KR102008366B1

KR102008366B1 - Glucose sensor using conductive elastomeric microparticles and the manufacturing method thereof

Info

Publication number: KR102008366B1
Application number: KR1020170143600A
Authority: KR
Inventors: 김진웅; 최송이; 한상우
Original assignee: 한양대학교 에리카산학협력단
Priority date: 2017-10-31
Filing date: 2017-10-31
Publication date: 2019-08-07
Also published as: KR20190048546A

Abstract

본 발명은 글루코스 농도를 센싱할 수 있는 센서에 관한 것으로서, 더욱 상세하게는 글루코스 결합에 따른 압전 특성의 변화량을 통해 글루코스를 검출할 수 있는 센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
본 발명에 따른 글루코스 센서는 계속적인 사용이 가능하고, 적은 시료로도 측정이 가능하다는 현저한 장점을 가지고 있는 것으로, 제조공정이 쉽고, 가공성과 탄력성 및 신축성이 뛰어나므로 착용형 바이오 센서 및 글루코스 모니터링 분야에도 활용이 가능하다는 이점을 가지고 있다.The present invention relates to a sensor capable of sensing glucose concentration, and more particularly, to a sensor capable of detecting glucose through an amount of change in piezoelectric properties according to glucose binding and a method of manufacturing the same.
The glucose sensor according to the present invention has a remarkable advantage that it can be used continuously and can be measured even with a small sample, and is easy to manufacture, and has excellent processability, elasticity and elasticity. It also has the advantage that it can be used.

Description

전도성 탄성 마이크로입자를 이용한 글루코스 센서 및 이의 제조방법{Glucose sensor using conductive elastomeric microparticles and the manufacturing method thereof}Glucose sensor using conductive elastomeric microparticles and the manufacturing method

본 발명은 글루코스 농도를 센싱할 수 있는 센서에 관한 것으로서, 더욱 상세하게는 글루코스 결합에 따른 압전 특성의 변화량을 통해 글루코스를 검출할 수 있는 센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다.The present invention relates to a sensor capable of sensing glucose concentration, and more particularly, to a sensor capable of detecting glucose through an amount of change in piezoelectric properties according to glucose binding and a method of manufacturing the same.

바이오센서는 주로 의료용, 환경용, 식품용, 산업용, 군사용, 실험연구용 등이며, 의료용은 현재 가장 많이 이용되고 있는 분야로써 상용화 기술로는 혈당측정용 바이오센서와 임신진단용 키트 등이 있다. 혈당측정용 글루코스 센서는 포도당을 산화시키는 글루코스 산화효소(GOD, glucose oxidase)를 이용하는데, 혈액 내의 글루코스가 GOD와 반응하면 글루코닉산(gluconic acid)으로 바뀌게 된다. 글루코스가 산화될 때 산소 또는 산화된 매개체가 과산화수소 또는 환원된 매개체로 바뀌고, 다시 원래의 산화된 형태로 되돌아올 때 전자가 발생한다. 이 때 발생하는 전류를 측정하여 글루코스를 정량화한다. 글루코스 센서에 사용되는 효소인 GOD는 공급이 용이하고 다른 효소보다 pH, 이온강도, 온도에 대해 안정하며 GOD가 글루코스를 산화시키는 최적조건이 사람 혈액 속의 글루코스 농도와 일치한다.Biosensors are mainly medical, environmental, food, industrial, military, and experimental research. Medical applications are the most widely used fields, and commercialization technologies include blood glucose measurement biosensors and pregnancy diagnosis kits. The glucose sensor for glucose measurement uses glucose oxidase (GOD), which oxidizes glucose, and when glucose in the blood reacts with GOD, it is converted into gluconic acid. When glucose is oxidized, oxygen or oxidized mediators are converted to hydrogen peroxide or reduced mediators and electrons are generated back to their original oxidized form. Glucose is quantified by measuring the current generated at this time. GOD, an enzyme used in glucose sensors, is easy to supply and is more stable against pH, ionic strength, and temperature than other enzymes, and the optimal conditions for GOD to oxidize glucose match the glucose concentration in human blood.

