KR100824731B1 - Biosensor and method for preparing the same - Google Patents

Biosensor and method for preparing the same Download PDF

Info

Publication number
KR100824731B1
KR100824731B1 KR1020060068799A KR20060068799A KR100824731B1 KR 100824731 B1 KR100824731 B1 KR 100824731B1 KR 1020060068799 A KR1020060068799 A KR 1020060068799A KR 20060068799 A KR20060068799 A KR 20060068799A KR 100824731 B1 KR100824731 B1 KR 100824731B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
carbon
enzyme reaction
layer
biosensor
electrode
Prior art date
Application number
KR1020060068799A
Other languages
Korean (ko)
Other versions
KR20080009176A (en
Inventor
박은진
민남기
Original Assignee
고려대학교 산학협력단
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 고려대학교 산학협력단 filed Critical 고려대학교 산학협력단
Priority to KR1020060068799A priority Critical patent/KR100824731B1/en
Publication of KR20080009176A publication Critical patent/KR20080009176A/en
Application granted granted Critical
Publication of KR100824731B1 publication Critical patent/KR100824731B1/en

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/554—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals the carrier being a biological cell or cell fragment, e.g. bacteria, yeast cells
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/544—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals the carrier being organic
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/06—Auxiliary integrated devices, integrated components
    • B01L2300/0627—Sensor or part of a sensor is integrated
    • B01L2300/0636—Integrated biosensor, microarrays

Abstract

바이오센서 및 그 제조방법이 제공된다.A biosensor and a method of manufacturing the same are provided.

본 발명에 따른 바이오센서는 기판; 효소 반응이 발생되는 작업전극 및 상기 작업전극과의 전기적 출력 차이를 검출하기 위한 상대전극을 포함하는 검출부; 상기 검출부로부터의 전기적 신호를 전달하기 위한 접속부; 및 상기 검출부와 상기 접속부를 전기적으로 절연하는 절연부를 포함하며, 상기 상대전극은, 도선층, 상기 도선층 상에 형성된 카본 전극층 및 상기 카본 전극층 상에 형성된 효소 반응 보조 물질층을 포함하고, 상기 작업전극은, 도선층, 상기 도선층 상에 형성된 카본 전극층, 상기 카본 전극층 상에 형성되고 탄소나노튜브를 포함하는 효소 반응 물질층 및 상기 효소 반응 물질층 상에 형성된 효소 반응 보조 물질층을 포함하는 것을 특징으로 하는데, 본 발명에 따른 바이오센서는 검출 대상 물질에 대한 감도를 획기적으로 향상시킬 수 있고, 검출 대상 물질을 산화시키는 효소의 활성을 극대화할 수 있다.Biosensor according to the present invention is a substrate; A detector including a working electrode for generating an enzyme reaction and a counter electrode for detecting a difference in electrical output from the working electrode; A connection unit for transmitting an electrical signal from the detection unit; And an insulating part electrically insulating the detection part from the connecting part, wherein the counter electrode includes a conductive layer, a carbon electrode layer formed on the conductive layer, and an enzyme reaction auxiliary material layer formed on the carbon electrode layer. The electrode includes a conductive wire layer, a carbon electrode layer formed on the conductive wire layer, an enzymatic reaction material layer formed on the carbon electrode layer and including carbon nanotubes, and an enzymatic reaction auxiliary material layer formed on the enzyme reaction material layer. Characterized in that, the biosensor according to the present invention can significantly improve the sensitivity to the detection target material, and can maximize the activity of the enzyme for oxidizing the detection target material.

바이오센서, 탄소나노튜브 Biosensor, Carbon Nanotube

Description

바이오센서 및 그 제조방법 {Biosensor and method for preparing the same}Biosensor and its manufacturing method {Biosensor and method for preparing the same}

도 1은 본 발명에 따른 바이오센서에 대한 평면도를 도시한 것이다.Figure 1 shows a plan view of a biosensor according to the present invention.

도 2a 및 2b는 각각 본 발명에 따른 바이오센서에 대한 작업전극 및 상대전극의 단면도를 도시한 것이다.2A and 2B show cross-sectional views of a working electrode and a counter electrode for the biosensor according to the present invention, respectively.

도 3은 화학적 처리에 의해서 카르복실 관능기를 갖게 되는 탄소나노튜브의 개략적인 모형도를 도시한 것이다.Figure 3 shows a schematic model of the carbon nanotubes having a carboxyl functional group by the chemical treatment.

도 4a 내지 4e는 본 발명에 따른 바이오센서의 제조방법에 대한 개략적인 공정도를 도시한 것이다.Figures 4a to 4e shows a schematic process diagram of the manufacturing method of the biosensor according to the present invention.

도 5는 2 단계 공정에 의해서 본 발명에 따른 작업전극을 제조하는 것에 대한 개략적인 공정도를 도시한 것이다.Figure 5 shows a schematic process diagram for manufacturing the working electrode according to the present invention by a two-step process.

도 6은 본 발명에 따른 바이오센서 및 종래기술에 따른 바이오센서의 글루코오스 농도에 따른 전류 세기를 측정함으로써 감도를 비교한 결과를 도시한 그래프이다.Figure 6 is a graph showing the result of comparing the sensitivity by measuring the current strength according to the glucose concentration of the biosensor according to the present invention and the conventional biosensor.

<도면 부호에 대한 간단한 설명><Short description of drawing symbols>

기판: 100 검출부: 110Substrate: 100 Detector: 110

접속부: 120, 440 절연부: 130Connection: 120, 440 Insulation: 130

작업전극: 111, 460 상대전극: 112, 450Working electrode: 111,460 counter electrode: 112,450

도선층: 210 카본 전극층: 220Lead layer: 210 Carbon electrode layer: 220

효소 반응 물질층: 230 효소 반응 보조 물질층: 240Enzyme Reaction Layer: 230 Enzyme Reaction Layer: 240

효소: 510 탄소나노튜브: 520Enzyme: 510 Carbon Nanotubes: 520

산화환원반응 매개체: 530 카본잉크 도포부: 540Redox mediator: 530 Carbon ink Coating part: 540

효소 반응 보조 용액: 550Enzyme reaction co-solution: 550

본 발명은 바이오센서 및 그 제조방법에 관한 것으로서, 더욱 구체적으로는 작업전극의 감도 향상 및 분석물질을 산화시키는 효소의 활성을 극대화하기 위해서 탄소나노튜브를 채용한 바이오센서 및 그 제조방법에 관한 것이다.The present invention relates to a biosensor and a method of manufacturing the same, and more particularly, to a biosensor employing carbon nanotubes and a method of manufacturing the same in order to improve the sensitivity of the working electrode and maximize the activity of the enzyme oxidizing the analyte. .

종래의 바이오센서에는 기판에 특정한 물질을 고정하고, 그에 특이적으로 결합하는 표적 물질을 결합시킴으로써 표적 물질을 검출 또는 분석하는 다양한 바이오센서들이 널리 알려져 있었다. 특히, 이러한 바이오센서 중에서도 효소 (enzyme)를 사용하여 효소-기질 간의 전기화학적 반응으로부터 야기되는 전기적 신호를 검출하기 위한 여러 가지 효소전극센서들이 알려져 있으며, 이는 혈중 포도당 농도 및 혈중 콜레스테롤 농도와 같은 수치들을 비교적 정밀하게 측정하는 것을 가능하게 한다.In the conventional biosensors, various biosensors are widely known for detecting or analyzing a target substance by fixing a specific substance to a substrate and binding a target substance specifically binding thereto. In particular, among these biosensors, various enzyme electrode sensors are known for detecting electrical signals resulting from enzyme-substrate electrochemical reactions using enzymes. It makes it possible to measure relatively precisely.

