WO2023042981A1 - 서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법 - Google Patents

서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법 Download PDF

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WO2023042981A1
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microneedle
forming
support layer
electrode
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PCT/KR2022/000618
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안준영
장은희
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주식회사 알비티
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Definitions

  • the present invention relates to a method for manufacturing a microneedle biosensor including a support layer.
  • diabetes In order to diagnose diabetes and manage it so that it does not develop into complications, systematic blood glucose measurement and treatment must be performed simultaneously.
  • diabetes is managed by determining an injection amount of insulin according to a patient's blood sugar level and administering insulin at predetermined time intervals.
  • the blood glucose level of each patient and the change in blood sugar according to insulin administration are different for each individual patient, it is difficult to accurately and efficiently determine the insulin dose, administration time, and interval.
  • CGM continuous glucose monitoring
  • Continuous blood glucose monitoring system was first developed by Medtronic (Minneapolis, MN, USA) and was approved by the US FDA in June 1999.
  • CGM consists of three parts: a blood glucose sensor, a wireless transmitter, and a receiver. The sensor is inserted into the subcutaneous fat to measure sugar in the interstitial fluid.
  • the latest version of the continuous blood glucose monitor shows blood glucose readings in real time, allowing immediate action to be taken.
  • a conventional continuous blood glucose monitoring device includes a sensor inserted into the body to measure blood glucose, a needle for guiding the sensor to be inserted into the body, and a separate applicator coupling structure to apply the sensor module to the body.
  • the sensor is disposed in the hollow of the syringe needle, pierced subcutaneously by the syringe needle, and inserted into the subcutaneous fat.
  • a sensor is placed in the hollow of the syringe needle.
  • Syringe needles are used up to 21 Gauge in size when blood glucose is detected, and since a sensing strip must be placed in the hollow of the syringe needle, a syringe needle used as a sensor needle in a continuous blood glucose measurement device is generally used with a diameter of 600 nm to 800 nm. When the diameter of the sensor needle is 600 nm to 800 nm, there is a problem of causing pain to the user and giving discomfort during continuous use.
  • the present invention has been made to solve the problems of the prior art, and an object of the present invention is to provide a method for manufacturing a microneedle biosensor that can reduce pain for a user when worn with minimal invasion.
  • step c) after performing step c), forming a shadow mask corresponding to the pattern of the working electrode, counter electrode, and reference electrode, and forming a metal layer by sputtering an Au or Au+Ti/Cr adhesive layer;
  • e) forming a passivation layer on the metal layer provides a method for manufacturing a microneedle biosensor comprising a support layer.
  • the working electrode includes a first base of a circular thin film, a plurality of microneedles protruding vertically on the first base, and a first wiring extending from one end of a circumference of the first base;
  • the counter electrode includes a second base of a thin film strip having a shape concentrically with the first base and forming a part of a second circumference spaced apart from the circumference of the first base by a set distance, and a plurality of vertically protruding on the second base.
  • the reference electrode is spaced apart from the other end of the second base by a set distance and includes a third base of a strip thin film forming a second circumference together with the strip shape of the second base, and a plurality of microcircuits vertically protruding on the third base. It is characterized by comprising a needle and a third wire extending from one end of the third base.
  • the second base occupies 3/4 of the second circumference
  • the third base comprises a support layer characterized in that it occupies 1/4 of the second circumference.
  • It is characterized in that it further comprises the step of Pt-black plating and Nafion coating on the tip of the microneedle of the working electrode after performing step d).
  • a method for manufacturing a microneedle biosensor that can reduce pain for a user when worn, enable accurate sensing, and is most suitable for the shape of the skin surface.
  • FIG. 1 is a view showing a microneedle sensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart showing a microneedle sensor manufacturing process.
  • FIG. 3 is a flow chart showing a thermal imprinting process in a manufacturing process of a PLA microneedle sensor.
  • FIG. 4 is a flow chart showing a UV imprinting process in the manufacturing process of an acrylic microneedle sensor.
  • FIG. 5 is a diagram explaining a support layer forming process in step S12 of FIG. 2 .
  • FIG. 7 is a diagram explaining step S13 of FIG. 2 .
  • a microneedle biosensor is a minimally invasive microneedle sensor.
  • the present invention relates to a biosensor in which a microneedle invades the skin and contacts a body fluid to monitor a biosignal.
  • the biosensor according to an embodiment of the present invention is intended to measure the blood glucose concentration in the interstitial fluid (ISF) of an invaded host, and is meant to be mounted on the skin surface to continuously measure the blood glucose concentration for a set period of time. Not limited.
