으로부터 선택된 적어도 하나를 포함하며, 상기 탈수소 효소는 글루코오스 탈수소 효소, 글루탐산 탈수소 효소, 락테이트 탈수소 효소 및 알코올 탈수소 효소로 구성된 그룹으로부터 선택된 적어도 하나를 포함하는, 바이오 센서.
10. 위 1에 있어서, 상기 효소 반응층은 0.1 내지 10mM의 Km(Michaelis constant) 값을 가지는 효소를 포함하는, 바이오 센서.
11. 위 1에 있어서, 상기 센싱 전극은 탄소 전극층을 포함하는, 바이오 센서.
12. 위 11에 있어서, 상기 센싱 전극은은 상기 기판 및 상기 탄소 전극층 사이에에 배치된 금속 전극층을 더 포함하는, 바이오 센서.
13. 위 1에 있어서, 상기 투과 제어층의 상면 상에 배치된 보호층을 더 포함하는, 바이오 센서.
14. 위 1에 있어서, 젖산 농도 측정에 사용되는, 바이오 센서.
본 발명의 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서는 효소 반응층 상면에 수용성 고분자 및 비수용성 고분자를 포함하는 투과 제어층이 배치된다. 따라서, 고농도의 시료를 감지할 수 있으며 감지 대상 물질에 대한 측정 농도 범위(감응 범위)를 조절할 수 있다.
예시적인 실시예들에 따르면, 투과 제어층은 수용성 고분자 및 비수용성 고분자를 혼합하여 형성할 수 있다. 따라서, 효소 반응층의 효소를 안정화 시키며 투과 제어층의 안정성을 향상시킬 수 있다.
일부 실시예들에 따르면, 센싱 전극을 카본 페이스트 단일층으로 형성하여 작업 전극 및 바이오 센서를 박막화할 수 있다.
도 1은 본 발명의 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서를 나타내는개략적인 측면도이다.
도 2는 본 발명의 일부 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서를 나타내는개략적인 측면도이다.
도 3은 본 발명의 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서로 젖산 감응 최대 농도를 측정한 그래프이다.
본 발명의 실시예들은 기판, 기판 상에 배치된 작업 전극 및 기판 상에서 작업 전극과 이격되어 배치된 기준 전극을 포함하는 바이오 센서를 제공한다.
작업 전극은 기판 상면 상에 배치된 센싱 전극, 센싱 전극의 상면 상에 배치된 효소 반응층 및 효소 반응층의 상면 상에 배치되고, 수용성 고분자 및 비수용성 고분자를 포함하는 투과 제어층을 포함한다. 투과 제어층은 수용성 고분자 및 비수용성 고분자를 혼합하여 형성되어 예를 들면, 감지 대상 물질에 대한 센싱 성능을 향상시킬 수 있다.
이하 도면을 참고하여, 본 발명의 실시예들을 보다 구체적으로 설명하도록 한다. 다만, 본 명세서에 첨부되는 다음의 도면들은 본 발명의 바람직한 실시예를 예시하는 것이며, 전술한 발명의 내용과 함께 본 발명의 기술사상을 더욱 이해시키는 역할을 하는 것이므로, 본 발명은 그러한 도면에 기재된 사항에만 한정되어 해석되어서는 아니된다.
도 1은 본 발명의 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서를 도시하는 개략적인 도면이다.
도 1을 참조하면, 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서는 기판(100), 작업 전극(200) 및 기준 전극(300)을 포함할 수 있다. 작업 전극 (200)은 센싱 전극(210), 효소 반응층(220) 및 투과 제어층(230)을 포함할 수 있다. 일부 실시예들에 있어서, 작업 전극(200)은 제1 보호층(240)을 더 포함할 수 있으며, 기준 전극(300)은 제2 보호층(310)을 더 포함할 수 있다.
기판(100)은 예를 들면, 작업 전극(200), 기준 전극(300) 등이 배치되는 기재층으로 제공될 수 있다.
상기 기판(100)은 플렉서블 특성을 갖는 필름일 수 있다. 예를 들면, 상기 플렉서블 특성을 갖는 필름은 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 수지 또는 이들의 조합으로 형성된 필름을 포함할 수 있다. 또한, (메타)아크릴계, 우레탄계, 아크릴우레탄계, 에폭시계, 실리콘계 등의 열경화성 수지 또는 자외선 경화형 수지로 형성된 필름을 포함할 수 있다.