특히, 효소전극센서들 중 혈중 포도당 농도를 측정하기 위한 바이오센서에 대한 연구가 광범위하게 수행되고 있으며, 이는 하기와 같은 원리에 의해서 혈중 포도당 농도를 측정하게 된다. 즉, 작업전극 상에 포도당을 산화시킬 수 있는 효소인 글루코오스 산화효소 (glucose oxidase)를 고정시키고, 상기 글루코오스 산화효소는 측정 시료 중의 포도당을 글루콘산 (gluconic acid)으로 전환시키면서 그 자신은 환원형 글루코오스 산화효소로 변화하게 된다. 상기 환원된 글루코오스 산화효소는 다시 산소와 반응하여 과산화수소를 발생시키거나 또는 전자전달 매개체를 환원형으로 전환시키게 되는데, 이러한 과산화수소 또는 환원형 전자전달 매개체의 재산화 과정에서 측정되는 산화 전류 등을 측정함으로써 혈중 포도당 농도를 측정할 수 있게 된다. 예를 들어, 이러한 산화 전류의 발생을 야기하는 2가지 반응들을 하기 반응식 1 및 2에 나타내었다.In particular, researches on biosensors for measuring blood glucose concentrations in enzyme electrode sensors have been extensively performed, which measures blood glucose concentrations based on the following principles. That is, glucose oxidase, an enzyme capable of oxidizing glucose, is immobilized on a working electrode, and the glucose oxidase converts glucose in the measurement sample into gluconic acid, while reducing glucose itself. It turns into oxidase. The reduced glucose oxidase again reacts with oxygen to generate hydrogen peroxide or to convert the electron transfer mediator to a reduced type, by measuring the oxidation current measured during the reoxidation of the hydrogen peroxide or the reduced electron transfer mediator. Blood glucose levels can be measured. For example, two reactions that result in the generation of this oxidation current are shown in Schemes 1 and 2 below.

H2O2 → O2 + 2H+ + 2e- H 2 O 2 → O 2 + 2H + + 2e -

전자전달 매개체 (환원형) → 전자전달 매개체 (산화형) + e- E + electron transfer mediator (reduced form) → electron transfer mediator (oxidation)

미국특허 제5,437,999호 "Electrochemical Sensor"는 PCB 산업에서 통상적으로 사용되는 기술을 전기화학적 바이오센서 테스트 스트립에 적합하도록 새롭게 응용하여, 정밀하게 정의된 전극 영역을 가지는 전기화학적 바이오센서 테스트 스트립을 개시하고 있으며, 상기 전기화학적 바이오센서 테스트 스트립은 매우 적은 시료 양으로도 매우 정확한 전기화학적 측정을 수행할 수 있다. 또한, 미국특허 제5,540,828호, 대한민국 공개특허공보 제2001-64276호 및 제2001-49234호 등에서 이 러한 전기화학적 작동원리에 기초한 다양한 바이오센서들을 개시하고 있다.US Patent No. 5,437,999 "Electrochemical Sensor" discloses an electrochemical biosensor test strip with a precisely defined electrode region, applying a new application commonly used in the PCB industry to an electrochemical biosensor test strip. The electrochemical biosensor test strip can perform highly accurate electrochemical measurements with very low sample amounts. In addition, US Pat. No. 5,540,828, Republic of Korea Patent Publication No. 2001-64276 and 2001-49234, etc. disclose a variety of biosensors based on this electrochemical operation principle.

상기와 같은 기존의 바이오센서들은 스퍼터링 (sputtering) 방법에 의해서 전극을 대량 제작하거나, 제조 비용의 절감을 위해서 스크린 프린팅 방법으로 전극을 제작하게 되며, 효소 고정을 위한 방법으로는 효소와 반응 보조 물질들을 혼합한 혼합물을 인쇄된 전극 표면에 코팅하는 방법을 사용하고 있다. 그러나, 전극 제작에 있어서 스퍼터링 방법을 사용하게 되면 제조 과정 중 원재료의 소모가 과다하여 많은 제조 비용이 소모된다는 문제점이 있으며, 스크린 프린팅 방법의 경우에도 제조 단가는 비교적 저렴하지만 감도가 매우 낮아서 저농도의 검출 물질에 대한 바이오센서로 적용되기에는 한계점을 지니고 있었다.Conventional biosensors, such as a large number of electrodes by sputtering (sputtering) method, or to produce the electrode by screen printing method to reduce the manufacturing cost, enzyme and reaction aids for enzyme fixation method The method of coating the mixed mixture on the printed electrode surface is used. However, when the sputtering method is used in electrode manufacturing, there is a problem in that a lot of manufacturing costs are consumed due to excessive consumption of raw materials during the manufacturing process. Even in the case of screen printing, the manufacturing cost is relatively low, but the sensitivity is low, so the detection of low concentration It had limitations to be applied as a biosensor for materials.

따라서, 본 발명은 상기 종래기술의 문제점을 해결하고자, 스크린 프린팅 방법에 의해서 제작하더라도 작업전극의 검출 대상 물질에 대한 감도를 획기적으로 향상시킬 수 있고, 검출 대상 물질을 산화시키는 효소의 활성을 극대화할 수 있는 바이오센서 및 그 제조방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.Therefore, in order to solve the problems of the prior art, even if manufactured by the screen printing method, it is possible to significantly improve the sensitivity of the working electrode to the detection target material, and maximize the activity of the enzyme to oxidize the detection target material. An object of the present invention is to provide a biosensor and a method of manufacturing the same.

본 발명은 상기 기술적 과제를 달성하기 위한 일 태양에서,The present invention in one aspect for achieving the above technical problem,

기판;Board;

효소 반응이 발생되는 작업전극 및 상기 작업전극과의 전기적 출력 차이를 검출하기 위한 상대전극을 포함하는 검출부;A detector including a working electrode for generating an enzyme reaction and a counter electrode for detecting a difference in electrical output from the working electrode;

상기 검출부로부터의 전기적 신호를 전달하기 위한 접속부; 및A connection unit for transmitting an electrical signal from the detection unit; And

상기 검출부와 상기 접속부를 전기적으로 절연하는 절연부An insulator electrically insulating the detector from the detector

를 포함하는 전기화학적 바이오센서로서,As an electrochemical biosensor comprising:

상기 상대전극은, 도선층, 상기 도선층 상에 형성된 카본 전극층 및 상기 카본 전극층 상에 형성된 효소 반응 보조 물질층을 포함하며,The counter electrode includes a conductive layer, a carbon electrode layer formed on the conductive layer, and an enzymatic reaction auxiliary material layer formed on the carbon electrode layer.

상기 작업전극은, 도선층, 상기 도선층 상에 형성된 카본 전극층, 상기 카본 전극층 상에 형성되고 탄소나노튜브를 포함하는 효소 반응 물질층 및 상기 효소 반응 물질층 상에 형성된 효소 반응 보조 물질층을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오센서를 제공한다.The working electrode includes a wire layer, a carbon electrode layer formed on the wire layer, an enzyme reaction material layer formed on the carbon electrode layer and including carbon nanotubes, and an enzyme reaction auxiliary material layer formed on the enzyme reaction material layer. It provides a biosensor characterized in that.

본 발명의 바람직한 일 구현예에 따르면, 상기 탄소나노튜브는 카르복실 관능기를 갖는다.According to a preferred embodiment of the present invention, the carbon nanotubes have a carboxyl functional group.

본 발명의 바람직한 다른 구현예에 따르면, 상기 효소 반응 물질층은 페리시안 화합물 (ferricyanide) 및 글루코오스 산화효소 (glucose oxidase)를 포함한다.According to another preferred embodiment of the present invention, the enzyme reaction material layer comprises a ferricyanide and glucose oxidase.

또한, 본 발명의 바람직한 또 다른 구현예에 따르면, 상기 효소 반응 보조 물질층은 히드록시에틸셀룰로오스, 잔탄검, 메트로오스 및 카르복시메틸셀룰로오스로 이루어진 군으로부터 선택된 적어도 하나의 증점제를 포함한다.In addition, according to another preferred embodiment of the present invention, the enzyme reaction auxiliary material layer includes at least one thickener selected from the group consisting of hydroxyethyl cellulose, xanthan gum, metroose and carboxymethyl cellulose.

