WO2021221395A1 - 바이오 센서 및 그의 제조 방법 - Google Patents

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WO2021221395A1
WO2021221395A1 PCT/KR2021/005181 KR2021005181W WO2021221395A1 WO 2021221395 A1 WO2021221395 A1 WO 2021221395A1 KR 2021005181 W KR2021005181 W KR 2021005181W WO 2021221395 A1 WO2021221395 A1 WO 2021221395A1
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WO
WIPO (PCT)
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biosensor
layer
carrier substrate
base film
separation layer
Prior art date
Application number
PCT/KR2021/005181
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English (en)
French (fr)
Inventor
유민수
조수호
천승환
Original Assignee
동우 화인켐 주식회사
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Publication date
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    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/54—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions involving glucose or galactose
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01B—CABLES; CONDUCTORS; INSULATORS; SELECTION OF MATERIALS FOR THEIR CONDUCTIVE, INSULATING OR DIELECTRIC PROPERTIES
    • H01B1/00—Conductors or conductive bodies characterised by the conductive materials; Selection of materials as conductors
    • H01B1/14—Conductive material dispersed in non-conductive inorganic material
    • H01B1/18—Conductive material dispersed in non-conductive inorganic material the conductive material comprising carbon-silicon compounds, carbon or silicon

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor and a method for manufacturing the same, and more particularly, a biosensor capable of preventing misalignment of biosensor components and reducing measurement dispersion by implementing the biosensor on a carrier substrate and then transferring it onto a base film and to a method for producing the same.
  • Biosensors use enzymes that react with chemical species contained in body fluids. When the enzyme reacts with the chemical species to generate an electric current, it is measured to measure the concentration of the corresponding chemical species [refer to Korean Patent Registration No. 10-0824731].
  • an electrode pattern layer including a reference electrode formed on the metal pattern layer, and a working electrode formed to be spaced apart from the reference electrode;
  • a biosensor in which the shrinkage rate of the base film is 1% or more after the biosensor is left under a condition of 160° C. for 1 hour.
  • the shrinkage rate of the base film may be 1 to 4.0% after the biosensor is left under the condition of 160° C. for 1 hour.
  • the separation layer may be formed on a carrier substrate and separable from the carrier substrate.
  • the separation layer may have a peeling force of 0.01 to 1N/25mm from the carrier substrate.
  • the difference in surface energy between the separation layer and the carrier substrate may be 10mN/m or more.
  • the separation layer may have a surface energy of 30 to 70 mN/m after peeling from the carrier substrate.
  • biosensor according to an embodiment of the present invention may further include a metal protective layer formed on at least one surface of the metal pattern layer.
  • the working electrode may include a carbon electrode layer formed from carbon paste.
  • the biosensor according to an embodiment of the present invention may be used to measure the concentration of lactic acid, glucose, cholesterol, ascorbic acid, alcohol or glutamic acid.
  • an electrode pattern layer including a reference electrode and a working electrode spaced apart from the reference electrode on the metal pattern layer;
  • It provides a method of manufacturing a biosensor comprising the step of attaching a base film to the separation layer.
  • the method of manufacturing a biosensor according to an embodiment of the present invention may further include forming a metal protective layer on at least one surface of the metal pattern layer.
  • the working electrode may be formed by applying a carbon paste and thermosetting it.
  • the biosensor and its manufacturing method according to the present invention can prevent misalignment of biosensor components and reduce measurement dispersion by implementing the biosensor on a carrier substrate and then transferring it onto a base film.
  • the biosensor and its manufacturing method according to the present invention perform the process by forming a separation layer on the carrier substrate, and when separated from the carrier substrate, the separation layer is attached to the base film, thereby increasing the efficiency and productivity of the process. .
  • FIG. 1 is a structural cross-sectional view of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIGS. 2A to 2G are cross-sectional views illustrating a method for manufacturing a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a structural cross-sectional view of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • a biosensor includes a base film 600 ; a separation layer 200 formed on the base film; a metal pattern layer 300 formed on the separation layer; an electrode pattern layer 400 including a reference electrode 410 formed on the metal pattern layer, and a working electrode 420 formed to be spaced apart from the reference electrode; and an enzyme reaction layer 500 formed on the working electrode.
  • the base film 600 functions to provide a structural base of the components constituting the biosensor.
  • the base film 600 is attached to the remaining structure of the biosensor through the separation layer in the final process after implementing the biosensor on the carrier substrate.
  • the base film 600 may be implemented in the form of a base film having flexible properties.
  • polyester-based resins such as polyethylene terephthalate, polyethylene isophthalate, polyethylene naphthalate, and polybutylene terephthalate; Cellulose resins, such as a diacetyl cellulose and a triacetyl cellulose; polycarbonate-based resin; acrylic resins such as polymethyl (meth)acrylate and polyethyl (meth)acrylate; styrenic resins such as polystyrene and acrylonitrile-styrene copolymer; polyolefin-based resins such as polyethylene, polypropylene, polyolefin having a cyclo-based or norbornene structure, and an ethylene-propylene copolymer; vinyl chloride-based resins such as polyvinyl chloride; amide resins such as nylon and aromatic polyamide; imide-based resins such as polyimide; polyether sulfone-based resin; sulfone-based resin; sulfonitrile
  • polyester-based resin polyolefin-based resin, vinyl chloride-based resin or imide-based resin, particularly polyethylene terephthalate, polyolefin having a cyclo-based structure, polyvinyl chloride or polyimide is preferable in terms of transfer properties.
  • Such a base film may contain one or more suitable additives.
  • additives include ultraviolet absorbers, antioxidants, lubricants, plasticizers, mold release agents, color inhibitors, flame retardants, antistatic agents, pigments, colorants, and the like.
  • the base film may have a structure including various functional layers such as a hard coating layer, an anti-reflection layer, and a gas barrier layer on one or both sides of the film, and the functional layer is not limited to the above, and includes various functional layers depending on the use can do.
  • the base film may be surface-treated.
  • surface treatment include chemical treatment such as plasma treatment, corona treatment, dry treatment such as primer treatment, and alkali treatment including saponification treatment.
  • the thickness of the base film 600 may be appropriately determined, but in general, it may be determined to be 1 to 500 ⁇ m in consideration of workability such as strength or handling, thin layer property, and bending resistance. In particular, 1-300 micrometers is preferable, and 5-200 micrometers is more preferable.
  • the separation layer 200 may be formed on a carrier substrate and may be separable from the carrier substrate. Specifically, the separation layer fixes the layers on the carrier substrate during the formation process of the metal pattern layer, the electrode pattern layer, and the enzyme reaction layer, and functions to be separated from the carrier substrate together with these layers after the formation process of these layers.
  • the separation layer 200 is a polymer organic layer, for example, polyimide, polyvinyl alcohol, polyamic acid, polyamide, polyethylene, polystyrene ( polystyrene, polynorbornene, phenylmaleimide copolymer, polyazobenzene, polyphenylenephthalamide, polyester, polymethyl methacrylate , polyarylate, melamine-based polymer, cinnamate-based polymer, coumarin-based polymer, phthalimidine-based polymer, chalcone-based polymer, and aromatic acetylene-based polymer It may include one or more substances selected from the group consisting of.
  • the peeling force of the separation layer 200 with the carrier substrate is preferably 0.01 to 1N/25mm, and more preferably 0.01 to 0.1N/25mm.
  • the separation layer and the carrier substrate are stably attached during the formation process of the metal pattern layer, the electrode pattern layer, and the enzyme reaction layer, and the separation layer after the formation process of these layers can be neatly separated without occurrence of cracks upon separation from the carrier substrate.
  • the thickness of the separation layer 200 is preferably 1 to 1000 nm, more preferably 10 to 500 nm. If the thickness of the separation layer is less than 1 nm, the uniformity during application of the separation layer is lowered, and the separation layer formation is non-uniform, or the peeling force is locally increased to cause tearing, or curl of the biosensor after separation from the carrier substrate. There may be problems that are not controlled. And when the thickness exceeds 1000 nm, there may be a problem in that the peel force is no longer lowered and the flexibility of the film is lowered.
  • the separation layer 200 preferably has a surface energy of 30 to 70 mN/m after peeling from the carrier substrate, and a difference in surface energy between the separation layer and the carrier substrate may be 10 mN/m or more.
  • the separation layer should be stably in close contact with the carrier substrate in the process until it is peeled off from the carrier substrate, and should be easily peeled off so that damage or curl of the biosensor does not occur when peeling from the carrier substrate.
  • the surface energy of the separation layer is set to 30 to 70 mN/m, peeling force can be controlled and process efficiency can be improved.
  • the difference in surface energy between the separation layer and the carrier substrate is 10 mN/m or more, the separation layer is smoothly separated from the carrier substrate to prevent damage to the biosensor or cracks that may occur in each layer of the biosensor.
  • a metal pattern layer 300 is formed on the separation layer 200 .
  • the metal pattern layer 300 serves as a wiring.
  • the metal pattern layer 300 may be connected to a driving integrated circuit (IC) chip.
  • Electrical signals measured from the working electrode 420 and the reference electrode 410 may be transmitted to the driving IC chip through the metal pattern layer 300 , and the driving IC chip may calculate the concentration of the component to be measured.