  • ISF interstitial fluid
  • the microneedle sensor includes a working electrode (WE) 110, a counter electrode (CE) 120, a reference electrode (RE) 130, and an adhesive sheet 200.
  • the working electrode 110 includes a circular first base 111, a plurality of microneedles 112 vertically protruding on the first base 111, and a second vertically extending from one end of the first base 111. It includes 1 wire (113).
  • the counter electrode 120 is a second base 121 formed of a strip thin film having a set width in a 3/4 circle shape concentrically with the first base 111 and spaced apart from the circumference of the first base 111 by a set interval.
  • a plurality of microneedles 122 vertically protruding on the second base 121
  • a second wire 123 extending from one end of the second base 121 to be disposed horizontally with the first wire 113 ). It is formed as a strip thin film with a set width in a 1/4 circle shape spaced apart from the other end of the second base 121 by a set distance and concentrically with the first base 111 and spaced apart from the circumference of the first base 111 by a set distance.
  • a third base 131, a plurality of microneedles 132 vertically protruding on the third base 131, and one end of the third base 131 to be disposed horizontally with the first wiring 113. and a third wire 133 extending vertically from
  • the counter electrode 120 and the reference electrode 130 are spaced apart from the working electrode 110 at set intervals and are arranged to surround the working electrode 110 .
  • the working electrode 110, the counter electrode 120, and the reference electrode 130 are attached to the adhesive sheet 200.
  • an adhesive is applied to one surface of a fiber or polymer sheet.
  • the adhesive sheet 200 preferably has elasticity in itself.
  • the working electrode 110, the counter electrode 220, and the reference electrode 130 are attached to a surface on which an adhesive capable of attaching to the skin is applied.
  • the working electrode 110, the counter electrode 220, and the reference electrode 130 secure a sufficient effective area for sensing.
  • the human skin which cannot be structurally flat, it can be flexibly inclined according to the angle of the skin and closely attached to the skin contact surface.
  • the microneedle biosensor in the case of a sensor with a flat base, when attached to the skin, which is not flat, as time elapses after attachment, a phenomenon in which the edge is lifted due to resilience occurs, but the microneedle biosensor according to an embodiment of the present invention can solve such a problem.
  • a microneedle biosensor according to an embodiment of the present invention is formed by sequentially stacking a polymer layer, a metal electrode layer, and a passivation layer.
  • FIG. 2 is a flowchart illustrating a manufacturing process of the microneedle sensor shown in FIG. 1 .
  • the microneedle biosensor manufacturing method includes a microneedle manufacturing process (S10) consisting of a mold and imprint process (S11), a support layer formation process (S12), a metallization process (S13), and a passivation process (S14). and a post-treatment process (S20) consisting of Ag/AgCl, Pt-black, Nafion coating, wiring, and packaging processes.
  • S10 microneedle manufacturing process
  • S11 a mold and imprint process
  • S12 support layer formation process
  • S13 a metallization process
  • S14 passivation process
  • S20 post-treatment process
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating a thermal imprint process (S11) of manufacturing a PLA microneedle among the microneedle sensor manufacturing processes of FIG. 2 .
  • PLA needles have high elastic modulus and buckling stiffness.
  • FIG. 4 is a flow chart showing a UV imprinting process for manufacturing acrylic microneedles in the microneedle sensor manufacturing process of FIG. 2 .
  • a mold manufacturing step of forming a groove corresponding to the needle with a laser on a polytetrafluoroethylene (PTFE) block (S111), placing acrylic UV resin on the mold in a vacuum state (S112b), vacuum off After pressing with a press (S113b), a UV curing step (S114b), and a demolding step (S115b) are included.
  • the acrylic microneedle has the advantage of a short manufacturing process of about 5 to 10 minutes, and the acrylic microneedle has the advantage of good adhesion to Au.
  • FIG. 5 is a view explaining the support layer forming process in step S12 of FIG. 2, and FIG. 6 is a SEM picture before and after forming the support layer.
  • the microneedles 112 , 122 , and 132 formed to protrude vertically from the bases 111 , 121 , and 131 have a problem in that durability is low because stress is concentrated in the root region.
  • the needle formed of the polymer layer has a rough surface, there may be a problem in attaching Au to metal, especially in the Au deposition process.
  • a support layer is coated on the polymer layer to improve the adhesion of the metal thin film and to prevent a decrease in durability due to cracks that may occur in the needle root region.