본 발명은 상기 기술적 과제를 달성하기 위한 다른 태양에서,In another aspect of the present invention,

(a) 기판 상에 한 쌍의 도선층을 패터닝하고, 상기 도선층의 각 말단부 상에 카본 잉크를 도포 및 건조하는 단계;(a) patterning a pair of conductive layers on a substrate, and applying and drying carbon ink on each end of the conductive layer;

(b) 상기 도선층 및 카본 잉크 도포층 상에 절연성 잉크를 부분 도포 및 건조시킴으로써 한 쌍의 접속부 및 한 쌍의 카본 잉크 도포부를 형성하는 단계;(b) forming a pair of connecting portions and a pair of carbon ink applying portions by partially applying and drying insulating ink on the conductive layer and the carbon ink applying layer;

(c) 상기 카본 잉크 도포부 중 어느 하나에 탄소나노튜브를 포함하는 효소 반응 물질을 포함하는 효소 반응 용액을 도포 및 건조하는 단계; 및(c) applying and drying an enzyme reaction solution including an enzyme reaction material including carbon nanotubes to any one of the carbon ink coating parts; And

(d) 상기 (b) 및 (c) 단계를 거친 카본 잉크 도포부에 효소 반응 보조 물질을 포함하는 효소 반응 보조 용액을 도포 및 건조함으로써, 각각 상대전극 및 작업전극을 형성하는 단계를 포함하는 바이오센서의 제조방법을 제공한다.(d) applying a bio-enzyme reaction solution containing an enzyme reaction aid to the carbon ink coating part subjected to the steps (b) and (c) and drying the bioreactor to form a counter electrode and a working electrode, respectively. It provides a method for manufacturing a sensor.

본 발명의 바람직한 일 구현예에 따르면, 상기 탄소나노튜브는 산 처리에 의하여 카르복실 관능기를 갖는다.According to a preferred embodiment of the present invention, the carbon nanotubes have a carboxyl functional group by acid treatment.

본 발명의 바람직한 다른 구현예에 따르면, 상기 효소 반응 용액은 인산 칼륨 완충용액, 페리시안 화합물 (ferricyanide) 및 글루코오스 산화효소 (glucose oxidase)를 포함한다.According to another preferred embodiment of the present invention, the enzyme reaction solution comprises potassium phosphate buffer, ferricyanide and glucose oxidase.

본 발명의 바람직한 다른 구현예에 따르면, 상기 효소 반응 보조 용액은 인산 칼륨 완충용액, 및 히드록시에틸셀룰로오스, 잔탄검, 메트로오스 및 카르복시메틸셀룰로오스로 이루어진 군으로부터 선택된 적어도 하나의 증점제를 포함한다.According to another preferred embodiment of the present invention, the enzyme reaction auxiliary solution comprises a potassium phosphate buffer solution and at least one thickener selected from the group consisting of hydroxyethyl cellulose, xanthan gum, metroose and carboxymethyl cellulose.

또한, 본 발명의 바람직한 또 다른 구현예에 따르면, 상기 산 처리는 탄소나노튜브 분말을 pH 1.5 내지 2.5의, 질산, 황산 또는 이들의 혼합용액을 사용하여, 90℃ 내지 120℃의 온도로, 12 내지 24시간 동안 수행된다.In addition, according to another preferred embodiment of the present invention, the acid treatment using carbon nanotube powder of pH 1.5 to 2.5, nitric acid, sulfuric acid or a mixed solution thereof, at a temperature of 90 ℃ to 120 ℃, 12 To 24 hours.

이하, 도면 및 실시예를 참조하여 본 발명을 더욱 상세하게 설명하기로 한다.Hereinafter, with reference to the drawings and embodiments will be described the present invention in more detail.

본 발명은 종래 바이오센서들의 감도 저하 문제 및 이로 인한 저농도 검출 물질의 검출 불가 문제를 해결하기 위해서, 작업전극의 감도 향상 및 분석물질을 산화시키는 효소의 활성을 극대화하기 위한 탄소나노튜브를 채용한 작업전극을 사용한다.The present invention is to employ the carbon nanotubes for maximizing the sensitivity of the working electrode and maximizing the activity of the enzyme oxidizing the analyte in order to solve the problem of lowering the sensitivity of the conventional biosensors and the inability to detect the low concentration of the detection material Use an electrode.

구체적으로, 본 발명의 일 태양에 따르면,Specifically, according to one aspect of the present invention,

기판; 효소 반응이 발생되는 작업전극 및 상기 작업전극과의 전기적 출력 차이를 검출하기 위한 상대전극을 포함하는 검출부; 상기 검출부로부터의 전기적 신호를 전달하기 위한 접속부; 및 상기 검출부와 상기 접속부를 전기적으로 절연하는 절연부를 포함하는 전기화학적 바이오센서로서,Board; A detector including a working electrode for generating an enzyme reaction and a counter electrode for detecting a difference in electrical output from the working electrode; A connection unit for transmitting an electrical signal from the detection unit; And an insulating part electrically insulating the detection part from the connection part.

상기 상대전극은, 도선층, 상기 도선층 상에 형성된 카본 전극층 및 상기 카본 전극층 상에 형성된 효소 반응 보조 물질층을 포함하며, 상기 작업전극은, 도선층, 상기 도선층 상에 형성된 카본 전극층, 상기 카본 전극층 상에 형성되고 탄소나노튜브를 포함하는 효소 반응 물질층 및 상기 효소 반응 물질층 상에 형성된 효소 반응 보조 물질층을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오센서가 제공된다.The counter electrode includes a conductive layer, a carbon electrode layer formed on the conductive layer, and an enzymatic reaction auxiliary material layer formed on the carbon electrode layer, wherein the working electrode includes: a conductive layer, a carbon electrode layer formed on the conductive layer, and Provided is a biosensor comprising an enzyme reaction material layer formed on a carbon electrode layer and including carbon nanotubes, and an enzyme reaction auxiliary material layer formed on the enzyme reaction material layer.

도 1에는 본 발명에 따른 바이오센서에 대한 평면도가 도시되어 있다. 도 1을 참조하면, 본 발명에 따른 바이오센서는 기판 (100), 검출부 (110), 접속부 (120) 및 절연부 (130)를 포함한다.1 is a plan view of a biosensor according to the present invention. Referring to FIG. 1, a biosensor according to the present invention includes a substrate 100, a detection unit 110, a connection unit 120, and an insulation unit 130.

본 발명에서 사용하는 기판은 절연성 재료로 제작될 수 있으며, 이러한 절연성 재료로는 전기화학적 바이오센서를 동시에 대량으로 제조하기 위한 롤 방법(roll processing) 등의 제조방법에 적합한 유연성과 지지체로서의 강성을 지니 는 것이면 어느 것이든 가능하다. 이에 대한 비제한적인 예로는, 폴리에스테르 (polyester), 폴리카보네이트 (polycarbonate), 폴리스틸렌 (polystylene), 폴리이미드 (polyimide), 폴리비닐클로라이드 (polyvinylchloride), 폴리에틸렌 (polyethylene), 폴리에틸렌테레프탈레이트 (polyethylenetelephthalate) 등의 고분자화합물을 들 수 있다.The substrate used in the present invention may be made of an insulating material, which has flexibility and rigidity as a support suitable for a manufacturing method such as a roll processing for producing a large amount of electrochemical biosensors at the same time. Anything is possible. Non-limiting examples thereof include polyester, polycarbonate, polystyrene, polyimide, polyvinylchloride, polyethylene, polyethylene terephthalate, and the like. And a high molecular compound.

