WO2023277518A1 - 바이오센서 - Google Patents

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WO2023277518A1
WO2023277518A1 PCT/KR2022/009217 KR2022009217W WO2023277518A1 WO 2023277518 A1 WO2023277518 A1 WO 2023277518A1 KR 2022009217 W KR2022009217 W KR 2022009217W WO 2023277518 A1 WO2023277518 A1 WO 2023277518A1
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layer
substrate
biosensor
electrode layer
sample
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PCT/KR2022/009217
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French (fr)
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이동엽
김동옥
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동우 화인켐 주식회사
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    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels

Definitions

  • the present invention relates to biosensors.
  • a biosensor is a biosensor that reacts a target substance (analyte) to be analyzed with a bio-receptor having a selection specificity, and measures the degree of the reaction with a signal transducer to determine the presence of the target substance (analyte). It collectively refers to a device or element that can check the quantity.
  • Biosensors are classified into electrochemical sensors, thermal sensors, optical sensors, etc. according to their conversion method. Recently, depending on the type of target substance to be analyzed, biosensors are classified into glucose sensors, cell sensors, immune biosensors, DNA chips, etc. is variously named.
  • the electrochemical sensor has been widely used as a conversion method of biosensors to date in that it can convert the amount of a biological sample into an electrical signal that is easy to process information.
  • Korean Patent Publication No. 10-2004-0105429 also relates to an electrochemical biosensor using blood as a sample, and provides a blood glucose sensor capable of reducing a measurement error according to the amount of hematocrit.
  • the present invention is to improve the problems of the prior art described above, and an object of the present invention is to provide a biosensor capable of measuring glucose even with a very small amount of bodily fluid.
  • the present invention a first substrate having a hydrophobic surface on one side; a second substrate disposed on the first substrate and having a hydrophilic surface on one surface; a support layer formed to a predetermined height such that a space is provided between the hydrophobic surface of the first substrate and the hydrophilic surface of the second substrate; one or more electrode layers formed within the space on the first substrate; And it provides a biosensor comprising an enzyme reaction layer formed on the electrode layer.
  • the support layer may be formed with a height (y) greater than about 25 ⁇ m and less than about 300 ⁇ m, and may be made of a polymer resin.
  • the enzyme reaction layer may include one or more selected from the group consisting of oxidase and dehydrogenase, for example, the oxidase is glucose oxidase, cholesterol It may include at least one selected from the group consisting of cholesterol oxidase, lactate oxidase, ascorbic acid oxidase, and alcohol oxidase, and the dehydrogenation
  • the enzyme may include at least one selected from the group consisting of glucose dehydrogenase, glutamate dehydrogenase, lactate dehydrogenase, and alcohol dehydrogenase.
  • the electrode layer includes a working electrode layer and a reference electrode layer, and the electrode layer may include one or more selected from the group consisting of a carbon electrode layer and a metal electrode layer.
  • the metal The electrode layer may include a metal layer and a metal protective layer formed on the metal layer.
  • the enzyme reaction layer is formed on the working electrode layer, and may have an area of 60% to 330% based on the area of the working electrode layer.
  • the biosensor of the present invention can accurately measure glucose even with a very small amount of body fluid.
  • FIG. 1 is an exploded perspective view of a capillary type biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing a plane taken along line BB′ of FIG. 1 .
  • FIG 3 is a top view of a capillary-type biosensor according to an embodiment of the present invention (first substrate and second substrate not shown).
  • FIG. 4 is an exploded perspective view of a microfluidics type biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view showing a plane cut along line BB′ of FIG. 4 .
  • FIG. 6 is a top view of a microfluidic biosensor according to an embodiment of the present invention (first substrate and second substrate not shown).
  • FIG. 7 is a cross-sectional view taken along line A-A' of FIGS. 1 and 4 .
  • FIG. 8 is a cross-sectional view schematically illustrating the structure of a reduced type, a basic type, and an extended type according to an exemplary embodiment of the present application.
  • FIG 10 is a graph showing the change in slope according to the height (x) of the support layer and the area (y) of the enzyme reaction layer in the experimental example of the present application.
  • 11 is a graph showing the change in slope according to the height (x) of the support layer and the volume of the sample (solution) in the experimental example of the present application.
  • first substrate 200 second substrate
  • hydrophobic surface 110 hydrophilic surface
  • support layer 310 space (empty space)
  • the present invention relates to a biosensor for improving the detection accuracy and precision of a sensor even with a very small amount of bodily fluid by improving the resolution by adjusting the height of the support layer and the area of the yeast reaction layer.
  • the present invention is a first substrate having a hydrophobic surface on one side; a second substrate disposed on the first substrate and having a hydrophilic surface on one surface; a support layer formed to a predetermined height such that a space is provided between the hydrophobic surface of the first substrate and the hydrophilic surface of the second substrate; one or more electrode layers formed within the space on the first substrate; And it relates to a biosensor comprising an enzyme reaction layer formed on the electrode layer.
  • the sample to be detected may be a biological sample such as blood, body fluid (saliva, sweat, tears, etc.), urine, or other liquid sample, but a body fluid (saliva, sweat, tear, etc.) ) is most preferred.
  • the sample to be detected may include glucose or lactic acid (lactate).
  • the biosensor of the present invention can measure the sugar concentration with a sample (body fluid) of less than 10 ⁇ l by applying a cover composed of a support layer and a second substrate (upper substrate), and a sample of 1 to 7 ⁇ l (body fluid). ), it is preferable that the sugar concentration can also be measured. When the amount of the sample satisfies the above range, the sugar concentration can be accurately measured even with a small amount of body fluid.
  • spatially relative terms “below”, “lower (surface)”, “above”, “upper (surface)” and the like refer to one element or component and another element or component as shown in the drawings. can be used to easily describe the correlation of Spatially relative terms are to be understood as terms encompassing different orientations of elements in use or operation in addition to the orientations shown in the figures. For example, when an element shown in the drawings is turned over, an element described as “below” or “below (surface)” of another element may be placed “above” or “above (surface)” of the other element.
  • the exemplary term “lower (surface)” and the like may include both the lower and upper directions. Elements may also be oriented in other orientations, and thus spatially relative terms may be interpreted according to orientation.
  • a biosensor according to the present invention includes a first substrate 100 having a hydrophobic surface 110 on one side; a second substrate 200 disposed on the first substrate 100 and having a hydrophilic surface 210 on one surface; a support layer 300 formed to a predetermined height such that a space 310 is provided between the hydrophobic surface 110 of the first substrate 100 and the hydrophilic surface 210 of the second substrate 200; one or more electrode layers 400 formed in the space 310 on the first substrate 100; and an enzyme reaction layer 500 formed on the electrode layer 400.
  • the space 310 can adjust the amount of the sample coming into the space 310 according to the design of each component and the height of the support layer 300 . Accordingly, when the sample is injected, the amount of the sample can be adjusted by changing the area of the space 310 by changing the configuration design under the condition that the flow of the solution is not disturbed, and the height of the support layer 300 is selected to determine the size of the sample. You can adjust the amount. As the height of the support layer 300 increases, the height of the space increases, so the amount of samples may increase, and the resolution also increases as the height of the support layer 300 increases.
  • the height (thickness) of the space means the distance between the upper surface of the first substrate and the lower surface of the second substrate, and may be the same as the height (thickness) of the support layer.
  • the resolution (slope) may increase when the area of the enzyme reaction layer 500 is increased within the allowable range, but the resolution (slope) is not affected in adjusting the amount of the sample, which is the enzyme reaction layer (500 ) and the difference in diffusion due to the convection of the sample.
  • a large increase in the amount of the sample on the enzyme reaction layer 500 means that the length from the upper surface of the sample to the upper surface of the reactant increases.
  • an increase in the thickness of the enzyme reaction layer 500 does not mean an increase in reaction.
  • the measured value can be increased by the occurrence of the secondary reaction of the sample that was not tested. However, since it takes longer to induce convection as the thickness of the enzyme reaction layer 500 increases, the measured value means that it can soon converge on the extension line of the thickness increase.
  • the thickness of the space 310 region where the electrode layer 400 is formed is suitably 1 ⁇ m to 500 ⁇ m, and preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m depending on the convenience of the process, to be used as a flexible patch type and an extended flow path More preferably, 50 ⁇ m to 300 ⁇ m is suitable. It is preferable that the thickness of the passage extending beyond the electrode layer 400, that is, the sample inlet 10, is greater than the thickness of the space 310 region where the electrode layer 400 is formed for smooth flow of the solution.
  • the biosensor according to the present invention may theoretically have a relational expression such as Equation 1 below to facilitate measurement of bodily fluid, and in terms of accuracy and efficiency of measurement, the Z value of Equation 1 below represents the resolution (slope) Meaning, it is preferable to satisfy 30 to 700 nA ⁇ mM -1 , and more preferably to satisfy 60 to 700 nA ⁇ mM -1 desirable.
  • the height (y) of the support layer must be thick enough to allow the sample to pass through the space sufficiently, and at an excessively low or excessively high thickness, the pressure of capillary action and the flow rate of the solution may change. may not be suitable for application.
  • the area (x) of the enzyme reaction layer can be said to be suitable for predicting the slope (resolution) by substituting it into the equation as the total area of the working electrode layer exposed to the sample is applied.
  • FIG. 1 is an exploded perspective view of a capillary type biosensor according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line BB′ of FIG. 1
  • FIG. 3 is , A top view of a capillary-type biosensor according to an embodiment of the present invention (first substrate and second substrate not shown).
  • FIG. 4 is an exploded perspective view of a microfluidics type biosensor according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 5 is a cross-sectional view taken along line BB′ of FIG. 4
  • FIG. 6 is a top view of a microfluidic biosensor according to an embodiment of the present invention (first substrate and second substrate not shown).
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing a plane cut along line A-A' of FIGS. 1 and 4 .
  • a biosensor includes a first substrate 100, a second substrate 200, a support layer 300, a space 310, an electrode layer 400, an enzyme It includes a reaction layer 500, the electrode layer 400 may include a working electrode layer 410 and a reference electrode layer 420, the enzyme reaction layer 500 is formed on the working electrode layer 410 can
  • the first substrate 100 has a hydrophobic surface and serves to provide a structural base for the components constituting the biosensor
  • the second substrate 200 has a hydrophilic surface, Together with the support layer 300, it serves to provide a structural cover for components constituting the biosensor.
  • the first substrate has a hydrophobic surface and the second substrate has a hydrophilic surface
  • it may mean that the first substrate and the second substrate have relative hydrophobicity or hydrophilicity to each other.
  • the first substrate 100 and the second substrate 200 may each independently have a hard material such as glass or be implemented in the form of a film having a flexible property, and may use a conventional or later developed one. there is.
  • the first substrate 100 and the second substrate 200 may be made of a hard material such as silicon, glass, glass epoxy, or ceramic; polyester resins such as polyethylene terephthalate (PET), polyethylene isophthalate, polyethylene naphthalate, and polybutylene terephthalate; cellulosic resins such as diacetyl cellulose and 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, polyolefins having a cyclo-based or norbornene structure, and ethylene-propylene copolymers; vinyl chloride-based resins; amide resins such as nylon and aromatic polyamide; imide-based resins; polyethersulfone-
  • PET polyethylene
  • the thickness of the first substrate 100 and/or the second substrate 200 is not particularly limited, but may be 1 to 500 ⁇ m, and 1 to 300 ⁇ m in consideration of strength, handling, workability, and thin layer properties. ⁇ m is preferred, and 5 to 200 ⁇ m is more preferred.
  • the first substrate 100 and/or the second substrate 200 may contain an additive.
  • an ultraviolet absorber for example, 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 additives.
  • the first substrate 100 and/or the second substrate 200 may include a functional layer on at least one or both surfaces of the substrate.
  • the functional layer may have a structure including various functional layers such as, for example, a hard coating layer, an antireflection layer, and a gas barrier layer, and the functional layer is not limited to the above, and may include various functional layers depending on the use. can
  • first substrate 100 and/or the second substrate 200 may be surface treated, and specifically, at least one surface (eg, upper surface) of the first substrate 100 is treated with the hydrophobic surface 110. It is preferable that at least one surface (eg, the lower surface) of the second substrate 200 is treated with the hydrophilic surface 210.
  • the surface treatment may include dry treatment such as plasma treatment, corona treatment, and primer treatment, and chemical treatment such as alkali treatment including saponification treatment.
