KR100966620B1 - Non-enzymatic biosensor and method for manufacturing the biosensor - Google Patents

Abstract

무효소 방식의 바이오 센서가 개시된다. 본 발명의 무효소 바이오 센서 제조 방법은 기판상에 측정 매체를 측정하기 위한 전극을 형성하되, 적어도 일부는 나노 다공성 구조를 갖도록 전극을 형성하는 단계; 및 상기 전극 표면을 생체 적합성 막으로 패키징하는 단계;를 포함한다. 이에 의해 센서의 전극 상에 단백질 내지는 셀(cell)이 흡착되는 것을 방지할 수 있다.Disclosed is a biosensor of a reactive group method. Method of manufacturing a reactive bio-sensor of the present invention comprises the steps of forming an electrode for measuring the measurement medium on the substrate, at least a portion of the electrode to have a nanoporous structure; And packaging the electrode surface with a biocompatible film. As a result, the adsorption of proteins or cells onto the electrodes of the sensor can be prevented.

Description

무효소 바이오 센서 및 그 제조 방법{Non-enzymatic biosensor and method for manufacturing the biosensor}Non-enzymatic biosensor and method for manufacturing the biosensor

본 발명은 혈당(glucose) 측정을 위한 바이오 센서에 관한 것으로, 특히 효소를 사용하지 않는 방식의 무효소 바이오 센서에 관한 것이다.The present invention relates to a biosensor for the measurement of glucose (glucose), and more particularly to an inactive biosensor in a manner that does not use enzymes.

바이오 센서는 생물이 가지는 기능을 이용하여 물질의 성질 등을 검출하는 센서이다. 기판에 특정한 물질을 고정하고, 그 물질에 결합하는 물질을 검출하는 다양한 바이오 센서들이 알려져 있다. 특히 효소(enzyme)를 이용하여 효소와 기질 간의 전기화학적 반응으로부터 야기되는 전기적 신호를 검출하기 위한 효소 기반의 바이오 센서(이를 줄여서 ‘효소 센서’라 칭하기도 함)가 잘 알려져 있다. 효소 센서는 혈중 포도당 농도와 같은 수치를 비교적 정밀하게 측정하는 것을 가능하게 한다. 구체적으로 다음과 같은 방식에 의해서 혈중 포도당 농도를 측정한다. 우선 전극 상에 혈당을 산화시킬 수 있는 효소인 혈당 산화효소(glucose oxidase)를 고정시킨다. 혈당 산화효소는 측정 시료 중의 혈당을 글루콘산(gluconic acid)으로 전환시키면서 그 자신은 환원형 혈당 산화효소로 변화하게 된다. 환원된 혈당 산화효소는 다시 산소와 반응하여 과산화수소를 발생시키거나 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.A biosensor is a sensor that detects the properties of a substance and the like by using a function of an organism. Various biosensors are known that fix a specific material to a substrate and detect a material that binds to the material. In particular, enzyme-based biosensors (also referred to as “enzyme sensors” for short) are known for detecting electrical signals resulting from electrochemical reactions between enzymes and substrates using enzymes. Enzyme sensors make it possible to measure values, such as blood glucose levels, relatively precisely. Specifically, the blood glucose concentration is measured by the following method. First, glucose oxidase, an enzyme that can oxidize blood sugar, is immobilized on the electrode. Glucose oxidase converts the blood sugar in the sample into gluconic acid, and then transforms itself into reducing blood glucose oxidase. The reduced blood glucose oxidase reacts with oxygen again to generate hydrogen peroxide or to convert the electron transport mediator into a reduced form. The concentration can be measured.

이 같은 기존 효소 기반의 바이오 센서는 효소 자체가 가지는 특성(intrinsic nature)에 따라 온도나 습도, pH의 제약으로 인해 안정성에 한계를 갖는다. 또한 보관이 어려울 뿐 아니라 공정상 복잡하며, 재사용이 어려워 일회성이라는 단점이 있다. 이에 따라 효소를 사용하지 않고 전극에서 혈당의 직접적인 산화를 가능하게 하는 무효소 방식의 바이오 센서가 개발되고 있다.Such existing enzyme-based biosensors have limitations in stability due to temperature, humidity, or pH constraints depending on the intrinsic nature of the enzyme itself. In addition, it is difficult to store, complex in the process, and difficult to reuse has a disadvantage of one-time. Accordingly, a biosensor of an inactive element type that enables direct oxidation of blood glucose at an electrode without using an enzyme has been developed.

본 발명은 이 같은 기술적 배경에서 도출된 것으로, 센서의 반응도를 개선시킬 수 있는 무효소 방식의 나노 다공성 구조를 갖는 바이오 센서 및 그 제조 방법을 제공함을 목적으로 한다.The present invention is derived from such a technical background, it is an object of the present invention to provide a biosensor having a nanoporous structure of the reactive element that can improve the reactivity of the sensor and a method of manufacturing the same.