상기 기판 (100) 상에는 검출부 (110), 접속부 (120) 및 절연부 (130)가 형성되며, 상기 검출부는 검출 대상이 되는 물질과의 효소 반응을 수행하는 작업전극 (111) 및 상기 작업전극과의 전기적 출력 차이를 검출하는 상대전극 (112)을 포함한다. 도 2a 및 2b에는 각각 상기 작업전극 (111) 및 상대전극 (112)에 대한 단면도를 도시하였다.The detection unit 110, the connection unit 120, and the insulating unit 130 are formed on the substrate 100, and the detection unit includes the working electrode 111 and the working electrode which perform an enzymatic reaction with a substance to be detected. It includes a counter electrode 112 for detecting the difference in electrical output of the. 2A and 2B illustrate cross-sectional views of the working electrode 111 and the counter electrode 112, respectively.

도 2a를 참조하면, 상기 작업전극 (111)은 도선층 (210), 상기 도선층 상에 형성된 카본 전극층 (220), 상기 카본 전극층 상에 형성되고 탄소나노튜브를 포함하는 효소 반응 물질층 (230) 및 상기 효소 반응 물질층 상에 형성된 효소 반응 보조 물질층 (240)으로 이루어진 4개의 층을 포함하며, 도 2b를 참조하면, 상기 상대전극 (112)은 도선층 (210), 상기 도선층 상에 형성된 카본 전극층 (220) 및 상기 카본 전극층 상에 형성된 효소 반응 보조 물질층 (240)으로 이루어진 3개의 층을 포함한다.Referring to FIG. 2A, the working electrode 111 includes a conductive layer 210, a carbon electrode layer 220 formed on the conductive layer, and an enzymatic reaction material layer 230 formed on the carbon electrode layer and including carbon nanotubes. ) And four layers of an enzymatic reaction auxiliary material layer 240 formed on the enzymatic reaction material layer. Referring to FIG. 2B, the counter electrode 112 includes a conductive layer 210 and an upper portion of the conductive layer. And three layers of a carbon electrode layer 220 formed on the carbon electrode layer and an enzyme reaction auxiliary material layer 240 formed on the carbon electrode layer.

본 발명의 작업전극 (111) 및 상대전극 (112)에 공히 적층되는 도선층 (210)의 재료로는 팔라듐, 백금, 금, 은 등의 희귀금속 (noble metal)을 사용하는 것이 바람직한데, 이는 희귀금속은 전극 표면 영역에 있어 안정성 및 재현성이 우수하고 산화되기 어려운 성질 등, 전기화학적 성질이 우수하기 때문이다. 상기 도선층 (210)의 두께는 기판과의 접착성 및 경제성 등을 고려하여 적절하게 조절될 수 있으며, 대략 100nm 내외의 두께인 것이 바람직하다.It is preferable to use a noble metal such as palladium, platinum, gold or silver as a material of the conductive wire layer 210 which is laminated on the working electrode 111 and the counter electrode 112 of the present invention. Rare metals are excellent in electrochemical properties such as stability and reproducibility and difficult to oxidize in the electrode surface region. The thickness of the conductive layer 210 may be appropriately adjusted in consideration of adhesion to the substrate, economical efficiency, and the like, and is preferably about 100 nm thick.

한편, 상기 접속부 (120)는 상기 절연부 (130)에 의해서 상기 검출부 (110)와 전기적으로 절연되며, 실질적으로 상기 도선층 (210)의 연장 부분이 되므로, 그 재질 및 두께는 상기 도선층 (210)의 경우와 동일하다. 또한, 접속부 (120)와 검출부 (110)를 전기적으로 절연하는 절연부는 절연성 잉크 등을 사용하여 형성될 수 있으며, 이러한 절연성 잉크로는, 당업계에서 통상적으로 사용되는 것인 한 특별히 제한되지 않으며, 예를 들어, Electrodag UV1017 (Acheson 사, UV curing type) 또는 PCD40252 (Metech 사, heat curing type) 등이 사용될 수 있다.On the other hand, the connection part 120 is electrically insulated from the detection part 110 by the insulating part 130, and substantially becomes an extension of the conductive wire layer 210, the material and thickness thereof is the conductive wire layer ( Same as the case of 210). In addition, the insulating portion which electrically insulates the connection portion 120 and the detection portion 110 may be formed using an insulating ink, and the like, and the insulating ink is not particularly limited as long as it is commonly used in the art, For example, Electrodag UV1017 (Acheson, UV curing type) or PCD40252 (Metech, heat curing type) may be used.

상기 도선층 (210)의 상층에 적층되는 카본 전극층 (220)은 작업전극 (111) 및 상대전극 (112)으로부터의 전기적 신호를 전달하기 위해서 도전성이 뛰어난 카본 물질로 이루어진다. 카본 전극층 (220) 역시 도전성, 접착성 및 경제성 등을 고려하여 적당한 두께로 적층된다.The carbon electrode layer 220 stacked on the conductive layer 210 is made of a carbon material having excellent conductivity in order to transmit electrical signals from the working electrode 111 and the counter electrode 112. The carbon electrode layer 220 is also laminated with a suitable thickness in consideration of conductivity, adhesiveness and economic efficiency.

상대전극의 경우, 상기 카본 전극층 (220) 상부에는 효소 반응 보조 물질층 (240)이 형성된다. 상기 효소 반응 보조 물질층 (230)은 고정된 효소의 안정성 확보 (작업전극의 경우) 및 분석 대상이 되는 시료를 전극 표면에 고루 분산시키는 (작업전극 및 상대전극의 경우) 기능을 수행하며, 이러한 기능을 수행하기 위해서 증점제 또는 레벨링제를 포함한다. 바람직하게는, 본 발명에 있어서 상기 증점제는 히드록시에틸셀룰로오스, 잔탄검, 메트로오스 및 카르복시메틸셀룰로오스로 이 루어진 군으로부터 선택된 적어도 하나의 증점제이다.In the case of the counter electrode, an enzyme reaction auxiliary material layer 240 is formed on the carbon electrode layer 220. The enzyme reaction auxiliary material layer 230 functions to secure stability of the immobilized enzyme (for the working electrode) and to evenly disperse the sample to be analyzed on the electrode surface (for the working electrode and the counter electrode). Thickeners or leveling agents to carry out the function. Preferably, the thickener in the present invention is at least one thickener selected from the group consisting of hydroxyethyl cellulose, xanthan gum, metroose and carboxymethyl cellulose.

작업전극 (111)의 경우에는, 상기 카본 전극층 (220) 상부에 효소 반응 물질층이 형성되고, 그 위에 효소 반응 보조 물질층이 형성된다. 본 발명에 따른 효소 반응 물질층은 검출 대상이 되는 시료와 반응하는 효소, 산화환원반응 매개체 및 탄소나노튜브를 포함한다.In the case of the working electrode 111, an enzyme reaction material layer is formed on the carbon electrode layer 220, and an enzyme reaction auxiliary material layer is formed thereon. The enzyme reactant layer according to the present invention includes an enzyme, a redox mediator, and carbon nanotubes that react with a sample to be detected.

사용되는 효소는 검출하고자 하는 시료에 따라 다양하게 선택될 수 있으며, 예를 들어 글루코오스 산화효소, 젖산 산화효소, 알코올 산화효소, 콜레스테롤 산화 효소 등을 검출하고자 하는 시료에 따라 적절히 사용할 수 있다. 특히, 혈중 포도당 또는 글루코오스를 검출하고자 하는 경우에는 글루코오스 산화효소 (glucose oxidase)가 사용될 수 있다. 또한, 사용되는 산화환원반응 매개체로는 칼륨 페리시아나이드 (potassium ferricyanide)와 같은 페리시안 화합물, 이미다졸 오스뮴 매개체 (immidazole osmium mediator) 등의 다양한 물질들이 사용될 수 있다.The enzyme to be used may be variously selected according to a sample to be detected, and for example, it may be appropriately used according to a sample to detect glucose oxidase, lactic acid oxidase, alcohol oxidase, cholesterol oxidase and the like. In particular, glucose oxidase may be used to detect glucose or glucose in the blood. In addition, various redox mediators such as ferricyanide compounds such as potassium ferricyanide, immidazole osmium mediators, and the like may be used.