  • both the lower and upper surfaces of the first substrate 100 are subjected to hydrophobic surface treatment, and the second substrate ( 200) is preferably treated with a hydrophilic surface.
  • the first substrate 100 may include a sample inlet 10, which is an opening for inserting a sample, as shown in FIG. 4 .
  • the second substrate 200 may include an exhaust unit 20 that is an opening for discharging internal air to induce a capillary effect of the sample, as shown in FIGS. 1 and 4 .
  • the sample injected into the biosensor through the sample input unit 10 contacts the enzyme reaction layer 500 while passing through the space 310, and the internal air is supplied to the outside through the exhaust unit 20. is emitted with
  • the support layer 300 is a configuration that serves as a cover together with the second substrate 200, and supports the second substrate 200 at a predetermined height on the first substrate 100. can be formed. At this time, an empty space in which the support layer 300 is not formed between the first substrate 100 and the second substrate 200 is referred to as a space 310 .
  • the support layer 300 may be formed in contact with the upper surface of the first substrate 100, and may be formed adjacent to side surfaces of the electrode layer 400 and the enzyme reaction layer 500.
  • the support layer 300 may entirely expose the upper surfaces of the electrode layer 400 and the enzyme reaction layer 500 .
  • the support layer 300 may be formed adjacent to the upper and side surfaces of the wiring unit 430 .
  • it may be disposed in a form of covering part or all of each wire 430 .
  • the support layer 300 may be formed to a height of greater than about 25 ⁇ m and less than or equal to about 500 ⁇ m, and is preferably formed to a height of 50 to 300 ⁇ m. When the height range is satisfied, the resolution can be improved while minimizing the required sample amount.
  • the support layer 300 may be made of a polymer resin.
  • the type of polymer resin is not particularly limited, but, for example, optically clear adhesive (OCA), pressure sensitive adhesive (PSA), optically clear resin (OCR), polyacrylate, polymethacrylate, For example, PMMA), polyimide, polyamide, polyvinyl alcohol, polyamic acid, polyolefin (e.g.
  • PE polystyrene
  • polynorbornene phenylmaleimide copolymer
  • polyazobenzene polyphenylenephthalamide
  • polyester eg, PET, PBT
  • the amount of the sample injected into the space can be adjusted according to the height of the support layer 300 and the area of the space 310 corresponding to the area where the support layer is not formed on the first substrate. .
  • the second substrate 200 it is not necessary to impart specific performance to the upper surface, but the lower surface must have more hydrophilicity than the upper surface of the first substrate 100 to take advantage of the capillary or microfluidic structure.
  • the volume and height of the space can be controlled by the support layer 300, and the upper surface of the first substrate 100 exposed to the space 310 must have more hydrophobicity than the lower surface of the second substrate 200 to obtain a sample (solution). A smooth flow of is possible.
  • the support layer 300 serving as the thickness of the space 310 is preferably made of a relatively hydrophobic material than the lower surface of the second substrate 200, and the space 310 can be formed through laser cutting, A sample inlet 10 which is an extension of may also be formed (see FIG. 1).
  • the lower surface of the second substrate 200 is a hydrophilic treated film, and the exhaust unit 20 may be formed through laser cutting.
  • the exhaust part 20 of the second substrate 200 is not limited to a shape such as a circle, a square, or a rectangle.
  • the electrode layer 400 may be disposed on the first substrate 100 .
  • the electrode layer 400 may contact the upper surface of the first substrate 100 .
  • the electrode layer 400 may serve as a passage through which electrons or holes generated in an oxidation-reduction reaction of a material to be sensed are transferred.
  • the electrode layer 400 may print a carbon paste on the first substrate 100, or Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Sn, Mo, Co, Pd, and alloys thereof. After forming a metal film including at least one of them, it may be formed by patterning it.
  • a patterning method commonly used in the art may be used.
  • photolithography may be used.
  • the metal protective layer is formed after first patterning the metal layer, or an indium tin oxide (ITO) or indium zinc oxide (IZO) conductive oxide film is formed on the metal film. After that, the metal layer and the metal protective layer may be formed together by patterning the metal layer and the conductive oxide layer together.
  • ITO indium tin oxide
  • IZO indium zinc oxide
  • the electrode layer 400 may be formed of a single layer of carbon paste, a single layer of a mixture of carbon paste and mediator, or a double layer including a mediator layer formed on the carbon paste layer by electroplating. . Since the carbon paste layer is provided as an electrode, formation of an additional metal electrode may be omitted. Thus, the biosensor can be thinned.
  • the types of the mediator include potassium ferricyanide, cytochrome C, pyrroroquinoline quinone (PQQ), NAD + , NADP + , copper sorbent, ruthenium compound, phenazine methosulfate and its derivatives (PMS), potassium ferricyanide (Potassium ferricyanide, K 3 [Fe(CN) 6 ]), potassium ferrocyanide (Potassium ferrocyanide, K 4 [Fe(CN)] 6 ), hexaammineruthenium(III) chloride, ferrocene (ferrocene), ferrocene derivatives, quinones, quinone derivatives, and hydroquinone.
  • the electrode layer 400 may include a working electrode layer 410 and a reference electrode layer 420, and further includes a wiring unit 430 electrically connected to the working electrode layer 410 and/or the reference electrode layer 420. can do.
  • the working electrode layer 410 may be provided to sense an electrical signal generated by a reaction of an analyte included in a sample.
  • an enzyme reaction layer 500 may be formed on the working electrode layer 410, and a polymer film layer (not shown) may be further formed on the enzyme reaction layer 500.
  • the working electrode layer 410 may be disposed on the first substrate 100 . In one embodiment, the working electrode layer 410 may be disposed in contact with the upper surface of the first substrate 100 .
  • the working electrode layer 410 may serve as a passage through which electrons or holes generated in an oxidation-reduction reaction of a material to be sensed are transferred.
  • the working electrode layer 410 can detect an electrical signal generated by a reaction between an enzyme of the enzyme reaction layer 500 and a material to be sensed.
  • the substance to be detected may be, but is not limited to, human sweat, bodily fluid, blood, and the like.
  • the substance to be detected may include glucose or lactic acid (lactate).
  • the working electrode layer 410 may include one or more selected from the group consisting of a carbon electrode layer and a metal electrode layer.
  • the carbon electrode layer is made of carbon paste, pyrolytic graphite, glassy carbon, perfluorocarbon (PFC) and carbon nanotubes (Carbon Nano It may include one or more selected from the group consisting of Tube; CNT) and the like.
  • the carbon electrode layer can stably transport electrons and/or holes generated in the enzyme reaction layer 500.
  • the working electrode layer 410 may be formed of a single layer of carbon paste. Since the single layer of the carbon paste is provided as the electrode, the metal electrode can be omitted. Therefore, thinning of the biosensor is possible.
  • the metal electrode layer may include a metal layer and a metal protective layer disposed on an upper surface of the metal layer.
  • the metal layer is gold (Au), silver (Ag), copper (Cu), platinum (Pt), titanium (Ti), nickel (Ni), tin (Sn), molybdenum (Mo) ), palladium (Pd), cobalt (Co), and one or more selected from the group consisting of alloys thereof.
  • Au gold
  • silver Ag
  • copper Cu
  • platinum Pt
  • titanium Ti
  • nickel Ni
  • tin Sn
  • Mo molybdenum
  • Mo molybdenum
  • Pd palladium
  • cobalt Co
  • one or more selected from the group consisting of alloys thereof for example, an Ag-Pd-Cu alloy (APC alloy) may be used.
  • the metal protective layer may cover the entire top surface of the metal layer while having electrical conductivity. In one embodiment, the metal protective layer may be disposed in contact with an upper surface of the metal layer. The metal protective layer may be for preventing oxidation-reduction of the metal layer due to an oxidation-reduction reaction of the working electrode layer 410 .
  • the metal electrode layer may be provided between the first substrate and the carbon electrode layer.
  • the reference electrode layer 420 may have a constant potential and serve as a reference electrode for obtaining a potential generated by the working electrode layer 410 .
  • the reference electrode layer 420 includes a silver-silver chloride (Ag/AgCl) electrode, a calomel electrode, a mercury-mercury sulfate electrode, and a mercury-mercury-oxide mercury) may include one or more selected from the group consisting of electrodes, etc., considering that the hysteresis of the potential with respect to the temperature cycle is less and the potential is stable up to a high temperature, silver-silver chloride (Ag / AgCl) It is preferable that it is an electrode.
  • a silver-silver chloride (Ag/AgCl) electrode may be formed from an Ag/AgCl paste.
  • the wiring unit 430 may be formed on the first substrate 100 .
  • the wiring unit 430 may be disposed in contact with the upper surface of the first substrate 100, and may be electrically connected to the working electrode layer 410 and/or the reference electrode layer 420.
  • the wiring unit 430 may be provided to serve as a channel for transmitting electrical signals such as signals measured from the working electrode layer 410 and the reference electrode layer 420 and driving signals.
  • a wire connected to the working electrode layer 410 and a wire connected to the reference electrode layer 420 may be electrically separated from each other.
  • the wiring unit 430 may be formed of the same material as at least a portion of the working electrode layer 410 and/or the reference electrode layer 420 . In some embodiments, the wiring unit 430 may be integrally formed with at least a portion of the working electrode layer 410 and/or the reference electrode layer 420 . For example, the wiring unit 430 may be integrally formed by forming a metal film on the first substrate 100 and patterning the metal film.
  • the enzyme reaction layer 500 may be provided as a layer in which a chemical reaction of an analyte included in the sample occurs.
  • the enzyme reaction layer 500 may include an enzyme, a mediator, and a buffer.
  • the enzyme reaction layer 500 may be disposed on the electrode layer 400 . For example, it may directly contact the upper surface of the electrode layer 400 . Specifically, the enzyme reaction layer 500 may be disposed on the working electrode layer 410 . In one embodiment, the enzyme reaction layer 500 may be disposed in contact with the upper surface of the working electrode layer 410 .
  • the enzyme reaction layer may have an area (x) of 60% to 330% based on the area of the working electrode layer 410, and an area (x) of 95% to 330% it is desirable
  • the area (x) of the enzyme reaction layer 500 may be about 1.7 to 9.4 mm 2 , preferably about 2.7 to 9.4 mm. can be 2
  • the resolution of the sample can be optimized. Specifically, if the area of the enzyme reaction layer is too small, measurement accuracy may decrease, and if the area is too large, measurement efficiency may decrease.
  • the oxidase is glucose oxidase, cholesterol oxidase, lactate oxidase, ascorbic acid oxidase, or alcohol oxidase. It may include at least one of (alcohol oxidase), and the dehydrogenase is glucose dehydrogenase, glutamate dehydrogenase, lactate dehydrogenase, or alcohol dehydrogenase. may contain at least one.
  • the enzyme reaction layer may include lactate oxidase (cholesterol oxidase) or lactate dehydrogenase (lactate dehydronase).
  • lactate oxidase cholesterol oxidase
  • lactate dehydrogenase lactate dehydronase
  • the oxidase or dehydrogenase may be cross-linked, immobilized, and cemented through a cross-linking agent.
  • the crosslinking agent includes a crosslinking agent commonly used in the art to which the present invention pertains, and in one embodiment, glutaraldehyde (GA) or chitosan may be included.
  • the enzyme reaction layer 500 may be formed by applying, for example, a composition obtained by mixing an oxidizing enzyme or a dehydrogenase with a crosslinking agent onto the enzyme reaction layer and then drying the composition.
  • a coating method commonly used in the art may be used, and for example, various printing methods such as drop casting may be used.
  • the enzyme reaction layer 500 may include an enzyme having a Km (Michaelis constant) value of 0.01 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.
  • the area of the enzyme reaction layer 500 is preferably 0.6 to 3.5 times, preferably 0.95 to 3.3 times, and more preferably 1.02 to 2.9 times the area of the working electrode layer 410 exposed to the sample.
  • the mediator is potassium ferricyanide, cytochrome C, pyrroroquinoline quinone (PQQ), NAD + , NADP + , copper complex, ruthenium compound, phenazine methosulfate and its derivatives (PMS), potassium ferricyanide (Potassium ferricyanide, K 3 [Fe(CN) 6 ]), potassium ferrocyanide (Potassium ferrocyanide, K 4 [Fe(CN) 6 ]), hexaammineruthenium(III) chloride, ferrocene, It may include at least one selected from the group consisting of ferrocene derivatives, quinones, quinone derivatives, hydroquinone, and the like, and preferably may be a ruthenium compound, and phenazine methosulfate and derivatives thereof.