  • FIG. 5 (a) is a view showing a mold, (b) a view showing a polymer layer separated from the mold after completion of imprinting, and (c) a view showing a state in which a support layer is coated on the polymer layer.
  • the working electrode 110 is described as an example, and descriptions of the counter electrode 120 and the reference electrode 130 are the same as those of the working electrode 110 and will therefore be omitted.
  • a burr is formed at the entrance of the groove.
  • a burr is generated around the root of the needle 112 . Due to this crack, stress concentration occurs at the root of the needle 112, and durability is weakened.
  • 5(c) is a schematic diagram showing a state in which a support layer is formed.
  • the support layer is formed by coating an epoxy or urethane resin or a photocurable adhesive on the polymer layer.
  • NOA 60, NOA 61, and NOA 68 may be used as photocuring adhesives.
  • the support layer is formed on the polymer layer by spin-coating an epoxy or urethane-based resin or photocuring adhesive and cured by a photocuring or thermal curing method. It is possible to control the thickness with appropriate spin conditions for each material.
  • 6 (a) shows a polymer layer on which microneedles are formed before forming the support layer.
  • Figure 6 (b) shows a state in which the support layer is coated on the polymer layer. As shown, since the support layer is connected smoothly and roundly from the base to the needle, it is possible to prevent problems such as stress concentration and disconnection of the metal thin film. In addition, the support layer can compensate for cracks in the needle root region, prevent stress concentration, and smooth the rough surface to improve adhesion of the subsequent metal electrode layer.
  • FIG. 7 is a diagram explaining a metallization process (S13) of the microneedle sensor manufacturing process of FIG. 2 .
  • a shadow mask corresponding to the patterns of the working electrode 110, the counter electrode 120, and the reference electrode 130 of FIG. 1 is applied to the microneedle polymer layer manufactured through the imprint process of FIG. 3 or 4. It is characterized by forming a metal layer by forming and sputtering an Au or Au + Ti / Cr adhesive layer. A metal layer serves as an electrode.
  • a passivation process (S14) is performed.
  • the passivation process is to form a passivation layer on the metal layer.
  • the passivation layer is an insulating layer to limit the exposed area to be reacted in the metal layer.
  • the passivation process is characterized by forming a passivation layer by spin-coating a UV adhesive on the surface of Au except for the reaction area of the microneedle and then drying it. It is preferable to apply NOA 68 as the UV adhesive.
  • the post-processing process 20 includes a process of coating Ag/AgCl, Pt black, and Nafion as a sensing material, and a process of wiring and packaging.
  • the working electrode of the microneedle it is preferable to coat the working electrode of the microneedle with Pt black as a glucose oxidation catalyst to measure blood glucose.
  • Pt black as a glucose oxidation catalyst to measure blood glucose.
  • Nafion is a biocompatible material that acts as a barrier to limit access to Pt black against various in vivo signal interferers. Nafion is preferably coated by spin coating.
  • a reference electrode may be formed by drop-casting Ag/AgCl gel on the reference electrode 130 region.
  • the working electrode 110 area is preferably coated with Pt-black and Nafion, and the reference electrode 130 is preferably coated with Ag/AgCl.

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Abstract

본 발명은 a) 고체 수지 블럭에 작업전극, 상대전극, 기준전극 각각의 마이크로 니들 형상에 상응하는 홈을 형성하여 몰드를 형성하는 단계, b) 상기 몰드 상에 아크릴 또는 PLA를 이용하여 상기 작업전극, 상대전극, 기준전극 각각을 임프린트하는 단계, c) 상기 b) 단계 수행 후 에폭시 계열 또는 우레탄 계열의 광경화 접착제를 코팅하여 서포트 레이어를 형성하는 단계, d) 상기 c) 단계 수행 후, 상기 작업전극, 상대전극, 기준전극의 패턴에 해당되는 섀도우 마스크를 형성하고 Au 또는 Au+Ti/Cr 접착층을 스퍼터링하여 금속 레이어를 형성하는 단계, 및 e) 상기 금속 레이어 상에 패시베이션 레이어를 형성하는 단계를 포함하는 서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법을 제공한다.

Description

서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법
본 발명은 서포트레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법에 관한 것이다.
당뇨병을 진단하고 합병증으로 진전되지 않도록 관리하기 위해서는 체계적인 혈당 측정과 치료가 병행되어야 한다. 통상 당뇨병의 질환 관리는 환자의 혈당 수치에 따라 인슐린 주입량을 정하고 소정 시간 간격으로 인슐린을 투여하여 관리된다. 그런데 환자 각각의 혈당 수치 및 인슐린 투여에 따른 혈당 변화는 개별환자마다 상이하므로 정확하고 효율적인 인슐린 투여량 및 투여 시기, 간격의 결정이 어려운 문제점이 있다.