  • the metal pattern layer 300 includes gold (Au), silver (Ag), copper (Cu), aluminum (Al), platinum (Pt), palladium (Pd), chromium (Cr), titanium (Ti), tungsten ( W), niobium (Nb), tantalum (Ta), vanadium (V), iron (Fe), manganese (Mn), nickel (Ni), zinc (Zn), tin (Sn), molybdenum (Mo), cobalt ( Co) or an alloy thereof (eg, silver-palladium-copper (APC)). These may be used alone or in combination of two or more.
  • the metal pattern layer 300 may be formed of at least one of Au, Ag, APC alloy, and Pt.
  • the Au, Ag, APC alloy and Pt may improve the electrical conductivity of the metal pattern layer and reduce the resistance. Therefore, the detection performance of the biosensor can be improved.
  • a metal protective layer may be additionally formed on the upper surface and/or the lower surface of the metal pattern layer.
  • the metal protective layer may entirely cover an upper surface and/or a lower surface of the metal pattern layer while having electrical conductivity.
  • the metal protective layer may be in direct contact with the metal pattern layer.
  • the metal protective layer may prevent the metal pattern layer from being oxidized and reduced, thereby improving the reliability of the electrical signal sensed by the working electrode 420 .
  • the metal protective layer may include indium tin oxide (ITO), indium zinc oxide (IZO), or the like.
  • the metal protective layer may be formed of only ITO or IZO.
  • the ITO and IZO are chemically stable while having electrical conductivity, so that the metal pattern layer can be effectively protected from redox reactions.
  • the electrode pattern layer 400 is formed on the metal pattern layer.
  • the electrode pattern layer 400 includes a reference electrode 410 and a working electrode 420 .
  • the reference electrode 410 may be formed on the metal pattern layer 300 to be spaced apart from the working electrode 420 .
  • the reference electrode 410 and the working electrode 420 may be electrically disconnected.
  • the reference electrode 410 may provide a reference value for a current value or a potential value measured by the working electrode 420 during measurement.
  • the redox reaction of the sensing target material occurring in the working electrode 420 may be measured by using the potential value of the reference electrode 410 as a reference value.
  • the concentration of the component to be measured can be derived.
  • the reference electrode 410 may include, for example, an Ag/AgCl electrode layer.
  • the Ag/AgCl electrode layer may be formed from Ag/AgCl paste.
  • the working electrode 420 may detect an electrical signal generated by an oxidation-reduction reaction between the enzyme of the enzyme reaction layer 500 and the sensing target material.
  • the sensing target material may be human sweat, body fluid, blood, etc., but is not limited thereto.
  • the working electrode 420 may be formed on the metal pattern layer 300 to be spaced apart from the reference electrode 410 .
  • the working electrode 420 may be formed on the metal pattern layer to cover the metal pattern layer.
  • the working electrode 420 may be provided as a path through which electrons or holes generated in the oxidation-reduction reaction of the sensing target material are transmitted.
  • the working electrode 420 may include a carbon electrode layer.
  • the carbon electrode layer may be formed from carbon paste.
  • the carbon electrode layer may stably transport electrons and/or holes generated in the enzyme reaction layer 500 .
  • the working electrode 420 may further include an electron transport material.
  • the electron transport material may be, for example, a material that is oxidized or reduced by receiving electrons/holes generated in an oxidation-reduction reaction of the sensing target material occurring in the enzyme reaction layer 500 .
  • the electron transport material is Prussian blue (Prussian blue, Fe 4 [Fe(CN) 6 ] 3 ), potassium ferricyanide (potassium ferricyanide, K 3 [Fe(CN) 6 ]), potassium iron ferrocyanide ( potassium iron ferrocyanide, KFeIII [FeII(CN) 6 ] ⁇ xH 2 O), ferrocene, quinone, hydroquinone, ruthenium, etc. can be used, and it is also possible to apply in a separate process or by integrating with carbon paste.
  • Prussian blue is a blue pigment and may have high oxidation properties.
  • Prussian blue as an electron transport material is used for the working electrode 420 , the electrical sensitivity of the working electrode 420 may be improved.
  • the electron transport material may be included in an amount of 0.05 to 5 wt% based on 100 wt% of the working electrode 420 .
  • a sensitivity range eg, an upper limit
  • the sensing range of the sensing target material may be reduced.
  • the electron transport material aggregates with each other, thereby reducing sensing performance.
  • the electron transport material may be included in an amount of 0.5 to 3.0 wt% based on 100 wt% of the working electrode 420 .
  • the enzyme reaction layer 500 may be disposed on the working electrode 420 .
  • the enzyme reaction layer may be formed on the working electrode to cover the working electrode.
  • the enzyme reaction layer 500 is provided as a layer in which a chemical reaction of a sensing target material occurs.
  • the enzyme reaction layer 500 may include an oxidative enzyme or a dehydrogenase.
  • the oxidative enzyme and the dehydrogenase may be selected according to the type of the substance to be tested.
  • the oxidizing enzyme is at least one of lactate oxidase, glucose oxidase, cholesterol oxidase, ascorbic acid oxidase, and alcohol oxidase. may include
  • the dehydrogenase may include at least one of lactate dehydrogenase, glucose dehydrogenase, glutamate dehydrogenase, and alcohol dehydrogenase.
  • the biosensor according to the present invention can be used to measure the concentration of lactic acid, glucose, cholesterol, ascorbic acid, alcohol or glutamic acid, particularly glucose.
  • the enzyme reaction layer 500 may further include a mediator.
  • mediator include potassium ferricyanide, cytochrome C, pyrroroquinolinequinone (PQQ), NAD + , NADP + , copper complexes, ruthenium compounds, phenazinemethosulfate and derivatives thereof, and these may be used alone. , you may use together in 2 or more types.
  • the detection target material included in the sample may react with an oxidizing enzyme or a dehydrogenase to generate a byproduct such as hydrogen peroxide.
  • the electron transport material eg, Prussian blue
  • the electron transport material may reduce the by-product, and may be oxidized.
  • the oxidized electron transport material can be reduced again by obtaining electrons from the electrode surface to which a predetermined voltage is applied.
  • the concentration of the sensing target material in the sample is proportional to the amount of current generated during the oxidation of the electron transport material. Accordingly, the concentration of the sensing target material may be measured by measuring the amount of current.
  • the oxidase or dehydrogenase may be immobilized through a binder.
  • the binder may include a binder commonly used in the art, for example, Nafion or a derivative thereof, chitosan, BSA (bovine serum albumin), or an organic material or inorganic material such as Si gel (gel). can do.
  • a protective layer (not shown) may be additionally formed on the upper surface of the enzyme reaction layer 500 .
  • the protective layer may protect the enzyme reaction layer 500 from external impact and chemical substances other than the sensing target material.
  • the passivation layer may allow only the sensing target material to pass therethrough. Accordingly, it is possible to prevent the enzyme reaction layer 500 from being denatured or damaged by a material other than the sensing target material.
  • an ion exchange membrane commonly used in the art may be used without limitation, as long as it allows the sensing target material to pass therethrough.
  • Electrolytes contained in body fluids include Na + , Cl - , NH 4 + , K + , Mg 2+ , Ca 2+ , etc. These ions cause noise during measurement and need to be removed using an ion exchange membrane.
  • the ion exchange membrane may be a cation or anion exchange membrane, and may include a cation exchange resin such as perfluorosulfonic acid resin.
  • the ion exchange membrane may include Nafion, etc. as a commercially available product, but this is only an example, and the present invention is not limited thereto.
  • the total thickness of the enzyme reaction layer and the protective layer may be 1 to 10 ⁇ m, preferably 2 to 5 ⁇ m. If the total thickness of the enzyme reaction layer and the protective layer is less than 1 ⁇ m, the current may decrease or it may be difficult to sufficiently exert the role of the protective layer, and if it exceeds 10 ⁇ m, the reaction rate may be reduced.
  • the base film since the base film is not exposed to heat treatment during the manufacturing process, shrinkage due to heat of the base film does not occur. Accordingly, misalignment of the alignment of the components of the biosensor implemented on the base film does not occur.
  • measurement dispersion may be reduced.
  • the working electrode is formed on the metal pattern layer to cover the metal pattern layer. In this case, the coverage ratio of the working electrode with respect to the metal pattern layer may increase, so that measurement dispersion may be reduced.
  • the biosensor does not undergo shrinkage of the base film during the manufacturing process, when heat-treated in the finished product state, the biosensor exhibits a higher shrinkage rate compared to products in which shrinkage of the base film occurs due to exposure to heat treatment during the manufacturing process.
  • the biosensor has a shrinkage rate of 1% or more, for example 1 to 4.0%, preferably 1.2 to 4.0% of the base film after being left for 1 hour at 160°C. If the shrinkage rate of the base film is less than 1%, misalignment of the alignment of the components of the biosensor may occur, and if it is more than 4.0%, the measurement dispersion may be affected. In order to control the shrinkage of the base film to 4.0% or less after the biosensor is left under the condition of 160° C. for 1 hour, the material of the base film, the stretching method, additives, etc. can be appropriately selected.
  • the biosensor according to the present invention can be used for products requiring thin and flexible properties.
  • the biosensor according to the present invention can be usefully used in a wearable biosensor because of its excellent bending characteristics, and can be manufactured in the form of a patch.