  • the ruthenium compound a ruthenium compound conventionally or later used may be used, and the ruthenium compound is preferably one that can exist in the reaction system as an oxidized ruthenium complex.
  • the ruthenium complex as long as it functions as a mediator (electron transporter), the kind of ligand is not particularly limited.
  • phenazine methosulfate and its derivatives conventional or later compounds may be used, and examples thereof include phenazine methosulfate and 1-methoxy-5-methylphenazinium methyl sulfate (1-methoxyPMS). This can be.
  • the buffer may be appropriately selected according to the type and concentration of the substance to be detected (sample), and is not particularly limited as long as it can exhibit constant detection results even for samples representing various pH ranges.
  • the buffer is phosphate buffered saline (PBS), Tris (hydroxymethyl) aminomethane (Tris), Tris hydrochloric acid (Tris-HCl), ammonium bicarbonate, 4- (2-hydroxy Roxyethyl)-1-piperazineethanesulfonic acid (HEPES), 3-(N-morpholino)propanesulfonic acid (MOPS), 2-(N-morpholino)ethanesulfonic acid (MES), 2,2 -Bis(hydroxymethyl)-2,2',2"-nitrilotriethanol (Bis-tris), N-(2-acetamido)iminodiacetic acid (ADA), piperazine-N,N'-bis (2-ethanesulfonic acid) (PIPES), N-(2-acetamido)-2-aminoethanesulfonic acid (ACES), 3-(N-morpholinyl)-2-hydroxypropanesulfonic acid sodium salt (MOPSO
  • PBS phosphat
  • the enzyme reaction layer 500 may further include deionized water (DI water) as a solvent for mixing the above-described components.
  • DI water deionized water
  • the enzyme reaction layer 500 when a sample containing an analyte is injected into the biosensor, the analyte included in the sample, such as a substrate ( substrate) is oxidized by oxidase or dehydrogenase, and oxidase or dehydrogenase is reduced.
  • the electron transfer mediator (mediator) quickly induces the reaction of the enzyme by causing a catalytic reaction, oxidizes the oxidase or dehydrogenase, and itself is reduced.
  • the reduced electron transfer mediator (mediator) loses electrons on the electrode surface to which a certain voltage is applied and is oxidized again electrochemically.
  • the concentration of the analyte in the sample is proportional to the amount of current or current density generated in the process of oxidation of the electron transfer medium (mediator), the concentration of the analyte can be measured by measuring the amount of current or current density.
  • the polymer film layer (not shown) may be disposed on the enzyme reaction layer 500 .
  • the polymer film layer may be disposed in contact with the upper surface of the enzyme reaction layer 500.
  • the polymer membrane layer is a selective permeable membrane, and may be provided as a layer for improving the detection performance of the biosensor by preventing oxidation of the enzyme and increasing stability of the enzyme by protecting the enzyme from external substances.
  • the polymer film layer may include one or more selected from the group consisting of fluorine-based polymers, water-soluble polymers, and water-insoluble polymers.
  • the fluorine-based polymer may include a perfluoro-based polymer such as a perfluorosulfonic acid-based resin, and may include, for example, Nafion (registered trademark) of DuPont.
  • the water-soluble polymer is polyvinyl alcohol (PVA), hydroxyethyl cellulose (HEC), hydroxypropyl cellulose (HPC), carboxymethyl cellulose (carboxymethylcellulose). It may include one or more selected from the group consisting of methyl cellulose (CMC), cellulose acetate (CA), and polyvinyl pyrrolidone (PVP).
  • PVA polyvinyl alcohol
  • HEC hydroxyethyl cellulose
  • HPC hydroxypropyl cellulose
  • carboxymethyl cellulose carboxymethyl cellulose
  • CMC methyl cellulose
  • CA cellulose acetate
  • PVP polyvinyl pyrrolidone
  • the water-insoluble polymer includes at least one selected from the group consisting of polyurethane (PU), polycarbonate (PC), and polyvinyl chloride (PVC). it may be any selected from the group consisting of polyurethane (PU), polycarbonate (PC), and polyvinyl chloride (PVC). it may be any selected from the group consisting of polyurethane (PU), polycarbonate (PC), and polyvinyl chloride (PVC). it may be any selected from the group consisting of polyurethane (PU), polycarbonate (PC), and polyvinyl chloride (PVC). it may be any selected from the group consisting of polyurethane (PU), polycarbonate (PC), and polyvinyl chloride (PVC). it may be any selected from the group consisting of polyurethane (PU), polycarbonate (PC), and polyvinyl chloride (PVC). it may be any selected from the group consisting of polyurethane (PU), polycarbonate (PC), and polyvinyl chloride (PVC). it may
  • the present invention includes a biosensor manufacturing method for manufacturing the biosensor.
  • the working electrode may be manufactured by forming a working electrode layer on the first substrate, forming an enzyme reaction layer on the working electrode layer, and forming a polymer film layer on the enzyme reaction layer.
  • the forming of the working electrode layer may be performed by including one or more processes selected from the group consisting of screen printing, letterpress printing, intaglio printing, lithography, and photolithography. .
  • carbon paste is printed on a substrate by screen printing, or gold (Au), silver (Ag), copper (Cu), platinum (Pt), titanium (Ti), nickel (Ni) , Forming a metal film containing at least one selected from the group consisting of tin (Sn), molybdenum (Mo), palladium (Pd), cobalt (Co), and alloys thereof, and patterning it by a photolithography method, etc. ( patterning).
  • the metal protective layer is formed after first patterning the metal layer, or on the metal film indium tin oxide (ITO) or indium tin oxide (IZO). Zinc Oxide) After forming the conductive oxide layer, the metal layer and the metal protective layer may be formed together by patterning the metal layer and the conductive oxide layer together.
  • ITO indium tin oxide
  • IZO indium tin oxide
  • Zinc Oxide Zinc Oxide
  • the step of forming the enzyme reaction layer and the step of forming the polymer film layer may be a coating method commonly used in the art to which the present invention belongs. In one or more embodiments, it may be performed by any one selected from the group consisting of flow coating, ink jet, and drop casting, and drop casting is more preferable
  • the reference electrode may be formed using Ag/AgCl paste or the like, and may be manufactured by substantially the same method as the manufacturing method of the working electrode.
  • the biosensor may be manufactured by first bonding the support layer 300 and the second substrate 200 with a lamination device, and then bonding the electrode layer 400 thereto.
  • a biosensor may be manufactured by first contacting the first substrate 100 including the electrode layer 400 and the support layer 300 and then bonding the second substrate 200 using a lamination machine.
  • a biosensor manufactured by the above manufacturing method may exhibit all of the characteristics described for the biosensor.
  • the present invention includes a method for measuring an electrochemical signal of an analyte using a biosensor manufactured by the biosensor manufacturing method.
  • electrochemical measurement refers to measurement by applying an electrochemical measurement method, and in one or more embodiments, an amperometric method, a potentiometric method, a coulometric method, etc. are mentioned, and preferably Preferably, it may be an amperometric method.
  • the method for measuring a biosensor signal of the present invention includes applying a voltage to an electrode unit including the working electrode and a reference electrode after contact with a sample, measuring a response current value emitted upon application, and calculating an electrochemical signal of an analyte in the sample based on the response current value.
  • the applied voltage is not particularly limited, but in one or more embodiments, it may be -500 to +500 mV, preferably -200 to +200 mV based on the silver-silver chloride electrode (Ag / AgCl electrode) .
  • a voltage may be applied to the electrode part after maintaining the non-applied state for a predetermined time after contact with the sample, or simultaneously with the contact with the reagent and the electrode part.
  • a voltage may be applied.
  • the accuracy and precision of the biosensor can be improved and the sensitivity of the biosensor can be further improved by minimizing measurement deviation for samples representing various pH ranges.
  • the present invention measures the electrochemical signal of an analyte in a sample, including the biosensor, a means for applying a voltage to an electrode part of the biosensor, and a means for measuring a current in the electrode part. It relates to an electrochemical signal measurement system of a biosensor for measurement.
  • samples representing various pH ranges can be measured with high accuracy and precision, and the measurement sensitivity can be further improved.
  • the applying means is not particularly limited as long as it is conductive to the electrode part of the biosensor and can apply a voltage, and a known applying means can be used.
  • a contactor capable of contacting the electrode portion of the biosensor, a power source such as a DC power supply, and the like can be included.
  • the measuring means is for measuring a plurality of currents in the electrode portion generated when voltage is applied, and in one or more embodiments, a response current value correlated with the amount of electrons emitted from the electrode portion of the biosensor is measured. Anything that is possible can be used, and those used in biosensors conventionally or later developed can be used.
  • the working electrode and the reference electrode each had a size of 2.83 mm 2 and were fabricated by screen-printing a carbon paste, Ag/AgCl, on the first substrate.
  • a certain amount of glucose oxidase was applied to the working electrode using a hand drop or a dispenser, and then a certain amount of chitosan was applied in the same manner.
  • a certain amount of Nafion was applied in the same way, and after the above work was completed, a certain amount of glutaraldehyde was applied in the same way, and after 1 to 3 minutes, washing with PBS was performed, followed by complete drying to form an enzyme reaction layer. formed.
  • An exhaust unit was formed through laser cutting on a second substrate (ABF-AFG of AMTE) having a relatively hydrophilic surface compared to the first substrate.
  • OCA Karl 3M, 8146-4
  • a biosensor was manufactured by bonding a second substrate to which the OCA was bonded to the first substrate on which the manufactured electrode was formed using a lamination device.
  • the structure of the biosensor was manufactured by dividing it into a reduced type, a basic type, and an expandable structure.
  • 8 is a schematic illustration of the structure of the reduced type, basic type, and extended type by way of example.
  • Example 1 Preparation of a biosensor having a support layer height of 50 ⁇ m
  • the height of the supporting layer (OCA) was set to 50 ⁇ m so that the height of the space was 50 ⁇ m, and biosensors of reduced, basic and extended structures as shown in FIG. 8 were manufactured, respectively.
  • Example 2 Preparation of a biosensor having a support layer height of 100 ⁇ m
  • the height of the support layer was set to 100 ⁇ m so that the height of the space was 100 ⁇ m, and biosensors of reduced, basic and extended structures as shown in FIG. 8 were manufactured, respectively.
  • Example 3 Preparation of a biosensor having a support layer height of 150 ⁇ m
  • the height of the support layer was set to 150 ⁇ m so that the height of the space was 150 ⁇ m, and biosensors of reduced, basic and extended structures as shown in FIG. 8 were manufactured, respectively.
  • a biosensor was prepared without forming the support layer and the second substrate.
  • Comparative Example 2 Preparation of a biosensor having a support layer height of 25 ⁇ m
  • the height of the support layer was set to 25 ⁇ m so that the height of the space was 25 ⁇ m, and a biosensor was manufactured with a basic structure.
  • FIG. 11 shows the slope according to the thickness of the support layer.
  • Example 2 In addition, in the case of the reduced structure of Example 1, the amount of sample was too small, less than 1 ⁇ l, and in the case of the expandable structure of Examples 2 and 3, the amount of sample exceeded 5 ⁇ l. Accordingly, in Experimental Example 2 below, the resolution was confirmed when the sample amount satisfies 1 to 5 ⁇ l.
  • the resolution is the conversion to the slope (nA/mM) using the concentration and current value of the sample after measuring the current for the sample with CHI630 equipment, and in this experimental example, all the biosensors of Examples and Comparative Examples An enzyme reaction layer was prepared with an area of 140% of the area of the reference electrode (2.83 mm 2 ).
  • Example 2 Example 3 structure * a b b Enzyme area (mm 2 ) ** A B C A B C A B C Slope (nA/mM) 40 61 70 159 234 263 260 359 377
  • the biosensor of the present invention can accurately measure glucose even with a very small amount of body fluid.

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Abstract

본 발명은, 일면에 소수성 표면을 가지는 제1 기재; 상기 제1 기재 상에 배치되며, 일면에 친수성 표면을 가지는 제2 기재; 상기 제1 기재의 소수성 표면과 상기 제2 기재의 친수성 표면 사이에 스페이스가 구비되도록 소정의 높이로 형성된 지지층; 상기 제1 기재 상의 상기 스페이스 내에 형성된 하나 이상의 전극층; 및 상기 전극층 상에 형성된 효소반응층을 포함하는 바이오센서에 관한 것이다.