기판(100)의 두께는 필요에 따라 적절히 결정될 수 있지만, 예를 들면 강도, 취급성, 작업성, 박층성 등을 고려하여, 1 내지 500㎛일 수 있다. 바람직하게는, 1 내지 300㎛일 수 있고, 보다 바람직하게는, 5 내지 200㎛일 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 기판(100)에는 첨가제가 포함될 수 있다. 예를 들면, 자외선흡수제, 산화방지제, 윤활제, 가소제, 이형제, 착색방지제, 난연제, 핵제, 대전방지제, 안료, 착색제 등이 첨가제로 포함될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 기판(100)은 필름의 일면 또는 양면에 기능성 층을 포함할 수 있다. 상기 기능성 층은 예를 들면, 하드코팅층, 반사 방지층, 가스 배리어층 등을 포함할 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 기판(100)은 표면 처리될 수 있다. 예를 들면, 상기 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.
작업 전극(200)은 감지 대상 물질의 산화-환원 반응이 일어날 수 있다. 작업 전극(200)은 예를 들면, 효소 반응층(220)의 효소와 감지 대상 물질의 반응에 의해 발생된 전기적 신호를 감지할 수 있다. 감지 대상 물질은 인체의 땀, 체액, 혈액 등일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 예를 들면, 상기 감지 대상 물질은 글루코스 또는 젖산(락테이트)을 포함할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 작업 전극(200)은 센싱 전극(210), 효소 반응층(220) 및 투과 제어층(230)을 포함할 수 있으며, 제1 보호층(240)을 더 포함할 수 있다.
센싱 전극(210)은 기판(100) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 센싱 전극(210)은 기판(100)에 접촉할 수 있다. 센싱 전극(210)은 예를 들면, 감지 대상 물질의 산화-환원 반응에서 발생한 전자 또는 정공이 전달되는 통로로 제공될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 센싱 전극(210)은 기판(100) 상에 카본 페이스트를 인쇄하거나, 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, 포토리소그라피(photolithography) 공법이 사용될 수 있다.
센싱 전극(210)은 금속 보호층을 더 포함할 수 있다. 이 경우, 금속층을 먼저 패터닝한 후 상기 금속 보호층을 형성하거나, 상기 금속막 상에 ITO(Indium Tin Oxide) 또는 IZO(Indium Zinc Oxide) 도전성 산화물 막을 형성한 후, 상기 금속막과 도전성 산화물막을 함께 패터닝하여 금속층 및 금속 보호층을 함께 형성될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 센싱 전극(210)은 카본 페이스트 단일층으로 형성될 수 있다. 이 경우, 상기 카본 페이스트 층이 전극으로 제공됨으로써, 추가적인 금속 전극의 형성이 생략될 수 있다. 따라서, 바이오 센서를 박막화할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 효소 반응층(220)은 센싱 전극(210) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 효소 반응층(220)은 센싱 전극(210)의 상면 상에 직접 접촉할 수 있다. 효소 반응층(220)은 예를 들면, 감지 대상 물질에 포함되어 있는 감지 대상 물질의 화학 반응이 일어나는 층으로 제공될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 효소 반응층(220)은 산화 효소 또는 탈수소 효소를 포함할 수 있다. 산화 효소 및 탈수소 효소는 검사 대상 물질의 종류에 따라 선택될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 산화 효소는 글루코오스 산화 효소(glucose oxidase), 콜레스테롤 산화 효소(cholesterol oxidase), 락테이트 산화 효소(cholesterol oxidase), 아스코빅산 산화 효소(ascorbic acid oxidase) 또는 알코올 산화 효소(alcohol oxidase) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 탈수소 효소는 글루코오스 탈수소 효소(glucose dehydrogenase), 글루탐산 탈수소 효소(glutamate dehydrogenase), 락테이트 탈수소 효소(lactate dehydronase) 또는 알코올 탈수소 효소(alcohol dehydrogenase) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
따라서, 상기 효소 반응층(220)이 포함된 바이오 센서는 락테이트, 글루코오스, 콜레스테롤, 아스코빅산, 알코올 및/또는 글루탐산 등의 농도를 측정할 수 있다.
예를 들면, 바이오 센서가 락테이트 센서일 경우, 효소 반응층(220)은 락테이트 산화 효소(cholesterol oxidase) 또는 락테이트 탈수소 효소(lactate dehydronase)를 포함할 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 상기 산화 효소 또는 탈수소 효소는 바인더를 통해 고정될 수 있다. 상기 바인더는 당분야에서 통상적으로 사용되는 바인더를 포함할 수 있으며, 예를 들면, 나피온, 이의 유도체 또는 키토산 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
효소 반응층(220)은 예를 들면, 산화 효소 또는 탈수소 효소를 바인더와 혼합한 조성물을 효소 반응층(220) 상에 도포한 후 건조하여 형성될 수 있다.