  • FIGS. 2A to 2G are cross-sectional views illustrating a method for manufacturing a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • the separation layer 200 is first formed on the carrier substrate 100 .
  • the separation layer 200 may be formed by coating and curing an organic polymer film.
  • a known coating method may be used. For example, spin coating, die coating, spray coating, roll coating, screen coating, slit coating, dip coating, gravure coating, etc. are mentioned.
  • the curing process for forming the separation layer 200 may be performed using either thermal curing or UV curing alone, or a combination of thermal curing and UV curing.
  • a glass substrate is preferably used as the carrier substrate 100 , but it is not limited to a glass substrate and other substrates may also be used as the carrier substrate 100 . However, a material having heat resistance that does not deform even at a high temperature is preferable so as to withstand the process temperature at the time of forming the biosensor.
  • the metal pattern layer 300 is formed on the separation layer 200 formed on the carrier substrate 100 .
  • the metal pattern layer 300 may be formed by forming a metal layer and then patterning it.
  • a patterning method commonly used in the art may be used.
  • photolithography may be used.
  • the metal pattern layer is first patterned and then the metal protective layer is formed, or an ITO or IZO conductive oxide film is formed on the metal film, The metal layer and the conductive oxide layer may be patterned together to form a metal pattern layer and a metal protective layer together.
  • an electrode pattern layer 400 is formed on the metal pattern layer 300 .
  • the electrode pattern layer 400 is a reference electrode 410 and a working electrode 420 .
  • the manufacturing process will be described. However, the order of forming the reference electrode 410 and the working electrode 420 may be reversed. In another embodiment, the reference electrode 410 and the working electrode 420 may be formed simultaneously.
  • the reference electrode 410 is formed on the metal pattern layer.
  • the reference electrode 410 may be formed by coating and curing Ag/AgCl paste on a metal pattern layer.
  • the application may be performed by a screen printing method.
  • the curing may be performed by a thermosetting method.
  • the thermal curing may be performed under conditions of 100 to 160°C, for example, 120°C.
  • the working electrode 420 is formed on the metal pattern layer to be spaced apart from the reference electrode.
  • the working electrode 420 may be formed by applying and curing a carbon paste on a metal pattern layer to be spaced apart from the reference electrode.
  • the application may be performed by a screen printing method.
  • the curing may be performed by a thermosetting method.
  • the thermosetting may be performed under conditions of 100 to 160°C, for example, at 120°C.
  • an enzyme reaction layer 500 is formed on the working electrode as shown in FIG. 2E .
  • the enzyme reaction layer 500 may be formed by applying a composition obtained by mixing an oxidizing enzyme or a dehydrogenase with a binder on the working electrode 420 and then drying the composition.
  • the separation layer 200 is separated from the carrier substrate 100 used to proceed with the manufacturing process of the biosensor.
  • a method of peeling the separation layer 200 from the carrier substrate 100 includes a lift-off method or a peel-off method, but is not limited thereto.
  • the magnitude of the force applied during peeling may vary depending on the peeling force of the separation layer, but is preferably 0.01 to 1N/25mm, and more preferably 0.01 to 0.1N/25mm. If the peeling force is less than 0.01N/25mm, the separation layer may not be peeled off the carrier substrate, and if it exceeds 1N/25mm, the biosensor may be damaged when peeled from the carrier substrate. Excessive force may be applied to the biosensor to deform the biosensor.
  • the separation layer 200, the metal pattern layer 300, the electrode pattern layer 400, and the enzyme reaction layer 500 are formed on the carrier substrate to proceed with the process, and when the separation layer is separated from the carrier substrate, the separation layer is a base film Can be attached to the process efficiency and productivity can be increased.
  • a biosensor is manufactured by attaching a base film 600 to the separation layer 200 .
  • the attachment may be performed using an adhesive or an adhesive.
  • Soda lime glass having a thickness of 700 ⁇ m is used as a carrier substrate, and 50 parts by weight of a melamine-based resin and 50 parts by weight of a cinnamate-based resin are used on the carrier substrate at a concentration of 10% by weight of propylene glycol monomethyl ether.
  • a separation layer-forming composition diluted in acetate (propylene glycol monomethyl ether acetate, PGMEA) was applied to a thickness of 300 nm, and dried at 150° C. for 30 minutes to form a separation layer.
  • IZO was deposited on the separation layer to a thickness of 30 ⁇ , and annealed at 230° C. for 30 minutes to form a metal protective layer.
  • a positive photoresist was spin-coated, photolithography was performed, and etching was performed to form a metal pattern layer.
  • An electrode pattern layer including a working electrode and a reference electrode was formed on the metal pattern layer through screen printing, and then thermosetted at 120°C.
  • the reference electrode was formed using Ag/AgCl paste.
  • a working electrode was formed to cover the metal pattern layer at a predetermined distance from the reference electrode.
  • the working electrode was formed using a carbon paste containing 1% by weight of Prussian Blue (Sigma Aldrich).
  • a glucose oxidase solution was prepared by dissolving glucose oxidase in phosphate buffered saline at a concentration of 5%.
  • a biosensor was manufactured by separating the separation layer from the carrier substrate and attaching it to SKC's V7610, V5400 and V7611, respectively, as an insulating substrate and a PET material having a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate (sensor size: 3 cm ⁇ 0.5 cm).
  • a biosensor was manufactured in the same manner as in Example 1, except that Sanuqi from Konica was used as a base film made of a COP (cyclo olefin polymer) material having a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate.
  • COP cyclo olefin polymer
  • a biosensor was manufactured in the same manner as in Example 1, except that SKC's GL100 was used as a base film of PI (polyimide) material having a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate.
  • PI polyimide
  • a biosensor was manufactured in the same manner as in Example 1, except that LG Chem's LS100 was used as a base film made of a PVC (polyvinyl chloride) material having a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate.
  • LG Chem's LS100 was used as a base film made of a PVC (polyvinyl chloride) material having a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate.
  • Soda lime glass having a thickness of 700 ⁇ m is used as a carrier substrate, and 50 parts by weight of a melamine-based resin and 50 parts by weight of a cinnamate-based resin are used on the carrier substrate at a concentration of 10% by weight of propylene glycol monomethyl ether.
  • a separation layer-forming composition diluted in acetate (propylene glycol monomethyl ether acetate, PGMEA) was applied to a thickness of 300 nm, and dried at 150° C. for 30 minutes to form a separation layer.
  • IZO was deposited on the separation layer to a thickness of 30 ⁇ , and annealed at 230° C. for 30 minutes to form a metal protective layer.
  • a positive photoresist was spin-coated, photolithography was performed, and etching was performed to form a metal pattern layer.
  • the separation layer was separated from the carrier substrate and attached to SKC's V7610, V5400, and V7611, respectively, as a base film made of PET with a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate.
  • An electrode pattern layer including a working electrode and a reference electrode was formed on the metal pattern layer through screen printing, and then thermosetted at 120°C.
  • the reference electrode was formed using Ag/AgCl paste.
  • a working electrode was formed to cover the metal pattern layer at a predetermined distance from the reference electrode.
  • the working electrode was formed using a carbon paste containing 1 wt% of Prussian Blue (Sigma Aldrich).
  • a glucose oxidase solution was prepared by dissolving glucose oxidase in phosphate buffered saline at a concentration of 5%.
  • a biosensor was manufactured in the same manner as in Comparative Example 1, except that Sanuqi manufactured by Konica was used as a base film made of a COP (cyclo olefin polymer) material having a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate.
  • Sanuqi manufactured by Konica was used as a base film made of a COP (cyclo olefin polymer) material having a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate.
  • a biosensor was manufactured in the same manner as in Comparative Example 1, except that SKC's GL100 was used as a base film of PI (polyimide) material having a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate.
  • PI polyimide
  • a biosensor was manufactured in the same manner as in Comparative Example 1, except that LG Chem's LS100 was used as a base film made of a polyvinyl chloride (PVC) material having a thickness of 180 ⁇ m as an insulating substrate.
  • PVC polyvinyl chloride
  • A is the area of the base film before leaving
  • B is the area of the base film after standing.
  • Measurements were performed as follows using the biosensors prepared in Examples and Comparative Examples. As a sample, a 1 mM glucose solution was used, and an electrochemical analysis equipment CHI630 (CH Instruments) was used as a measuring device.
  • CHI630 CH Instruments
  • Measurement was performed by supplying a sample to the biosensor and then applying a voltage of 3 mV for 300 seconds.
  • the biosensors of Examples 1 to 6 according to the present invention exhibited a shrinkage rate of the base film of 1% or more after being left under 160° C. condition for 1 hour, compared to the biosensors of Comparative Examples 1 to 6 It was found that the shrinkage of the base film was high and the shrinkage of the base film did not occur during the manufacturing process. Accordingly, as shown in Table 1 and FIG. 3, the biosensor of Examples according to the present invention exhibits reduced measurement dispersion compared to the biosensor of Comparative Example manufactured by thermal curing after the transfer process to the base film. .
  • carrier substrate 200 separation layer

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Abstract

본 발명은 캐리어 기판 상에서 바이오 센서를 구현한 뒤 기재필름 상에 전사함으로써 바이오 센서 구성 요소들의 얼라인먼트 틀어짐을 방지하고 측정 산포를 줄일 수 있는 바이오 센서 및 그의 제조 방법을 제공한다.