Description

바이오센서
본 발명은 바이오센서에 관한 것이다.
바이오센서란, 분석하고자 하는 대상 물질(analyte)을 선택 특이성이 있는 생체 수용체(bio-receptor)와 반응시키고, 그 반응의 정도를 신호 변환기(signal transducer)로 측정하여, 대상 물질(analyte)의 존재나 양을 확인할 수 있는 장치나 소자를 통칭한다.
바이오센서는 그 변환방법에 따라, 전기화학센서, 열감지센서, 광학센서 등으로 구분되며, 최근에는, 분석하고자 하는 대상 물질의 종류에 따라, 글루코오스 센서, 세포 센서, 면역 바이오센서, DNA 칩 등으로 다양하게 명명된다.
이 중, 전기화학센서는 생물학적인 시료의 양을 정보처리가 쉬운 전기신호로 전환이 가능하다는 측면에서, 현재까지 바이오센서의 변환방식으로 널리 사용되고 있다.
대한민국 공개특허 제10-2004-0105429호 또한 혈액을 시료로 하는 전기화학적 바이오센서에 관한 발명으로서, 적혈구용적률(hematocrit)의 양에 따른 측정오차를 감소시킬 수 있는 혈당 센서를 제공한다.
그러나, 혈액을 이용한 혈당 센서에 비해 침, 땀, 눈물 등과 같은 체액을 이용한 비침습형 당 농도 측정에는 많은 양의 시료가 요구된다. 그러나, 체액의 양이 제한적일 뿐만 아니라, 체액 내 글루코오스가 극소량 함유되어 있으므로 당 농도 측정에 어려움이 있다.
소량의 체액으로 정확한 당 농도를 측정하기 위해서는 분해능의 향상이 필요하고, 체액 분해능의 향상을 위해서는 많은 양의 효소를 도포하거나 고가의 전극 재료를 사용해야 한다. 그러나, 효소의 도포량은 한계가 있고, 대량 생산 또한 어려운 문제가 있다. 이에, 저비용으로 제작이 간단하며, 체액 분해능을 향상시킬 수 있는 바이오센서의 개발이 요구된다.
본 발명은 상술한 종래 기술의 문제점을 개선하기 위한 것으로, 극소량의 체액으로도 당 측정이 가능한 바이오센서를 제공하는 것을 목적으로 한다.
구체적으로, 체액을 이용한 비침습 당 센서에서 혈당센서에 비해 시료의 양이 많이 요구되는 문제를 해결하기 위해, 분해능을 향상시켜 극소량의 체액을 사용하여도 농도 측정 정확도를 향상시킨 바이오센서를 제공하고자 한다.
그러나, 본원이 해결하고자 하는 과제는 이상에서 언급한 과제로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 과제들은 아래의 기재로부터 통상의 기술자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.
본 발명은, 일면에 소수성 표면을 가지는 제1 기재; 상기 제1 기재 상에 배치되며, 일면에 친수성 표면을 가지는 제2 기재; 상기 제1 기재의 소수성 표면과 상기 제2 기재의 친수성 표면 사이에 스페이스가 구비되도록 소정의 높이로 형성된 지지층; 상기 제1 기재 상의 상기 스페이스 내에 형성된 하나 이상의 전극층; 및 상기 전극층 상에 형성된 효소반응층을 포함하는, 바이오센서를 제공한다.
본원의 일 구현예에 따르면, 상기 지지층은 약 25 ㎛ 초과 약 300 ㎛ 미만의 높이(y)로 형성되는 것일 수 있으며, 고분자 수지로 이루어진 것일 수 있다.
본원의 일 구현예에 따르면, 상기 효소반응층은 산화 효소 및 탈수소 효소로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함할 수 있고, 예를 들어, 상기 산화 효소는 글루코오스 산화 효소(glucose oxidase), 콜레스테롤 산화 효소(cholesterol oxidase), 락테이트 산화 효소(lactate oxidase), 아스코빅산 산화 효소(ascorbic acid oxidase) 및 알코올 산화 효소(alcohol oxidase)로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함할 수 있으며, 상기 탈수소 효소는 글루코오스 탈수소 효소(glucose dehydrogenase), 글루탐산 탈수소 효소(glutamate dehydrogenase), 락테이트 탈수소 효소(lactate dehydrogenase) 및 알코올 탈수소 효소(alcohol dehydrogenase)로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함할 수 있다.
본원의 일 구현예에 따르면, 상기 전극층은 작업전극층 및 기준전극층을 포함하는 것으로서, 상기 전극층은 탄소전극층 및 금속전극층으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함할 수 있으며, 예를 들어, 상기 금속전극층은, 금속층 및 상기 금속층 상에 형성되는 금속보호층을 포함할 수 있다.
본원의 일 구현예에 따르면, 상기 효소반응층은 상기 작업전극층 상에 형성되며, 작업전극층의 면적을 기준으로 60% 내지 330%의 면적을 가질 수 있다.
본 발명의 바이오센서는 극소량의 체액으로도 정확하게 당 측정이 가능하며, 구체적으로, 효소반응층 상에 지지층과 상부 기재로 구성된 커버를 배치하여 빈 공간(스페이스)이 형성된 구조에서, 지지층의 높이와 효소반응층의 넓이를 조절하여 분해능을 향상시킴으로써 극소량의 체액(시료)으로도 더 미세한 농도의 측정이 가능한 효과를 제공한다.
도 1은, 본 발명의 일 구현예에 따른 모세관형(Capillary type) 바이오센서의 분해사시도이다.
도 2는, 도 1의 B-B'선을 따라 절단한 면을 나타낸 단면도이다.
도 3은, 본 발명의 일 구현예에 따른 모세관형 바이오센서의 상면도이다 (제1 기재 및 제2 기재 미도시).
도 4는, 본 발명의 일 구현예에 따른 미세유체형(Microfluidics type) 바이오센서의 분해사시도이다.
도 5는, 도 4의 B-B'선을 따라 절단한 면을 나타낸 단면도이다.
도 6은, 본 발명의 일 구현예에 따른 미세유체형 바이오센서의 상면도이다 (제1 기재 및 제2 기재 미도시).
도 7은, 도 1 및 도 4의 A-A'선을 따라 절단한 면을 나타낸 단면도이다.
도 8은, 본원 실시예의 축소형, 기본형 및 확장형 구조를 예시적으로 간략하게 도시한 단면도이다.
도 9는, 본원의 실험예에서 표 3의 평가 결과를 도시한 그래프이다.
도 10은, 본원의 실험예에서 지지층 높이(x) 및 효소반응층의 면적(y)에 따른 기울기 변화를 나타낸 그래프이다.
도 11은, 본원의 실험예에서 지지층 높이(x) 및 시료(용액) 부피에 따른 기울기 변화를 나타낸 그래프이다.
상기 도면에서 각 부호는 다음과 같다:
100: 제1 기재 200: 제2 기재
110: 소수성 표면 210: 친수성 표면
300: 지지층 310: 스페이스(빈공간)
400: 전극층 500: 효소반응층
본 발명은, 지지층의 높이와 효모반응층의 면적을 조절함으로써 분해능을 향상시켜 극소량의 체액으로도 센서의 검출 정확성 및 정밀성을 향상시키기 위한 바이오센서에 관한 것이다.
구체적으로, 본 발명은, 일면에 소수성 표면을 가지는 제1 기재; 상기 제1 기재 상에 배치되며, 일면에 친수성 표면을 가지는 제2 기재; 상기 제1 기재의 소수성 표면과 상기 제2 기재의 친수성 표면 사이에 스페이스가 구비되도록 소정의 높이로 형성된 지지층; 상기 제1 기재 상의 상기 스페이스 내에 형성된 하나 이상의 전극층; 및 상기 전극층 상에 형성된 효소반응층을 포함하는, 바이오센서에 관한 것이다.
본 발명의 바이오센서에 있어서, 검출 대상 시료는, 혈액, 체액(침, 땀, 눈물 등), 뇨 등의 생체 시료일 수 있으며, 그 외의 액체 시료일 수 있으나, 체액(침, 땀, 눈물 등)이 가장 바람직하다. 예를 들면, 상기 검출 대상 시료는 글루코스 또는 젖산(락테이트)을 포함할 수 있다.
특히, 극소량의 체액으로부터 정확한 당의 농도를 측정하기 위해서는 분해능의 향상이 필요하고, 분해능의 향상을 위해서는 많은 양의 효소를 도포하거나 고가의 전극 재료를 사용하는 것이 일반적이지만, 이와 같은 방법은 대량 생산에는 적합하지 않다. 따라서, 저비용으로 간단하게 제작할 수 있는 커버의 도입이 필요하며, 동일한 양의 효소를 도포하더라도 커버의 구성에 따라 분해능을 향상시킬 수 있다. 예를 들어, 본 발명의 바이오센서는 지지층 및 제2 기재(상부 기재)로 구성되는 커버를 적용함으로써 10 ㎕ 미만의 시료(체액)로 당 농도 측정이 가능하고, 1 내지 7 ㎕의 시료(체액)로도 당 농도 측정이 가능한 것이 바람직하다. 시료의 양이 상기 범위를 만족할 때, 적은 양의 체액으로도 정확한 당의 농도를 측정할 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.
본 명세서에서 사용된 용어는 실시예들을 설명하기 위한 것이며, 본 발명을 제한하고자 하는 것은 아니다. 본 명세서에서, 단수형은 문구에서 특별히 언급하지 않은 한 복수형도 포함한다.
명세서에서 사용되는 포함한다(comprises) 및/또는 포함하는(comprising)은 언급된 구성요소, 단계, 동작 및/또는 소자 이외의 하나 이상의 다른 구성요소, 단계, 동작 및/또는 소자의 존재 또는 추가를 배제하지 않는 의미로 사용한다. 명세서 전체에 걸쳐 동일 참조부호는 동일 구성 요소를 지칭한다.
공간적으로 상대적인 용어인 “아래”, “하(면)”, “위”, “상(면)” 등은 도면에 도시되어 있는 바와 같이 하나의 소자 또는 구성 요소들과 다른 소자 또는 구성 요소들과의 상관관계를 용이하게 기술하기 위해 사용될 수 있다. 공간적으로 상대적인 용어는 도면에 도시되어 있는 방향에 더하여 사용 시 또는 동작 시 소자의 서로 다른 방향을 포함하는 용어로 이해되어야 한다. 예를 들면, 도면에 도시되어 있는 소자를 뒤집을 경우, 다른 소자의 “아래” 또는 “하(면)”으로 기술된 소자는 다른 소자의 “위” 또는 “상(면)”에 놓여질 수 있다. 따라서, 예시적인 용어인 “하(면)” 등은 아래와 위의 방향을 모두 포함할 수 있다. 소자는 다른 방향으로도 배향될 수 있고, 이에 따라 공간적으로 상대적인 용어들은 배향에 따라 해석될 수 있다.
< 바이오센서 >
본 발명에 따른 바이오센서는, 일면에 소수성 표면(110)을 가지는 제1 기재(100); 상기 제1 기재(100) 상에 배치되며, 일면에 친수성 표면(210)을 가지는 제2 기재(200); 상기 제1 기재(100)의 소수성 표면(110)과 상기 제2 기재(200)의 친수성 표면(210) 사이에 스페이스(310)가 구비되도록 소정의 높이로 형성된 지지층(300); 상기 제1 기재(100) 상의 상기 스페이스(310) 내에 형성된 하나 이상의 전극층(400); 및 상기 전극층(400) 상에 형성된 효소반응층(500)을 포함한다.
스페이스(310)는 각 구성의 디자인과 지지층(300)의 높이에 따라, 내부로 들어오는 시료의 양을 조절할 수 있게 된다. 이에 따라, 시료가 주입될 때 용액의 흐름을 방해하지 않는 조건에서 구성 디자인을 변형시킴으로써 스페이스(310)의 면적을 변화시켜 시료의 양을 조절할 수 있으며, 지지층(300)의 높이 선정을 통해 시료의 양을 조절할 수 있다. 지지층(300)의 높이가 증가할수록 스페이스의 높이가 커지므로 시료의 양이 증가할 수 있고, 지지층(300)의 높이 증가에 따라 분해능 또한 증가한다. 본원에서, 스페이스의 높이(두께)는 제1 기재의 상부면과 제2 기재의 하부면 사이의 거리를 의미하는 것으로, 지지층의 높이(두께)와 동일할 수 있다.