현재 상품화 되어 있는 대부분의 혈당 센서는 당 산화효소를 작은 스트립 끝에 도입시킨 일회용 센서로, 손가락이나 기타 대체 부위에서 혈액을 채취하여 스트립에 접촉시켜 발생하는 효소 반응을 색깔 변화를 통해 검출하는 방식을 채택하고 있다. 이러한 방식은 측정할때마다 채혈 과정이 필요하고, 이전에 채혈했던 부위에서는 다시 채혈이 어렵기 때문에 반복 사용에 문제가 있다. 또한 채혈 방식의 숙련도와 채혈 부위에 따라 혈당 측정치의 정확도에 영향이 미치거나, 환자의 식사 혹은 공복상태에 따라 혈당 측정치가 변화하므로 단속적인 측정을 통해, 이러한 상태가 반영된 완전한 혈당을 측정하는 것이 불가능하다는 문제가 있다. 게다가 육안으로 정량화된 글루코스 농도를 식별할 수 없다는 한계점을 가지고 있으므로, 글루코스 농도의 정량화를 위해 별도의 측정장치가 요구된다는 점에서 휴대가 용이하지 않다는 제약이 존재한다.Most blood glucose sensors currently on the market are disposable sensors that incorporate glucose oxidase at the end of a small strip, which adopts a method of detecting the enzymatic reaction caused by color change by taking blood from a finger or other replacement site and contacting the strip. Doing. This method requires a blood collection process every time the measurement, and it is difficult to use again because it is difficult to collect blood again in the previously collected areas. In addition, it is not possible to measure the complete blood glucose level through intermittent measurement because the blood glucose measurement value may change depending on the proficiency of the blood collection method and the location of blood collection, or the blood glucose measurement changes according to the patient's diet or fasting state. There is a problem. In addition, since there is a limitation in that it is not possible to identify the glucose concentration quantified by the naked eye, there is a constraint that it is not easy to carry in that a separate measuring device is required for the quantification of the glucose concentration.

당뇨가 심한 환자의 경우, 하루 5-6회의 채혈 및 혈당 측정이 권장되고 있고, 실제로 당뇨를 조절하기 위해 이보다 더 잦은 채혈과 높은 정확도를 필요로 하는데도 불구하고, 상기 나열된 문제점들 때문에, 연속적인 측정과 정확하지 않은 혈당 측정 결과로 인해 당뇨 조절에 어려움을 겪고 있으므로, 이러한 문제점을 해결하기 위해 채혈을 하지 않고도 정확하면서도 연속적인 모니터링을 할 수 있는 새로운 기술이 요구되고 있는 실정이다.For patients with severe diabetes, blood collection and blood glucose measurements are recommended five to six times a day, and because of the problems listed above, continuous measurements are required, despite the need for more frequent blood collection and higher accuracy to actually control diabetes. Due to the difficulty in controlling diabetes due to the inaccurate blood glucose measurement result, a new technology for accurate and continuous monitoring without blood collection is required to solve this problem.

대한민국등록특허 제10-0360774호Republic of Korea Patent No. 10-0360774

따라서, 본 발명은 상기와 같은 문제점을 감안하여 안출된 것으로, 본 발명의 목적은 글루코스와 보론산의 결합에 의하여 생성되는 전류량 변화를 검출하여, 적은 양의 시료로도, 높은 감도로 글루코스 농도를 검출할 수 있을 뿐만 아니라, 반복적인 사용이 가능한 글루토스 센서를 제공하고자 하는 것이다.Accordingly, the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to detect a change in the amount of current generated by the combination of glucose and boronic acid, and to reduce the glucose concentration with high sensitivity even with a small amount of sample. It is an object of the present invention to provide a glutus sensor that can be detected as well as repeatable.

본 발명의 다른 목적은 상술한 글루코스 센서를 대량으로 생산할 수 있는 제조방법과 이를 이용하여 글루코스 농도를 높은 감도와 정확도로 측정할 수 있는 방법을 제공하고자 하는 것이다.Another object of the present invention is to provide a method for producing a large amount of the above-described glucose sensor and a method for measuring glucose concentration with high sensitivity and accuracy using the same.

본 발명은 상기 목적을 이루기 위하여, 기판의 상에 배치되고, 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 스텐실; 및 상기 패턴 내에 도입되어 있는 전도성 탄성 마이크로입자;를 포함하고, 상기 전도성 탄성 마이크로입자는 1 내지 1000 MPa 탄성계수를 갖는 코어 입자; 상기 코어 입자의 표면에 형성된 쉘층; 및 상기 쉘층에 직접 결합되어 있는 보론산 유도체를 포함하는 표면개질막;을 포함하되, 상기 쉘층이 고분자층과 은 나노와이어층이 규칙적 내지 불규칙적으로 교대로 코팅되어 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 글루코스 센서를 제공한다.In order to achieve the above object, the present invention is disposed on a substrate, the stencil is formed a pattern of a constant cycle; And conductive elastic microparticles introduced into the pattern, the conductive elastic microparticles comprising: core particles having an elastic modulus of 1 to 1000 MPa; A shell layer formed on the surface of the core particles; And a surface modification film comprising boronic acid derivatives directly bonded to the shell layer, wherein the shell layer is formed by alternately coating the polymer layer and the silver nanowire layer alternately or irregularly. To provide.