Description

바이오 센서 및 그의 제조 방법
본 발명은 바이오 센서 및 그의 제조 방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 캐리어 기판 상에서 바이오 센서를 구현한 뒤 기재필름 상에 전사함으로써 바이오 센서 구성 요소들의 얼라인먼트 틀어짐을 방지하고 측정 산포를 줄일 수 있는 바이오 센서 및 그의 제조 방법에 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.
바이오 센서는 체액에 포함된 화학종들과 반응하는 효소를 사용한다. 상기 효소가 상기 화학종과 반응하여 전류가 발생하면, 이를 측정하여 해당 화학종의 농도를 측정한다[대한민국 등록특허 제10-0824731호 참조].
최근에는 신체에 착용하거나 부착하여 생체 정보를 모니터링하고 건강을 관리할 수 있는 웨어러블 바이오 센서에 대한 관심이　급격히 증가하고 있다. 이에 따라 기계적 유연성을 만족하는 바이오 센서를 제작하기 위하여 고분자를 비롯한 유연성 기재필름 위에 바이오 센서를 형성하는 기술 개발이 요구되고 있다.
그러나, 고분자 소재의 특성 상 제조공정 중에 열처리 공정을 거치는 경우 기재필름의 수축이 발생하여 기재필름 상에 형성되는 바이오 센서의 구성요소의 얼라인먼트 틀어짐이 발생하게 되고 이에 따라 측정 산포가 커지는 문제점이 있었다.
본 발명의 목적은 캐리어 기판 상에서 바이오 센서를 구현한 뒤 기재필름 상에 전사함으로써 바이오 센서 구성 요소들의 얼라인먼트 틀어짐을 방지하고 측정 산포를 줄일 수 있는 바이오 센서 및 그의 제조 방법을 제공하는 것이다.
한편으로, 본 발명은
기재필름;
상기 기재필름 상에 형성된 분리층;
상기 분리층 상에 형성된 금속 패턴층;
상기 금속 패턴층 상에 형성된 기준 전극, 및 상기 기준 전극과 이격되어 형성된 작업 전극을 포함하는 전극 패턴층; 및
상기 작업 전극 상에 형성된 효소 반응층을 포함하는 바이오 센서로서,
상기 바이오 센서를 160℃ 조건 하에 1 시간 동안 방치한 후 기재필름의 수축율이 1% 이상인 바이오 센서를 제공한다.
본 발명의 일 실시형태에 따른 바이오센서는 상기 바이오 센서를 160℃ 조건 하에 1 시간 동안 방치한 후 기재필름의 수축율이 1 내지 4.0%일 수 있다.
본 발명의 일 실시형태에서, 상기 분리층은 캐리어 기판 상에 형성되고, 상기 캐리어 기판으로부터 분리 가능한 것일 수 있다.
본 발명의 일 실시형태에서, 상기 분리층은 캐리어 기판과의 박리력이 0.01 내지 1N/25mm일 수 있다.
본 발명의 일 실시형태에서, 상기 분리층 및 캐리어 기판 간의 표면에너지 차이는 10mN/m 이상일 수 있다.
본 발명의 일 실시형태에서, 상기 분리층은 캐리어 기판과 박리 후의 표면에너지가 30 내지 70mN/m일 수 있다.
또한, 본 발명의 일 실시형태에 따른 바이오 센서는 상기 금속 패턴층의 적어도 일면에 형성된 금속 보호층을 추가로 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시형태에서, 상기 작업 전극은 카본 페이스트(carbon paste)로부터 형성된 탄소 전극층을 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시형태에 따른 바이오 센서는 젖산, 글루코오스, 콜레스테롤, 아스코빅산, 알코올 또는 글루탐산의 농도 측정에 사용될 수 있다.
다른 한편으로, 본 발명은
캐리어 기판 상에 분리층을 형성하는 단계;
상기 분리층 상에 금속 패턴층을 형성하는 단계;
상기 금속 패턴층 상에 기준 전극, 및 상기 기준 전극과 이격된 작업 전극을 포함하는 전극 패턴층을 형성하는 단계;
상기 작업 전극 상에 효소 반응층을 형성하는 단계;
상기 캐리어 기판으로부터 분리층을 분리하는 단계; 및
상기 분리층에 기재필름을 부착시키는 단계를 포함하는 바이오 센서의 제조 방법을 제공한다.
또한, 본 발명의 일 실시형태에 따른 바이오 센서의 제조 방법은 상기 금속 패턴층의 적어도 일면에 금속 보호층을 형성하는 단계를 추가로 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시형태에서, 상기 작업 전극은 카본 페이스트를 도포하고 열경화시켜 형성될 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서 및 그의 제조방법은 캐리어 기판 상에서 바이오 센서를 구현한 뒤 기재필름 상에 전사함으로써 바이오 센서 구성 요소들의 얼라인먼트 틀어짐을 방지하고 측정 산포를 줄일 수 있다.
또한, 본 발명에 따른 바이오 센서 및 그의 제조방법은 캐리어 기판 상에 분리층을 형성하여 공정을 진행하고, 캐리어 기판과 분리되면 분리층이 기재필름에 부착되도록 하여 공정의 효율성 및 생산성을 높일 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시형태에 따른 바이오 센서의 구조 단면도이다.
도 2a 내지 도 2g는 본 발명의 일 실시형태에 따른 바이오 센서의 제조방법의 공정 단면도이다.
도 3은 실시예 2, 4 내지 6 및 비교예 2, 4 내지 6에서 제조된 바이오 센서를 이용하여 수행한 측정 결과를 나타낸다.
이하, 본 발명을 보다 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명의 일 실시형태에 따른 바이오 센서의 구조 단면도이다.
도 1을 참조로, 본 발명의 일 실시형태에 따른 바이오 센서는 기재필름(600); 상기 기재필름 상에 형성된 분리층(200); 상기 분리층 상에 형성된 금속 패턴층(300); 상기 금속 패턴층 상에 형성된 기준 전극(410), 및 상기 기준 전극과 이격되어 형성된 작업 전극(420)을 포함하는 전극 패턴층(400); 및 상기 작업 전극 상에 형성된 효소 반응층(500)을 포함한다.
상기 기재필름(600)은 바이오 센서를 구성하는 구성요소들의 구조적인 기지(base)를 제공하는 기능을 한다. 상기 기재필름(600)은 캐리어 기판 상에서 바이오 센서를 구현한 뒤 최종 공정에서 분리층을 통해 바이오 센서의 나머지 구조물에 부착된다.
예를 들어, 기재필름(600)은 플렉서블 특성을 갖는 기재 필름 형태로 구현될 수 있다.
기재필름(600)에 적용될 수 있는 구체적인 물질의 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; 폴리염화비닐 등의 염화비닐계 수지; 나일론, 방향족 폴리아미드 등의 아미드계 수지; 폴리이미드 등의 이미드계 수지; 폴리에테르술폰계 수지; 술폰계 수지; 폴리에테르에테르케톤계 수지; 황화 폴리페닐렌계 수지; 비닐알코올계 수지; 염화비닐리덴계 수지; 비닐부티랄계 수지; 알릴레이트계 수지; 폴리옥시메틸렌계 수지 등과 같은 열가소성 수지를 들 수 있으며, 상기 열가소성 수지의 블렌드물도 사용할 수 있다. 또한, (메타)아크릴계, 우레탄계, 아크릴우레탄계, 에폭시계, 실리콘계 등의 열경화성 수지 또는 자외선 경화형 수지를 이용할 수도 있다.
상기 기재필름으로는 폴리에스테르계 수지, 폴리올레핀계 수지, 염화비닐계 수지 또는 이미드계 수지, 특히 폴리에틸렌테레프탈레이트, 시클로계 구조를 갖는 폴리올레핀, 폴리염화비닐 또는 폴리이미드가 전사 특성 면에서 바람직하다.
이러한 기재필름은 적절한 1종 이상의 첨가제가 함유된 것일 수도 있다. 첨가제로는, 예컨대 자외선흡수제, 산화방지제, 윤활제, 가소제, 이형제, 착색방지제, 난연제, 대전방지제, 안료, 착색제 등을 들 수 있다. 기재필름은 필름의 일면 또는 양면에 하드코팅층, 반사방지층, 가스배리어층과 같은 다양한 기능성층을 포함하는 구조일 수 있으며, 기능성층은 전술한 것으로 한정되는 것은 아니며, 용도에 따라 다양한 기능성층을 포함할 수 있다.
또한, 필요에 따라 기재필름은 표면 처리된 것일 수 있다. 이러한 표면 처리로는 플라즈마(plasma) 처리, 코로나(corona) 처리, 프라이머(primer) 처리 등의 건식 처리, 검화 처리를 포함하는 알칼리 처리 등의 화학 처리 등을 들 수 있다.
상기 기재필름(600)의 두께는 적절히 결정될 수 있지만, 일반적으로는 강도나 취급성 등의 작업성, 박층성, 내굴곡성 등을 고려하여, 1 내지 500㎛로 결정될 수 있다. 특히 1 내지 300㎛가 바람직하고, 5 내지 200㎛가 보다 바람직하다.