상기 도포는 당분야에서 통상적으로 사용되는 도포법이 사용될 수 있으며, 예를 들면, 드랍 캐스팅(drop casting) 등의 통상적인 프린팅 방법이 사용될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 효소 반응층(220)은 0.1 내지 10mM의 Km(Michaelis constant) 값을 가지는 효소를 포함할 수 있다. 따라서, 효소의 Km 값에 의해 결정되는 측정 가능 시료의 농도 범위를 보다 효과적으로 조절할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 투과 제어층(230)은 효소 반응층(220) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 투과 제어층(230)은 효소 반응층(220)의 상면 상에 직접 접촉할 수 있다. 투과 제어층(230)은 수용성 고분자 및 비수용성 고분자를 포함한다.
투과 제어층(230)은 예를 들면, 상기 수용성 고분자 및 상기 비수용성 고분자를 포함하는 투과 제어층 형성용 조성물을 효소 반응층(220) 상에 도포한 후 건조하여 형성될 수 있다. 따라서, 투과 제어층(230)을 통해 효소 반응층(220)이 외부의 물리력으로부터 보호될 수 있고, 효소 반응층(220)의 산화 효소 또는 탈수소 효소가 외부 환경에 노출되는 것을 방지할 수 있다.
상기 도포는 당분야에서 통상적으로 사용되는 도포법이 사용될 수 있으며, 예를 들면, 드랍 캐스팅 등의 통상적인 프린팅 방법이 사용될 수 있다. 이 경우, 상기 투과 제어층 형성용 조성물은 캐스팅(casting)되어 적절한 강도의 필름을 형성할 수 있다.
효소 반응층(220)은 예를 들면, 다양한 Km(미카엘리스-멘텐 상수: Michaelis-Menten Constant) 값을 갖는 효소를 포함할 수 있다.
본 발명에서 사용되는 용어 "Km"은 기질에 대한 효소의 친화력을 의미한다. 예를 들면, 낮은 Km은 기질-효소의 친화력이 크다는 것을 의미하며, 이 경우 효소-기질 복합체 상태가 안정적일 수 있다. 예를 들면, 높은 Km은 기질-효소의 친화력이 낮다는 것을 의미하며, 이 경우 생성물의 생성이 촉진될 수 있다.
다음 수학식 1은 기질의 농도에 따른 효소의 초기 반응속도를 나타내는 미카엘리스-멘텐 식이다.
[수학식 1]
Figure PCTKR2020016362-appb-I000001
(수학식 1중, [S]는 기질의 농도, KM은 미카엘리스-멘텐 상수(Km), v는 반응 속도이며 Vmax는 미카엘리스-멘텐 식에서의 최대반응속도를 의미한다.)
수학식 1에 따르면, 상대적으로 낮은 Km 값을 가지는 효소를 사용할 경우 측정할 수 있는 기질의 농도가 작아질 수 있다. 예를 들면, Km 값이 낮은 젖산 산화효소 등을 사용하는 경우에는 10mM 이상의 고농도 기질을 감지하는데 어려움이 있을 수 있다.
투과 제어층(230)은 예를 들면, 상기 기질의 확산 속도를 조절하여 바이오 센서의 감응 범위를 조절할 수 있다. 예를 들면, 투과 제어층(230)은 기질을 고농도로 포함하는 시료가 효소 반응층(220)에 유입되는 속도를 늦춰 바이오 센서의 감응 최대 농도를 증가시킬 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 수용성 고분자는 폴리비닐알코올(polyvinyl alcohol, PVA), 하이드록시에틸 셀룰로오즈(hydroxyethyl cellulose, HEC), 하이드록시프로필 셀룰로오즈(hydroxypropyl cellulose, HPC), 카르복시메틸 셀룰로오즈(carboxy methyl cellulose, CMC), 셀룰로오즈 아세테이트(cellulose acetate) 및 폴리비닐피롤리돈(polyvinyl pyrrolidone, PVP)중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
따라서, 투과 제어층(230)은 효소 반응층(220)의 산화 효소 또는 탈수소 효소를 안정화 시킬 수 있다. 또한, 투과 제어층(230)에 고분자 막이 형성되어 감지 대상 물질이 포함된 시료의 기질이 센싱 전극(210) 내로 확산되는 속도를 조절할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 비수용성 고분자는 폴리우레탄(polyurethane, PU), 폴리카보네이트(polycarbonate, PC) 및 폴리비닐클로라이드(polyvinyl chloride, PVC)중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
따라서, 비수용성 고분자가 상기 수용성 고분자와 혼합되어 투과 제어층(230)의 안정성이 보다 향상될 수 있다.
투과 제어층(230)은 예를 들면, 투과 제어층 형성용 조성물을 도포한 후 건조하여 형성될 수 있다. 예를 들면, 드랍 캐스팅 공정을 통해 간단한 공정만으로 투과 제어층(230)을 형성할 수 있다.