상기 코어 입자는 천연 고무(natural rubber), 니트릴 고무(acrylonitrile-butadiene rubber), 스티렌부타디엔 고무(styrene-butadiene rubber), 클로로프렌 고무(chloroprene rubber), 부틸 고무(isoprene-isobutylene rubber), 에틸렌프로피렌 고무(ethylene propylene rubber), 클로로설폰화 폴리에틸렌 고무(chlorosulphonated polyethylene rubber), 아크릴 고무(acrylic rubber), 불소 고무(fluororubber), 다황화물계 고무(polysulfide rubber), 실리콘 고무(silicone rubber), 부타디엔 고무(butadiene rubber), 이소프렌 고무(isoprene rubber), 우레탄 고무(urethane rubber), 폴리올레핀계 열가소성 엘라스토머(polyolefin thermoplastic elastomer, TPE), 폴리스티렌계 TPE(polystyrene TPE), 폴리염화비닐 TPE(Polyvinyl chloride TPE), 폴리에스터 TPE(polyester TPE), 폴리우레탄 TPE(polyurethane TPE) 및 폴리아미드 TPE(polyamide TPE)로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나일 수 있다.The core particles are natural rubber, nitrile rubber (acrylonitrile-butadiene rubber), styrene-butadiene rubber (styrene-butadiene rubber), chloroprene rubber, butyl rubber (isoprene-isobutylene rubber), ethylene propylene rubber (ethylene propylene rubber), chlorosulphonated polyethylene rubber, acrylic rubber, fluororubber, polysulfide rubber, silicone rubber, butadiene rubber rubber, isoprene rubber, urethane rubber, polyolefin thermoplastic elastomer (TPE), polystyrene TPE, polyvinyl chloride TPE, polyester TPE (polyester TPE), polyurethane TPE (polyurethane TPE) and polyamide TPE (polyamide TPE) can be any one selected from the group have.

상기 코어 입자의 평균 직경은 5 내지 500 ㎛일 수 있다.The average diameter of the core particles may be 5 to 500 ㎛.

상기 코어 입자의 탄성계수는 5 내지 500 MPa일 수 있다.The elastic modulus of the core particles may be 5 to 500 MPa.

상기 쉘층의 고분자는 폴리에틸렌이민(Polyethyleneimine, PEI), 폴리디알릴디메탈암모늄클로라이드(Poly(diallyldimethylammonium chloride, PDADMAC)), 폴리알릴아민염소산(Polyallylamine hydrochloride), 세틸트리메틸암모늄브로마이드(Cetyl trimethylammonium bromide, CTAB) 및 폴리비닐피롤리돈(Polyvinylpyrrolidone)로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나 이상일 수 있다.The polymer of the shell layer is polyethyleneimine (PEI), polydiallyldimetalammonium chloride (Poly (diallyldimethylammonium chloride, PDADMAC)), polyallylamine hydrochloride, cetyltrimethylammonium bromide (CTAB) And polyvinylpyrrolidone (Polyvinylpyrrolidone) may be any one or more selected from the group consisting of.

상기 쉘층의 은 나노와이어는 길이와 직경이 0.5 내지 100 ㎚일 수 있다.Silver nanowires of the shell layer may have a length and diameter of 0.5 to 100 nm.

상기 보론산 유도체는 머캅토페닐 보론산(4-mercaptophenylboronic acid, MPBA), 메타크릴아미도페닐 보론산(methacrylamidophenyl-boronic acid), 비닐페닐보론산(vinylphenylboronic acid), 아미노페닐보론산(aminophenylboronic acid), 시아노페닐보론산(cyanophenylboronic acid), 디클로로페닐보론산(dichlorophenylboronic acid), 아미노카보닐페닐보론산(aminocarbonylphenylboronic acid), 디메틸페닐보론산(dimethylphenylboronic acid), 하이드록시페닐보론산(hydroxyphenylboronic acid), 프로필페닐보론산(propylphenylboronic acid), 클로로카보닐페닐보론산(chlorocarbonylphenylboronic acid), 니트로비닐페닐보론산(nitrovinylphenylboronic acid), 2,4-벤질로기피리미딘-5-보론산(2,4-bis(benzyloxy)pyrimidin-5-boronic acid), 및 2-브로모-3-보론산(2-bromopyridine-3-boronic acid)로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나 이상일 수 있다.The boronic acid derivatives are 4-mercaptophenylboronic acid (MPBA), methacrylamidophenyl-boronic acid (methacrylamidophenyl-boronic acid), vinylphenylboronic acid (vinylphenylboronic acid), aminophenylboronic acid (aminophenylboronic acid) Cyanophenylboronic acid, dichlorophenylboronic acid, aminocarbonylphenylboronic acid, dimethylphenylboronic acid, hydroxyphenylboronic acid, hydroxyphenylboronic acid, Propylphenylboronic acid, chlorocarbonylphenylboronic acid, nitrovinylphenylboronic acid, 2,4-benzyloxypyrimidine-5-boronic acid (2,4-bis (benzyloxy) pyrimidin-5-boronic acid), and 2-bromopyridine-3-boronic acid.

상기 쉘층은 1 내지 100 층일 수 있고, 바람직하게는 1 내지 10층일 수 있다.The shell layer may be 1 to 100 layers, preferably 1 to 10 layers.

상기 패턴은 동일한 크기를 갖는 원기둥 형태의 홀이 일정한 주기로 배열되어 있는 구조이고, 상기 원기둥 형태의 홀은 높이가 10 내지 100 ㎛이고, 평균직경이 10 내지 100 ㎛일 수 있다.The pattern has a structure in which the cylindrical holes having the same size are arranged at regular intervals, and the cylindrical holes may have a height of 10 to 100 μm and an average diameter of 10 to 100 μm.