상기 분리층(200)은 캐리어 기판 상에 형성되고, 상기 캐리어 기판으로부터 분리 가능한 것일 수 있다. 구체적으로 상기 분리층은 금속 패턴층, 전극 패턴층 및 효소반응층의 형성 공정 동안 캐리어 기판 상에 상기 층들을 고정하고, 이들 층의 형성 공정 후에는 이들 층과 함께 캐리어 기판으로부터 분리되는 기능을 할 수 있다.
상기 분리층(200)은 고분자 유기막으로, 예를 들면 폴리이미드(polyimide), 폴리비닐알코올(poly vinyl alcohol), 폴리아믹산(polyamic acid), 폴리아미드(polyamide), 폴리에틸렌(polyethylene), 폴리스타이렌(polystyrene), 폴리노보넨(polynorbornene), 페닐말레이미드 공중합체(phenylmaleimide copolymer), 폴리아조벤젠(polyazobenzene), 폴리페닐렌프탈아미드(polyphenylenephthalamide), 폴리에스테르(polyester), 폴리메틸 메타크릴레이트(polymethyl methacrylate), 폴리아릴레이트(polyarylate), 멜라민(melamine)계 고분자, 신나메이트(cinnamate)계 고분자, 쿠마린(coumarin)계 고분자, 프탈리미딘(phthalimidine)계 고분자, 칼콘(chalcone)계 고분자 및 방향족 아세틸렌계 고분자로 이루어진 군에서 선택된 하나 이상의 물질을 포함할 수 있다.
상기 분리층(200)의 캐리어 기판과의 박리력은 0.01 내지 1N/25mm인 것이 바람직하며, 0.01 내지 0.1N/25mm인 것이 보다 바람직하다. 상기 분리층(200)의 박리력이 상기 범위일 때, 분리층과 캐리어 기판이 금속 패턴층, 전극 패턴층 및 효소반응층의 형성 공정 동안 안정되게 부착되어 있고, 이들 층의 형성 공정 후에 분리층을 캐리어 기판으로부터 분리 시에 크랙의 발생 없이 깔끔하게 분리될 수 있다.
또한, 상기 분리층(200)의 두께는 1 내지 1000nm가 바람직하고, 10 내지 500nm인 것이 보다 바람직할 수 있다. 분리층의 두께가 1nm 미만이면 분리층 도포시의 균일성이 떨어져 분리층 형성이 불균일하거나, 국부적으로 박리력이 상승하여 찢겨짐이 발생하거나, 캐리어 기판과 분리 후 바이오 센서의 컬(curl)이 제어되지 않는 문제점이 있을 수 있다. 그리고 두께가 1000nm를 초과하면 상기 박리력이 더 이상 낮아지지 않고 필름의 유연성이 저하되는 문제점이 있을 수 있다.
아울러, 상기 분리층(200)은 캐리어 기판과 박리 후의 표면에너지가 30 내지 70mN/m인 것이 바람직하며, 분리층과 캐리어 기판의 표면에너지 차이는 10mN/m 이상인 것이 바람직할 수 있다. 분리층은 바이오 센서 제조 공정에서, 캐리어 기판과 박리될 때까지의 공정에서는 캐리어 기판과 안정적으로 밀착되어야 하고, 캐리어 기판으로부터 박리 시에는 바이오 센서의 손상이나 컬이 발생하지 않도록 용이하게 박리되어야 한다. 분리층의 표면에너지를 30 내지 70mN/m가 되도록 하면 박리력 조절이 가능하고, 공정 효율이 향상될 수 있다. 또한 분리층과 캐리어 기판의 표면에너지 차이가 10mN/m 이상일 경우 캐리어 기판으로부터 원활하게 박리되어 바이오 센서의 손상이나 바이오 센서의 각 층에 발생할 수 있는 크랙을 방지할 수 있다.
상기 분리층(200)의 상부에는 금속 패턴층(300)이 형성된다. 상기 금속 패턴층(300)은 배선 역할을 한다. 금속 패턴층(300)은 구동 집적 회로(IC) 칩에 연결될 수 있다.
작업 전극(420) 및 기준 전극(410)으로부터 측정된 전기적 신호가 금속 패턴층(300)을 통해 구동 IC 칩에 전달될 수 있으며, 구동 IC 칩이 측정 대상 성분의 농도를 계산할 수 있다.
상기 금속 패턴층(300)은 금(Au), 은(Ag), 구리(Cu), 알루미늄(Al), 백금(Pt), 팔라듐(Pd), 크롬(Cr), 티타늄(Ti), 텅스텐(W), 니오븀(Nb), 탄탈륨(Ta), 바나듐(V), 철(Fe), 망간(Mn), 니켈(Ni), 아연(Zn), 주석(Sn), 몰리브덴(Mo), 코발트(Co) 또는 이들의 합금(예를 들면, 은-팔라듐-구리(APC))을 포함할 수 있다. 이들은 단독으로 혹은 2 이상이 조합되어 사용될 수 있다. 상기 금속 패턴층(300)은 Au, Ag, APC 합금 및 Pt 중 적어도 하나만으로 형성될 수도 있다. 상기 Au, Ag, APC 합금 및 Pt는 금속 패턴층의 전기 전도성을 향상시키고 저항을 감소시킬 수 있다. 따라서, 바이오 센서의 검출 성능을 향상시킬 수 있다.
상기 금속 패턴층의 상면 및/또는 저면에는 금속 보호층(미도시)이 추가로 형성될 수 있다. 금속 보호층은 전기 전도성을 가지면서 금속 패턴층의 상면 및/또는 저면을 전체적으로 덮을 수 있다. 예를 들면, 상기 금속 보호층은 상기 금속 패턴층과 직접 접촉할 수 있다. 상기 금속 보호층은 상기 금속 패턴층이 산화 환원되는 것을 방지하여 작업 전극(420)에 의해 감지되는 전기적 신호의 신뢰성을 향상시킬 수 있다.
예를 들어, 금속 보호층은 ITO(Indium Tin Oxide), IZO(Indium Zinc Oxide) 등을 포함할 수 있다. 예를 들면, 상기 금속 보호층은 ITO 또는 IZO만으로 형성될 수 있다. 상기 ITO 및 IZO는 전기 전도성을 가지면서도 화학적으로 안정하여 상기 금속 패턴층을 산화 환원 반응으로부터 효과적으로 보호할 수 있다.
상기 금속 패턴층의 상부에는 전극 패턴층(400)이 형성된다. 상기 전극 패턴층(400)은 기준 전극(410) 및 작업 전극(420)을 포함한다.
상기 기준 전극(410)은 금속 패턴층(300) 상에 작업 전극(420)과 이격되어 형성될 수 있다. 기준 전극(410)과 작업 전극(420)은 전기적으로 단절될 수 있다.
상기 기준 전극(410)은 측정 시 작업 전극(420)에서 측정되는 전류 값 또는 전위 값에 대한 기준치를 제공할 수 있다. 기준 전극(410)의 전위 값을 기준치로 하여 작업 전극(420)에서 일어나는 감지 대상 물질 산화 환원 반응을 측정할 수 있다.
또한, 상기 전류 값의 기준치와 작업 전극(420)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(410)은 예를 들면, Ag/AgCl 전극 층을 포함할 수 있다. 상기 Ag/AgCl 전극 층은 Ag/AgCl 페이스트(paste)로부터 형성될 수 있다.
상기 작업 전극(420)은 효소 반응층(500)의 효소와 감지 대상 물질의 산화-환원 반응에 의해 발생된 전기적 신호를 감지할 수 있다. 감지 대상 물질은 인체의 땀, 체액, 혈액 등일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.
상기 작업 전극(420)은 금속 패턴층(300) 상에 기준 전극(410)과 이격되어 형성될 수 있다. 상기 작업 전극(420)은 상기 금속 패턴층 상에 상기 금속 패턴층을 덮도록 형성될 수 있다. 작업 전극(420)은 감지 대상 물질의 산화-환원 반응에서 발생한 전자 또는 정공이 전달되는 통로로 제공될 수 있다.
본 발명의 일 실시형태에서, 상기 작업 전극(420)은 탄소 전극층을 포함할 수 있다. 상기 탄소 전극층은 카본 페이스트(carbon paste)로부터 형성될 수 있다. 상기 탄소 전극층은 효소 반응층(500)에서 발생한 전자 및/또는 정공을 안정적으로 수송할 수 있다.
상기 작업 전극(420)은 전자 수송 물질을 더 포함할 수 있다.
상기 전자 수송 물질은 예를 들면, 효소 반응층(500)에서 일어나는 감지 대상 물질의 산화-환원 반응에서 발생한 전자/정공을 수용하여 산화 또는 환원되는 물질일 수 있다.
상기 전자 수송 물질로는 프러시안 블루(prussian blue, Fe4[Fe(CN)6]3), 포타슘 페리시아나이드(potassium ferricyanide, K3[Fe(CN)6]), 포타슘 철 페로시아나이드(potassium iron ferrocyanide, KFeIII[FeII(CN)6]·xH2O), 페로센, 퀴논, 하이드로퀴논, 루테늄 등을 사용할 수 있으며, 별도의 공정으로 도포하거나 카본 페이스트 등과 일체화하여 도포하는 것도 가능하다.