예를 들면, 상기 투과 제어층 형성용 조성물은 상기 수용성 고분자 및 상기 비수용성 고분자를 포함할 수 있다. 또한, 상기 투과 제어층 형성용 조성물은 용매를 더 포함할 수 있다.
상대적으로 낮은 Km 값을 가지는 효소를 사용할 경우, 미하엘리스-멘텐 식에 따르면 고농도의 기질을 감지 성능이 저하될 수 있다. 예를 들면, 젖산 산화효소(Lactate oxidase)는 약 1mM의 상대적으로 낮은 Km 값을 가지므로 10mM 이상의 고농도 기질을 감지하는데 한계가 있다.
예시적인 실시예들에 따르면, 효소 반응층(220)은 약 0.1 내지 10mM 범위의 Km 값을 갖는 효소를 포함할 수 있다. 일부 실시예들에 있어서, 효소 반응층(220)은 약 0.1 내지 5mM 범위의 Km 값을 갖는 효소를 포함할 수 있다. 일 실시예에 있어서, 효소 반응층(220)은 약 0.5 내지 3mM 범위의 Km 값을 갖는 효소를 포함할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 효소 반응층(220)의 Km 값이 작아지더라도, 투과 제어층(230)을 통해 기질의 도입 속도가 지연 혹은 래깅(lagging)되어 기질-효소의 지나친 흡착 또는 안정화를 방지할 수 있다. 따라서, 작은 Km 값을 갖는 효소를 채택해도 넓은 감응 범위를 갖는 바이오 센서를 구현할 수 있다.
상기 용매는 물 또는 유기 용매를 포함할 수 있으며, 상기 유기 용매는 에탄올 등의 알코올을 포함할 수 있다. 또한, 상기 용매는 염을 더 포함하는 버퍼일 수 있다. 따라서, 상기 수용성 고분자 및 상기 비수용성 고분자를 효과적으로 분신시킬 수 있다.
상기 수용성 고분자는 예를 들면, 상기 투과 제어층 형성용 조성물 전체 중량 중 1 내지 10 중량%로 포함될 수 있다. 상기 수용성 고분자가 1 중량%미만으로 포함될 경우, 고분자 막이 형성되지 않을 수 있다. 상기 수용성 고분자가 10 중량% 초과로 포함될 경우, 기질의 확산속도가 지나치게 감소하여 바이오 센서의 감도 및 분해능이 저하될 수 있다.
상기 비수용성 고분자는 예를 들면, 상기 투과 제어층 형성용 조성물 전체 중량 중 0.5 내지 5 중량%로 포함될 수 있다. 상기 비수용성 고분자가 0.5 중량% 미만으로 포함될 경우, 투과 제어층(230)의 안정화 효과가 감소할 수 있다. 상기 수용성 고분자가 10 중량% 초과로 포함될 경우, 비수용성 고분자를 용해하는데 사용되는 유기용매의 양이 증가하여 작업 전극(200)의 손상이 발생할 수 있다.
제1 보호층(240)은 투과 제어층(230) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 제1 보호층(240)은 투과 제어층(230)의 상면 상에 직접 접촉할 수 있다. 일부 실시예들에 있어서, 제1 보호층(240)은 생략될 수 있다.
예를 들면, 제1 보호층(240)은 작업 전극(200)을 외부의 충격 및 상기 검사 대상 물질을 제외한 화학 물질로부터 보호할 수 있다. 또한, 제1 보호층(240)은 예를 들면 감지 대상 물질만을 통과시킬 수 있다. 따라서, 효소 반응층(220)이 측정 대상 성분 외의 타 물질에 의해 변성, 손상되는 것을 방지할 수 있다.
제1 보호층(240)의 소재는 감지 대상 물질을 통과시키는 것이라면 특별히 제한없이 사용될 수 있으나 예를 들면, 당분야에서 통상적으로 사용되는 이온 교환막이 사용될 수 있으며, 나피온(Nafion) 또는 이의 유도체를 포함할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 기준 전극(300)은 기판(100) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 기준 전극(300)은 기판(100)의 작업 전극(200)이 배치된 면과 같은 면에 배치될 수 있다. 예를 들면, 기준 전극(300)은 작업 전극(200)과 이격되어 배치될 수 있다. 예를 들면, 기준 전극(300)과 작업 전극(200)은 전기적으로 단절될 수 있다.
예를 들면, 기준 전극(300)은 측정 시 작업 전극(200)에서 측정되는 전류 값 또는 전위 값에 대한 기준치를 제공할 수 있다. 예를 들면, 기준 전극(300)의 전위 값을 기준치로 하여 작업 전극(200)에서 일어나는 감지 대상 물질 산화-환원 반응을 특정할 수 있다.