본 발명은 상기 다른 목적을 이루기 위하여, 아래 단계를 포함하는 글루코스 센서의 제조방법을 제공한다.The present invention provides a method of manufacturing a glucose sensor comprising the following steps to achieve the above another object.

1) 분산상 용액과 연속상 용액을 마이크로플루딕스 미세유체장치에 주입하여 코어 입자를 제조하는 단계;1) preparing a core particle by injecting the dispersed phase solution and the continuous phase solution into a microfluidic microfluidic device;

2) 상기 코어 입자 표면에 고분자 수용액과 은 나노와이어 분산액을 교대로 주입하여 쉘층을 형성하는 단계;2) forming a shell layer by alternately injecting an aqueous polymer solution and a silver nanowire dispersion onto the surface of the core particles;

3) 상기 쉘층 표면에 보론산 유도체 용액을 처리하여 표면개질하여, 전도성 탄성 마이크로입자를 제조하는 단계; 및3) surface-modifying the boronic acid derivative solution on the surface of the shell layer to prepare conductive elastic microparticles; And

4) 상기 3) 단계를 통해 회수한 전도성 탄성 마이크로입자를 원하는 원기둥 패턴을 갖는 스텐실 상에 패터닝하여 글루코스 센서를 제조하는 단계.4) manufacturing a glucose sensor by patterning the conductive elastic microparticles recovered through step 3) on a stencil having a desired cylindrical pattern.

본 발명은 상기 다른 목적을 이루기 위하여, 아래 단계를 포함하는 글루코스 센서를 이용한 글루코스 농도 측정 방법을 제공한다.The present invention provides a glucose concentration measuring method using a glucose sensor comprising the following steps to achieve the above another object.

A) 일정 압력하에서, 제1항에 따른 글루코스 센서에 전압을 인가하는 단계;A) under constant pressure, applying a voltage to the glucose sensor according to claim 1;

B) 상기 A) 단계의 글루코스 센서에 시료를 접촉시키고, 전류세기를 측정하는 단계; 및B) contacting the sample with the glucose sensor of step A), and measuring the current strength; And

C) 상기 B) 단계에서 측정한 전류세기를 분석하는 단계.C) analyzing the current strength measured in step B).

상기 A) 단계에서 1 내지 100 kPa 압력을 가하는 것일 수 있다.In the step A) may be to apply a pressure of 1 to 100 kPa.

상기 A) 단계에서 인가되는 전압은 기준 전극 대비 -0.1 내지 10 V일 수 있다.The voltage applied in step A) may be -0.1 to 10 V relative to the reference electrode.

본 발명에 따른 글루코스 센서는 계속적인 사용이 가능하고, 적은 시료로도 측정이 가능하다는 현저한 장점을 가지고 있는 것으로, 제조공정이 쉽고, 가공성과 탄력성 및 신축성이 뛰어나므로 착용형 바이오 센서 및 글루코스 모니터링 분야에도 활용이 가능하다는 이점을 가지고 있다.The glucose sensor according to the present invention has a remarkable advantage that it can be used continuously and can be measured even with a small sample, and is easy to manufacture, and has excellent processability, elasticity and elasticity. It also has the advantage that it can be used.