이러한 문제점을 해결하기 위하여 연속 혈당 모니터링(continuous glucose monitoring; CGM) 시스템을 이용할 수 있다. 연속혈당측정기는 메드트로닉사(Medtronic, Minneapolis,MN, USA)에서 처음 개발되어 1999년 6월 미국 FDA 승인을 받았으며, 혈당 변동폭이 크고, 저혈당이 빈번한 당뇨병 환자들의 치료에 도움을 주고 있다. 연속혈당측정기는 혈당 센서, 무선 전송기, 수신기의 세 부분으로 구성되어 있다. 센서는 피하지방에 삽입되어 세포간질액에서 당을 측정하게 된다. 최근 버전의 연속혈당측정기는 실시간으로 혈당 측정값을 보여주며 즉각적으로 적절한 조치를 취할 수 있게 해주고 있다.
종래의 연속 혈당 모니터링 장치는 신체에 삽입되어 혈액으로부터 혈당을 측정하는 센서와, 센서가 신체에 삽입되도록 가이드하는 니들과, 센서 모듈을 신체에 적용하기 위해서는 별도의 어플리케이터 결합 구조를 포함한다. 센서는 시린지 니들의 중공에 배치되어 시린지 니들에 의해 피하 피어싱 되어 피하 지방에 삽입된다. 시린지 니들의 중공에 센서가 배치된다. 시린지 니들은 혈당 검출 시 사이즈가 21 Gauge까지 사용되고, 시린지 니들의 중공에 센싱 스트립이 배치되어야 하므로, 연속 혈당 측정 장치의 센서 니들로 사용되는 시린지 니들은 일반적으로 직경이 600nm 내지 800nm까지 사용된다. 센서 니들의 직경이 600nm 내지 800nm가 되면 사용자에게 통증을 유발하여 연속 사용 시 불쾌감을 주는 문제점이 있다.
본 발명은 상기 종래 기술의 문제점을 해결하기 위하여 안출된 것으로, 최소 침습으로 착용 시 사용자의 통증을 감소시킬 수 있는 마이크로 니들 바이오 센서를 제조하는 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.
본 발명은,
a) 고체 수지 블럭에 작업전극, 상대전극, 기준전극 각각의 마이크로 니들 형상에 상응하는 홈을 형성하여 몰드를 형성하는 단계;
b) 상기 몰드 상에 아크릴 또는 PLA를 이용하여 상기 작업전극, 상대전극, 기준전극 각각을 임프린트하는 단계;
c) 상기 b) 단계 수행 후 에폭시 계열 또는 우레탄 계열의 광경화 접착제를 코팅하여 서포트 레이어를 형성하는 단계;
d) 상기 c) 단계 수행 후, 상기 작업전극, 상대전극, 기준전극의 패턴에 해당되는 섀도우 마스크를 형성하고 Au 또는 Au+Ti/Cr 접착층을 스퍼터링하여 금속 레이어를 형성하는 단계; 및
e) 상기 금속 레이어 상에 패시베이션 레이어를 형성하는 단계;를 포함하는 서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법을 제공한다.
상기 작업전극은, 원 형상 박막의 제1베이스, 상기 제1베이스 상에 수직으로 돌출되는 복수의 마이크로니들, 상기 제1베이스의 원주의 일단에서 연장하는 제1배선을 포함하고,
상기 상대전극은, 상기 제1베이스와 동심으로 상기 제1베이스의 원주에서 설정거리 이격된 제2원주의 일부를 이루는 형상의 스트립 박막의 제2베이스, 상기 제2베이스 상에 수직으로 돌출되는 복수의 마이크로니들, 및 상기 제1배선과 수평하게 배치되도록 제2베이스의 일단에서 연장하는 제2배선을 포함하고,
상기 기준전극은, 상기 제2베이스의 타단에서 설정 간격 이격하고 상기 제2베이스의 스트립 형상과 함께 제2원주를 이루는 스트립 박막의 제3베이스, 상기 제3베이스 상에 수직으로 돌출되는 복수의 마이크로니들, 상기 제3베이스의 일단에서 연장하는 제3배선을 포함하는 것을 특징으로 한다.