또한, 상기 전류 값의 기준치와 작업 전극(200)에서 측정되는 전류 값을 비교하여 순수하게 측정 대상 성분(예를 들면, 감지 대상 물질)에 의해 변화한 전류 량을 계산할 수 있으며, 상기 전류 량으로부터 측정 대상 성분의 농도를 도출할 수 있다.
기준 전극(300)은 예를 들면, Ag/AgCl 전극 층을 포함할 수 있다. 상기 Ag/AgCl 전극 층은 예를 들면, Ag/AgCl 페이스트(paste)로부터 형성될 수 있다.
일 실시예에 있어서, 기준 전극(300)의 상면 상에 제2 보호층(310)이 배치될 수 있다. 제2 보호층(310)은 예를 들면, 기준 전극(300)을 외부 충격 및 환경으로부터 보호할 수 있다. 예를 들면, 제2 보호층(310)은 작업 전극(200)의 효소 반응층(220)상에 형성되는 제1 보호층(240)과 실질적으로 동일한 소재 및 방법으로 형성될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 작업 전극(200) 및 기준 전극(300) 각각에 배선이 연결될 수 있다. 작업 전극(200)에 연결된 배선 및 기준 전극(300)에 연결된 배선은 서로 전기적으로 이격될 수 있다. 상기 배선들은 구동 집적 회로(IC) 칩에 각각 연결될 수 있다.
예를 들면, 상기 배선은 작업 전극(200)의 센싱 전극(210)과 실질적으로 동일한 소재로 형성될 수 있으며, 기준 전극(300)과 실질적으로 동일한 소재로 형성될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 배선은 작업 전극(200) 및 기준 전극(300)과 일체로 형성될 수 있다. 예를 들면, 기판(100) 상에 카본 페이스트 막 및/또는 금속 막을 형성하고 이를 패터닝함으로써 배선을 일체로 형성할 수 있다. 또는, 스크린 인쇄법을 통해 센싱 전극(210), 기준 전극(300) 및 배선을 일체로 형성할 수 있다.
예를 들면, 작업 전극(200) 및 기준 전극(300)으로부터 측정된 전기적 신호가 배선을 통해 구동 IC 칩에 전달될 수 있으며, 구동 IC 칩이 측정 대상 성분의 농도를 계산할 수 있다.
도 2는 본 발명의 일부 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서를 도시하는 개략적인 도면이다.
도 2를 참조하면, 센싱 전극(210)은 금속 전극층(205) 및 탄소 전극층(215)을 포함할 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 금속 전극층(205)은 탄소 전극층(215)의 저면 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 금속 전극층(205)은 기판(100)과 접촉할 수 있다. 예를 들면, 탄소 전극층(215)은 효소 반응층(220)과 접촉할 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 금속 전극층(205)은 금속층 및 상기 금속층 상면 상에 배치된 금속 보호층을 더 포함할 수 있다. 일 실시예에 있어서, 상기 금속층 및 상기 금속 보호층은 기판(100) 및 탄소 전극층(215) 사이에 개재될 수 있다.
상기 금속 보호층은 전기 전도성을 가지면서 금속층의 상면을 전체적으로 덮을 수 있다. 예를 들면, 상기 금속 보호층은 상기 금속층과 직접 접촉할 수 있다. 예를 들면, 상기 금속 보호층은 작업 전극(200)의 산화-환원 반응으로 인해 상기 금속층이 산화-환원되는 것을 방지할 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 금속층은 Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd 및 이들의 합금 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 예를 들면, APC 합금(Ag-Pd-Cu alloy)이 사용될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 상기 금속층은 Au, Ag, APC 합금(Ag-Pd-Cu alloy) 및 Pt 중 적어도 하나만으로 형성될 수도 있다.
예를 들면, 상기 Au, Ag, APC 합금(Ag-Pd-Cu alloy) 및 Pt는 센싱 전극(210)의 전기 전도성을 향상시키고 저항을 감소시킬 수 있다. 따라서, 바이오 센서(10)의 검출 성능을 향상시킬 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 상기 금속 보호층은 ITO(Indium Tin Oxide) 또는 IZO(Indium Zinc Oxide)를 포함할 수 있다. 예를 들면, 상기 금속 보호층은 ITO(Indium Tin Oxide) 또는 IZO(Indium Zinc Oxide)만으로 형성될 수 있다. 상기 ITO 및 IZO는 예를 들면, 우수한 전기 전도성을 가지면서도 화학적으로 안정하여 상기 금속층을 산화-환원 반응으로부터 효과적으로 보호할 수 있다.