도 1a는 유리모세관 기반의 마이크로플루딕스 장치를 도시한 것이다.
도 1b는 제조예 4를 통해 제조된 전도성 탄성 마이크로입자의 구조를 도시한 도면이다.
도 1c는 실시예 1을 통해 제조된 글루코스 센서의 구조를 도시한 도면이다.
도 2는 제조예 1로부터 제조된 코어 입자를 광학현미경으로 촬영한 사진이다.
도 3은 폴리우레탄으로 이루어진 코어 입자 표면에, 다층박막적층법을 통해 복합막(PEI/AgNWs)이 쉘층으로 코팅된 코어-쉘 마이크로입자를 제조하는 과정을 나타낸 모식도이다.
도 4는 제조예 2, 제조예 3으로부터 제조된 코어-쉘 마이크로입자를 주사전자현미경(scanning electron microscope, SEM)으로 촬영한 사진이다.
도 5는 제조예 4로부터 제조된 전도성 탄성 마이크로입자를 에너지 분산형 X선 분석(Energy Dispersive X-ray Spectrometer, EDX) 결과 그래프이다.
도 6은 본 발명에 따라 제조된 글루코스 센서와 글루코스의 반응을 도시화한 도면이다.
도 7은 실시예 1-1)로부터 제조된 스텐의 광학현미경 사진(a)과, 실시예 1-2)로부터 제조된 글루코스 센서의 광학현미경 사진(b) 및 형광현미경 사진(c)이다.
도 8은 실시예 1을 통해 제조된 글루코스 센서를 이용하여 글루코스를 검출하는 과정을 나타낸 모식도이다.
도 9a는 다양한 농도의 글루코스 용액을 처리하였을 때, 실시예 1로부터 제조된 글루코스 센서에서 측정된 각각의 전류량을 나타낸 그래프이다. 도 9b는 도 9a로부터 얻어진 결과에서, 각 글루코스 농도에 따른 평균값을 제도한 그래프이다.Figure 1a shows a glass capillary-based microfluidics device.
Figure 1b is a view showing the structure of the conductive elastic microparticles prepared through Preparation Example 4.
Figure 1c is a diagram showing the structure of a glucose sensor manufactured in Example 1.
Figure 2 is a photograph taken with an optical microscope of the core particles prepared from Preparation Example 1.
FIG. 3 is a schematic diagram showing a process of preparing core-shell microparticles in which a composite film (PEI / AgNWs) is coated with a shell layer on a surface of a core particle made of polyurethane through a multilayer thin film lamination method.
4 is a photograph taken with a scanning electron microscope (SEM) of the core-shell microparticles prepared in Preparation Example 2, Preparation Example 3.
FIG. 5 is a graph showing results of energy dispersive X-ray spectrometer (EDX) of conductive elastic microparticles prepared from Preparation Example 4. FIG.
FIG. 6 is a diagram illustrating a reaction between glucose sensor and glucose prepared according to the present invention.
7 is an optical micrograph (a) of a stainless steel prepared in Example 1-1), an optical micrograph (b) and a fluorescent micrograph (c) of a glucose sensor prepared in Example 1-2).
8 is a schematic diagram illustrating a process of detecting glucose using a glucose sensor manufactured in Example 1. FIG.
Figure 9a is a graph showing the amount of each current measured in the glucose sensor prepared from Example 1 when treating the glucose solution of various concentrations. FIG. 9B is a graph showing an average value according to each glucose concentration in the result obtained from FIG. 9A.

이하, 본 발명을 상세하게 설명한다.
EMBODIMENT OF THE INVENTION Hereinafter, this invention is demonstrated in detail.

본 발명의 일측면은 기판의 상에 배치되고, 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 스텐실; 및 상기 패턴 내에 도입되어 있는 전도성 탄성 마이크로입자;를 포함하고, 상기 전도성 탄성 마이크로입자는 1 내지 1000 MPa 탄성계수를 갖는 코어 입자; 상기 코어 입자의 표면에 형성된 쉘층; 및 상기 쉘층에 직접 결합되어 있는 보론산 유도체를 포함하는 표면개질막;을 포함하되, 상기 쉘층이 고분자와 은 나노와이어가 규칙적 내지 불규칙적으로 교대로 코팅되어 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 글루코스 센서에 관한 것이다.One side of the invention is disposed on the substrate, the stencil is a pattern of a constant cycle is formed; And conductive elastic microparticles introduced into the pattern, the conductive elastic microparticles comprising: core particles having an elastic modulus of 1 to 1000 MPa; A shell layer formed on the surface of the core particles; And a surface modification film including boronic acid derivatives directly bonded to the shell layer, wherein the shell layer is formed by alternately coating polymers and silver nanowires alternately or irregularly. will be.

도 1a는 유리모세관 기반의 마이크로플루딕스 장치를 도시한 것이고, 도 1b는 제조예 4를 통해 제조된 전도성 탄성 마이크로입자의 구조를 도시한 도면이고, 도 1c는 실시예 1을 통해 제조된 글루코스 센서의 구조를 도시한 도면이다.Figure 1a shows a glass capillary-based microfluidic device, Figure 1b is a view showing the structure of the conductive elastic microparticles prepared through Preparation Example 4, Figure 1c is a glucose sensor prepared through Example 1 Is a diagram showing the structure of a.

본 발명에 따른 글루코스 센서는 기판(150) 상에 배치되어 있고, 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 스텐실(140);과 상기 패턴 내에 도입되어 있는 전도성 탄성 마이크로입자(100);로 구성되어 있다(도 1c).The glucose sensor according to the present invention is composed of a stencil 140 disposed on a substrate 150 and having a pattern having a predetermined cycle; and conductive elastic microparticles 100 introduced into the pattern ( 1c).

상기 기판은 각종 생체 시료에 영향을 미치지 않는 고체로 이루어질 수 있으며, 예를 들어 금속, 플라스틱, 실리카 등일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. The substrate may be made of a solid that does not affect various biological samples, and may be, for example, metal, plastic, silica, or the like, but is not limited thereto.

상기 스텐실은 다음과 같은 과정을 통해 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 것으로써, 일정한 주기의 패턴으로 전도성 탄성 마이크로입자(100)를 배열하기 위한 역할을 수행하기 위해 도입된다.The stencil is a pattern of a certain cycle is formed through the following process, it is introduced to perform a role for arranging the conductive elastic microparticles 100 in a pattern of a constant cycle.