전술한 기술적 과제를 달성하기 위한 본 발명의 무효소 바이오 센서 제조 방법은, 기판상에 측정 매체를 측정하기 위한 전극을 형성하되, 적어도 일부는 나노 다공성 구조를 갖도록 전극을 형성하는 단계; 및 상기 전극 표면을 생체 적합성 막으로 패키징하는 단계;를 포함한다.In accordance with one aspect of the present invention, there is provided a method for manufacturing a reactive biosensor according to the present invention, including forming an electrode for measuring a measurement medium on a substrate, wherein at least a part of the electrode forms a nanoporous structure; And packaging the electrode surface with a biocompatible film.

상기 전극 형성 단계는, 작동 전극과 보조 전극의 간격이 5 ~ 10um이 되도록 하는 것을 특징으로 한다.The electrode forming step is characterized in that the interval between the working electrode and the auxiliary electrode is 5 ~ 10um.

상기 패키징 단계는, 생체 적합성의 물질을 상기 전극 표면에 디스펜싱(dispensing)하는 것을 특징으로 한다. 또 다른 양상에 따라 상기 패키징 단계는, 상기 전극 표면을 스핀 코팅(spin coating) 방식으로 생체 적합성의 물질로 코팅하는 것을 특징으로 한다.The packaging step is characterized by dispensing a biocompatible material on the electrode surface. According to another aspect, the packaging step, characterized in that the coating of the electrode surface with a material of biocompatibility by spin coating (spin coating) method.

전술한 기술적 과제를 달성하기 위한 본 발명의 또다른 무효소 바이오 센서 제조 방법은, 다수의 구멍들이 형성된 생체 적합성인 다공성 필름의 상기 구멍들에 생체 적합성 용액을 디스펜싱(dispensing)하는 단계; 및 상기 생체 적합성 용액이 디스펜싱된 다공성 필름을 적어도 일부가 나노 다공성 구조를 갖는 바이오 센서의 전극 상에 접합하는 단계;를 포함한다.Another method of manufacturing a reactive biosensor according to the present invention for achieving the aforementioned technical problem comprises the steps of: dispensing a biocompatible solution into the holes of the biocompatible porous film having a plurality of holes formed therein; And bonding the porous film dispensed with the biocompatible solution onto an electrode of the biosensor having at least a portion of the nanoporous structure.

한편, 전술한 기술적 과제를 달성하기 위한 본 발명의 무효소 바이오 센서는, 기판; 상기 기판상에 형성되되, 적어도 일부는 나노 다공성 구조를 갖는 다수의 전극들; 및 상기 전극 표면에 층을 이룬 생체 적합성 막;을 포함한다.On the other hand, the reactive element biosensor of the present invention for achieving the above technical problem, the substrate; A plurality of electrodes formed on the substrate, at least a portion of which has a nanoporous structure; And a biocompatible film layered on the electrode surface.

본 발명은 측정 매체에 노출된 바이오 센서의 전극 표면을 생체 적합성 막으로 패키징함으로써, 단백질 내지는 셀(cell)이 전극 표면에 흡착되는 것을 방지한다. 이를 통해 센서의 반응도를 안정적으로 유지시킨다.The present invention packages the electrode surface of the biosensor exposed to the measurement medium into a biocompatible membrane, thereby preventing the adsorption of proteins or cells onto the electrode surface. This keeps the sensor responsive.

또한 본 발명은 스핀 코팅 방식을 이용하여 전극 표면을 생체 적합성 막으로 패키징함으로서, 전극의 동공에 생체 적합성 물질이 채워지는 것을 방지한다. 이에 의해 센서의 전류 응답 특성이 향상된다.In addition, the present invention by packaging the electrode surface in a biocompatible film using a spin coating method, to prevent the filling of the biocompatible material in the pupil of the electrode. This improves the current response characteristic of the sensor.

또한 본 발명은 바이오 센서의 작동 전극과 보조 전극의 간격을 5 ~ 10um로 유지시킨다. 이에 따라 센서의 전류 응답 특성이 향상된다.In addition, the present invention maintains the interval between 5 ~ 10um of the working electrode and the auxiliary electrode of the biosensor. This improves the current response characteristics of the sensor.

전술한, 그리고 추가적인 본 발명의 양상들은 첨부된 도면을 참조하여 설명되는 바람직한 실시예들을 통하여 더욱 명백해질 것이다. 이하에서는 본 발명을 이러한 실시예를 통해 당업자가 용이하게 이해하고 재현할 수 있도록 상세히 설명하기로 한다.The foregoing and further aspects of the present invention will become more apparent through the preferred embodiments described with reference to the accompanying drawings. Hereinafter, the present invention will be described in detail to enable those skilled in the art to easily understand and reproduce the present invention.

도 1은 본 발명에 따른 무효소 바이오 센서의 제조 방법에 대한 흐름도이며, 도 2는 도 1에 따른 무효소 방식의 바이오 센서의 제조 과정 예시도이다. 도 2는 도 3에 도시된 바이오 센서의 a-a′ 단면도이다.1 is a flowchart illustrating a method of manufacturing a reactive oxygen sensor according to the present invention, and FIG. 2 is an exemplary view illustrating a manufacturing process of a reactive oxygen sensor according to FIG. 1. FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line a-a 'of the biosensor shown in FIG. 3.