프러시안 블루는 청색 안료로서, 높은 산화성을 가질 수 있다. 전자 수송 물질로서 프러시안 블루를 작업 전극(420)에 사용할 경우 작업 전극(420)의 전기적 감도를 향상시킬 수 있다.
상기 전자 수송 물질은 작업 전극(420) 100 중량% 대비 0.05 내지 5 중량%의 양으로 포함될 수 있다. 상기 전자 수송 물질의 함량이 상기 범위를 만족하면, 감지 대상 물질에 대한 감응 범위(예를 들면, 상한)를 증가시킬 수 있다. 전자 수송 물질의 함량이 상기 범위 미만일 경우 감지 대상 물질을 감지하는 범위가 감소할 수 있다. 전자 수송 물질의 함량이 상기 범위를 초과할 경우 전자 수송 물질이 서로 응집되어 센싱 성능이 감소할 수 있다. 바람직하게는, 상기 전자 수송 물질은 상기 작업 전극(420) 100 중량% 대비 0.5 내지 3.0 중량%의 양으로 포함될 수 있다.
상기 효소 반응층(500)은 상기 작업 전극(420) 상에 배치될 수 있다. 상기 효소 반응층은 상기 작업 전극 상에 상기 작업 전극을 덮도록 형성될 수 있다. 효소 반응층(500)은 감지 대상 물질의 화학 반응이 일어나는 층으로 제공된다.
상기 효소 반응층(500)은 산화 효소 또는 탈수소 효소를 포함할 수 있다. 산화 효소 및 탈수소 효소는 검사 대상 물질의 종류에 따라 선택될 수 있다.
상기 산화 효소는 락테이트 산화 효소(lactate oxidase), 글루코오스 산화 효소(glucose oxidase), 콜레스테롤 산화 효소(cholesterol oxidase), 아스코빅산 산화 효소(ascorbic acid oxidase) 및 알코올 산화 효소(alcohol oxidase) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
상기 탈수소 효소는 락테이트 탈수소 효소(lactate dehydrogenase), 글루코오스 탈수소 효소(glucose dehydrogenase), 글루탐산 탈수소 효소(glutamate dehydrogenase) 및 알코올 탈수소 효소(alcohol dehydrogenase) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
따라서, 본 발명에 따른 바이오 센서는 젖산, 글루코오스, 콜레스테롤, 아스코빅산, 알코올 또는 글루탐산, 특히 글루코오스의 농도 측정에 사용될 수 있다.
효소 반응층(500)은 미디에이터를 추가로 포함할 수 있다. 미디에이터로는 페리시안화칼륨, 시토크롬 C, 피로로퀴놀린퀴논(PQQ), NAD＋, NADP＋, 동착체, 루테늄 화합물, 페나진메토설페이트 및 그 유도체 등을 들 수 있고, 이것들은 단독으로 사용해도 되고, 2종 이상으로 병용해도 된다.
감지 대상 물질이 포함된 시료를 바이오 센서에 주입하면, 시료에 포함되어 있는 감지 대상 물질이 산화 효소 또는 탈수소 효소와 반응하여 과산화수소 등의 부산물이 생성될 수 있다. 이때, 전자 수송 물질(예를 들면, 프러시안 블루)은 상기 부산물을 환원시키고, 자신은 산화될 수 있다. 산화된 전자 수송 물질은 일정 전압이 가해진 전극 표면에서 전자를 얻어 다시 환원될 수 있다.
시료 내의 감지 대상 물질 농도는 전자 수송 물질이 산화되는 과정에서 발생되는 전류량에 비례한다. 따라서, 상기 전류량을 측정하여 감지 대상 물질 농도를 측정할 수 있다.
상기 산화 효소 또는 탈수소 효소는 바인더를 통해 고정될 수 있다. 상기 바인더는 당분야에서 통상적으로 사용되는 바인더를 포함할 수 있으며, 예를 들면, 나피온 또는 이의 유도체, 키토산, BSA(bovine serum albumin) 또는 Si 겔(gel) 등의 유기재료 또는 무기재료를 포함할 수 있다.
상기 효소 반응층(500)은 pH 조정이나 용해도를 높이기 위해 산 또는 염기를 소량 추가하는 것도 가능하다.
상기 효소 반응층(500)의 상면에는 보호층(미도시)이 추가로 형성될 수 있다.
상기 보호층은 효소 반응층(500)을 외부의 충격 및 상기 감지 대상 물질을 제외한 화학 물질로부터 보호할 수 있다.
상기 보호층은 감지 대상 물질만을 통과시킬 수 있다. 따라서, 효소 반응층(500)이 감지 대상 물질 외의 타 물질에 의해 변성, 손상되는 것을 방지할 수 있다.
상기 보호층은 감지 대상 물질을 통과시키는 것이라면, 당분야에서 통상적으로 사용되는 이온 교환막 등이 제한없이 사용될 수 있다.
체액 내에 포함되는 전해질로는 Na+, Cl-, NH4 +, K+, Mg2+, Ca2+ 등이 있는데, 해당 이온들은 측정 시 노이즈를 발생시키는 원인으로 이온 교환막을 이용하여 제거할 필요가 있다.
이온 교환막은 양이온 또는 음이온 교환막일 수 있으며, 퍼플루오로술폰산 수지 등의 양이온 교환 수지를 포함할 수 있다. 예를 들어, 이온 교환막은 시판 제품으로서 나피온(Nafion) 등을 포함할 수 있으나, 이는 하나의 예시일 뿐이며, 이에 한정되지는 않는다.
상기 효소 반응층과 보호층의 총 두께는 1 내지 10 ㎛, 바람직하기로 2 내지 5 ㎛일 수 있다. 상기 효소 반응층과 보호층의 총 두께가 1 ㎛ 미만이면 전류가 저하되거나 보호층의 역할을 충분히 발휘하기 어려울 수 있으며, 10 ㎛ 초과인 경우에는 반응 속도가 저하될 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서는 제조공정 중 기재필름이 열처리에 노출되지 않아 기재필름의 열에 의한 수축이 발생하지 않는다. 이에 따라, 기재필름 상에 구현되는 바이오 센서의 구성 요소들의 얼라인먼트의 틀어짐이 발생하지 않는다. 특히, 금속 패턴층 상에 형성되는 전극 패턴층의 얼라인먼트의 틀어짐이 발생하지 않아 측정 산포가 줄어들 수 있다. 예를 들어, 작업 전극이 금속 패턴층 상에 상기 금속 패턴층을 덮도록 형성되는데, 이때 금속 패턴층에 대한 작업 전극의 커버율이 증가하여 측정 산포가 줄어들 수 있다.
상기 바이오 센서는 제조공정 중에 기재필름의 수축이 발생하지 않기 때문에 완제품 상태에서 열처리한 경우, 제조공정 중에 열처리에 노출되어 기재필름의 수축이 발생한 제품 대비 높은 수축율을 나타낸다.
구체적으로, 상기 바이오 센서는 160℃ 조건 하에 1 시간 동안 방치한 후 기재필름의 수축율이 1% 이상, 예를 들어 1 내지 4.0%, 바람직하기로 1.2 내지 4.0%이다. 상기 기재필름의 수축율이 1% 미만이면 바이오 센서의 구성 요소들의 얼라인먼트의 틀어짐이 발생할 수 있고, 4.0% 초과이면 측정 산포에 영향을 미칠 수 있다. 바이오 센서를 160℃ 조건 하에 1 시간 동안 방치한 후 기재필름의 수축율을 4.0% 이하로 조절하기 위하여는 기재필름의 재질, 연신방법, 첨가제 등을 적절히 선택할 수 있다.
또한, 본 발명에 따른 바이오 센서는 얇고 구부러지는 특성을 요구하는 제품에 사용될 수 있다. 특히, 본 발명에 따른 바이오 센서는 굴곡 특성이 우수하여 웨어러블(wearable) 바이오 센서에 유용하게 사용될 수 있으며, 패치 형태로 제작될 수 있다.
이상에서와 같은 본 발명에 따른 바이오 센서의 제조방법을 구체적으로 설명하면 다음과 같다.
도 2a 내지 도 2g는 본 발명의 일 실시형태에 따른 바이오 센서의 제조방법의 공정 단면도이다.
도 2a에 도시된 바와 같이, 먼저 캐리어 기판(100) 상에 분리층(200)을 형성한다. 구체적으로, 상기 분리층(200)은 고분자 유기막을 도포하고 경화시켜 형성할 수 있다.
여기서 분리층을 도포하는 방법으로는 공지의 코팅 방법을 사용할 수 있다. 예를 들면, 스핀 코팅, 다이 코팅, 스프레이 코팅, 롤 코팅, 스크린 코팅, 슬릿 코팅, 딥 코팅, 그라비아 코팅 등을 들 수 있다.
상기 분리층(200)을 형성하기 위한 경화 공정은 열경화 또는 UV경화를 단독으로 사용하거나, 열경화 및 UV 경화를 조합하여 사용할 수 있다.
상기 캐리어 기판(100)으로는 글라스 기판을 사용하는 것이 바람직하나, 글라스 기판으로 제한되지 않고 다른 기재도 캐리어 기판(100)으로 사용될 수 있다. 다만, 바이오 센서 형성 시의 공정 온도를 견딜 수 있도록 고온에서도 변형이 되지 않는 내열성을 가진 재료가 바람직하다.