1) 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 포토리지스트층을 베이스 부재상에 부착하고, 이를 마스크로 하여 식각함으로써, 양각 패턴을 갖는 베이스 부재를 제조하는 단계;1) manufacturing a base member having an embossed pattern by attaching a photoresist layer on which a pattern of a constant cycle is formed on the base member, and etching the same as a mask;

2) 상기 1) 단계를 통해 제작된 양각 패턴을 갖는 베이스 부재 상에 폴리머층으로 임프린팅을 통해 음각 패턴을 형성하는 단계;2) forming an intaglio pattern through imprinting with a polymer layer on a base member having an embossed pattern manufactured through step 1);

3) 상기 음각 패턴을 갖는 폴리머층에서 패턴면을 평평한 소수성 기판에 접촉시킨 후, 상기 접촉면에 경화성 고분자를 도포함으로써, 상기 패턴면의 음각 부분의 빈 공간으로 유입되어, 패터닝되는 단계;3) contacting the pattern surface with a flat hydrophobic substrate in the polymer layer having the intaglio pattern, and then applying a curable polymer to the contact surface, thereby flowing into the empty space of the intaglio portion of the pattern surface and patterning;

4) 상기 패터닝된 경화성 고분자를 고형화한 후, 몰드를 탈거하여 상기 기판 상에 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 스텐실을 제조하는 단계;4) after solidifying the patterned curable polymer, removing a mold to prepare a stencil having a pattern of a predetermined cycle formed on the substrate;

여기서, 상기 경화성 고분자는 PUA(Polyurethane acrylate)이고, 상기 폴리머층은 PDMS층인 것이 바람직하다.Here, the curable polymer is PUA (Polyurethane acrylate), the polymer layer is preferably a PDMS layer.

또한, 상기 스텐실 상에 형성된 패턴은 동일한 크기를 갖는 원기둥 형태의 홀이 일정한 주기로 배열되어 있는 구조로, 상기 원기둥 형태의 홀은 높이가 10 내지 100 ㎛이고, 평균직경이 10 내지 100 ㎛인 것이 바람직하다. 상기 스텐실을 이용하지 않고, 평평한 기판 상에 전도성 탄성 마이크로입자를 도입할 경우, 일정한 주기의 패턴으로 전도성 탄성 마이크로입자를 배열시키는데 어려움이 있고, 공정상 추가적인 비용과 시간이 소요되며, 정밀하게 패턴을 제어하는 것이 불가능하다는 문제가 존재한다. 이러한 문제들로 인해, 글루코스 센서의 민감도 및 정확도가 저하될 수 있다. 게다가 상기 스텐실은 재사용이 가능하므로, 비용을 현저히 절감할 수 있다.
In addition, the pattern formed on the stencil is a structure in which the cylindrical hole having the same size is arranged at a constant cycle, the cylindrical hole is preferably 10 to 100 ㎛ in height, average diameter of 10 to 100 ㎛ Do. When the conductive elastic microparticles are introduced on a flat substrate without using the stencil, it is difficult to arrange the conductive elastic microparticles in a pattern of a certain period, and additional cost and time are required in the process, and the pattern is precisely formed. There is a problem that it is impossible to control. Due to these problems, the sensitivity and accuracy of the glucose sensor may be degraded. In addition, since the stencil is reusable, the cost can be significantly reduced.

또한, 상기 전도성 탄성 마이크로입자는 1 내지 1000 MPa 탄성계수를 갖는 코어 입자(110); 상기 코어 입자(110)의 표면에 형성된 쉘층(120); 및 상기 쉘층에 직접 결합되어 있는 보론산 유도체를 포함하는 표면개질막(130);을 포함하는데, 이때, 상기 쉘층(120)은 고분자층(121)와 은 나노와이어층(122)이 규칙적 내지 불규칙적으로 교대로 코팅되어 형성되어 있다.In addition, the conductive elastic microparticles are core particles (110) having an elastic modulus of 1 to 1000 MPa; A shell layer 120 formed on the surface of the core particle 110; And a surface modification film 130 including boronic acid derivatives directly bonded to the shell layer, wherein the shell layer 120 is a polymer layer 121 and a silver nanowire layer 122 regularly or irregularly. It is formed by coating alternately.

상기 글루코스 센서는, 상기 전도성 탄성 마이크로입자의 표면개질막에 존재하는 보론산과 글루코스가 반응함으로써, 전류량의 변화를 나타내게 되고, 이를 측정하여 글루코스 농도를 검출할 수 있다. 구체적으로 본 발명에 따라 제조된 글루코스 센서에 압력을 가하면, 전도성 탄성 마이크로입자의 모양이 변형되어, 쉘층에 존재하는 은 나노와이어의 접합점이 손실되어, 전류량이 거의 검출되지 않는 상태로 있다가, 글루코스 센서의 표면에 존재하는 보론산과 글루코스가 반응하면 접합점의 손실이 감소하게 되고, 이를 통해 출력 전류값이 상승하게 되므로, 상기 전류량에 따라 글루코스 농도를 정량화할 수 있게 되는 것이다.The glucose sensor may exhibit a change in the amount of current by reacting boronic acid and glucose in the surface modified membrane of the conductive elastic microparticles, and may measure the concentration of glucose by measuring it. Specifically, when a pressure is applied to the glucose sensor manufactured according to the present invention, the shape of the conductive elastic microparticles is deformed, the junction point of the silver nanowires present in the shell layer is lost, and the amount of current remains almost undetectable. When boronic acid and glucose react on the surface of the sensor, the loss of the junction point is reduced, thereby increasing the output current value, thereby quantifying the glucose concentration according to the amount of current.