상기 제2 베이스는 상기 제2원주의 3/4을 차지하고 상기 제3 베이스는 상기 제2원주의 1/4을 차지하는 것을 특징으로 하는 서포트 레이어를 포함하는 것을 특징으로 한다.
상기 d) 단계 수행 후 상기 작업 전극의 마이크로 니들의 첨단에 Pt-black 도금 및 나피온 코팅을 하는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 한다.
상기 e) 단계 수행 후 상기 기준 전극의 마이크로 니들에 Ag/AgCl 코팅하는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 한다.
상기와 같이 구성된 본 발명의 실시예에 따르면, 착용 시 사용자의 통증을 감소시킬 수 있으면서 정확한 센싱이 가능하며 피부 표면 형상에 가장 적합한 마이크로 니들 바이오 센서의 제조 방법을 제공할 수 있다.
상기와 같이 구성된 본 발명의 실시예에 따르면, 마이크로 니들 뿌리 부분의 응력 집중을 회피하여 내구도가 높은 마이크로 니들 바이오 센서의 제조 방법을 제공할 수 있다.
도 1 은 본 발명의 실시예에 따른 마이크로 니들 센서를 나타낸 도면이다.
도 2 는 마이크로 니들 센서 제조 공정을 나타낸 흐름도이다.
도 3 는 PLA 마이크로 니들 센서 제조 공정 중 열 임프린트 공정을 나타낸 흐름도이다.
도 4 은 아크릴 마이크로 니들 센서 제조 공정 중 UV 임프린트 공정을 나타낸 흐름도이다.
도 5 는 도 2의 S12 단계의 서포트 레이어 형성 공정을 설명하는 도면이다.
도 6 은 서포트 레이어 형성 전후의 SEM 사진이다.
도 7 은 도 2의 S13 단계를 설명하는 도면이다.
본 발명에 대해 첨부된 도면을 참조하여 상세히 설명하면 다음과 같다. 여기서, 동일한 구성에 대해서는 동일부호를 사용하며, 반복되는 설명, 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있는 공지 기능 및 구성에 대한 상세한 설명은 생략한다. 본 발명의 실시형태는 당업계에서 평균적인 지식을 가진 자에게 본 발명을 보다 완전하게 설명하기 위해서 제공되는 것이다. 따라서, 도면에서의 요소들의 형상 및 크기 등은 보다 명확한 설명을 위해 과장될 수 있다.
본 발명의 실시예에 따른 마이크로 니들 바이오센서는 최소 침습형 마이크로 니들 센서이다. 본 발명은, 마이크로니들이 피부에 침습하여 체액과 접촉하여 생체신호를 모니터링하는 바이오센서에 관한 것이다. 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서는 침습된 호스트의 간질액(interstitial fluid, ISF)에서 혈당 농도를 측정하기 위한 것으로, 설정기간 연속하여 혈당 농도를 측정하기 위해 피부 표면에 장착되는 것을 의미하지만 이에 제한되지 않는다.
도 1 은 본 발명의 실시예에 따른 마이크로 니들 센서를 나타낸 도면이다. 도시되는 바와 같이, 마이크로 니들 센서는 작업전극(WE;Working Electrode)(110), 상대전극(CE; Counter Electrode)(120), 기준전극(RE; Reference Electrode)(130), 접착시트(200)를 포함한다. 작업전극(110)은 원형 제1베이스(111), 상기 제1베이스(111) 상에 수직으로 돌출되는 복수의 마이크로니들(112), 상기 제1베이스(111)의 일단에서 수직으로 연장하는 제1배선(113)을 포함한다. 상대전극(120)은 상기 제1베이스(111)와 동심으로 상기 제1베이스(111)의 원주에서 설정간격 이격된 3/4 원 형상의 설정 폭의 스트립 박막으로 형성되는 제2베이스(121), 상기 제2베이스(121) 상에 수직으로 돌출되는 복수의 마이크로니들(122), 상기 제1배선(113)과 수평하게 배치되도록 제2베이스(121)의 일단에서 연장하는 제2배선(123)을 포함한다. 상기 제2베이스(121)의 타단에서 설정간격 이격하고 제1베이스(111)와 동심으로 상기 제1베이스(111)의 원주와 설정 간격 이격된 1/4 원 형상의 설정 폭의 스트립 박막으로 형성되는 제3베이스(131), 상기 제3베이스(131) 상에 수직으로 돌출되는 복수의 마이크로 니들(132), 상기 제1배선(113)과 수평하게 배치되도록 상기 제3베이스(131)의 일단에서 수직으로 연장하는 제3배선(133)을 포함한다.