이어, 도 2b에서와 같이, 캐리어 기판(100) 상에 형성된 분리층(200) 상에 금속 패턴층(300)을 형성한다.
상기 금속 패턴층(300)은 금속막을 형성한 후 이를 패터닝(patterning)하여 형성될 수 있다.
상기 패터닝은 당분야에서 통상적으로 사용되는 패터닝 공법이 사용될 수 있다. 예를 들면, 포토리소그라피(photolithography)를 사용할 수 있다.
금속 패턴층(300)의 적어도 일면에 금속 보호층을 더 포함하는 경우, 금속 패턴층을 먼저 패터닝한 후 상기 금속 보호층을 형성하거나, 상기 금속막 상에 ITO 또는 IZO 도전성 산화물막을 형성한 후, 상기 금속막과 도전성 산화물막을 함께 패터닝하여 금속 패턴층 및 금속 보호층을 함께 형성할 수 있다.
다음으로, 도 2c 및 도 2d와 같이, 금속 패턴층(300) 상에 전극 패턴층(400)을 형성하는데, 본 실시형태에서는 전극 패턴층(400)이 기준 전극(410) 및 작업 전극(420)의 순서로 제조되는 공정을 설명한다. 그러나, 기준 전극(410) 및 작업 전극(420)의 형성 순서는 반대일 수도 있다. 다른 실시형태에서, 기준 전극(410) 및 작업 전극(420)은 동시에 형성될 수도 있다.
도 2c와 같이, 기준 전극(410)은 금속 패턴층 상에 형성된다. 상기 기준 전극(410)은 Ag/AgCl 페이스트(paste)를 금속 패턴층 상에 도포하고 경화시켜 형성될 수 있다. 상기 도포는 스크린 인쇄법으로 수행될 수 있다. 상기 경화는 열경화 방식으로 수행될 수 있다. 상기 열경화는 100 내지 160℃ 조건으로, 예컨대 120℃에서 수행될 수 있다.
도 2d와 같이, 작업 전극(420)은 금속 패턴층 상에 상기 기준 전극과 이격되도록 형성된다. 상기 작업 전극(420)은 카본 페이스트(carbon paste)를 금속 패턴층 상에 상기 기준 전극과 이격되도록 도포하고 경화시켜 형성될 수 있다. 상기 도포는 스크린 인쇄법으로 수행될 수 있다. 상기 경화는 열경화 방식으로 수행될 수 있다. 상기 열경화는 100 내지 160℃ 조건으로, 예컨대 120℃에서 수행될 수 있다.
이어, 도 2e와 같이 상기 작업 전극 상에 효소 반응층(500)을 형성한다.
효소 반응층(500)은 산화 효소 또는 탈수소 효소를 바인더와 혼합한 조성물을 작업 전극(420) 상에 도포한 후 건조하여 형성될 수 있다.
다음으로, 도 2f에서와 같이 바이오 센서의 제조 공정을 진행하기 위하여 사용된 캐리어 기판(100)으로부터 분리층(200)을 분리한다.
상기 분리층(200)을 캐리어 기판(100)으로부터 박리하는 방법은 리프트오프(Lift-off) 또는 필오프(Peel-off)의 방법이 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.
이 경우 박리시 가해지는 힘의 크기는 분리층의 박리력에 따라 달라질 수 있으나, 0.01 내지 1N/25mm가 바람직하며, 0.01 내지 0.1N/25mm가 보다 바람직하다. 박리력이 0.01N/25mm 미만일 경우 분리층이 캐리어 기판에서 박리되지 않는 문제가 발생할 수 있고, 1N/25mm를 초과할 경우 캐리어 기판으로부터 박리 시에 바이오 센서가 손상되는 문제가 발생할 수 있으며, 바이오 센서에 과도한 힘이 가해져 바이오 센서가 변형될 수 있다.
이에 따라 캐리어 기판 상에 분리층(200), 금속 패턴층(300), 전극 패턴층(400) 및 효소 반응층(500)을 형성하여 공정을 진행하고, 캐리어 기판과 분리되면 분리층이 기재필름에 부착될 수 있어서 공정의 효율성 및 생산성을 높일 수 있다.
이어, 도 2g에서와 같이 상기 분리층(200)에 기재필름(600)을 부착시켜 바이오 센서를 제조한다. 상기 부착은 점착제 또는 접착제를 사용하여 수행될 수 있다.
이하, 실시예, 비교예 및 실험예에 의해 본 발명을 보다 구체적으로 설명하고자 한다. 이들 실시예, 비교예 및 실험예는 오직 본 발명을 설명하기 위한 것으로, 본 발명의 범위가 이들에 국한되지 않는다는 것은 당업자에게 있어서 자명하다.
실시예 1 내지 3: 바이오 센서의 제조
두께 700㎛의 소다 라임 글래스(Soda lime Glass)를 캐리어 기판으로 사용하고, 상기 캐리어 기판 상에 멜라민계 수지 50 중량부 및 신나메이트계 수지 50 중량부를 10 중량%의 농도로 프로필렌글리콜 모노메틸에터아세테이트(Propylene glycol monomethyl ether acetate, PGMEA)에 희석한 분리층 형성용 조성물을 두께 300nm로 도포하고, 150℃에서 30분간 건조 처리하여 분리층을 형성하였다.
상기 분리층 상에 IZO를 30Å 두께로 증착하고, 230℃에서 30분 동안 어닐링하여 금속 보호층을 형성하였다.
상기 금속 보호층 상에 APC 합금을 240Å 두께로 증착시킨 후 포지티브 포토레지스트를 스핀 코팅한 후 포토리소그래피를 수행하고 식각을 진행하여 금속 패턴층을 형성하였다.
상기 금속 패턴층 상에 스크린 인쇄를 통해 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는 전극 패턴층을 형성하고 120℃에서 열경화시켰다. 기준 전극은 Ag/AgCl 페이스트(paste)를 이용하여 형성하였다. 상기 기준 전극으로부터 일정한 거리를 두고 상기 금속 패턴층을 덮도록 작업 전극을 형성하였다. 작업 전극은 프러시안 블루(Sigma Aldrich) 1 중량%를 포함하는 카본 페이스트를 이용하여 형성하였다.
글루코스 산화효소를 5% 농도로 인산완충식염수에 용해시켜 글루코스 산화효소 용액을 제조하였다.
상기 글루코스 산화효소 용액을 상기 작업 전극 상에 1.5 ㎕를 떨어뜨린 후 건조시켜 효소 반응층을 형성하였다.
상기 캐리어 기판으로부터 분리층을 분리하여 절연성 기재로 두께 180㎛의 PET 재질의 기재필름으로서 SKC 사의 V7610, V5400 및 V7611에 각각 부착하여 바이오 센서를 제조하였다(센서 사이즈: 3 ㎝ × 0.5 ㎝).
실시예 4: 바이오 센서의 제조
절연성 기재로 두께 180㎛의 COP(cyclo olefin polymer) 재질의 기재필름으로서 Konica 사의 Sanuqi를 사용하는 것을 제외하고 상기 실시예 1과 동일하게 바이오 센서를 제조하였다.
실시예 5: 바이오 센서의 제조
절연성 기재로 두께 180㎛의 PI(polyimide) 재질의 기재필름으로서 SKC사의 GL100을 사용하는 것을 제외하고 상기 실시예 1과 동일하게 바이오 센서를 제조하였다.
실시예 6: 바이오 센서의 제조
절연성 기재로 두께 180㎛의 PVC(polyvinyl chloride) 재질의 기재필름으로서 LG 화학의 LS100을 사용하는 것을 제외하고 상기 실시예 1과 동일하게 바이오 센서를 제조하였다.
비교예 1 내지 3: 바이오 센서의 제조
두께 700㎛의 소다 라임 글래스(Soda lime Glass)를 캐리어 기판으로 사용하고, 상기 캐리어 기판 상에 멜라민계 수지 50 중량부 및 신나메이트계 수지 50 중량부를 10 중량%의 농도로 프로필렌글리콜 모노메틸에터아세테이트(Propylene glycol monomethyl ether acetate, PGMEA)에 희석한 분리층 형성용 조성물을 두께 300nm로 도포하고, 150℃에서 30분간 건조 처리하여 분리층을 형성하였다.
상기 분리층 상에 IZO를 30Å 두께로 증착하고, 230℃에서 30분 동안 어닐링하여 금속 보호층을 형성하였다.
상기 금속 보호층 상에 APC 합금을 240Å 두께로 증착시킨 후 포지티브 포토레지스트를 스핀 코팅한 후 포토리소그래피를 수행하고 식각을 진행하여 금속 패턴층을 형성하였다.
상기 캐리어 기판으로부터 분리층을 분리하여 절연성 기재로 두께 180㎛의 PET 재질의 기재필름으로서 SKC 사의 V7610, V5400 및 V7611에 각각 부착하였다.
상기 금속 패턴층 상에 스크린 인쇄를 통해 작업 전극 및 기준 전극을 포함하는 전극 패턴층을 형성하고 120℃에서 열경화시켰다. 기준 전극은 Ag/AgCl 페이스트(paste)를 이용하여 형성하였다. 상기 기준 전극으로부터 일정한 거리를 두고 상기 금속 패턴층을 덮도록 작업 전극을 형성하였다. 작업 전극은 프러시안 블루(Sigma Aldrich) 1 중량%를 포함하는 카본 페이스트를 이용하여 형성하였다.