예를 들면, 상기 금속 보호층은 상기 금속층이 대기와 직접 접촉하는 것을 방지하여 상기 금속층을 구성하는 금속 성분의 산화를 방지할 수 있다. 따라서, 상기 금속층에 의해 감지되는 전기적 신호의 신뢰성이 향상될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 탄소 전극층(215)은 금속 전극층(205)의 상면 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 탄소 전극층(215)은 금속 전극층(205)의 상면과 접촉할 수 있다. 예를 들면, 탄소 전극층(215)은 탄소계 물질을 포함할 수 있으며, 전자 수송 물질 및 고분자 전해질을 더 포함할 수 있다. 예를 들면, 탄소 전극층(215)은 카본 페이스트를 포함할 수 있다. 따라서, 효소 반응층(220)에서 발생한 전자 및/또는 정공을 신속하게 센싱 전극(210)으로 수송하여 효소 반응층(220)의 감지 대상 물질에 대한 센싱 성능을 향상시킬 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 상기 전자 수송 물질은 효소 반응층(220)에서 일어나는 감지 대상 물질의 산화-환원 반응에서 발생한 전자/정공을 수용하여 산화 또는 환원되는 물질을 포함할 수 있다. 따라서, 상기 산화 또는 환원을 통해 전자/정공을 센싱 전극(210)으로 전달할 수 있다.
예를 들면, 상기 전자 수송 물질은 철(Fe)의 시안화 착물을 포함할 수 있다. 상기 철의 시안화 착물은 용이하게 산화 또는 환원될 수 있다.
감지 대상 물질은 예를 들면, 효소 반응층(220)의 효소와 반응하여 과산화수소(H2O2)를 형성할 수 있다. 바이오 센서는 예를 들면, 과산화수소를 분해하면서 발생하는 전류를 측정할 수 있다. 상기 철의 시안화 착물을 사용할 경우, 과산화수소의 산화환원 전위를 감소시킬 수 있다. 따라서, 보다 낮은 전위에서 과산화수소를 선택적으로 분해할 수 있으며 바이오 센서의 선택성을 향상시킬 수 있다.
상기 철의 시안화 착물을 사용하지 않을 경우, 예를 들면 높은 전위에서 과산화수소를 분해하여야 하므로 과산화수소 이외의 다른 물질들이 같이 분해되어 전류를 발생시킬 수 있다.
일부 예시적인 실시예들에 있어서, 상기 전자 수송 물질은 프러시안 블루(Prussian blue, Fe4[Fe(CN)6]3), 포타슘 페리시아나이드(Potassium ferricyanide, K3 [Fe(CN)6]) 또는 포타슘 철 페로시아나이드(Potassium iron ferrocyanide, KFeIII[FeII(CN)6]·xH2O) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 예를 들면, 프러시안 블루는 청색 안료로서, 높은 산화성을 가질 수 있다. 전자 수송 물질로서 프러시안 블루를 사용할 경우, 예를 들면 작업 전극(200)의 전기적 감도를 향상시킬 수 있다.
예를 들면, 상기 고분자 전해질은 나피온(Nafion) 또는 이의 유도체를 포함할 수 있다. 상기 고분자 전해질은 예를 들면, 상기 전자 수송 물질을 분산시키고 고정시킬 수 있다. 따라서, 상기 전자 수송 물질과 효소 반응층(220)이 접촉하는 면적이 증가하여, 효소 반응층(220)의 감지 농도의 상한을 향상시킬 수 있다. 또한, 상기 고분자 전해질을 사용할 경우, 상기 전자 수송 물질을 균일하게 분산시키며 응집되는 것을 방지할 수 있다. 따라서, 바이오 센서의 센싱 속도, 민감도 및 센싱 범위가 향상될 수 있다.
도 2를 참조하면, 일부 실시예들에 있어서 투과 제어층(230)은 복층 구조를 포함할 수 있다. 예를 들면, 상기 복층 구조는 투과 제어층(230) 복수개가 서로 접하여 적층된 것일 수 있다. 따라서, 시료의 기질이 효소 반응층(220)으로 유입되는 확산속도를 세밀하게 조절할 수 있다.
예를 들면, 투과 제어층(230)은 2층 구조 내지 5층 구조를 가질 수 있다. 5층 구조 이상으로 형성될 경우, 건조 공정을 통한 바이오 센서 제작시 건조 시간이 길어질 수 있으며 기질의 확산 속도가 지나치게 느려져 센서의 감도 및 분해능이 저하될 수 있다.