또한, 효소반응층(500)의 면적이 허용범위 안에서 증가하게 될 때 분해능(기울기)이 증가할 수 있으나, 시료의 양 조절에 있어서는 분해능(기울기)에 영향을 미치지 않는데, 이는 효소반응층(500)의 반응면적과 시료의 대류 현상에 따른 확산의 차이로 설명될 수 있다. 효소반응층(500) 상에 시료의 양이 많이 올라간다는 것은, 시료의 상면으로부터 반응물질 상면까지의 길이가 증가함을 의미한다. 그러나 효소반응층(500)의 두께 증가가 반응의 증가를 의미하지는 않는다. 적당한 두께에서 반응이 원만하게 진행되기 위해서는 효소반응층(500)의 상면에서의 1차반응이 일어난 뒤 반응된 시료와 반응하지 않은 시료와의 대류현상이 빠르게 일어나 효소반응층(500) 상면과 반응하지 못한 시료의 2차 반응이 일어남으로써 측정값을 증가시킬 수 있다. 그러나, 효소반응층(500)의 두께가 증가하면 대류현상을 유도하는데에 더 오랜 시간이 걸리게 되므로, 측정 값은 두께 증가의 연장선에서는 곧 수렴할 수 있음을 뜻한다.
따라서, 전극층(400)이 형성된 스페이스(310) 영역의 두께는 1㎛ 내지 500㎛가 적합하며, 공정의 편의성에 따라 바람직하게는 10㎛ 내지 300㎛, 플렉서블 패치 타입 및 연장된 유로로 활용하기 위해서 더 바람직하게는 50㎛ 내지 300㎛가 적합하다. 전극층(400) 외에 연장된 유로, 즉, 시료 투입부(10)에서의 두께는 용액의 원활한 흐름을 위해서 전극층(400)이 형성된 스페이스(310) 영역의 두께보다는 큰 것이 바람직하다.
본 발명에 따른 바이오센서는, 체액 측정을 용이하게 위해 이론적으로 하기 수학식 1과 같은 관계식을 가질 수 있으며, 측정의 정확도 및 효율의 측면에서, 하기 수학식 1의 Z 값은 분해능(기울기)을 의미하는 것으로, 30 내지 700 nA·mM-1를 만족하는 것이 바람직하고, 60 내지 700 nA·mM-1를 만족하는 것이 더 바람직하다.
[수학식 1]
Z =γ + αx + βy
상기 수학식 1에서, Z = 기울기 (nA·mM-1) 이고, x = 지지층의 높이 (mm) 이고, y = 효소반응층의 면적 (mm2) 이며, γ = -147 (nA·mM-1)이고, α = 2828 (nA·mM-1·mm-1)이고, β = 13.9 (nA·mM-1·mm-2)이다.
단, 지지층의 높이(y)는 스페이스를 통해 시료가 충분히 통과될 수 있을 만큼의 두께여야 하며, 지나치게 낮거나 지나치게 높은 두께에서는 모세관 현상의 압력과 용액의 흐름속도가 변할 수 있으므로, 상기 수학식 1에 적용하기에는 적합하지 않을 수 있다. 효소반응층의 면적(x)은 시료에 노출되는 작업전극층 면적의 전체를 도포할수록 식에 대입하여 기울기(분해능)을 예측하기에 적합하다고 할 수 있다.
도 1은, 본 발명의 일 구현예에 따른 모세관형(Capillary type) 바이오센서의 분해사시도이고, 도 2는, 도 1의 B-B'선을 따라 절단한 면을 나타낸 단면도이며, 도 3은, 본 발명의 일 구현예에 따른 모세관형 바이오센서의 상면도이다 (제1 기재 및 제2 기재 미도시).
도 4는, 본 발명의 일 구현예에 따른 미세유체형(Microfluidics type) 바이오센서의 분해사시도이고, 도 5는, 도 4의 B-B'선을 따라 절단한 면을 나타낸 단면도이며, 도 6은, 본 발명의 일 구현예에 따른 미세유체형 바이오센서의 상면도이다 (제1 기재 및 제2 기재 미도시).
또한, 도 7은, 도 1 및 도 4의 A-A'선을 따라 절단한 면을 나타낸 단면도이다.
도 1 내지 7을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오센서는, 제1 기재(100), 제2 기재(200), 지지층(300), 스페이스(310), 전극층(400), 효소반응층(500)을 포함하며, 상기 전극층(400)은 작업전극층(410) 및 기준전극층(420)을 포함할 수 있고, 상기 효소반응층(500)은 상기 작업전극층(410) 상에 형성될 수 있다.
제1 기재(100)는, 소수성 표면을 가지는 것으로, 바이오센서를 구성하는 구성요소들의 구조적인 기지(base)를 제공하는 역할을 수행하며, 제2 기재(200)는, 친수성 표면을 가지는 것으로, 지지층(300)과 함께 바이오센서를 구성하는 구성요소들의 구조적인 커버(cover)를 제공하는 역할을 수행한다. 본 발명에서, 제1 기재가 소수성 표면을 가지고, 제2 기재가 친수성 표면을 가진다는 것은, 제1 기재와 제2 기재가 서로에 대해 상대적으로 소수성 또는 친수성을 가지는 것을 의미할 수 있다.
제1 기재(100) 및 제2 기재(200)는, 각각 독립적으로, 유리 등과 같은 경성 재질을 갖거나, 플렉서블 특성을 갖는 필름 형태로 구현되는 것일 수 있고, 종래 또는 이후에 개발되는 것을 사용할 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 제1 기재(100) 및 제2 기재(200)는, 실리콘, 유리, 유리에폭시, 세라믹 등과 같은 경성 재질; 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET), 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 플렉서블 필름을 포함할 수 있다. 또한, (메타)아크릴계, 우레탄계, 아크릴우레탄계, 에폭시계, 실리콘계 등의 열경화성 수지 또는 자외선 경화형 수지로 형성된 필름을 포함할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.
제1 기재(100) 및/또는 제2 기재(200)의 두께는 특별히 한정되는 것은 아니나, 강도, 취급성, 작업성, 박층성 등을 고려하여, 1 내지 500㎛일 수 있고, 1 내지 300㎛가 바람직하며, 5 내지 200㎛가 보다 바람직하다.
일부 실시예들에 있어서, 제1 기재(100) 및/또는 제2 기재(200)에는 첨가제가 함유될 수 있다. 예를 들면, 자외선흡수제, 산화방지제, 윤활제, 가소제, 이형제, 착색방지제, 난연제, 핵제, 대전방지제, 안료, 착색제 등이 첨가제로 포함될 수 있다.
일부 실시예들에 있어서, 제1 기재(100) 및/또는 제2 기재(200)는 기재의 적어도 일면 또는 양면에 기능성 층을 포함할 수 있다. 상기 기능성 층은 예를 들면, 하드코팅층, 반사방지층, 가스배리어층과 같은 다양한 기능성층을 포함하는 구조일 수 있으며, 기능성층은 전술한 것으로 한정되는 것은 아니며, 용도에 따라 다양한 기능성층을 포함할 수 있다.
또한, 제1 기재(100) 및/또는 제2 기재(200)는 표면 처리될 수 있으며, 구체적으로, 제1 기재(100)은 적어도 일면(예를 들어, 상면)이 소수성 표면(110) 처리된 것이고, 제2 기재(200)의 적어도 일면(예를 들어, 하면)이 친수성 표면(210) 처리된 것이 바람직하다. 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.
본 발명의 일 구현예에서, 도 1에 도시된 바와 같은 구조에서 스페이스(310) 내에서 시료의 모세관(Capillary) 효과로 인한 원활한 흐름을 위해서는, 제1 기재(100)의 상면은 소수성으로 표면처리 되고, 제2 기재(200)의 하면은 친수성으로 표면처리 되는 것이 바람직하다. 또한, 효소반응층(500)이 친수성이므로, 시료의 흐름이 보다 더 원할하게 진행되기 위해서는 소수성 제1 기재의 표면이 적어도 50 ㎛ 이상은 확보되는 것이 바람직하다.
본 발명의 일 구현예에서, 도 4에 도시된 바와 같은 미세유체형(Microfluidics type) 모사 구조의 경우, 제1 기재(100)의 하면 및 상면 모두 소수성 표면처리 되는 것이 바람직하고, 제2 기재(200)의 하면은 친수성 표면처리 되는 것이 바람직하다.
일부 실시예에 있어서, 상기 제1 기재(100)는, 도 4에 도시된 바와 같이 시료를 투입하기 위한 개구인 시료 투입부(10)를 포함할 수 있다. 또한, 상기 제2 기재(200)는, 도 1 및 도 4에 도시된 바와 같이 내부 공기를 배출하여 시료의 모세관 효과를 유도하기 위한 개구인 배기부(20)를 포함할 수 있다.
일 실시예들에서, 시료 투입부(10)를 통해 바이오센서 내부에 주입된 시료가 스페이스(310)를 통과하면서 효소반응층(500)과 접촉하고, 배기부(20)을 통해 내부 공기가 외부로 배출된다.
지지층(300)은, 상기 제2 기재(200)와 함께 커버(cover) 역할을 하는 구성으로서, 제1 기재(100) 상에 소정의 높이로 제2 기재(200)를 지지하는 지지층(300)이 형성될 수 있다. 이때, 제1 기재(100)와 제2 기재(200) 사이에 상기 지지층(300)이 형성되지 않은 빈 공간을 스페이스(310)라 한다.
일 실시예에 있어서, 지지층(300)은 제1 기재(100)의 상면에 접촉하여 형성되는 것일 수 있으며, 전극층(400) 및 효소반응층(500)의 측면에 인접하여 형성되는 것일 수 있다. 예를 들어, 지지층(300)은 전극층(400) 및 효소반응층(500)의 상면을 전체적으로 노출시킬 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 지지층(300)은 배선부(430)의 상면 및 측면에 인접하여 형성되는 것일 수 있다. 예를 들어, 각각의 배선(430)의 일부 또는 전체를 덮는 형태로 배치되는 것일 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 지지층(300)은 약 25 ㎛ 초과 약 500 ㎛ 이하의 높이로 형성되는 것일 수 있으며, 50 내지 300 ㎛의 높이로 형성되는 것이 바람직하다. 상기 높이 범위를 만족할 때, 필요 시료양을 최소화 하면서도 분해능을 향상시킬 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 지지층(300)은 고분자 수지로 이루어진 것일 수 있다. 고분자 수지의 종류는 특별히 한정되는 것은 아니나, 예를 들어, OCA(optically clear adhesive), PSA(Pressure Sensitive Adhesive), OCR(optically clear resin), 폴리아크릴레이트(polyacrylate), 폴리메타크릴레이트(polymethacrylate, 예를 들면 PMMA), 폴리이미드(polyimide), 폴리아미드(polyamide), 폴리비닐알코올(poly vinyl alcohol), 폴리아믹산(polyamic acid), 폴리올레핀(polyolefin, 예를 들면, PE, PP), 폴리스티렌(polystyrene), 폴리노보넨(polynorbornene), 페닐말레이미드 공중합체(phenylmaleimide copolymer), 폴리아조벤젠(polyazobenzene), 폴리페닐렌프탈아미드(polyphenylenephthalamide), 폴리에스테르(polyester, 예를 들면, PET, PBT), 폴리아릴레이트(polyarylate), 신나메이트(cinnamate)계 고분자, 쿠마린(coumarin)계 고분자, 프탈리미딘(phthalimidine)계 고분자, 칼콘(chalcone)계 고분자 및 방향족 아세틸렌계 고분자로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상의 물질을 포함할 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.
일 실시예들에 있어서, 지지층(300)의 높이와, 제1 기재 상에 지지층이 형성되지 않은 영역에 해당하는 스페이스(310) 영역의 면적에 따라, 스페이스 내로 주입되는 시료의 양을 조절할 수 있다. 제2 기재(200)에 있어서, 상면에는 특정 성능을 부여하지 않아도 되나, 하면은 제1 기재(100)의 상면보다 친수성을 보유하여야 모세관형 또는 미세유체형 구조에서의 이점을 활용할 수 있다. 스페이스는 지지층(300)에 의해 부피 및 높이를 조절할 수 있으며, 스페이스(310)로 노출되는 제1 기재(100)의 상면은 제2 기재(200)의 하면보다 소수성을 보유하고 있어야 시료(용액)의 원만한 흐름이 가능하다.