상대전극(120)과 기준전극(130)은 설정간격 작업전극(110)에서 이격되어 작업전극(110)을 둘러싸도록 배치된다. 상기 작업전극(110), 상대전극(120), 기준전극(130)은 접착시트(200) 상에 부착된다. 접착시트(200)는 섬유 또는 폴리머 재질의 시트의 일면에 접착제가 도포되는 것이 바람직하다. 접착시트(200)는 시트 자체에 탄성을 가지는 것이 바람직하다. 접착시트(200)는 피부에 부착 가능한 접착제가 도포된 면에 작업전극(110), 상대전극(220), 기준전극(130)이 부착된다. 원형의 작업전극(110)과, 작업전극(110)에서 이격되어 스트랩 형상으로 형성되어 작업전극(110)을 둘러싸도록 배치되는 상대전극(120)과 기준전극(130)으로 구성되고, 작업전극(110), 상대전극(220), 기준전극(130)이 섬유 또는 폴리머 재질의 시트에 부착되므로 작업전극(110), 상대전극(220), 기준전극(130)이 센싱을 위한 유효 면적을 충분히 확보하면서도 구조적으로 평면이 될 수 없는 인체의 피부에 부착 시 각각 유연하게 피부의 각도에 따라 기울어져 피부 접촉면에 밀접하게 부착될 수 있다. 즉, 베이스가 평면인 센서의 경우 평면이 아닌 피부에 부착 시 부착후 시간이 경과할 수록 회복력 때문에 가장자리가 들리는 현상이 발생하나, 본 발명의 실시예에 따른 마이크로니들 바이오 센서는 그러한 문제점을 해결할 수 있게 된다.
본 발명의 실시예에 따른 마이크로 니들 바이오 센서는 폴리머(polymer) 레이어, 금속 전극 레이어, 패시베이션(passivation) 레이어가 차례로 적층되어 형성된다.
도 2는 도 1에 도시된 마이크로 니들 센서의 제조 공정을 나타낸 흐름도이다. 도시되는 바와 같이, 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법은 몰드 및 임프린트 공정(S11), 서포트 레이어 형성공정(S12), 메탈리제이션 공정(S13), 패시베이션 공정(S14)으로 구성된 마이크로 니들 제조 공정(S10)과, Ag/AgCl, Pt-black, 나피온 코팅 및 와이어링과 패키지 공정으로 구성된 후처리 공정(S20)을 포함한다.
도 3은 도 2의 마이크로 니들 센서 제조 공정 중 PLA 마이크로니들을 제조하는 열 임프린트 공정(S11)을 나타낸 흐름도이다.
도시되는 바와 같이, 레이저로 마이크로 니들에 상응하는 형상의 홈을 폴리테트라플루오로에틸렌(Polytetrafluoroethylene, PTFE) 블럭에 형성하는 몰드 제조단계(S111), 몰드에 이형제를 코팅하는 이형제 코팅 단계(S112a), 이형제 건조 단계(S113a), 홈이 형성된 몰드 상에 PLA 레이어를 형성하고 세라믹으로 가압하는 단계(S114a), 200℃ 진공 오븐에서 베이크하는 단계(S115a), 진공 오프 후 프레스로 가압하는 단계(S116a)로 구성된다. 친환경성·무독성·생분해성·생물호환성 재질인 PLA(Poly Lactic Acid) 마이크로니들이 형성된다. PLA 니들은 높은 탄성계수와 좌굴 강성을 가지고 있다.
도 4는 도 2의 마이크로 니들 센서 제조 공정 중 아크릴 마이크로 니들을 제조하는 UV 임프린트 공정을 나타낸 흐름도이다. 레이저로 니들에 상응하는 형상의 홈을 폴리테트라플루오로에틸렌(Polytetrafluoroethylene, PTFE) 블럭에 형성하는 몰드 제조단계(S111), 진공 상태에서 아크릴 UV 레진을 몰드 상에 배치하는 단계(S112b), 진공 오프 후 프레스로 가압하는 단계(S113b), UV 경화 단계(S114b), 및 디몰딩 단계(S115b)를 포함한다. 아크릴 마이크로 니들은 제조 공정이 5 ~10분정도로 짧은 장점이 있고, 아크릴 마이크로 니들은 Au에 대한 접착성이 좋은 장점이 있다.
도 5 는 도 2의 S12 단계의 서포트 레이어 형성 공정을 설명하는 도면이고, 도 6 은 서포트 레이어 형성 전후의 SEM 사진이다.