예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서는 락테이트(젖산) 측정에 사용될 수 있다. 예를 들면, 운동 중 운동 강도 및 시간이 증가함에 따라 체내 젖산 수치가 증가할 수 있다. 상기 젖산은 땀을 통해 체외로 배출될 수 있고, 이 경우 바이오 센서를 통해 배출된 젖산의 농도를 측정할 수 있다.
예를 들면, 운동 중 젖산의 농도가 수십 mM까지 증가할 수 있다. 예시적인 실시예들에 따른 바이오 센서는 투과 제어층(230)을 포함하여, 젖산의 농도가 높더라도, 상대적으로 낮은 Km 값을 가지는 젖산 산화효소를 사용하여 정확하고, 신속하게 측정할 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.
실시예 1: 락테이트 센서의 제조
절연성 기판으로 두께 180㎛ PET제 기판을 준비하였다.
기판 위에 카본 페이스트 100 중량부 기준으로 프러시안 블루가 3 중량부 포함된 페이스트(DS-7406CF, 대주전자재료 제)를 스크린 인쇄하여 센싱 전극을 형성하였다.
센싱 전극으로부터 일정한 거리를 두고 Ag/AgCl를 스크린 인쇄하여 기준 전극을 형성하였다.
상기 센싱 전극 상에 락테이트 산화효소 시약층을 형성하였으며, 락테이트 산화효소 시약층은 다음과 같이 제조하였다.
락테이트 산화효소 40 ㎕ (TOYOBO 제, 10U/1㎕ stock solution 제조)에 PBS 완충용액 40 ㎕ 및 1-메톡시-5-메틸페나지늄메틸설페이트 (1-methoxy-5-methylphenazinium methyl sulfate, Sigma Aldrich 제, 50 mM stock solution) 20 ㎕를 첨가 후 고르게 혼합하여 효소 반응층 형성용 조성물을 제조하였다. 상기 효소 반응층 형성용 조성물 2.0 ㎕를 센싱 전극상에 적하한 후, 약 30분 동안 상온 건조시켜 효소 반응층을 형성하였다.
상기 효소 반응층 상에 9.2 ㎛ 두께의 투과 제어층을 형성하였다. 상기 투과 제어층은 폴리비닐피롤리돈(polyvinyl pyrrolidone, PVP) 10 중량%, 폴리우레탄(polyurethane, PU) 2 중량% 및 물을 포함하는 투과 제어층 형성용 조성물을 도포 및 건조하여 형성하였다.
실시예 2
실시예 1과 동일한 방법으로 센서를 제작하되, 투과 제어층을 3개 층이 서로 접촉하도록 형성하였다.
실시예 3
실시예 1과 동일한 방법으로 센서를 제작하되, 투과 제어층을 5개 층이 서로 접촉하도록 형성하였다.
비교예
절연성 기판으로 PET제 기판(두께 180㎛)을 준비하였다
절연성 기판으로 두께 180㎛ PET제 기판을 준비하였다.
기판 위에 카본 페이스트 100 중량부 기준으로 프러시안 블루가 3 중량부 포함된 페이스트(DS-7406CF, 대주전자재료 제)를 스크린 인쇄하여 센싱 전극을 형성하였다.
작업 전극으로부터 일정한 거리를 두고 Ag/AgCl를 스크린 인쇄하여 기준 전극을 형성하였다.
상기 센싱 전극 상에 락테이트 산화효소 시약층을 형성하였으며, 락테이트 산화효소 시약층은 다음과 같이 제조하였다.
락테이트 산화효소 40 ㎕ (TOYOBO 제, 10U/1㎕ stock solution 제조)에 PBS 완충용액 40 ㎕ 및 1-메톡시-5-메틸페나지늄메틸설페이트 (1-methoxy-5-methylphenazinium methyl sulfate, Sigma Aldrich 제, 50 mM stock solution) 20 ㎕를 첨가 후 고르게 혼합하여 효소 반응층 형성용 조성물을 제조하였다. 상기 효소 반응층 형성용 조성물 2.0 ㎕를 센싱 전극상에 적하한 후, 약 30분 동안 상온 건조시켜 효소 반응층을 형성하였다.
실험예
젖산 감응 최대 농도 측정
실시예 및 비교예의 바이오 센서를 이용하여 락트산 표준용액의 전류를 측정하였다. 여기서, 상기 락트산 표준용액은 Sodium L-Lactate(Sigma-aldrich) 를 사용하였으며, 각각의 락트산 표준용액(1, 3, 5, 10, 15, 20, 25, 30, 35 40 및 50 mmol/L)을 작업전극과 기준전극에 고르게 적하 후, 0.2 V의 전압을 인가하고 20초 후의 전류값을 측정하여 바이오 센서가 감응 할 수 있는 시료의 젖산의 최대 농도를 측정하여, 도 3의 그래프를 획득하였다.