(A) 우선 기판상(100)에 절연층으로서 SiO₂막(200)을 증착한다. 일 예로 기판으로는 실리콘(Si) 웨이퍼가 이용될 수 있다. (B) 그 위에 접합(adhension) 층으로서 티탄(Ti)을 증착하고, 전극으로 사용할 백금(Pt)을 증착(300)한다(단계 S100). 백금이 증착되면, (C) 그 백금을 식각하여 원하는 전극 모양으로 패터닝하여 전극(400)을 형성한다(단계 S110). 일 실시예에 있어서, 전극 패터닝시 포토 레지스트(Photo resist)를 사용한다. 그리고 제조하고자 하는 바이오 센서가 2전극계인지 혹은 3전극계인지에 따라 백금을 식각하여 작동 전극(Working Electrode, WE)과 보조 전극(Counter Electrode, CE)을 갖는 2 전극, 혹은 작동 전극과 보조 전극에 더하여 기준 전극(Reference Electrode)을 추가로 갖는 3 전극을 만들게 된다. 이해를 돕기 위해 도 4에서는 2전극계의 형상을 도시하였으며, 도 5에서는 3전극계의 형상을 도시하였다. 도 4 및 도 5의 좌측과 우측에 도시된 바와 같이, 2전극계이든 3전극계이든 전극의 형상은 제한되지 않는다. 우측은 rectangular comb type으로도 전극이 패터닝될 수 있음을 보이고 있다. 한편, 도 4 및 도 5에서 작동 전극은 나노 다공성 구조를 가진 것으로 도시하고 있는데, 이에 대해서는 후술하기로 한다. 그리고 전술한 백금 전극 대신에 백금 흑(platinum black)이나 카본 나노튜브(carbon nanotube) 전극으로 대치될 수 있다.(A) First, a SiO ₂ film 200 is deposited on the substrate 100 as an insulating layer. As an example, a silicon (Si) wafer may be used as the substrate. (B) On it, titanium (Ti) is deposited as an adhesion layer, and platinum (Pt) to be used as an electrode is deposited (300) (step S100). When platinum is deposited, (C) the platinum is etched and patterned into a desired electrode shape to form an electrode 400 (step S110). In one embodiment, a photo resist is used for electrode patterning. Platinum is etched according to whether the biosensor to be manufactured is a two-electrode system or a three-electrode system, and the second electrode having the working electrode (WE) and the auxiliary electrode (Counter Electrode, CE), or the working electrode and the auxiliary electrode In addition, three electrodes having an additional reference electrode will be made. 4 illustrates the shape of the two-electrode system, and FIG. 5 illustrates the shape of the three-electrode system. As shown in the left and right sides of Figs. 4 and 5, the shape of the electrode is not limited whether it is a two-electrode system or a three-electrode system. The right side shows that the electrode can be patterned even with a rectangular comb type. Meanwhile, in FIG. 4 and FIG. 5, the working electrode has a nanoporous structure, which will be described later. Instead of the platinum electrode described above, it may be replaced by a platinum black or carbon nanotube electrode.

본 발명의 특징적인 양상에 따라 전극 패터닝시 작동 전극과 보조 전극의 간격이 5 ~ 10um가 되도록 한다. 이 같이 작동 전극과 보조 전극의 간격을 제한하는 이유는 전류 응답을 향상시키고자 함이다. 실험 결과 작동 전극과 보조 전극의 간격을 5 ~ 10um로 유지하였을 때 향상된 전류 응답 특성을 얻었다. 도 6은 작동 전극과 보조 전극의 간격에 따른 전류 응답을 그래프로 표현한 것이다. 간격이 줄어들수록 전류 응답이 향상됨을 알 수 있다. 다만 간격이 5um 이하에서는 전기적인 쇼트 및 재현성 문제가 발생하는 문제가 있다. 따라서 전류 응답 특성을 향상시키기 위해서는 바이오 센서의 작동 전극과 보조 전극의 간격은 5 ~ 10um을 유지하는 것이 바람직하다. According to a characteristic aspect of the present invention, the gap between the working electrode and the auxiliary electrode is 5 to 10 μm during electrode patterning. The reason for limiting the gap between the working electrode and the auxiliary electrode is to improve the current response. As a result of the experiment, when the distance between the working electrode and the auxiliary electrode was maintained at 5 ~ 10um, improved current response characteristics were obtained. 6 is a graph illustrating a current response according to a gap between a working electrode and an auxiliary electrode. It can be seen that as the spacing decreases, the current response improves. However, if the interval is less than 5um, there is a problem that the electrical short and reproducibility problem occurs. Therefore, in order to improve the current response characteristics, it is desirable to maintain a distance of 5 to 10 μm between the working electrode and the auxiliary electrode of the biosensor.