베이스(111,121,131) 상에 수직으로 돌출되어 형성되는 마이크로 니들(112,122,132)은 뿌리 영역에 응력 집중이 발생하여 내구도가 약한 문제점이 있다. 또한, 폴리머 레이어로 형성된 니들은 거친 표면을 가지고 있어, 이후 금속 특히 Au 증착 공정에서 Au의 부착에 문제점이 있을 수 있다. 이에 본 발명의 실시예에서는 폴리머 레이어 상에 서포트 레이어를 코팅 형성하여 금속 박막의 부착력을 향상시키고, 니들 뿌리 영역에 발생할 수 있는 크랙에 의한 내구도 저하를 방지할 수 있도록 한다.
도 5의 (a)는 몰드를 나타낸 도면이고, (b)임프린트 완료 후 몰드와 분리된 폴리머 레이어를 나타낸 도면이고, (c)는 폴리머 레이어 상에 서포트 레이어가 코팅된 상태를 나타낸 도면이다. 도 5에서는 작업전극(110)을 예로 설명하고, 상대전극(120) 및 기준전극(130)에 대한 설명은 작업전극(110)과 같으므로 생략하기로 한다. 도 5의 (a)에 도시된 바와 같이, 고체 수지 블럭에 레이저 가공을 통해 마이크로 니들 형상에 상응하는 홈(groove)를 형성할 때 홈의 입구에 버(burr)가 형성된다. 버(burr)에 의해 도 5의 (b)에 형성된 바와 같이 니들(112) 뿌리 둘레에 크랙(crack)이 발생하게 된다. 이 크랙에 의해 니들(112)의 뿌리 부분에 응력 집중이 발생하여 내구도가 약해지는 문제점이 있다. 또한, 이후 폴리머 레이어 상에 적층되는 금속 전극 레이어가 크랙 위치에서 끊어지는 문제점이 있다.
본 발명의 실시예에 따르면 폴리머 레이어 상에 서포트 레이어를 형성하여 상기와 같은 문제점을 해결한다. 도 5의 (c)는 서포트 레이어가 형성된 상태를 나타낸 개략도이다. 서포트 레이어는 폴리머 레이어 상에 에폭시계 또는 우레탄계 레진 또는 광경화 접착제를 코팅하여 형성된다. 광경화 접착제로는 NOA 60, NOA 61, NOA 68을 사용할 수 있다. 서포트레이어는 에폭시계 또는 우레탄계 레진 또는 광경화 접착제를 스핀코팅으로 폴리머 레이어 상에 형성하고 광경화 또는 열경화 방식으로 경화한다. 각 재료에 대한 적절한 스핀 조건으로 두께를 조절할 수 있게 된다. 도 6 (a)는 서포트 레이어 형성 전의 마이크로 니들이 형성된 폴리머 레이어를 나타낸다. 도시되는 바와 같이, 마이크로 니들의 뿌리 부근이 베이스에서 수직으로 돌출되므로 이후 금속 전극 레이어 형성 시 금속 박막이 뿌리 부근에서 절단되어 단선 되는 문제가 발생될 수 있고, 뿌리 부근에 크랙이 형성되는 경우에는 특히 이후 형성되는 금속 박막이 니들의 움직임에 의해 더욱 용이하게 단선되는 문제가 발생될 수 있다. 도 6(b)는 폴리머 레이어 상에 서포트 레이어가 코팅된 상태를 나타낸다. 도시되는 바와 같이 서포트 레이어는 베이스에서 니들로 스무스하게 라운드지게 연결되므로, 응력 집중, 금속 박막의 단선 등의 문제를 방지할 수 있게 된다. 또한, 서포트 레이어는 니들 뿌리 영역의 크랙을 보완하고 응력 집중을 방지할 수 있게 되며, 거친 표면을 매끄럽게 하여 이후 금속 전극 레이어의 부착력을 증진시킨다.
도 7 은 도 2의 마이크로 니들 센서 제조 공정 중 메탈리제이션 공정(S13)을 설명하는 도면이다. 메탈리제이션 공정은 도 3 또는 4의 임프린트 공정을 통해 제조된 마이크로 니들 폴리머 레이어 상에 도 1의 작업전극(110), 상대전극(120), 기준전극(130)의 패턴에 해당되는 섀도우 마스크를 형성하고 Au 또는 Au+Ti/Cr 접착층을 스퍼터링하여 금속 레이어를 형성하는 것을 특징으로 한다. 금속 레이어가 전극 역할을 한다.