특히, 본 발명에 따른 바이오센서는 효소 반응 물질층에 탄소나노튜브를 포함시킴으로써, 상술한 바와 같은 검출 대상 물질에 대한 감도 향상 및 검출 대상 물질을 산화시키는 효소의 활성 극대화를 도모할 수 있다. 이는 첨가된 탄소나노튜브가 효소를 보다 안정적으로 고정하며, 효소 반응 결과물로서 생성된 전자 전달의 속도를 증가시키기 때문에 야기되는 효과인 것으로 판단된다.In particular, in the biosensor according to the present invention, carbon nanotubes are included in the enzyme reaction material layer, thereby improving sensitivity to the above-described detection target material and maximizing the activity of the enzyme oxidizing the detection target material. This is believed to be an effect caused by the added carbon nanotubes to fix the enzyme more stably and increase the rate of electron transfer generated as a result of the enzyme reaction.

이러한 효과를 극대화하기 위해서, 첨가되는 탄소나노튜브는 화학적 처리에 의해서 카르복실 관능기를 갖는 것이 바람직하다. 도 3에는 화학적 처리에 의해서 카르복실 관능기를 갖게 되는 탄소나노튜브의 개략적인 모형도를 도시하였다.In order to maximize this effect, the added carbon nanotubes preferably have a carboxyl functional group by chemical treatment. 3 shows a schematic model diagram of carbon nanotubes having a carboxyl functional group by chemical treatment.

탄소나노튜브에 대한 화학적 처리는, 후술하는 바와 같이, 탄소나노튜브 분말에 다양한 산 용액을 처리하여 줌으로써 수행될 수 있으며, 이러한 화학적 처리의 결과로 카르복실 관능기를 갖는 탄소나노튜브가 유도될 수 있다.Chemical treatment of the carbon nanotubes, as described below, may be carried out by treating the carbon nanotube powder with various acid solutions, and as a result of the chemical treatment, carbon nanotubes having a carboxyl functional group may be induced. .

한편, 본 발명에 따른 바이오센서를 사용하여 시료 중 검출하고자 하는 분석물질의 농도를 측정하는 원리는, 혈액 시료에서 글루코오스를 검출하고, 효소로서 글루코오스 산화효소를 사용하며, 산화환원 매개물로서 칼륨 페리시아나이드를 사용하는 경우를 예로 들면 다음과 같다. 즉, 글루코오스는 산화되고 페리시아나이드는 페로시아나이드로 환원되며, 이때, 글루코오스 산화효소가 이러한 반응의 촉매로 작용한다. 일정 반응 시간 후에, 전력원에 의하여 전압을 접속부 (120)에 걸어주면, 페로시아나이드의 재산화에 기인한 전자 전이에 의하여 전류가 발생한다.On the other hand, the principle of measuring the concentration of the analyte to be detected in the sample using the biosensor according to the present invention is to detect glucose in the blood sample, using glucose oxidase as enzyme, potassium ferric acid as redox mediator An example of using an amide is as follows. That is, glucose is oxidized and ferricyanide is reduced to ferrocyanide, where glucose oxidase acts as a catalyst for this reaction. After a certain reaction time, when a voltage is applied to the connecting portion 120 by a power source, current is generated by an electron transition due to the reoxidation of ferrocyanide.

상기와 같은 방법으로 측정된 전류는 바이오센서의 검출부 (110) 및 접속부 (120)를 통하여, 별도의 측정기로 보내어지고, 이어서 상기 측정기 내에 저장된 알고리즘을 적용함으로써 전류값을 시료에서의 분석물의 농도와 관련시킬 수 있다.The current measured by the above method is sent to a separate measuring device through the detecting unit 110 and the connecting unit 120 of the biosensor, and then the current value is applied to the concentration of the analyte in the sample by applying an algorithm stored in the measuring unit. Can be related.

한편, 본 발명의 다른 태양에 따르면,On the other hand, according to another aspect of the present invention,

(a) 기판 상에 한 쌍의 도선층을 패터닝하고, 상기 도선층의 각 말단부 상에 카본 잉크를 도포 및 건조하는 단계; (b) 상기 도선층 및 카본 잉크 도포층 상에 절연성 잉크를 부분 도포 및 건조시킴으로써 한 쌍의 접속부 및 한 쌍의 카본 잉크 도포부를 형성하는 단계; (c) 상기 카본 잉크 도포부 중 어느 하나에 탄소나노튜브를 포함하는 효소 반응 물질을 포함하는 효소 반응 용액을 도포 및 건조하는 단계; 및 (d) 상기 (b) 및 (c) 단계를 거친 카본 잉크 도포부에 효소 반응 보조 물질을 포함하는 효소 반응 보조 용액을 도포 및 건조함으로써, 각각 상대전극 및 작업전극을 형성하는 단계를 포함하는 바이오센서의 제조방법이 제공된다.(a) patterning a pair of conductive layers on a substrate, and applying and drying carbon ink on each end of the conductive layer; (b) forming a pair of connecting portions and a pair of carbon ink applying portions by partially applying and drying insulating ink on the conductive layer and the carbon ink applying layer; (c) applying and drying an enzyme reaction solution including an enzyme reaction material including carbon nanotubes to any one of the carbon ink coating parts; And (d) applying and drying the enzyme reaction aid solution including the enzyme reaction aid material to the carbon ink coating part subjected to the steps (b) and (c), thereby forming a counter electrode and a working electrode, respectively. Provided is a method of manufacturing a biosensor.

도 4a 내지 4e에는 본 발명에 따른 바이오센서의 제조방법에 대한 개략적인 공정도를 도시하였다.4a to 4e show a schematic process diagram of a method of manufacturing a biosensor according to the present invention.

도 4a 내지 4e에 따르면, 먼저 기판 상에 한 쌍의 도선층 (410)을 패터닝하고 (4a), 상기 도선층의 각 말단부 상에 카본 잉크를 도포 및 건조하여 카본 잉크 도포부 (420)를 형성하는 단계 (4b)가 수행된다. 이때, 상기 도선층 (410) 및 카본 잉크에 대한 사항들은 전술한 바와 같다.According to FIGS. 4A to 4E, first, a pair of conductive layer 410 is patterned on a substrate (4a), and carbon ink is applied and dried on each end of the conductive layer to form a carbon ink coating portion 420. Step 4b is performed. In this case, details of the conductive layer 410 and the carbon ink are as described above.

다음으로, 상기 도선층 (410) 및 카본 잉크 도포층 (420) 상에 절연성 잉크 (430)를 부분 도포 및 건조시킴으로써 한 쌍의 접속부 (440) 및 한 쌍의 카본 잉크 도포부 (420)를 형성하는 단계 (4c)가 수행된다. 절연성 잉크의 예는 전술한 바와 같다.Next, the pair of connection portions 440 and the pair of carbon ink coating portions 420 are formed by partially applying and drying the insulating ink 430 on the conductive layer 410 and the carbon ink coating layer 420. Step 4c is performed. Examples of the insulating ink are as described above.

이어서, 도전성 카본 잉크 도포부 (420) 상에 효소 반응 용액 및/또는 효소 반응 보조 용액을 도포 및 건조시킴으로써 상대전극 (450) 및 작업전극 (460)을 형성하는 단계가 수행되는데, 여기에서 작업전극 (460)에 대해서는 효소 반응 용액의 도포 (4d) 및 효소 반응 보조 용액의 도포 (4e)라는 2 단계 공정이 수행되고, 상대전극 (450)에 대해서는 효소 반응 보조 용액의 도포 (4e)라는 1 단계 공정만이 수행된다.Subsequently, the step of forming the counter electrode 450 and the working electrode 460 by applying and drying the enzyme reaction solution and / or the enzyme reaction auxiliary solution on the conductive carbon ink coating part 420, wherein the working electrode is performed. In step 460, a two-step process is performed: application of the enzyme reaction solution (4d) and application of the enzyme reaction auxiliary solution (4e), and for the counter electrode 450, one step called application of the enzyme reaction auxiliary solution (4e). Only the process is carried out.