전극이 형성되면, (D) Dry Etching 공정을 수행하여 실리콘 기판 위에 절연층, Ti/Pt만 남긴다. (E) 그 다음 적어도 일부 전극을 나노 다공성 구조(메조포러스 : 2 ~50nm)로 만든다(단계 S120). 작동 전극만 나노 다공성 구조로 만들 수 있고, 센서의 특성을 더욱 우수하게 하고자 하는 경우에는 보조 전극도 나노 다공성 구조로 만든다. When the electrode is formed, (D) dry etching is performed to leave only the insulating layer and Ti / Pt on the silicon substrate. (E) Then at least some of the electrodes are made of nanoporous structure (mesoporous: 2-50 nm) (step S120). Only the working electrode can be made of nanoporous structure, and in order to further improve the characteristics of the sensor, the auxiliary electrode is also made of nanoporous structure.

도 7은 나노 다공성 구조의 백금 제조 과정 예시도이다.7 is a diagram illustrating a process of preparing platinum having a nanoporous structure.

전반적인 과정을 설명하면, 우선 비이온성 계면활성제 C₁₆EO₈(Octaethylene glycol monohexadecyl ether) wt42%, 염화백금산 H₂PtCl₆(Hydrogen hexachloroplatinate hydrate) wt29%, 탈이온수 wt29%를 혼합하여 도금액을 준비하고, 도금액의 온도를 섭씨 85도로 상승시켜 도금액이 균질하게 혼합되도록 준비해 놓는다. (a) 실리콘 웨이퍼 위에 절연층으로서 SiO₂ 막을 증착한다. (b) 그 위에 접합 층으로서 Ti를 증착하고, 전극으로 사용할 Pt를 증착한다. (c) 그 다음 준비 된 도금액에 Pt가 증착된 기판을 넣고 온도를 상온으로 낮춰주게 되면, 도금액 중의 계면활성제 성분이 전극 표면에 육방면으로 배열된 원통형 몰드(mold)가 형성된다. (d) 이 상태에서 일정 전위를 인가하면, 혼합물의 백금 이온들이 몰드 사이사이에 전해 석출된다. (e) 마지막으로 탈이온수로 수회에 걸쳐 세척하면 계면활성제 몰드는 제거되고, 전해 석출된 Pt만 남게 된다. 이 같은 과정을 통해 나노 다공성 구조의 백금(Nanoporous Pt) 전극이 제조된다.To explain the overall process, first, prepare a plating solution by mixing non-ionic surfactant C ₁₆ EO ₈ (Octaethylene glycol monohexadecyl ether) wt42%, chloroplatinic acid H ₂ PtCl ₆ wt29%, deionized water wt29%, The temperature of the plating liquid is raised to 85 degrees Celsius so that the plating liquid is homogeneously mixed. (a) A SiO ₂ film is deposited as an insulating layer on the silicon wafer. (b) Ti is deposited thereon as a bonding layer, and Pt to be used as an electrode is deposited. (c) Subsequently, when the substrate on which Pt is deposited is placed in the prepared plating solution and the temperature is lowered to room temperature, a cylindrical mold in which the surfactant component in the plating solution is arranged on the electrode surface in a hexagonal direction is formed. (d) When a constant potential is applied in this state, platinum ions of the mixture are electrolytically precipitated between the molds. (e) Finally, washing with deionized water several times removes the surfactant mold, leaving only the electrolytically precipitated Pt. Through this process, a nanoporous platinum (Nanoporous Pt) electrode is manufactured.

실제로 본 발명에 따른 센서 제조 과정에 있어서, 나노 다공성 구조의 백금 전극을 제조하는 도 2의 (E) 공정은 도 7의 (c)부터 (e)까지의 과정에 의해 이루어진다. 절연층으로 전극 간이 단락되어 있기 때문에, 작동 전극에만 나노 다공성 구조물을 형성하는 것이 가능하다. 또한 선택적으로 보조 전극에도 나노 다공성 구조물을 형성시킬 수 있다. In fact, in the manufacturing process of the sensor according to the present invention, the process (E) of FIG. 2 for manufacturing the platinum electrode of the nanoporous structure is performed by the process of (c) to (e) of FIG. Since the electrodes are short-circuited with the insulating layer, it is possible to form nanoporous structures only on the working electrodes. Alternatively, nanoporous structures may be formed on the auxiliary electrode.

도 2의 (E) 공정이 완료되면, (F) 3전극계의 경우에만 Ag/AgCl을 스크린 프린팅하여 기준 전극을 형성한다. 도 2의 (E) 혹은 (F) 공정이 완료되면, 도 3의 바이오 센서에서는 생략되었으나, (G) 전극 표면을 생체 적합성 막(Biocompatible membrane)으로 패키징한다(단계 S130). 생체 적합성 막으로는 cellulose acetate, polyethylene glycol, polyvinyl chloride, polyurethane, Nafion 등이 이용될 수 있다. 일 예로 가장 많이 이용되는 Nafion을 사용함이 바람직하다.When the process (E) of FIG. 2 is completed, the reference electrode is formed by screen printing Ag / AgCl only in the case of (F) three-electrode system. When the process (E) or (F) of FIG. 2 is completed, although omitted in the biosensor of FIG. 3, (G) the electrode surface is packaged into a biocompatible membrane (step S130). As the biocompatible membrane, cellulose acetate, polyethylene glycol, polyvinyl chloride, polyurethane, Nafion, etc. may be used. As an example, it is preferable to use Nafion which is most used.