즉, 본 발명의 센서는 코어 입자의 탄성과 쉘층의 은 나노와이어에 의한 전도성을 활용한 것으로, 글루코스와 접촉시 화학적 반응을 통해 접합점의 손실이 감소되면서 전류량이 상승하게 되는 것으로써, 은 나노와이어의 접합점에 의한 전류변화를 측정하는 것이기 때문에 감도 및 정확도가 우수하고, 글루코스 농도 0.01 ㎎/㎗도 검출할 수 있을 정도로 감도가 우수하다.In other words, the sensor of the present invention utilizes the elasticity of the core particles and the conductivity of the silver nanowires in the shell layer, and the amount of current increases as the loss of the junction point decreases through a chemical reaction upon contact with glucose. The sensitivity and accuracy are excellent because of the measurement of the change in current caused by the junction, and the sensitivity is high enough to detect a glucose concentration of 0.01 mg / dl.

일반적인 센서는 압력에 의한 입자 모양의 변형에 의해서 상승되는 출력 전류량을 측정하거나, 효소를 이용한 전기화학적 반응을 통한 전류량 변화를 측정하는데 반해, 본 발명은 이와는 전혀 상이한 방식을 통해 글루코스의 농도를 측정할 수 있으며, 주어진 압력에서 은 나노와이어의 접합점 손실을 준 후, 이로부터 변화하는 전류량을 측정하는 것이기 때문에, 탄성 회복율에 영향을 입지 않을뿐만 아니라 효소의 유실에 따른 수명저하 문제가 존재하지 않으므로 장기간 사용이 가능하다는 장점이 있다.While general sensors measure the amount of output current raised by the deformation of the particle shape by pressure or change in the amount of current through an electrochemical reaction using an enzyme, the present invention can measure the concentration of glucose in a completely different way. It is possible to measure the amount of change in current after giving the junction loss of silver nanowire at a given pressure, so that it does not affect the elastic recovery rate and there is no life degradation problem due to the loss of enzyme. This has the advantage of being possible.

이는 종래의 글루코스 센서와 비교하였을 때, 계속적인 사용이 가능하고, 적은 시료로도 측정이 가능하다는 현저한 장점을 가지고 있는 것으로, 제조공정이 쉽고, 가공성과 탄력성 및 신축성이 뛰어나므로 착용형 바이오 센서 및 글루코스 모니터링 분야에도 활용이 가능하다는 이점을 가지고 있다.Compared with the conventional glucose sensor, it has the remarkable advantage that it can be used continuously and can be measured with a small sample. The wearable biosensor and the process are easy because the manufacturing process is easy, and the processability, elasticity and elasticity are excellent. It also has the advantage that it can be used in the field of glucose monitoring.

상기 코어 입자는 천연 고무(natural rubber), 니트릴 고무(acrylonitrile-butadiene rubber), 스티렌부타디엔 고무(styrene-butadiene rubber), 클로로프렌 고무(chloroprene rubber), 부틸 고무(isoprene-isobutylene rubber), 에틸렌프로피렌 고무(ethylene propylene rubber), 클로로설폰화 폴리에틸렌 고무(chlorosulphonated polyethylene rubber), 아크릴 고무(acrylic rubber), 불소 고무(fluororubber), 다황화물계 고무(polysulfide rubber), 실리콘 고무(silicone rubber), 부타디엔 고무(butadiene rubber), 이소프렌 고무(isoprene rubber), 우레탄 고무(urethane rubber), 폴리올레핀계 열가소성 엘라스토머(polyolefin thermoplastic elastomer, TPE), 폴리스티렌계 TPE(polystyrene TPE), 폴리염화비닐 TPE(Polyvinyl chloride TPE), 폴리에스터 TPE(polyester TPE), 폴리우레탄 TPE(polyurethane TPE) 및 폴리아미드 TPE(polyamide TPE)로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나일 수 있는데, 바람직하게는 폴리우레탄 TPE일 수 있다.The core particles are natural rubber, nitrile rubber (acrylonitrile-butadiene rubber), styrene-butadiene rubber (styrene-butadiene rubber), chloroprene rubber, butyl rubber (isoprene-isobutylene rubber), ethylene propylene rubber (ethylene propylene rubber), chlorosulphonated polyethylene rubber, acrylic rubber, fluororubber, polysulfide rubber, silicone rubber, butadiene rubber rubber, isoprene rubber, urethane rubber, polyolefin thermoplastic elastomer (TPE), polystyrene TPE, polyvinyl chloride TPE, polyester TPE (polyester TPE), polyurethane TPE (polyurethane TPE) and polyamide TPE (polyamide TPE) can be any one selected from the group But preferably may be polyurethane TPE.