도 5에는 이러한 2 단계 공정에 의해서 작업전극을 제조하는 것에 대한 개략 적인 모식도가 도시되어 있다. 도 5를 참조하면, 효소 (510), 탄소나노튜브 (520) 및 산화환원반응 매개체 (530)를 완충용액 중에서 혼합하여 효소 반응 용액을 제조한 다음 카본 잉크 도포부 (540) 상에 코팅하고, 이어서 증점제 및 계면활성제를 완충용액 중에서 혼합하여 효소 반응 보조 용액 (550)을 제조한 다음, 그 위에 코팅함으로써 작업전극을 제조할 수 있게 된다.FIG. 5 shows a schematic diagram of manufacturing the working electrode by this two-step process. Referring to FIG. 5, the enzyme 510, the carbon nanotubes 520, and the redox mediator 530 are mixed in a buffer to prepare an enzyme reaction solution, and then coated on the carbon ink coating part 540. Subsequently, a thickening agent and a surfactant are mixed in a buffer to prepare an enzyme reaction auxiliary solution 550, and then coated thereon, thereby preparing a working electrode.

이때, 효소 반응 용액은 검출 대상이 되는 시료와 반응하는 효소, 산화환원반응 매개체 및 탄소나노튜브를 인산 칼륨 완충용액과 같은 완충용액 중에서 혼합함으로써 제조될 수 있고, 효소, 산화환원반응 매개체 및 탄소나노튜브에 대한 사항은 전술한 바와 같다.In this case, the enzyme reaction solution may be prepared by mixing an enzyme, a redox mediator and a carbon nanotube reacting with a sample to be detected in a buffer solution such as potassium phosphate buffer, and an enzyme, a redox mediator and a carbon nano Details regarding the tube are as described above.

상기 효소 반응 용액을 제조하는 방법은 특별히 제한되는 것은 아니며, 예를 들어, K3[Fe(CN)6] 0.78g/100ml 농도의 산화환원반응 매개체 용액을 제조한 후 이중 일정량을 취하여 1unit/1㎕의 글루코스 산화효소 농도가 되도록 제조한 다음, 10 mg의 탄소 나노튜브를 0.5중량%의 나피온 용액 1ml와 혼합한 서스펜션 용액과 1:1의 비율로 혼합하여 제조할 수 있다.The method of preparing the enzyme reaction solution is not particularly limited, and for example, K 3 [Fe (CN) 6 ] 0.78g / 100ml concentration of a redox mediator solution is prepared, and then a constant amount of 1 unit / 1 is taken. After preparing to a concentration of glucose oxidase of 10 μl, 10 mg of carbon nanotubes may be prepared by mixing in a ratio of 1: 1 with a suspension solution mixed with 1 ml of 0.5% Nafion solution.

한편, 상대전극을 제조하기 위한 효소 반응 보조 용액은, 히드록시에틸셀룰로오스, 잔탄검, 메트로오스 및 카르복시메틸셀룰로오스로 이루어진 군으로부터 선택된 적어도 하나의 증점제 및 Triton X-100과 같은 계면활성제를 인산 칼륨 완충용액과 같은 완충용액 중에서 혼합시킴으로써 제조될 수 있다. 상기 효소 반응 보조 용액의 제조방법 역시 특별히 제한되는 것은 아니며, 예를 들어 하이드록시에틸 셀룰로오스(Natrasol) 0.03g과 Triton X-100 20㎕를 100ml의 인산 칼륨 완충용액하에서 혼합하여 제조할 수 있다.On the other hand, the enzyme reaction auxiliary solution for preparing a counter electrode, at least one thickener selected from the group consisting of hydroxyethyl cellulose, xanthan gum, metroose and carboxymethyl cellulose and a surfactant such as Triton X-100 buffered potassium phosphate It can be prepared by mixing in a buffer such as a solution. The method for preparing the enzyme reaction co-solution is also not particularly limited. For example, 0.03 g of hydroxyethyl cellulose (Natrasol) and 20 μl of Triton X-100 may be mixed under 100 ml of potassium phosphate buffer.

상술한 바와 같이, 본 발명에 따른 바이오센서의 작업전극에는 탄소나노튜브가 포함되며, 이러한 탄소나노튜브는 산 처리에 의하여 카르복실 관능기를 갖는 것이 바람직하다.As described above, the working electrode of the biosensor according to the present invention includes carbon nanotubes, and the carbon nanotubes preferably have a carboxyl functional group by acid treatment.

상기 탄소나노튜브에 대한 산 처리는 탄소나노튜브 분말을 pH 1.5 내지 2.5의, 질산, 황산 또는 이들의 혼합용액을 사용하여 수행될 수 있으며, 처리온도 및 처리시간은 90℃ 내지 120℃ 및 12 내지 24시간인 것이 바람직하다. 처리온도가 90℃미만이거나 처리시간이 12시간 미만인 때에는 탄소나노튜브 분말의 산화가 제대로 이루어지지 않을 염려가 있고, 처리온도가 120℃를 초과하거나 처리시간이 24시간을 초과하는 때에는 공정효율 면에서 바람직하지 않다.The acid treatment for the carbon nanotubes may be carried out using carbon nanotube powder of pH 1.5 to 2.5, nitric acid, sulfuric acid or a mixture thereof, and the treatment temperature and treatment time are 90 ℃ to 120 ℃ and 12 to It is preferable that it is 24 hours. If the treatment temperature is less than 90 ℃ or the treatment time is less than 12 hours, the carbon nanotube powder may not be oxidized properly. If the treatment temperature exceeds 120 ℃ or the treatment time exceeds 24 hours, Not desirable

본 발명에 따른 바이오센서는 혈당 측정, 콜레스테롤 측정 등을 위한 다양한 바이오센서로서 사용될 수 있으며, 영구용 및 일회용 바이오센서로서 다양하게 응용가능하다.Biosensor according to the present invention can be used as a variety of biosensors for blood glucose measurement, cholesterol measurement, etc., it is possible to various applications as a permanent and disposable biosensor.

이하 본 발명을 실시예를 통하여 보다 구체적으로 설명한다. 그러나, 이들 실시예는 본 발명을 예시적으로 설명하기 위한 것으로 본 발명의 범위가 이들 실시예에 한정되는 것은 아니다.Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to Examples. However, these examples are for illustrative purposes only and the scope of the present invention is not limited to these examples.

실시예 1Example 1

본 발명에 따른 바이오센서의 제작Fabrication of the biosensor according to the present invention

125㎛의 두께를 가지며, 10mm×20mm의 크기를 갖는 폴리에틸렌테레프탈레이트 (polyethylenetelephthalate) 재질의 기판 상에 15㎛의 두께 및 1mm의 폭으로 한쌍의 Ag 도선층을 스크린 프린팅 방법에 의해서 패터닝하였다. 상기 도선층의 말단부에 카본 잉크 (Electrodag PF-407C, Acheson사 제조)를 25㎛의 두께로 도포한 후, 100℃에서 1시간 동안 건조시켜서 카본 잉크 도포층을 형성하였다.A pair of Ag conductor layers having a thickness of 15 μm and a width of 1 mm were patterned by a screen printing method on a substrate made of polyethylene terephthalate having a thickness of 125 μm and having a size of 10 mm × 20 mm. Carbon ink (Electrodag PF-407C, manufactured by Acheson) was applied to the terminal portion of the conductive layer at a thickness of 25 μm, and dried at 100 ° C. for 1 hour to form a carbon ink coating layer.