본 발명의 일 양상에 따라, Nafion 용액을 전극 표면에 디스펜싱(dispensing)하여 전극 표면에 생체 적합성 막을 형성할 수 있다. 이 같이 전극 표면에 생체 적합성 막을 형성하는 이유는 다음과 같다. 바이오 센서는 측정 매체 로 혈액(blood)이나 혈장(plasma)를 사용한다. 그런데 혈액에는 다양한 사이즈의 단백질 내지는 셀(cell)이 존재하므로, 센서 전극 표면에 흡착되어(Bio-fouling) 센서의 반응도(sensitivity)를 현저히 급감시킨다. 따라서 본 발명은 측정 매체에 노출된 바이오 센서의 전극 표면을 생체 적합성 막으로 패키징함으로써, 센서의 반응도를 안정적으로 유지시키는 것이다.According to one aspect of the present invention, a Nafion solution may be dispensed on the electrode surface to form a biocompatible film on the electrode surface. The reason why the biocompatible film is formed on the electrode surface is as follows. Biosensors use blood or plasma as the measurement medium. However, since there are proteins or cells of various sizes in the blood, they are adsorbed on the surface of the sensor electrode (Bio-fouling) and significantly reduce the sensitivity of the sensor. Accordingly, the present invention is to package the electrode surface of the biosensor exposed to the measurement medium with a biocompatible film, thereby maintaining a stable response of the sensor.

본 발명의 일 양상에 따라 Nafion 용액에 에탄올(Ethanol) 용액을 혼합하며, 바람직하게 1:6(나피온:에탄올)의 비율로 혼합한다. 그리고 이 혼합된 멤브레인 용액을 전극 표면에 디스펜싱한다. 이는 전극 표면에 형성되는 생체 적합성 막의 두께를 줄이고자 하는 것이다. Nafion을 에탄올 용액과 혼합하여 점성을 줄이는 것으로, 점성이 큰 Nafion만으로 패키징한 센서보다 전류응답 특성이 향상된다. 도 8은 나피온만으로 패키징한 센서와 나피온과 에탄올을 혼합하여 패키징한 센서의 전류 응답 특성을 비교한 실험 결과 그래프이다. 도 8에서와 같이, Nafion을 에탄올 용액과 혼합하여 패키징한 센서가 점성이 큰 나피온만으로 패키징한 센서보다 전류 응답 특성이 향상되는 결과가 도출된다. 그리고 도 9는 패키징을 하지 않은 센서(Bare sensor)와 패키징된 센서(Packaged sensor)에 대해 플라즈마 테스트(plasma test)를 하여 전류 응답 특성을 비교한 실험 결과 그래프이다. 도 9에서와 같이, Bare sensor는 단백질 흡착(fouling)으로 인해 전류 응답 특성이 저하되는 반면에, Packaged sensor는 단백질 흡착 없이 안정적인 전류 응답 특성을 보이는 결과가 도출된다.According to an aspect of the present invention, the Nafion solution is mixed with an ethanol solution, preferably in a ratio of 1: 6 (nafion: ethanol). The mixed membrane solution is then dispensed onto the electrode surface. This is to reduce the thickness of the biocompatible film formed on the electrode surface. By mixing Nafion with ethanol solution to reduce the viscosity, the current response characteristics are improved compared to sensors packaged with Nafion with high viscosity. 8 is a graph showing the results of experiments comparing the current response characteristics of a sensor packaged by mixing Nafion and a sensor packaged with Nafion and ethanol alone. As shown in FIG. 8, current response characteristics of the sensor packaged by mixing Nafion with an ethanol solution are improved as compared to the sensor packaged with Nafion having a high viscosity. FIG. 9 is a graph showing experimental results comparing current response characteristics by performing a plasma test on a bare sensor and a packaged sensor. As shown in FIG. 9, the Bare sensor deteriorates the current response characteristic due to protein fouling, whereas the packaged sensor shows a stable current response characteristic without protein adsorption.