스페이스(310) 두께의 역할을 하는 지지층(300)은 제2 기재(200)의 하면 보다 상대적으로 소수성인 물질로 구성하는 것이 바람직하며, 레이저 커팅을 통해 스페이스(310)를 형성할 수 있으며, 스페이스의 연장선인 시료 투입부(10)도 형성될 수 있다(도 1 참조). 제2 기재(200)의 하면은 친수성 처리가 되어있는 필름으로서, 레이저 커팅을 통해 배기부(20)를 형성할 수 있다. 상기 제2 기재(200)의 배기부(20)는 원형, 정사각형, 직사각형 등 모양에 국한되지 않는다.
전극층(400)은 제1 기재(100) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 전극층(400)은 제1 기재(100)의 상면에 접촉할 수 있다. 전극층(400)은 감지 대상 물질의 산화-환원 반응에서 발생한 전자 또는 정공이 전달되는 통로로 제공될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 전극층(400)은 제1 기재(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)를 사용할 수 있다.
전극층(400)이 금속 보호층을 더 포함할 경우, 금속층을 먼저 패터닝한 후 상기 금속 보호층을 형성하거나, 상기 금속막 상에 ITO(Indium Tin Oxide) 또는 IZO(Indium Zinc Oxide) 도전성 산화물막을 형성한 후, 상기 금속막과 도전성 산화물막을 함께 패터닝하여 금속층 및 금속 보호층을 함께 형성될 수 있다.
예시적인 실시예들에 있어서, 전극층(400)은 카본 페이스트 단일층, 카본 페이스트와 미디에이터가 혼합된 단일층, 또는 카본 페이스트 층 상에 전기도금으로 형성되는 미디에이터층을 포함하는 이중층으로 형성될 수 있다. 상기 카본 페이스트 층이 전극으로 제공됨으로써, 추가적인 금속 전극의 형성이 생략될 수 있다. 따라서, 바이오센서를 박막화할 수 있다. 또한, 상기 미디에이터의 종류로는 페리시안화칼륨, 시토크롬C, 피로로퀴놀린퀴논 (PQQ), NAD+, NADP+, 동착제, 루테늄 화합물, 페나진메토설페이트 및 그 유도체 (PMS), 포타슘 페리시아나이드 (Potassium ferricyanide, K3[Fe(CN)6]), 포타슘 페로시아나이드 (Potassium ferrocyanide, K4[Fe(CN)]6), 염화헥사아민루테늄(Ⅲ) (hexaammineruthenium(Ⅲ) chloride), 페로센 (ferrocene), 페로센 유도체, 퀴논 (quinones), 퀴논 유도체 및 하이드로퀴논 (hydroquinone) 등으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함할 수 있다.
상기 전극층(400)은 작업전극층(410) 및 기준전극층(420)을 포함하는 것일 수 있고, 작업전극층(410) 및/또는 기준전극층(420)과 전기적으로 연결되는 배선부(430)를 더 포함할 수 있다.
상기 작업전극층(410)은, 시료에 포함되는 분석물의 반응에 의해 발생되는 전기적 신호를 감지하는 역할을 수행하기 위하여 구비되는 것일 수 있다. 일 실시예에 있어서, 작업전극층(410) 상에 효소반응층(500)이 형성될 수 있고, 상기 효소반응층(500) 상에 고분자막층(미도시)이 더 형성될 수 있다.
상기 작업전극층(410)은 제1 기재(100) 상에 배치되는 것일 수 있다. 일 실시예에 있어서, 작업전극층(410)은 제1 기재(100)의 상면에 접촉하여 배치되는 것일 수 있다. 작업전극층(410)은 감지 대상 물질의 산화-환원 반응 등에서 발생된 전자 또는 정공이 전달되는 통로로 제공될 수 있다. 구체적으로, 작업전극층(410)은 효소반응층(500)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.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 작업전극층(410)은 탄소전극층 및 금속전극층으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는 것일 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 탄소전극층은 카본 페이스트(carbon paste), 파이로리틱그래파이트(pyrolytic graphite), 글래시카본(glassy carbon), 퍼플루오로카본(PFC) 및 카본나노튜브(Carbon Nano Tube; CNT) 등으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는 것일 수 있다. 상기 탄소전극층은 효소반응층(500)에서 발생한 전자 및/또는 정공을 안정적으로 수송할 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 탄소전극층은 미디에이터가 포함되거나 포함되지 않은 단일층일 수 있고, 상기 탄소전극층 상에 전기도금으로 형성되는 미디에이터층을 더 포함할 수도 있다. 예를 들어, 상기 미디에이터로는 페리시안화칼륨, 시토크롬C, 피로로퀴놀린퀴논 (PQQ), NAD+, NADP+, 동착제, 루테늄 화합물, 페나진메토설페이트 및 그 유도체 (PMS), 포타슘 페리시아나이드 (Potassium ferricyanide, K3[Fe(CN)6]), 포타슘 페로시아나이드(Potassium ferrocyanide, K4[Fe(CN)]6), 염화헥사아민루테늄(Ⅲ) (hexaammineruthenium(Ⅲ) chloride), 페로센(ferrocene), 페로센 유도체, 퀴논(quinones), 퀴논 유도체 및 하이드로퀴논(hydroquinone) 등으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 작업전극층(410)은 카본 페이스트(carbon paste) 단일층으로 형성될 수 있다. 상기 카본 페이스트(carbon paste) 단일층이 전극으로 제공됨으로써, 금속 전극이 생략될 수 있다. 따라서, 바이오센서의 박막화가 가능하다.
일 실시예에 있어서, 상기 금속전극층은 금속층 및 상기 금속층 상면에 배치된 금속보호층을 포함하는 것일 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 금속층은 금(Au), 은(Ag), 구리(Cu), 백금(Pt), 티타늄(Ti), 니켈(Ni), 주석(Sn), 몰리브덴(Mo), 팔라듐(Pd), 코발트(Co) 및 이들의 합금으로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상을 포함하는 것일 수 있다. 예를 들면, APC 합금(Ag-Pd-Cu alloy)이 사용될 수 있다.
상기 금속보호층은, 전기 전도성을 가지면서 금속층의 상면을 전체적으로 덮는 것일 수 있다. 일 실시예에 있어서, 금속보호층은 상기 금속층의 상면에 접촉하여 배치되는 것일 수 있다. 상기 금속보호층은 작업전극층(410)의 산화-환원 반응으로 인해 금속층이 산화-환원 되는 것을 방지하기 위한 것일 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 금속보호층은 ITO(Indium Tin Oxide) 및 IZO(Indium Zinc Oxide)로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는 것일 수 있다. 상기 ITO 및 IZO는 전기 전도성을 가지면서도 화학적으로 안정하여 상기 금속층의 산화-환원 반응을 효과적으로 방지할 수 있다. 또한, 상기 금속보호층은 금속층이 대기와 직접 접촉하는 것을 방지하여 상기 금속층을 구성하는 금속 성분의 산화를 방지할 수 있다. 따라서, 상기 금속층에 의해 감지되는 전기적 신호의 신뢰성을 향상시킬 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 금속전극층은 제1 기재 및 탄소전극층 사이에 구비되는 것일 수 있다.
상기 기준전극층(420)은, 전위가 일정하며 작업전극층(410)의 발생 전위를 얻기 위한 전위의 기준이 되는 전극으로써의 역할을 수행하기 위하여 구비되는 것일 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 기준전극층(420)은 은-염화은(Ag/AgCl) 전극, 칼로멜(calomel) 전극, 수은-황산수은(mercury sulfate) 전극, 및 수은-산화수은(mercury-oxide mercury) 전극 등으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는 것일 수 있고, 온도 사이클에 대한 전위의 히스테리시스가 덜하고, 고온까지 전위가 안정하다는 점을 고려할 때, 은-염화은(Ag/AgCl) 전극인 것이 바람직하다. 은-염화은(Ag/AgCl) 전극은, Ag/AgCl 페이스트(paste)로부터 형성될 수 있다.
배선부(430)는, 제1 기재(100) 상에 형성될 수 있다. 일 실시예에 있어서, 배선부(430)는 제1 기재(100)의 상면에 접촉하여 배치되는 것일 수 있으며, 작업전극층(410) 및/또는 기준전극층(420)과 전기적으로 연결되는 것일 수 있다. 배선부(430)는, 작업전극층(410)과 기준전극층(420)으로부터 측정된 신호 및 구동 신호 등의 전기적 신호를 전달하기 위한 채널(Channel)의 역할을 수행하기 위하여 구비되는 것일 수 있다.
일 실시예에 있어서, 작업전극층(410)에 연결된 배선과 기준전극층(420)에 연결된 배선은 서로 전기적으로 이격될 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 배선부(430)는, 작업전극층(410) 및/또는 기준전극층(420)의 적어도 일부와 동일한 소재로 형성되는 것일 수 있다. 일부 실시예에 있어서, 상기 배선부(430)는, 작업전극층(410) 및/또는 기준전극층(420)의 적어도 일부와 일체로 형성되는 것일 수 있다. 예를 들어, 제1 기재(100) 상에 금속 막을 형성하고 이를 패터닝(patterning)함으로써 배선부(430)를 일체로 형성할 수 있다.
효소반응층(500)은 시료에 포함된 대상 물질(analyte)의 화학반응이 일어나는 층으로 제공될 수 있다. 일 실시예에 있어서, 효소반응층(500)은 효소, 미디에이터 및 완충액을 포함하는 것일 수 있다.
효소반응층(500)은 전극층(400) 상에 배치될 수 있다. 예를 들면, 전극층(400)의 상면 상에 직접 접촉할 수 있다. 구체적으로, 효소반응층(500)은 작업전극층(410) 상에 배치되는 것일 수 있다. 일 실시예에 있어서, 효소반응층(500)은 작업전극층(410)의 상면에 접촉하여 배치되는 것일 수 있다.
본원의 일 구현예에 따르면, 상기 효소반응층은 작업전극층(410)의 면적을 기준으로 60% 내지 330%의 면적(x)을 가질 수 있고, 95% 내지 330%의 면적(x)을 가지는 것이 바람직하다. 예를 들어, 작업전극층(410)의 상면 넓이가 약 2.83 mm2일 때, 효소반응층(500)의 면적(x)은 약 1.7 내지 9.4 mm2일 수 있으며, 바람직하게는 약 2.7 내지 9.4 mm2일 수 있다. 상기 범위를 만족할 때, 시료의 분해능을 최적화시킬 수 있다. 구체적으로, 효소반응층의 면적이 너무 작으면 측정 정밀도가 저하될 수 있고, 면적이 너무 큰 경우, 측정 효율이 저하될 수 있다.
상기 효소는 시료에 포함된 대상 물질(analyte)과 결합하여 효소-기질 복합체를 형성하여 화학반응의 활성화 에너지를 조절함으로써 물질 대사의 속도를 증가 혹은 감소시키기 위한 것일 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 효소는 검사 대상 물질의 종류에 따라 선택될 수 있으며, 산화 효소 및 탈수소 효소로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는 것일 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 있고, 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.
상기 예시적인 산화 효소 또는 탈수소 효소에 따라 측정할 수 있는 검출 대상 물질(analyte)은, 글루코오스(glucose) 및 락테이트(lactate), 콜레스테롤, 아스코빅산, 알코올, 글루탐산 등이 있을 수 있고, 이들의 농도를 측정할 수 있다.
예를 들면, 바이오센서가 락테이트 센서일 경우, 효소반응층은 락테이트 산화 효소(cholesterol oxidase) 또는 락테이트 탈수소 효소(lactate dehydronase)를 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 산화 효소 또는 탈수소 효소는 가교제를 통해 가교, 고정화 및 교결처리 될 수 있다. 상기 가교제는 본 발명이 속한 기술분야에서 통상적으로 사용되는 가교제를 포함하며, 일 실시예에 있어서, 글루탈알데히드(glutaraldehyde, GA) 또는 키토산 등이 있을 수 있다.
효소반응층(500)은 예를 들면, 산화 효소 또는 탈수소 효소를 가교제와 혼합한 조성물을 효소반응층 상에 도포한 후 건조하여 형성될 수 있다.
상기 도포는 당분야에서 통상적으로 사용되는 도포법이 사용될 수 있으며, 예를 들면, 드랍 캐스팅(drop casting) 등의 각종 프린팅 방법이 사용될 수 있다.
효소반응층(500)은 0.01 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.