메탈리제이션 공정(13) 수행 후 패시베이션 공정(S14)을 수행한다. 패시베이션 공정은 금속 레이어 상에 패시베이션 레이어를 형성하는것이다. 패시베이션 레이어는 금속 레이어에서 반응할 노출되는 영역을 한정하도록 하는 절연 레이어이다. 패시베이션 공정은 Au 표면에서 마이크로 니들의 반응 영역을 제외하고 UV 접착제를 스핀코팅한 후 건조시켜 패시베이션 레이어를 형성하는 것을 특징으로 한다. UV 접착제는 NOA 68를 적용하는 것이 바람직하다.
이후 후처리 공정(S20)을 수행 한다. 후처리 공정(20)은 감지물질로 Ag/AgCl, Pt black, 나피온을 코팅하는 공정 및 와이어링과 패키지 공정을 포함한다.
본 발명의 실시예에 따른 마이크로 니들 바이오센서는 혈당 측정을 위해 마이크로 니들의 작동전극에 글루코스산화촉매로 Pt black 을 코팅하는 것이 바람직하다. 2.5mmol 염화백금산, 0.1M HCl을 사용하여 5mA 전류로 도금하는 것이 가장 바람직하다.
나피온은 생체 적합성이 있는 물질로 여러 생체 내 신호 간섭물질들에 대한 Pt black으로의 접근을 제한하는 방어막으로 작용한다. 나피온은 스핀코팅방법으로 코팅하는 것이 바람직하다.
기준 전극(130) 영역에 Ag/AgCl 젤을 드랍 캐스팅하여 기준전극을 형성할 수 있다. 후처리 공정(S20)에서, 작동전극(110) 영역은 Pt-black 및 나피온이 코팅되는 것이 바람직하고, 기준전극(130)은 Ag/AgCl이 코팅되는 것이 바람직하다.

Claims (5)

  1. a) 고체 수지 블럭에 작업전극, 상대전극, 기준전극 각각의 마이크로 니들 형상에 상응하는 홈을 형성하여 몰드를 형성하는 단계;
    b) 상기 몰드 상에 아크릴 또는 PLA를 이용하여 상기 작업전극, 상대전극, 기준전극 각각을 임프린트하는 단계;
    c) 상기 b) 단계 수행 후 에폭시 계열 또는 우레탄 계열의 광경화 접착제를 코팅하여 서포트 레이어를 형성하는 단계;
    d) 상기 c) 단계 수행 후, 상기 작업전극, 상대전극, 기준전극의 패턴에 해당되는 섀도우 마스크를 형성하고 Au 또는 Au+Ti/Cr 접착층을 스퍼터링하여 금속 레이어를 형성하는 단계; 및
    e) 상기 금속 레이어 상에 패시베이션 레이어를 형성하는 단계;를 포함하는 서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 작업전극은, 원 형상 박막의 제1베이스, 상기 제1베이스 상에 수직으로 돌출되는 복수의 마이크로니들, 상기 제1베이스의 원주의 일단에서 연장하는 제1배선을 포함하고,
    상기 상대전극은, 상기 제1베이스와 동심으로 상기 제1베이스의 원주에서 설정거리 이격된 제2원주의 일부를 이루는 형상의 스트립 박막의 제2베이스, 상기 제2베이스 상에 수직으로 돌출되는 복수의 마이크로니들, 및 상기 제1배선과 수평하게 배치되도록 제2베이스의 일단에서 연장하는 제2배선을 포함하고,
    상기 기준전극은, 상기 제2베이스의 타단에서 설정 간격 이격하고 상기 제2베이스의 스트립 형상과 함께 제2원주를 이루는 스트립 박막의 제3베이스, 상기 제3베이스 상에 수직으로 돌출되는 복수의 마이크로니들, 상기 제3베이스의 일단에서 연장하는 제3배선을 포함하는 것을 특징으로 하는 서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 제2 베이스는 상기 제2원주의 3/4을 차지하고 상기 제3 베이스는 상기 제2원주의 1/4을 차지하는 것을 특징으로 하는 서포트 레이어를 포함하는 서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 d) 단계 수행 후 상기 작업 전극의 마이크로 니들의 첨단에 Pt-black 도금 및 나피온 코팅을 하는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 e) 단계 수행 후 상기 기준 전극의 마이크로 니들에 Ag/AgCl 코팅하는 단계를 추가로 포함하는 서포트 레이어를 포함하는 마이크로 니들 바이오 센서 제조 방법.
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