본 발명의 또 다른 양상에 따라 멤브레인(membrane) 용액을 전극 표면에 스 핀 코팅(spin coating)하여 전극 표면에 생체 적합성 막을 형성시킨다. 스핀 코팅 방식은 용액을 분사한 후 건조와 열처리 과정을 거쳐 박막을 형성하는 방법이다. 코팅재료로 쓰이는 물질은 어떠한 용매에 용해가 되거나 혹은 액체상태로 존재할 수 있는 물질이어야 하며, 일 예로 Nafion이 코팅재료로 이용될 수 있다. 나노 다공성 백금 구조를 가진 센서의 특성상 Nafion 용액을 스핀 코팅하여 패키징하면 동공(Pore) 내부는 Nafion 용액으로 인한 영향이 줄어든다. 도 10은 디스펜싱 방법(Dispensing method)에 의해 전극 표면을 패키징한 예시도이며, 도 11은 스핀 코팅 방법(Spin coating method)에 의해 전극 표면을 패키징한 예시도이다. 디스펜싱 방법은 백금의 동공들이 Nafion 용액에 의해 많은 영향을 받는 반면에, 스핀 코팅 방법은 백금의 동공들이 Nafion 용액에 의해 받는 영향을 현저하게 줄인다. 그리고 도 12는 디스펜싱 방법과 스핀 코팅 방법에 따른 센서의 전류 응답 특성을 비교한 실험 결과 그래프이다. 도 12에서와 같이, 스핀 코팅 방식에 의해 패키징된 센서는 디스펜싱 방식에 의해 패키징된 센서보다 더 큰 전류 응답 특성을 보이는 결과가 도출된다.In accordance with another aspect of the invention, a membrane solution is spin coated onto the electrode surface to form a biocompatible film on the electrode surface. Spin coating is a method of forming a thin film by spraying a solution, followed by drying and heat treatment. The material used as the coating material should be a material that can be dissolved in any solvent or exist in a liquid state. For example, Nafion may be used as the coating material. Due to the nature of the sensor with nanoporous platinum structure, spin coating the Nafion solution and packaging reduces the influence of Nafion solution inside the pore. FIG. 10 is an exemplary diagram in which an electrode surface is packaged by a dispensing method, and FIG. 11 is an exemplary diagram in which an electrode surface is packaged by a spin coating method. The dispensing method is much affected by platinum cavities by Nafion solution, while the spin coating method significantly reduces the effect of platinum cavities by Nafion solution. 12 is a graph showing experimental results comparing current response characteristics of sensors according to a dispensing method and a spin coating method. As shown in FIG. 12, the sensor packaged by the spin coating method has a larger current response characteristic than the sensor packaged by the dispensing method.

도 13은 본 발명에 따른 또다른 무효소 방식의 바이오 센서를 제조하기 위한 방법의 흐름도이며, 도 14는 도 13에 따른 다공성 필름을 이용한 패키징 예시도이다.FIG. 13 is a flowchart illustrating a method for manufacturing another bio-type biosensor according to the present invention, and FIG. 14 illustrates an example of packaging using the porous film of FIG. 13.

일정한 두께를 가지는 다공성 필름을 이용하는 것으로, 다공성 필름으로는 생체 적합성의 필름이 이용된다. 그 예로, 다공성 필름으로는 cellouse acetate나 Nafion과 같은 고분자성 폴리머가 이용될 수 있다. 생체 적합성의 다공성 필름상 에 생체 적합성 용액을 디스펜싱한다(단계 S1100). 엄밀히 말하면, 다공성 필름의 구멍들에 생체 적합성 용액을 디스펜싱하여 각 구멍을 용액으로 메운다. 일 실시예에 있어서, 다공성 필름상에 디스펜싱되는 생체 적합성 용액은 Nafion 용액일 수 있다. 그러나 이에 한정되는 것은 아니다. 그 다음 Nafion이 디스펜싱된 다공성 필름을 적어도 일부 전극이 나노 다공성 구조로 형성된 바이오 센서의 전극(Arrayed Sensor Electrode) 상에 접합한다(단계 S1110). 접합은 Hot Press 방식에 의해 가능하다. 여기서 Arrayed Sensor Electrode는 도 1을 참조하여 설명한 단계 100 내지 단계 120에 의해 제조된 패키징 이전 상태의 센서를 나타낸다. 이에 대한 제조 과정은 상술한 바와 동일하므로 중복 설명은 생략한다.By using a porous film having a constant thickness, a biocompatible film is used as the porous film. For example, a polymeric polymer such as cellouse acetate or Nafion may be used as the porous film. The biocompatible solution is dispensed onto the biocompatible porous film (step S1100). Strictly speaking, a biocompatible solution is dispensed into the holes of the porous film to fill each hole with the solution. In one embodiment, the biocompatible solution dispensed onto the porous film may be a Nafion solution. However, the present invention is not limited thereto. Then, the Nafion-dispensed porous film is bonded onto the electrodes of the biosensors (Array S1110) in which at least some of the electrodes have a nanoporous structure. Joining is possible by hot press method. Here, the Arrayed Sensor Electrode represents a sensor in a pre-packaging state manufactured by Steps 100 to 120 described with reference to FIG. 1. Since the manufacturing process for this is the same as described above, redundant description is omitted.