또한, 효소반응층(500)의 면적이 증가할수록 반응물질이 증가하게 되므로 측정값을 증가시킬 수 있다. 그러나 전극층(400)의 면적에 비해 효소 면적이 작을 경우 측정값의 오류가 발생할 수 있으며, 이에 따라 산포 또한 증가하게 된다. 반면, 전극층(400)의 면적에 비해 효소 면적이 지나치게 큰 경우, 요구되는 시료의 양 또한 증가하게 되므로, 극소량의 시료로 높은 정확도의 바이오센서를 제공하고자 하는 목적을 달성하기 어려울 수 있고, 나아가, 지지층 및 제2 기재로 구성되는 커버(cover)의 도입이 불가하거나, 지나치게 넓은 커버로 인해 모세관(Capillary) 효과가 저하되거나, 요구되는 기울기 값보다 적은 값의 분해능을 가지게 될 수 있다. 따라서, 효소반응층(500)의 면적은 시료에 노출되는 작업전극층(410)의 면적 대비 0.6 배 내지 3.5 배인 것이 적합하며, 0.95배 내지 3.3배가 바람직하고, 1.02배 내지 2.9배가 더 바람직하다.
상기 미디에이터는 페리시안화칼륨, 시토크롬C, 피로로퀴놀린퀴논 (PQQ), NAD+, NADP+, 동착체, 루테늄 화합물, 페나진메토설페이트 및 그 유도체 (PMS), 포타슘 페리시아나이드 (Potassium ferricyanide, K3[Fe(CN)6]), 포타슘 페로시아나이 드(Potassium ferrocyanide, K4[Fe(CN)6]), 염화헥사아민루테늄(Ⅲ) (hexaammineruthenium(Ⅲ) chloride), 페로센 (ferrocene), 페로센 유도체, 퀴논 (quinones), 퀴논 유도체 및 하이드로퀴논 (hydroquinone) 등으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함할 수 있으며, 바람직하게는 루테늄 화합물, 및 페나진메토설페이트 및 그 유도체일 수 있다.
상기 루테늄 화합물로서는 종래 또는 이후 사용되는 루테늄 화합물을 사용할 수 있으며, 루테늄 화합물은 산화형의 루테늄 착체로서 상기 반응계에 존재할 수 있는 것인 것이 바람직하다. 상기 루테늄 착체로서는 미디에이터(전자전달체)로서 기능하면 그 배위자의 종류는 특별히 한정되지 않는다.
상기 페나진메토설페이트 및 그 유도체는 종래 또는 이후 사용되는 화합물을 사용할 수 있으며, 예를 들어, 페나진메토설페이트 및 1-메톡시-5-메틸페나지늄메틸설페이트(1-메톡시PMS) 등이 있을 수 있다.
상기 완충액은 검출 대상 물질(시료)의 종류와 농도에 따라 적절히 선택될 수 있는 것으로, 다양한 pH 범위를 나타내는 시료에 대해서도 일정한 검출 결과를 나타낼 수 있는 것이면 특별히 한정되지 않는다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 완충액은 포스페이트 완충된 염수(PBS), 트리스(하이드록시메틸)아미노메탄(Tris), 트리스 염산(Tris-HCl), 암모늄 바이카보네이트, 4-(2-하이드록시에틸)-1-피페라진에탄설폰산(HEPES), 3-(N-모르폴리노)프로판설폰산(MOPS), 2-(N-모르폴리노)에탄설폰산(MES), 2,2-비스(하이드록시메틸)-2,2',2"-니트릴로트리에탄올(Bis-tris), N-(2-아세트아미도)이미노디아세트산(ADA), 피페라진-N,N'-비스(2-에탄설폰산)(PIPES), N-(2-아세트아미도)-2-아미노에탄설폰산(ACES), 3-(N-모르폴리닐)-2-하이드록시프로판설폰산 소듐 염(MOPSO), 1,3-비스(트리스(하이드록시메틸)메틸아미노)프로판(Bis-tris Propane), N,N-비스(2-하이드록시에틸)-2-아미노에탄설폰산(BES), 2-[[1,3-디하이드록시-2-(하이드록시메틸)프로판-2-일]아미노]에탄설폰산(TES), 3-(비스(2-하이드록시에틸)아미노)-2-하이드록시프로판-1-설폰산(DIPSO), 3-[[1,3-디하이드록시-2-(하이드록시메틸)프로판-2-일]아미노]-2-하이드록시프로판-1-설폰산(TAPSO), 트리즈마(Trizma), 피페라진-1,4-비스(2-하이드록시프로판설폰산) 이수화물(POPSO), 3-[4-(2-하이드록시에틸)-1-피페라지닐]프로판설폰산(HEPPS), N-(2-하이드록시-1,1-비스(하이드록시메틸)에틸)글리신(TRICINE), 글리실글리신(GLY-GLY), 2-(비스(2-하이드록시에틸)아미노)아세트산(BICINE), N-(2-하이드록시에틸)피페라진-N'-(4-부탄설폰산)(HEPBS), 3-[[1,3-디하이드록시-2-(하이드록시메틸)프로판-2-일]아미노]프로판-1-설폰산(TAPS), 2-아미노-2-메틸-1,3-프로판디올(AMPD), N-(1,1-디메틸-2-하이드록시에틸)-3-아미노-2-하이드록시프로판설폰산(AMPSO), N-사이클로헥실-2-아미노에탄설폰산(CHES), N-사이클로헥실-2-하이드록실-3-아미노프로판설폰산(CAPSO), 1-아미노-2-메틸-1-프로판올(AMP), N-사이클로헥실-3-아미노프로판설폰산(CAPS), 4-(사이클로헥실아미노)-1-부탄설폰산(CABS) 및 라이소제니 브로쓰(Lysogeny broth)로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는 것일 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 효소반응층(500)은, 상술한 구성 성분들을 혼합하기 위한 용매로 탈이온수(DI water) 등을 더 포함할 수 있다.
상기 효소반응층(500)에 의한 검출 원리를 예를 들어 설명하면, 검출 대상 물질(analyte)을 포함하는 시료를 바이오센서에 주입하면, 시료에 포함되어 있는 검출 대상 물질(analyte), 예컨대 기질(substrate)이 산화 효소 또는 탈수소 효소에 의해 산화되고, 산화 효소 또는 탈수소 효소는 환원된다. 이때, 전자전달매개체(미디에이터)는 촉매 반응을 일으킴으로써 상기 효소의 반응을 빠르게 유도하게 되며, 산화 효소 또는 탈수소 효소를 산화시키고, 자신은 환원된다. 환원된 전자전달매개체(미디에이터)는 일정 전압이 가해진 전극 표면에서 전자를 잃고 전기화학적으로 다시 산화된다. 시료 내 대상 물질(analyte)의 농도는 전자전달매개체(미디에이터)가 산화되는 과정에서 발생되는 전류량 내지 전류밀도 등에 비례하므로, 이 전류량 내지 전류밀도 등을 측정함으로써 대상 물질(analyte)의 농도를 측정할 수 있다.
상기 고분자막층(미도시)은, 효소반응층(500) 상에 배치되는 것일 수 있다. 일 실시예에 있어서, 고분자막층은 효소반응층(500)의 상면에 접촉하여 배치되는 것일 수 있다. 고분자막층은 선택적 투과막으로서, 효소의 산화를 방지하고, 외부 물질로부터 효소를 보호함으로써 효소의 안정성을 높여, 바이오센서의 검출 성능을 향상시키기 위한 층으로 제공될 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 고분자막층은 불소계 고분자, 수용성 고분자 및 비수용성 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는 것일 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 불소계 고분자는 퍼플루오로술폰산계 수지와 같은 퍼플루오르계 고분자를 포함할 수 있고, 예를 들어, 듀폰사의 나피온(등록 상표) 등이 있을 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 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; CA) 및 폴리비닐피롤리돈(polyvinyl pyrrolidone; PVP)으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는 것일 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 상기 비수용성 고분자는 폴리우레탄(polyurethane; PU), 폴리카보네이트(polycarbonate; PC) 및 폴리비닐클로라이드(polyvinyl chloride; PVC)로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는 것일 수 있다.
< 바이오센서 제조방법 >
본 발명은, 상기 바이오센서의 제조를 위한 바이오센서 제조방법을 포함한다.
일 실시예에 있어서, 제1 기재 상에 작업전극층을 형성하고, 작업전극층 상에 효소반응층을 형성하고, 효소반응층 상에 고분자막층을 형성함으로써, 작업전극을 제조할 수 있다.
일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 작업전극층을 형성하는 단계는 스크린 인쇄, 활판 인쇄, 음각 인쇄, 평판 인쇄 및 포토리소그래피(photolithography)로 이루어진 군에서 선택되는 하나 이상의 공정을 포함하여 수행되는 것일 수 있다.
예를 들어, 기판 상에 카본 페이스트(carbon paste)를 스크린 인쇄법으로 인쇄하거나, 금(Au), 은(Ag), 구리(Cu), 백금(Pt), 티타늄(Ti), 니켈(Ni), 주석(Sn), 몰리브덴(Mo), 팔라듐(Pd), 코발트(Co) 및 이들의 합금으로 이루어진 군에서 선택된 1종 이상을 포함하는 금속막을 형성하고 이를 포토리소그래피(photolithography) 공법 등에 의해 패터닝(patterning)하여 형성될 수 있다.
일 실시예에 있어서, 작업전극층이 금속보호층을 더 포함할 경우, 금속층을 먼저 패터닝(patterning) 한 후 상기 금속보호층을 형성하거나, 상기 금속막 상에 ITO(Indium Tin Oxide) 또는 IZO(Indium Zinc Oxide) 도전성 산화물 막을 형성한 후, 상기 금속막과 도전성 산화물 막을 함께 패터닝하여 금속층 및 금속보호층을 함께 형성할 수 있다.
효소반응층을 형성하는 단계 및 고분자막층을 형성하는 단계는 본 발명이 속한 기술분야에서 통상적으로 사용되는 도포법이 사용될 수 있다. 일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 흐름코팅(flow coating), 잉크젯(ink jet), 및 드롭 캐스팅(drop casting)으로 이루어진 군에서 선택되는 어느 하나로 수행될 수 있으며, 드롭 캐스팅(drop casting)인 것이 더욱 바람직하다.
일 실시예에 있어서, 기준전극은 Ag/AgCl 페이스트(paste) 등을 사용하여 형성될 수 있으며, 실질적으로 상기 작업전극의 제조 방법과 동일한 방법으로 제조될 수 있다.
일 실시예에서, 지지층(300) 및 제2 기재(200)를 먼저 라미네이션 기기로 접합하고, 이후 전극층(400)을 접합시켜 바이오센서를 제조할 수 있다. 다른 실시예에서, 전극층(400)이 포함된 제1 기재(100)와 지지층(300)을 먼저 접한시킨 뒤 제2 기재(200)를 라미네이션 기기를 이용하여 접합함으로써 바이오센서를 제조할 수 있다.
상기 제조방법에 의해 제조되는 바이오센서는, 상기 바이오센서에 대해 서술한 모든 특성을 나타내는 것일 수 있다.
< 바이오센서 신호 측정방법 >
본 발명은, 상기 바이오센서 제조방법으로 제조된 바이오센서를 이용한 분석물의 전기화학적 신호 측정방법을 포함한다.
본 명세서에 있어서 「전기 화학적으로 측정한다」란, 전기 화학적인 측정 수법을 적용하여 측정하는 것을 말하며, 일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 전류 측정법, 전위차 측정법, 전량 분석법 등을 들 수 있고, 바람직하게는 전류 측정법일 수 있다.
일 실시예에 있어서, 본 발명의 바이오센서 신호 측정방법은 시료와의 접촉 후에 상기 작업전극과 기준전극을 포함하는 전극부에 전압을 인가하는 것, 인가 시에 방출되는 응답 전류치를 측정하는 것, 및, 상기 응답 전류치에 기초하여 상기 시료 중의 검출 대상 물질(analyte)의 전기화학적 신호를 산출하는 것을 포함할 수 있다. 인가 전압으로서는 특별히 제한되는 것은 아니나, 일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 은-염화은 전극(Ag/AgCl 전극)을 기준으로, -500 내지 +500mV일수 있으며 바람직하게는 -200 내지 +200 mV일수 있다.
일 실시예에 있어서, 본 발명의 바이오센서 신호 측정방법은 상기 시료와 접촉 후 소정 시간 비인가의 상태로 유지한 후, 상기 전극부에 전압을 인가해도 되고, 상기 시약과의 접촉과 동시에 전극부에 전압을 인가해도 된다.