글루코스 산화효소를 5% 농도로 인산완충식염수에 용해시켜 글루코스 산화효소 용액을 제조하였다.
상기 글루코스 산화효소 용액을 상기 작업 전극 상에 1.5 ㎕를 떨어뜨린 후 건조시켜 효소 반응층을 형성하여 바이오 센서를 제조하였다(센서 사이즈: 3 ㎝ × 0.5 ㎝).
비교예 4: 바이오 센서의 제조
절연성 기재로 두께 180㎛의 COP(cyclo olefin polymer) 재질의 기재필름으로서 Konica 사의 Sanuqi를 사용하는 것을 제외하고 상기 비교예 1과 동일하게 바이오 센서를 제조하였다.
비교예 5: 바이오 센서의 제조
절연성 기재로 두께 180㎛의 PI(polyimide) 재질의 기재필름으로서 SKC사의 GL100을 사용하는 것을 제외하고 상기 비교예 1과 동일하게 바이오 센서를 제조하였다.
비교예 6: 바이오 센서의 제조
절연성 기재로 두께 180㎛의 PVC(polyvinyl chloride) 재질의 기재필름으로서 LG 화학의 LS100을 사용하는 것을 제외하고 상기 비교예 1과 동일하게 바이오 센서를 제조하였다.
실험예 1:
상기 실시예 및 비교예에서 제조된 바이오 센서의 물성을 후술하는 방법으로 측정하고, 그 결과를 하기 표 1에 나타내었다.
(1) 기재필름의 수축율
실시예 및 비교예에서 제조된 바이오 센서를 160℃ 조건 하에 1 시간 동안 방치하기 전후의 기재필름의 면적을 측정하여 하기 수학식 1에 따라 수축율을 계산하였다.
[수학식 1]
기재필름의 수축율 = [(A-B)/A]×100
상기 수학식에서, A는 방치 전 기재필름의 면적이고, B는 방치 후 기재필름의 면적이다.
(2) 측정 산포
실시예 및 비교예에서 제조된 바이오 센서를 이용하여 다음과 같이 측정을 수행하였다. 시료로는 1 mM의 글루코스 조합액을 사용하고, 측정 장치로는 전기화학분석장비 CHI630(CH Instruments)을 사용하였다.
측정은 바이오 센서에 시료를 공급한 후, 300초간 3mV의 전압을 인가함으로써 수행했다.
실시예 2, 4 내지 6 및 비교예 2, 4 내지 6에서 제조된 바이오 센서의 측정 결과를 도 3에 나타내었다.
전류 값 산포 비교를 위하여, 실시예 및 비교예에서 제조된 바이오 센서의 측정 결과에 대해 상대 표준 편차(relative standard deviation)(%RSD)를 하기 수학식 2로 계산하여 하기 표 1에 나타내었다.
[수학식 2]
%RSD = 표준편차/평균×100
기재필름의 수축율(%) 상대표준편차(%)
실시예1 1.3 3.0
실시예2 1.6 4.1
실시예3 2.4 6.1
실시예 4 2.9 7
실시예 5 1.9 3.1
실시예 6 3.7 8.7
비교예 1 0.5 11.2
비교예 2 0.7 10.4
비교예 3 0.9 9.1
비교예 4 0.8 12.5
비교예 5 0.7 9.9
비교예 6 0.6 15.6
상기 표 1에서 보듯이, 본 발명에 따른 실시예 1 내지 6의 바이오 센서는 160℃ 조건 하에 1 시간 동안 방치한 후 기재필름의 수축율이 1% 이상으로, 비교예 1 내지 6의 바이오 센서에 비해 기재필름의 수축율이 높아 제조공정 중 기재필름의 수축이 발생하지 않은 것으로 나타났다. 이에 따라, 표 1 및 도 3에서와 같이, 본 발명에 따른 실시예의 바이오 센서는 기재필름으로의 전사 공정 이후에 열경화를 거치는 방식으로 제조된 비교예의 바이오 센서에 비해 측정 산포가 감소되는 것으로 나타났다.
이상으로 본 발명의 특정한 부분을 상세히 기술하였는 바, 본 발명이 속한 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 있어서 이러한 구체적인 기술은 단지 바람직한 구현예일 뿐이며, 이에 본 발명의 범위가 제한되는 것이 아님은 명백하다. 본 발명이 속한 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 상기 내용을 바탕으로 본 발명의 범주 내에서 다양한 응용 및 변형을 행하는 것이 가능할 것이다.
따라서, 본 발명의 실질적인 범위는 첨부된 특허청구범위와 그의 등가물에 의하여 정의된다고 할 것이다.
[부호의 설명]
100: 캐리어 기판 200: 분리층
300: 금속 패턴층 400: 전극 패턴층
410: 기준 전극 420: 작업 전극
500: 효소 반응층 600: 기재필름

Claims (12)

  1. 기재필름;
    상기 기재필름 상에 형성된 분리층;
    상기 분리층 상에 형성된 금속 패턴층;
    상기 금속 패턴층 상에 형성된 기준 전극, 및 상기 기준 전극과 이격되어 형성된 작업 전극을 포함하는 전극 패턴층; 및
    상기 작업 전극 상에 형성된 효소 반응층을 포함하는 바이오 센서로서,
    상기 바이오 센서를 160℃ 조건 하에 1 시간 동안 방치한 후 기재필름의 수축율이 1% 이상인 바이오 센서.
  2. 제1항에 있어서, 상기 바이오 센서를 160℃ 조건 하에 1 시간 동안 방치한 후 기재필름의 수축율이 1 내지 4.0%인 바이오 센서.
  3. 제1항에 있어서, 상기 분리층은 캐리어 기판 상에 형성되고, 상기 캐리어 기판으로부터 분리 가능한 것인 바이오 센서.
  4. 제3항에 있어서, 상기 분리층은 캐리어 기판과의 박리력이 0.01 내지 1N/25mm인 바이오 센서.
  5. 제3항에 있어서, 상기 분리층 및 캐리어 기판 간의 표면에너지 차이는 10mN/m 이상인 바이오 센서.
  6. 제3항에 있어서, 상기 분리층은 캐리어 기판과 박리 후의 표면에너지가 30 내지 70mN/m인 바이오 센서.
  7. 제1항에 있어서, 상기 금속 패턴층의 적어도 일면에 형성된 금속 보호층을 추가로 포함하는 바이오 센서.
  8. 제1항에 있어서, 상기 작업 전극은 카본 페이스트(carbon paste)로부터 형성된 탄소 전극층을 포함하는, 바이오 센서.
  9. 제1항에 있어서, 젖산, 글루코오스, 콜레스테롤, 아스코빅산, 알코올 또는 글루탐산의 농도 측정에 사용되는, 바이오 센서.
  10. 캐리어 기판 상에 분리층을 형성하는 단계;
    상기 분리층 상에 금속 패턴층을 형성하는 단계;
    상기 금속 패턴층 상에 기준 전극, 및 상기 기준 전극과 이격된 작업 전극을 포함하는 전극 패턴층을 형성하는 단계;
    상기 작업 전극 상에 효소 반응층을 형성하는 단계;
    상기 캐리어 기판으로부터 분리층을 분리하는 단계; 및
    상기 분리층에 기재필름을 부착시키는 단계를 포함하는 바이오 센서의 제조 방법.
  11. 제10항에 있어서, 상기 금속 패턴층의 적어도 일면에 금속 보호층을 형성하는 단계를 추가로 포함하는 바이오 센서의 제조 방법.
  12. 제10항에 있어서, 상기 작업 전극은 카본 페이스트를 도포하고 열경화시켜 형성되는 바이오 센서의 제조 방법.
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Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09166571A (ja) * 1995-12-14 1997-06-24 Dainippon Printing Co Ltd バイオセンサおよびその製造方法
KR20090038251A (ko) * 2007-10-15 2009-04-20 서울산업대학교 산학협력단 글리신 검출용 바이오센서 및 이의 제조방법
KR20180092601A (ko) * 2017-02-10 2018-08-20 동우 화인켐 주식회사 글루코스 센서 및 그 제조방법
JP6550811B2 (ja) * 2015-03-16 2019-07-31 大日本印刷株式会社 導電性パターンシートの製造方法、導電性パターンシート、タッチパネルセンサおよび画像表示装置
US20190310222A1 (en) * 2018-04-06 2019-10-10 Zense-Life Inc. Carbon working electrode for a continuous biological sensor

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09166571A (ja) * 1995-12-14 1997-06-24 Dainippon Printing Co Ltd バイオセンサおよびその製造方法
KR20090038251A (ko) * 2007-10-15 2009-04-20 서울산업대학교 산학협력단 글리신 검출용 바이오센서 및 이의 제조방법
JP6550811B2 (ja) * 2015-03-16 2019-07-31 大日本印刷株式会社 導電性パターンシートの製造方法、導電性パターンシート、タッチパネルセンサおよび画像表示装置
KR20180092601A (ko) * 2017-02-10 2018-08-20 동우 화인켐 주식회사 글루코스 센서 및 그 제조방법
US20190310222A1 (en) * 2018-04-06 2019-10-10 Zense-Life Inc. Carbon working electrode for a continuous biological sensor

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