이 같이 본 발명의 또 다른 양상에 따라 전극 표면에 형성되는 생체 적합성 막은 필름 형식이므로, 동공 내부에 생체 적합성 막이 형성되는 것을 원천 차단할 수 있다. 따라서 단백질 내지는 셀이 전극 표면에 흡착됨을 방지함은 물론, 전류 응답 특성을 향상시킨다. 또한 필름의 구멍들에 이루어진 생체 적합성 막은 그 특성상 혈액(blood)이나 혈장(plasma)을 침투시키므로, 센서의 역할에 전혀 문제가 없다.As described above, the biocompatible film formed on the surface of the electrode according to another aspect of the present invention may be a film type, and thus, the source may be prevented from being formed inside the pupil. Therefore, the protein or the cell is prevented from adsorbing to the electrode surface, and also improves the current response characteristics. In addition, the biocompatible film formed in the pores of the film penetrates blood or plasma, and thus there is no problem in the role of the sensor.

본 발명에 따른 무효소 바이오 센서를 살펴보면, 기판과, 기판상에 형성되되 적어도 일부는 나노 다공성 구조를 갖는 다수의 전극들 및 전극 표면에 층을 이룬 생체 적합성 막으로 이루어진다. 여기서 생체 적합성 막은 디스펜싱 혹은 스핀 코팅 방식에 의해 형성될 수 있으며, 아니면 전술한 바와 같이 생체 적합성의 다공성 필름이 전극 표면에 층을 이룬 것일 수도 있다. 그리고 다공성 필름의 각 구멍은 생체 적합성 용액에 의해 막이 형성된다.Referring to the reactive nitrogen biosensor according to the present invention, a substrate, a plurality of electrodes formed on the substrate, and at least a portion thereof, have a nanoporous structure, and a biocompatible film layered on the electrode surface. The biocompatible film may be formed by dispensing or spin coating, or as described above, the biocompatible film may be layered on the electrode surface. Each hole of the porous film is then formed with a biocompatible solution.

이제까지 본 발명에 대하여 그 바람직한 실시예들을 중심으로 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.So far I looked at the center of the preferred embodiment for the present invention. Those skilled in the art will appreciate that the present invention can be implemented in a modified form without departing from the essential features of the present invention. Therefore, the disclosed embodiments should be considered in descriptive sense only and not for purposes of limitation. The scope of the present invention is shown in the claims rather than the foregoing description, and all differences within the scope will be construed as being included in the present invention.

도 1은 본 발명에 따른 무효소 방식의 바이오 센서를 제조하기 위한 방법의 흐름도.1 is a flow chart of a method for manufacturing a biosensor of an annular method according to the present invention.

도 2는 도 1에 따른 무효소 방식의 바이오 센서의 제조 과정 예시도.2 is an exemplary view illustrating a manufacturing process of a biosensor of a reactive element type according to FIG. 1.

도 3은 바이오 센서의 외관도.3 is an external view of a biosensor.

도 4는 본 발명에 따른 바이오 센서의 2전극계 예시도.Figure 4 is an illustration of a two-electrode system of the biosensor according to the present invention.

도 5는 본 발명에 따른 바이오 센서의 3전극계 예시도.Figure 5 is an illustration of a three-electrode system of the biosensor according to the present invention.

도 6은 바이오 센서의 작동 전극과 보조 전극의 간격에 따른 전류 응답 특성을 나타낸 그래프.Figure 6 is a graph showing the current response characteristics according to the interval between the working electrode and the auxiliary electrode of the biosensor.

도 7은 나노 다공성 구조의 백금 제조 과정 예시도.Figure 7 is an exemplary view showing a platinum manufacturing process of the nanoporous structure.

도 8은 나피온(Nafion) 만으로 패키징한 바이오 센서와 나피온과 에탄올을 혼합하여 패키징한 바이오 센서의 전류 응답 특성을 비교한 그래프.8 is a graph comparing current response characteristics of a biosensor packaged with Nafion alone and a biosensor packaged by mixing Nafion and ethanol.

도 9는 휴먼 플라즈마에서 bare sensor와 packaged sensor의 전류 응답 특성을 비교한 그래프.9 is a graph comparing current response characteristics of bare and packaged sensors in human plasma.

도 10은 디스펜싱 방법에 의해 전극 표면을 패키징한 예시도.10 illustrates an example of packaging an electrode surface by a dispensing method.

도 11은 스핀 코팅 방법에 의해 전극 표면을 패키징한 예시도.11 is an exemplary diagram in which an electrode surface is packaged by a spin coating method.

도 12는 디스펜싱 방법과 스핀 코팅 방법에 따른 바이오 센서의 전류 응답 특성을 비교한 그래프.12 is a graph comparing current response characteristics of a biosensor according to a dispensing method and a spin coating method.

도 13은 본 발명에 따른 또다른 무효소 방식의 바이오 센서를 제조하기 위한 방법의 흐름도.FIG. 13 is a flow chart of a method for manufacturing another reactive nitrogen biosensor in accordance with the present invention. FIG.

도 14는 도 13에 따른 다공성 필름을 이용한 패키징 예시도.Figure 14 is an exemplary packaging using a porous film according to FIG.