본 발명의 바이오센서 신호 측정방법에 의하면, 다양한 pH 범위를 나타내는 시료에 대한 측정 편차를 최소화 함으로써 바이오센서의 정확성과 정밀성을 향상시킬 수 있으며, 바이오센서의 감도를 더욱 향상시킬 수 있다.
< 바이오센서 신호 측정시스템 >
본 발명은 상기 바이오센서와, 상기 바이오센서의 전극부에 전압을 인가하는 수단과, 전극부에 있어서의 전류를 측정하기 위한 수단을 포함하는, 시료 중의 검출 대상 물질(analyte)의 전기화학적 신호를 측정하기 위한 바이오센서의 전기화학적 신호 측정시스템에 관한 것이다.
본 발명의 바이오센서 신호 측정시스템에 의하면, 다양한 pH 범위를 나타내는 시료에 대해서도 높은 정확성과 정밀도로 측정이 가능하며, 측정 감도가 더욱 향상될 수 있다.
인가 수단으로서는, 바이오센서의 전극부와 도통하고, 전압을 인가 가능하면 특별히 제한되는 것은 아니며, 공지의 인가 수단을 사용할 수 있다. 인가 수단으로서는, 일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 바이오센서의 전극부와 접촉 가능한 접촉자, 및 직류 전원 등의 전원 등을 포함할 수 있다.
측정 수단은, 전압 인가 시에 발생한 전극부에 있어서의 복수의 전류를 측정하기 위한 것으로서, 일 또는 복수의 실시 형태에 있어서, 바이오센서의 전극부로부터 방출되는 전자의 양에 상관하는 응답 전류치를 측정 가능한 것이면 되고, 종래 또는 이후 개발되는 바이오센서에 사용되고 있는 것을 사용할 수 있다.
이하, 구체적으로 본 발명의 실시예를 기재한다. 그러나, 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있으며, 단지 본 실시예들은 본 발명의 개시가 완전하도록 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다.
제조예
상대적으로 소수성 표면을 가지는 제1 기재(180㎛ PET) 상에 전극구조로서 작업전극과 기준전극의 2전극으로 구성하였다. 작업전극 및 기준전극은 각각 2.83 mm2 크기로 카본 페이스트, Ag/AgCl을 제1 기재 상에 스크린 인쇄하여 제작하였다.
작업전극에는 글루코오스 산화효소를 핸드드랍 혹은 디스펜서를 이용하여 일정량 도포하였고, 이후 키토산을 동일한 방법으로 일정량 도포하였다. 상기 작업이 완료된 뒤 나피온을 동일한 방법으로 일정량 도포하였고, 상기 작업이 완료된 뒤 글루타알데하이드를 동일한 방법으로 일정량 도포 한 뒤 1~3분 이후 PBS로 워싱 작업을 거친 뒤 완전 건조시켜 효소반응층을 형성하였다.
상기 제1 기재 대비 상대적으로 친수성 표면을 가지는 제2 기재(AMTE社 ABF-AFG)에 레이저 커팅을 통해 배기부를 형성하였다. 상기 제2 기재에 OCA(한국3M, 8146-4)를 사용하여 지지층을 형성할 수 있도록 라미네이션 기기로 접합시켰다. 상기 제조된 전극이 형성된 제 1기재 상에 상기 OCA가 접합된 제2 기재를 라미네이션 기기로 접합시켜 바이오 센서를 제조하였다.
또한, 지지층에 의해 형성된 스페이스의 폭에 따라 바이오센서의 구조를 축소형, 기본형 및 확장형 구조로 구분하여 제조하였다. 도 8은 상기 축소형, 기본형 및 확장형 구조를 예시적으로 간략하게 도시한 것이다.
실시예 1: 지지층 높이가 50㎛인 바이오센서의 제조
상기 제조예에서, 지지층(OCA)의 높이를 50 ㎛로 설정하여 스페이스 높이가 50㎛가 되도록 하였으며, 도 8에 도시된 바와 같은 축소형, 기본형 및 확장형 구조의 바이오센서를 각각 제조하였다.
실시예 2: 지지층 높이가 100㎛인 바이오센서의 제조
상기 제조예에서, 지지층의 높이를 100 ㎛로 설정하여 스페이스 높이가 100㎛가 되도록 하였으며, 도 8에 도시된 바와 같은 축소형, 기본형 및 확장형 구조의 바이오센서를 각각 제조하였다.
실시예 3: 지지층 높이가 150㎛인 바이오센서의 제조
상기 제조예에서, 지지층의 높이를 150 ㎛로 설정하여 스페이스 높이가 150㎛가 되도록 하였으며, 도 8에 도시된 바와 같은 축소형, 기본형 및 확장형 구조의 바이오센서를 각각 제조하였다.
비교예 1: 스페이스가 없는 바이오센서의 제조
상기 제조예에서, 지지층 및 제2 기재를 형성하지 않은 바이오센서를 제조하였다.
비교예 2: 지지층 높이가 25㎛인 바이오센서의 제조
상기 제조예에서, 지지층의 높이를 25 ㎛로 설정하여 스페이스 높이가 25㎛가 되도록 하였으며, 기본형 구조로 바이오센서를 제조하였다.
실험예 1
지지층 높이 및 구조에 따라 측정에 필요한 최소의 시료의 양을 확인하였으며, 그 결과를 하기 표 1에 정리하였다. 시료로는 체액을 사용하였다.
종류 비교예 실시예
1 2 1 2 3
구조* - a a b c a b c a b c
시료(㎕) ≥20 0.76 1.5 0.95 2.8 3 1.9 5.6 4.5 2.8 8.4
* a = 기본형 구조, b = 축소형 구조, c = 확장형 구조 (도 8 참조).
또한, 상기 표 1의 결과를 통해, 도 11에 지지층의 두께에 따른 기울기를 나타내었다.
상기 표 1에서 확인할 수 있는 바와 같이, 비교예 1의 경우에는 당 측정을 위해 많은 양의 시료가 요구되었으며, 이에 따라, 비교예 1과 같이 커버를 형성하지 않는 경우 다량의 시료 수집이 어려운 체액을 이용한 측정에는 적합하지 않다는 것은 확인할 수 있었다.
또한, 실시예 1의 축소형 구조의 경우, 시료의 양이 1 ㎕ 미만으로 너무 적고, 실시예 2 및 3의 확장형 구조의 경우, 시료의 양이 5 ㎕를 초과하는 것을 확인할 수 있다. 이에, 이하 실험예 2에서는 시료양이 1 내지 5㎕를 만족하는 경우에 대해 분해능을 확인하였다.
실험예 2
기울기 영향 인자를 확인하기 위해, 소량의 시료로 측정이 가능한 실시예 1 내지 3에 대하여 지지층 높이 및 구조에 따른 분해능 변화를 확인하였으며, 그 결과를 하기 표 2에 정리하였다.
구체적으로, 분해능은 CHI630 장비로 시료에 대한 전류를 측정한 후, 시료의 농도 및 전류 값을 이용하여 기울기(nA/mM)로 변환한 것이며, 본 실험예에서 실시예 및 비교예의 바이오센서는 모두 기준전극의 면적(2.83 mm2)의 140% 크기의 면적으로 효소반응층이 제조되었다.
종류 비교예 2 실시예
1 2 3
구조* a a c a b a b
기울기 (nA/mM) - 61 52 213 234 354 359
* a = 기본형 구조, b = 축소형 구조, c = 확장형 구조 (도 8 참조).
또한, 상기 표 2의 결과를 통해, 도 11의 좌측에 지지층 높이에 따른 기울기를 나타내었고, 우측에 구조(용액 부피)에 따른 기울기를 나타내었다.
상기 표 2 및 도 11에 나타낸 바와 같이, 본 실시예에 따른 구조를 가지는 바이오센서의 경우, 지지층 높이가 클수록 분해능이 향상되는 것을 확인할 수 있었으나, 용액 부피와는 크게 연관성이 없는 것으로 확인되었다.
한편, 비교예 2의 경우, 상기 실험예 1에서 측정 가능한 시료 양이 적었으나 효소반응층의 두께가 스페이스의 두께(지지층의 높이)와 유사하여 모세관(Capillary) 효과가 부족하고, 샘플 간 측정하고자 하는 시료에 노출되는 효소반응층의 면적이 달라 오차범위가 커서 기울기 측정이 불가능하였다.
실험예 3
본 실험예에서는, 상기 실험예 2에서 상기 실시예 1 내지 3에서 기본형 구조 또는 축소형 구조 중 분해능이 더 우수한 것으로 확인된 구조에 대해, 효소반응층의 면적에 따른 분해능(기울기) 변화를 상기 실험예 2와 동일한 방법으로 확인하였으며, 그 결과를 표 3, 도 9 및 도 10에 정리하였다.
종류 실시예 1 실시예 2 실시예 3
구조* a b b
효소 면적(mm2)** A B C A B C A B C
기울기 (nA/mM) 40 61 70 159 234 263 260 359 377
* a = 기본형 구조, b = 축소형 구조 (도 8 참조).** A = 작업전극 면적 대비 약 90%, B = 작업전극 면적 대비 약 140%, C = 작업전극 면적 대비 약 210%.
상기 표 3 및 도 10에서 확인할 수 있는 바와 같이, 본 실시예에 따른 구조에서, 효소반응층의 면적이 증가할수록 분해능(기울기)이 향상되었다.
또한, 상기 실험들을 통해, 바이오센서의 분해능이 지지층의 높이와 효소반응층의 면적에 크게 영향을 받는 것을 확인할 수 있었다.
본 발명의 바이오센서는 극소량의 체액으로도 정확하게 당 측정이 가능하며, 구체적으로, 효소반응층 상에 지지층과 상부 기재로 구성된 커버를 배치하여 빈 공간(스페이스)이 형성된 구조에서, 지지층의 높이와 효소반응층의 넓이를 조절하여 분해능을 향상시킴으로써 극소량의 체액(시료)으로도 더 미세한 농도의 측정이 가능한 효과를 제공한다.

Claims (9)

  1. 일면에 소수성 표면을 가지는 제1 기재;
    상기 제1 기재 상에 배치되며, 일면에 친수성 표면을 가지는 제2 기재;
    상기 제1 기재의 소수성 표면과 상기 제2 기재의 친수성 표면 사이에 스페이스가 구비되도록 소정의 높이로 형성된 지지층;
    상기 제1 기재 상의 상기 스페이스 내에 형성된 하나 이상의 전극층; 및
    상기 전극층 상에 형성된 효소반응층을 포함하는, 바이오센서.
  2. 청구항 1에 있어서,
    상기 지지층의 높이는 25 ㎛ 초과 300 ㎛ 미만인 것인, 바이오센서.
  3. 청구항 1에 있어서,
    상기 지지층은 고분자 수지로 이루어진 것인, 바이오센서.
  4. 청구항 1에 있어서,
    상기 효소반응층은 산화 효소 및 탈수소 효소로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는, 바이오센서.
  5. 청구항 4에 있어서,
    상기 산화 효소는 글루코오스 산화 효소(glucose oxidase), 콜레스테롤 산화 효소(cholesterol oxidase), 락테이트 산화 효소(lactate oxidase), 아스코빅산 산화 효소(ascorbic acid oxidase) 및 알코올 산화 효소(alcohol oxidase)로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하며,
    상기 탈수소 효소는 글루코오스 탈수소 효소(glucose dehydrogenase), 글루탐산 탈수소 효소(glutamate dehydrogenase), 락테이트 탈수소 효소(lactate dehydrogenase) 및 알코올 탈수소 효소(alcohol dehydrogenase)로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는, 바이오센서.
  6. 청구항 1에 있어서,
    상기 전극층은 작업전극층 및 기준전극층을 포함하는 것인, 바이오센서.
  7. 청구항 6에 있어서,
    상기 효소반응층은 상기 작업전극층 상에 형성되며, 상기 작업전극층의 면적을 기준으로 60% 내지 330%의 면적을 가지는 것인, 바이오센서.
  8. 청구항 1에 있어서,
    상기 전극층은 탄소전극층 및 금속전극층으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상을 포함하는, 바이오센서.
  9. 청구항 8에 있어서,
    상기 금속전극층은, 금속층 및 상기 금속층 상에 형성되는 금속보호층을 포함하는, 바이오센서.
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