이어서, 마스크를 사용하여 상기 도선층 및 상기 카본 잉크 도포층 상에 절연성 잉크로서 PCD40252 (Metech 사, heat curing type)를 50㎛의 두께로 부분 도포한 다음 건조시킴으로써 한 쌍의 접속부 및 한 쌍의 카본 잉크 도포부를 형성하였다.Subsequently, a mask was used to partially apply PCD40252 (Metal curing type, Metech, Inc.) as an insulating ink on the conductive layer and the carbon ink coating layer to a thickness of 50 µm, and then dried to thereby provide a pair of connections and a pair of carbon. An ink application part was formed.

한편, 글루코오스 산화효소(250,000 unit/g:시그마사 제조) 3.2mg을 100ml의 인산 칼륨 완충용액에 용해시켰다. 다음으로, 탄소나노튜브(일진나노텍)를 pH 2의 HNO3 및 H2SO4 혼합용액으로, 100 ℃에서 24시간 동안 처리함으로써 카르복실 관능기를 갖는 탄소나노튜브 100mg을 제조하고, 이중 10mg의 탄소나노튜브를 1ml의 나피온 0.5중량% 수용액(Aldrich사 제조)에 혼합하여 서스펜젼 용액을 제조하였다. 다음으로, 상기 글루코오스 산화효소 용액 1ml를 인산 칼륨 완충용액에 칼륨 페리시아나이드 0.78g/100ml가 용해되어 있는 용액 1ml와 혼합하여 글루코오스 산화효소가 1unit/1㎕의 농도가 되도록 제조한 후 이중 1ml를 취하여 상기 탄소나노튜브 서스펜젼 용액 1ml와 혼합하고 교반시킴으로써 효소 반응 용액을 제조하였다.On the other hand, 3.2 mg of glucose oxidase (250,000 unit / g: manufactured by Sigma Co., Ltd.) was dissolved in 100 ml of potassium phosphate buffer. Next, carbon nanotubes (ILJIN Nanotech) were added to HNO 3 at pH 2. And 100 mg of carbon nanotubes having carboxyl functionalities by treatment with H 2 SO 4 mixed solution at 100 ° C. for 24 hours, of which 10 mg of carbon nanotubes were dissolved in 1 ml of Nafion 0.5% by weight (produced by Aldrich). Was mixed to prepare a suspension solution. Next, 1 ml of the glucose oxidase solution is mixed with 1 ml of a solution in which 0.78 g / 100 ml of potassium ferricyanide is dissolved in a potassium phosphate buffer solution to prepare a glucose oxidase at a concentration of 1 unit / 1 μl, of which 1 ml is added. The enzyme reaction solution was prepared by mixing and stirring with 1 ml of the carbon nanotube suspension solution.

또 다른 한편으로, Natrasol (Aqualon) 0.03g 및 Triton X-100 20㎕를 100mL 의 인산 칼륨 완충용액 중에서 교반시킴으로써 효소 반응 보조 용액을 제조하였다. On the other hand, enzymatic reaction aid solution was prepared by stirring 0.03 g of Natrasol (Aqualon) and 20 μl of Triton X-100 in 100 mL of potassium phosphate buffer.

상기 제조된 효소 반응 용액 2㎕를 상기 카본 잉크 도포부 중 어느 하나에 도포한 후, 40℃에서 1시간 동안 건조시켰다. 마지막으로, 상기 제조된 효소 반응 보조 용액 2㎕를 양 전극 모두에 도포한 후, 40℃에서 1시간 동안 건조시킴으로써 각각 상대전극 및 작업전극을 갖는, 본 발명에 따른 바이오센서를 제조하였다.2 μl of the prepared enzyme reaction solution was applied to any one of the carbon ink coating parts, and then dried at 40 ° C. for 1 hour. Finally, 2 μl of the prepared enzyme reaction auxiliary solution was applied to both electrodes, and then dried at 40 ° C. for 1 hour to prepare a biosensor according to the present invention, each having a counter electrode and a working electrode.

비교예 1Comparative Example 1

종래기술에 따른 바이오센서의 제작Fabrication of biosensors according to the prior art

효소 반응 용액 중에 카본나노튜브를 포함시키지 않았다는 점을 제외하고는, 실시예 1과 동일한 방법으로 종래기술에 따른 바이오센서를 제작하였다.A biosensor according to the prior art was manufactured in the same manner as in Example 1, except that carbon nanotubes were not included in the enzyme reaction solution.

실험예 1Experimental Example 1

감도비교Sensitivity comparison

상기 실시예 1에 따른 바이오센서 및 비교예 1에 따른 바이오센서의 글루코오스 농도에 따른 전류 세기를 측정함으로써 감도를 비교하였으며, 그 결과를 도 6에 도시하였다.Sensitivity was compared by measuring current intensity according to glucose concentration of the biosensor according to Example 1 and the biosensor according to Comparative Example 1, and the results are shown in FIG. 6.

도 6에 따르면, 본 발명에 따른 바이오센서는 종래기술에 따른 바이오센서에 비해서, 동일한 글루코오스 농도에서 2배 이상의 감도를 나타냄을 알 수 있다.According to FIG. 6, it can be seen that the biosensor according to the present invention exhibits twice or more sensitivity at the same glucose concentration as compared to the biosensor according to the related art.

본 발명에 따르면, 스크린 프린팅 방법에 의해서 제작하더라도 작업전극의 검출 대상 물질에 대한 감도를 획기적으로 향상시킬 수 있고, 검출 대상 물질을 산화시키는 효소의 활성을 극대화할 수 있는 바이오센서 및 그 제조방법을 제공할 수 있다.According to the present invention, a biosensor capable of dramatically improving the sensitivity of a working electrode to a detection target material even when manufactured by a screen printing method, and maximizing the activity of an enzyme for oxidizing the detection target material, and a manufacturing method thereof Can provide.

Claims (9)

삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete (a) 기판 상에 한 쌍의 도선층을 패터닝하고, 상기 도선층의 각 말단부 상에 카본 잉크를 도포 및 건조하는 단계;(a) patterning a pair of conductive layers on a substrate, and applying and drying carbon ink on each end of the conductive layer; (b) 상기 도선층 및 카본 잉크 도포층 상에 절연성 잉크를 부분 도포 및 건조시킴으로써 한 쌍의 접속부 및 한 쌍의 카본 잉크 도포부를 형성하는 단계;(b) forming a pair of connecting portions and a pair of carbon ink applying portions by partially applying and drying insulating ink on the conductive layer and the carbon ink applying layer; (c) 상기 카본 잉크 도포부 중 어느 하나에 탄소나노튜브를 포함하는 효소 반응 물질을 포함하는 효소 반응 용액을 도포 및 건조하는 단계; 및(c) applying and drying an enzyme reaction solution including an enzyme reaction material including carbon nanotubes to any one of the carbon ink coating parts; And (d) 상기 (b) 및 (c) 단계를 거친 카본 잉크 도포부에 효소 반응 보조 물질을 포함하는 효소 반응 보조 용액을 도포 및 건조함으로써, 각각 상대전극 및 작업전극을 형성하는 단계를 포함하는 바이오센서의 제조방법.(d) applying a bio-enzyme reaction solution containing an enzyme reaction aid to the carbon ink coating part subjected to the steps (b) and (c) and drying the bioreactor to form a counter electrode and a working electrode, respectively. Method of manufacturing the sensor. 제5항에 있어서, 상기 탄소나노튜브는 산 처리에 의하여 카르복실 관능기를 갖는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.The method of claim 5, wherein the carbon nanotubes have a carboxyl functional group by acid treatment. 제5항에 있어서, 상기 효소 반응 용액은 완충용액, 페리시안 화합물 (ferricyanide) 및 글루코오스 산화효소 (glucose oxidase)를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.The method of claim 5, wherein the enzyme reaction solution comprises a buffer solution, ferricyanide, and glucose oxidase. 제5항에 있어서, 상기 효소 반응 보조 용액은 완충용액, 히드록시에틸셀룰로오스, 잔탄검, 메트로오스 및 카르복시메틸셀룰로오스로 이루어진 군으로부터 선택된 적어도 하나의 증점제 및 계면활성제를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.The biosensor according to claim 5, wherein the enzymatic reaction auxiliary solution comprises at least one thickener and a surfactant selected from the group consisting of buffer solution, hydroxyethyl cellulose, xanthan gum, metroose and carboxymethyl cellulose. Manufacturing method. 제6항에 있어서, 상기 산 처리는 탄소나노튜브 분말을 pH 1.5 내지 2.5의, 질산, 황산 또는 이들의 혼합용액을 사용하여, 90℃ 내지 120℃의 온도로, 12 내지 24시간 동안 수행되는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.The method of claim 6, wherein the acid treatment is performed using carbon nanotube powder of pH 1.5 to 2.5, nitric acid, sulfuric acid or a mixture thereof at a temperature of 90 ℃ to 120 ℃, for 12 to 24 hours Method for producing a biosensor characterized in that.
KR1020060068799A 2006-07-22 2006-07-22 Biosensor and method for preparing the same KR100824731B1 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020060068799A KR100824731B1 (en) 2006-07-22 2006-07-22 Biosensor and method for preparing the same