도 3을 참조하면, 실시예 1의 바이오 센서는 5mM의 젖산이 포함된 시료까지 감지할 수 있었으며, 실시예 2 및 실시예 3의 바이오 센서는 각각 25mM 및 40mM의 젖산이 포함된 시료까지 감지할 수 있었다. 비교예의 바이오 센서는 젖산 농도가 5mM을 초과할 경우, 젖산의 농도가 증가함에도 불구하고 전류값이 감소하였다. 즉, 젖산의 농도가 5mM을 초과할 경우 젖산 농도의 감지에 실패하였다.
실시예 1의 바이오 센서는 투과 제어층이 단일 층으로 형성되었음에 불과하지만 비교예보다 넓은 감응 범위를 나타냈다. 실시예 2 및 3의 바이오 센서는 투과 제어층이 복층 구조를 가질 경우, 비교예에 비하여 락트산의 센싱 성능(감응 범위)이 현저히 향상된 것이 확인되었다.

Claims (14)

  1. 기판;
    상기 기판 상에 배치되며,
    상기 기판의 상면 상에 배치된 센싱 전극;
    상기 센싱 전극의 상면 상에 배치된 효소 반응층, 및
    상기 효소 반응층의 상면 상에 배치되고, 수용성 고분자 및 비수용성 고분자를 포함하는 투과 제어층을 포함하는 작업 전극; 및
    상기 기판 상에서 상기 작업 전극과 이격되어 배치된 기준 전극을 포함하는, 바이오 센서.
  2. 청구항 1에 있어서, 상기 수용성 고분자는 폴리비닐알코올(polyvinyl alcohol, PVA), 하이드록시에틸 셀룰로오즈(hydroxyethyl cellulose, HEC), 하이드록시프로필 셀룰로오즈(hydroxypropyl cellulose, HPC), 카르복시메틸 셀룰로오즈(carboxy methyl cellulose, CMC), 셀룰로오즈 아세테이트(cellulose acetate) 및 폴리비닐피롤리돈(polyvinyl pyrrolidone, PVP)으로 구성된 그룹으로부터 선택된 적어도 하나를 포함하는, 바이오 센서.
  3. 청구항 1에 있어서, 상기 비수용성 고분자는 폴리우레탄(polyurethane, PU), 폴리카보네이트(polycarbonate, PC) 및 폴리비닐클로라이드(polyvinyl chloride, PVC)으로 구성된 그룹으로부터 선택된 적어도 하나를 포함하는, 바이오 센서.
  4. 청구항 1에 있어서, 상기 투과 제어층은 용매, 상기 수용성 고분자 및 상기 비수용성 고분자를 포함하는 조성물로부터 형성된, 바이오 센서.
  5. 청구항 4에 있어서, 상기 조성물 총 중량 중 상기 수용성 고분자는 1 내지 10 중량%로 포함된, 바이오 센서.
  6. 청구항 4에 있어서, 상기 조성물 총 중량 중 상기 비수용성 고분자는 0.5 내지 5 중량%로 포함된, 바이오 센서.
  7. 청구항 1에 있어서, 상기 투과 제어층은 복층 구조를 포함하는, 바이오 센서.
  8. 청구항 1에 있어서, 상기 효소 반응층은 산화 효소 또는 탈수소 효소를 포함하는, 바이오 센서.
  9. 청구항 8에 있어서, 상기 산화 효소는 글루코오스 산화 효소, 콜레스테롤 산화 효소, 락테이트 산화 효소, 아스코빅산 산화 효소 및 알코올 산화 효소로 구성된 그룹으로부터 선택된 적어도 하나를 포함하며,
    상기 탈수소 효소는 글루코오스 탈수소 효소, 글루탐산 탈수소 효소, 락테이트 탈수소 효소 및 알코올 탈수소 효소로 구성된 그룹으로부터 선택된 적어도 하나를 포함하는, 바이오 센서.
  10. 청구항 1에 있어서, 상기 효소 반응층은 0.1 내지 10mM의 Km(Michaelis constant) 값을 가지는 효소를 포함하는, 바이오 센서.
  11. 청구항 1에 있어서, 상기 센싱 전극은 탄소 전극층을 포함하는, 바이오 센서.
  12. 청구항 11에 있어서, 상기 센싱 전극은 상기 기판 및 상기 탄소 전극층 사이에 배치된 금속 전극층을 더 포함하는, 바이오 센서.
  13. 청구항 1에 있어서, 상기 투과 제어층의 상면 상에 배치된 보호층을 더 포함하는, 바이오 센서.
  14. 청구항 1에 있어서, 젖산 농도 측정에 사용되는, 바이오 센서.
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