Claims (15)

기판상에 하나 이상의 전극이 나노 다공성 구조를 가지고, 상기 전극 중 작동 전극과 보조 전극이 5 ~ 10㎛의 간격을 갖도록 전극을 형성하는 단계; 및Forming an electrode such that at least one electrode has a nanoporous structure on the substrate, and an operation electrode and an auxiliary electrode of the electrode have a spacing of 5 to 10 μm; And 상기 전극 형성 단계를 통해 형성된 전극의 표면을 나피온(Nafion) 또는 나피온과 에탄올이 혼합된 용액으로 패키징하는 단계;Packaging the surface of the electrode formed through the electrode forming step into a solution containing Nafion or Nafion and ethanol; 를 포함하는 것을 특징으로 하는 무효소 바이오 센서 제조 방법.Method for producing a reactive bio-sensor comprising a. 제1항에 있어서,The method of claim 1, 상기 패키징 단계는,The packaging step, 나피온과 에탄올 용액을 1 대 6의 비율로 혼합하여 패키징하는 것을 특징으로 하는 무효소 바이오 센서 제조 방법.A method for producing a reactive bio-sensor, characterized in that by mixing Nafion and ethanol solution in a ratio of 1 to 6. 제1항 또는 제2항에 있어서,The method according to claim 1 or 2, 상기 전극은 백금(Pt), 백금 흑(platinum black), 카본나노튜브 중 어느 하나인 것을 특징으로 하는 무효소 바이오 센서 제조 방법.The electrode is a method of manufacturing a reactive bio-sensor, characterized in that any one of platinum (Pt), platinum black (platinum black), carbon nanotubes. 제1항 또는 제2항에 있어서,The method according to claim 1 or 2, 상기 패키징 단계는,The packaging step, 상기 전극의 표면에 나피온(Nafion) 또는 나피온과 에탄올이 혼합된 용액을 디스펜싱(dispensing)하는 것을 특징으로 하는 무효소 바이오 센서의 제조 방법.Nafion (Nafion) or a method of producing a bio-bio sensor, characterized in that for dispensing (nafion and ethanol mixed solution) on the surface of the electrode (dispensing). 제1항 또는 제2항에 있어서,The method according to claim 1 or 2, 상기 패키징 단계는,The packaging step, 상기 전극의 표면에 나피온(Nafion) 또는 나피온과 에탄올이 혼합된 용액을 스핀 코팅(spin coating) 방식으로 코팅하는 것을 특징으로 하는 무효소 바이오 센서 제조 방법.Nafion (Nafion) or a solution in which Nafion and ethanol is mixed on the surface of the electrode by spin coating coating method (Spin coating) characterized in that the manufacturing method of the bio-inert biosensor. 다수의 구멍들이 형성된 다공성 필름의 상기 구멍들에 나피온(Nafion) 또는 나피온과 에탄올이 혼합된 용액을 디스펜싱(dispensing)하는 단계; 및Dispensing a solution of Nafion or a mixture of Nafion and ethanol in the holes of the porous film having a plurality of holes formed therein; And 상기 디스펜싱(dispensing)하는 단계를 거친 다공성 필름을 하나 이상의 전극이 나노 다공성 구조를 가지며, 상기 전극 중 작동 전극과 보조 전극이 5 ~ 10㎛ 간격으로 형성된 다수의 전극들 상에 접합하는 단계;Bonding the porous film subjected to the dispensing process onto at least one electrode having a nanoporous structure, wherein a working electrode and an auxiliary electrode of the electrodes are formed at intervals of 5 to 10 μm; 를 포함하는 것을 특징으로 하는 무효소 바이오 센서 제조 방법.Method for producing a reactive bio-sensor comprising a. 제6항에 있어서,The method of claim 6, 상기 전극은 백금(Pt), 백금 흑(platinum black), 카본나노튜브 중 어느 하나인 것을 특징으로 하는 무효소 바이오 센서 제조 방법.The electrode is a method of manufacturing a reactive bio-sensor, characterized in that any one of platinum (Pt), platinum black (platinum black), carbon nanotubes. 기판;Board; 상기 기판상에 하나 이상의 전극이 나노 다공성 구조를 가지며, 상기 전극 중 작동 전극과 보조 전극의 간격이 5 ~ 10㎛ 간격으로 형성되는 전극들; 및At least one electrode having a nanoporous structure on the substrate, wherein electrodes having a spacing between a working electrode and an auxiliary electrode are formed at intervals of 5 to 10 μm; And 상기 전극 표면에 나피온(Nafion) 또는 나피온과 에탄올이 혼합된 용액으로 형성되는 막;Nafion (Nafion) or a film formed of a mixture of Nafion and ethanol on the electrode surface; 을 포함하는 것을 특징으로 하는 무효소 바이오 센서.Reactive biosensor characterized in that it comprises a. 제8항에 있어서,The method of claim 8, 상기 막은 나피온과 에탄올 용액이 1 대 6의 비율로 혼합된 용액으로 형성되는 것을 특징으로 하는 무효소 바이오 센서.The membrane is an annular biosensor, characterized in that the Nafion and ethanol solution is formed of a mixture of 1 to 6. 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete

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