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020060068799A KR100824731B1 (en) 2006-07-22 2006-07-22 Biosensor and method for preparing the same

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20080009176A KR20080009176A (en) 2008-01-25
KR100824731B1 true KR100824731B1 (en) 2008-04-28

Family

ID=39221705

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020060068799A KR100824731B1 (en) 2006-07-22 2006-07-22 Biosensor and method for preparing the same

Country Status (1)

Country Link
KR (1) KR100824731B1 (en)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101855579B1 (en) 2016-06-30 2018-05-04 서울대학교산학협력단 Biosensing device
KR20210048131A (en) 2019-10-23 2021-05-03 동우 화인켐 주식회사 Bio Sensor
KR20210133150A (en) 2020-04-28 2021-11-05 동우 화인켐 주식회사 Bio Sensor and Method for Preparing the Same

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9509009B2 (en) * 2011-06-08 2016-11-29 Cfd Research Corporation Enzyme catalyzed oxidation of hydrocarbons
KR101338168B1 (en) * 2012-04-27 2013-12-06 인천대학교 산학협력단 Bio senser using electrocatalytic activity of electrochemically reduced graphene oxide, method for preparing the same, and sensing method thereof
KR102131408B1 (en) * 2013-06-13 2020-07-08 에스케이이노베이션 주식회사 Fabrication method for a stacked carbon electrode set including suspended carbon nanomeshes and a planar carbon electrode, and biosensors and electrochemical sensors using the same
KR102412359B1 (en) * 2020-11-12 2022-06-24 부산대학교 산학협력단 Bio-ink For 3D-Printing and Method for Fabricating Structure by Using the Same

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20040149578A1 (en) 2003-01-30 2004-08-05 Chun-Mu Huang Method for manufacturing electrochemical sensor and structure thereof
WO2005001051A2 (en) * 2003-06-06 2005-01-06 Arborgen Llc. Compositions and methods for regulating polysaccharides of a plant cell
WO2005011159A1 (en) * 2003-07-25 2005-02-03 Nokia Corporation Single-fiber protection in telecommunications networks
WO2005034204A2 (en) * 2003-09-30 2005-04-14 Nano-Proprietary, Inc. Nanobiosensor and carbon nanotube thin film transistors
KR20070004572A (en) * 2003-12-15 2007-01-09 나노-프로프리어터리, 인크. Matrix array nanobiosensor

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20040149578A1 (en) 2003-01-30 2004-08-05 Chun-Mu Huang Method for manufacturing electrochemical sensor and structure thereof
WO2005001051A2 (en) * 2003-06-06 2005-01-06 Arborgen Llc. Compositions and methods for regulating polysaccharides of a plant cell
WO2005011159A1 (en) * 2003-07-25 2005-02-03 Nokia Corporation Single-fiber protection in telecommunications networks
WO2005034204A2 (en) * 2003-09-30 2005-04-14 Nano-Proprietary, Inc. Nanobiosensor and carbon nanotube thin film transistors
KR20070004572A (en) * 2003-12-15 2007-01-09 나노-프로프리어터리, 인크. Matrix array nanobiosensor

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101855579B1 (en) 2016-06-30 2018-05-04 서울대학교산학협력단 Biosensing device
KR20210048131A (en) 2019-10-23 2021-05-03 동우 화인켐 주식회사 Bio Sensor
KR20210133150A (en) 2020-04-28 2021-11-05 동우 화인켐 주식회사 Bio Sensor and Method for Preparing the Same

Also Published As

Publication number Publication date
KR20080009176A (en) 2008-01-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Lin et al. One-step synthesis of silver nanoparticles/carbon nanotubes/chitosan film and its application in glucose biosensor
Luo et al. A novel non-enzymatic glucose sensor based on Cu nanoparticle modified graphene sheets electrode
Wu et al. Amperometric glucose biosensor based on multilayer films via layer-by-layer self-assembly of multi-wall carbon nanotubes, gold nanoparticles and glucose oxidase on the Pt electrode
Wisitsoraat et al. Graphene–PEDOT: PSS on screen printed carbon electrode for enzymatic biosensing
Pourbeyram et al. Green synthesis of copper oxide nanoparticles decorated reduced graphene oxide for high sensitive detection of glucose
Lin et al. Performing enzyme-free H2O2 biosensor and simultaneous determination for AA, DA, and UA by MWCNT–PEDOT film
Yamamoto et al. Study of carbon nanotubes–HRP modified electrode and its application for novel on-line biosensors
Wang Carbon‐nanotube based electrochemical biosensors: A review
KR100824731B1 (en) Biosensor and method for preparing the same
Park et al. A novel glucose biosensor using bi-enzyme incorporated with peptide nanotubes
Alhans et al. Comparative analysis of single-walled and multi-walled carbon nanotubes for electrochemical sensing of glucose on gold printed circuit boards
Roy et al. Vertically aligned carbon nanotube probes for monitoring blood cholesterol
Chekin et al. Direct and mediated electrochemistry of peroxidase and its electrocatalysis on a variety of screen-printed carbon electrodes: amperometric hydrogen peroxide and phenols biosensor
Thirumalraj et al. Direct electrochemistry of glucose oxidase and sensing of glucose at a glassy carbon electrode modified with a reduced graphene oxide/fullerene-C60 composite
JP4863398B2 (en) Biosensor using carbon nanotubes
Li et al. A pyrrole quinoline quinone glucose dehydrogenase biosensor based on screen-printed carbon paste electrodes modified by carbon nanotubes
JPS636451A (en) Enzyme sensor
JP2001183330A (en) Biosensor
Cui et al. Integration of a highly ordered gold nanowires array with glucose oxidase for ultra-sensitive glucose detection
Yi et al. A highly sensitive nonenzymatic glucose sensor based on nickel oxide–carbon nanotube hybrid nanobelts
Narayanan et al. Towards a dual in-line electrochemical biosensor for the determination of glucose and hydrogen peroxide
Baş et al. Amperometric biosensors based on deposition of gold and platinum nanoparticles on polyvinylferrocene modified electrode for xanthine detection
Haghighi et al. Direct electron transfer from glucose oxidase immobilized on a nano-porous glassy carbon electrode
Hamidi et al. Fabrication of a sensitive amperometric sensor for NADH and H2O2 using palladium nanoparticles-multiwalled carbon nanotube nanohybrid
Liu et al. Enzymes immobilized on amine-terminated ionic liquid-functionalized carbon nanotube for hydrogen peroxide determination

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant
FPAY Annual fee payment

Payment date: 20120319

Year of fee payment: 5

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20130405

Year of fee payment: 6

LAPS Lapse due to unpaid annual fee