상기 코어 입자의 평균 직경를 조절할 경우, 글루코스의 농도에 따라 높은 민감도와 정확도를 구현할 수 있도록 할 수 있고, 이를 위해 상기 코어 입자의 평균 직경은 5 내지 500 ㎛이고, 탄성계수는 5 내지 500 MPa인 것이 바람직하다. 상기 코어 입자의 평균 직경이 5 ㎛ 미만이거나, 탄성계수가 5 MPa 미만인 경우, 탄성 회복력이 낮아지기 때문에, 측정할 수 있는 글루코스 농도의 범위가 좁아지게 되는 문제가 발생할 수 있다. 또한 상기 코어 입자의 평균 직경이 500 ㎛를 초과하거나 탄성계수가 500 MPa를 초과하는 경우에는 글루코스 농도에 따른 전류 변화가 작아 민감도가 저하되는 문제가 발생할 수 있다.When adjusting the average diameter of the core particles, it is possible to implement a high sensitivity and accuracy according to the concentration of glucose, for this purpose the average diameter of the core particles is 5 to 500 ㎛, the elastic modulus is 5 to 500 MPa desirable. When the average diameter of the core particles is less than 5 μm or the elastic modulus is less than 5 MPa, the elastic recovery force is lowered, which may cause a problem of narrowing the range of glucose concentration that can be measured. In addition, when the average diameter of the core particles exceeds 500 ㎛ or the elastic modulus exceeds 500 MPa may cause a problem that the sensitivity is lowered due to the small current change according to the glucose concentration.

또한, 상기 전도성 탄성 마이크로입자의 모양은 반드시 이에 제한되는 것은 아니지만, 구형, 막대형, 와이어형, 피라미드형, 큐브형 및 프리즘형 중에서 선택될 수 있는데, 바람직하게 마이크로플루딕스를 통해 제조공정의 간편화를 달성하기 위해서는 구형인 것이 가장 좋다.In addition, the shape of the conductive elastic microparticles is not necessarily limited thereto, but may be selected from spherical, rod, wire, pyramid, cube, and prism types. Preferably, the microfluidics simplifies the manufacturing process. To achieve this, it is best to be spherical.

상기 쉘층의 고분자는 폴리에틸렌이민(Polyethyleneimine, PEI), 폴리디알릴디메탈암모늄클로라이드(Poly(diallyldimethylammonium chloride, PDADMAC)), 폴리알릴아민염소산(Polyallylamine hydrochloride), 세틸트리메틸암모늄브로마이드(Cetyl trimethylammonium bromide, CTAB) 및 폴리비닐피롤리돈(Polyvinylpyrrolidone)로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나 이상일 수 있으나, 바람직하게는 폴리에틸렌이민일 수 있다.The polymer of the shell layer is polyethyleneimine (PEI), polydiallyldimetalammonium chloride (Poly (diallyldimethylammonium chloride, PDADMAC)), polyallylamine hydrochloride, cetyltrimethylammonium bromide (CTAB) And polyvinylpyrrolidone (Polyvinylpyrrolidone) may be any one or more selected from the group consisting of, but preferably may be polyethyleneimine.

상기 쉘층의 은 나노와이어는 길이와 직경이 0.5 내지 100 ㎚인 것일 수 있는데, 상기 은 나노와이어의 길이 혹은 직경이 0.5 ㎚ 미만일 경우에는 압력이 가해지지 않아도, 은 나노와이어 간에 접합점이 충분히 형성되지 않아 글루코스 센서로 작동하지 않게되는 문제가 발생할 수 있고, 100 ㎚를 초과할 경우 은 나노와이어 간에 과도하게 접합점이 형성되게 되어 압력이 가해짐에도 불구하고 접합점이 소실되지 않아, 전류량 변화를 측정할 수 없게되는 문제가 발생할 수 있다.The silver nanowires of the shell layer may have a length and a diameter of 0.5 to 100 nm, and when the length or diameter of the silver nanowires is less than 0.5 nm, even if pressure is not applied, junctions between the silver nanowires are not sufficiently formed. The problem may occur that the glucose sensor does not work, and if it exceeds 100 nm, excessive junctions are formed between the silver nanowires, and even though pressure is applied, the junctions are not lost, thus making it impossible to measure changes in the amount of current. Can cause problems.

상기 쉘층은 다층박막적층법에 의해 양전하를 띄는 고분자와 음전하를 띄는 은 나노와이어가, 상호간의 정전기적 인력, 을 이용하여 교대로 결합시켜 적층하여 형성된 것으로, 원하는 두께와 물성을 갖는 복합막이 균일하게 형성되어 있는 것이다.The shell layer is formed by alternately bonding a positively charged polymer and a negatively charged silver nanowire by alternating layers by using electrostatic attraction, and the composite film having a desired thickness and physical properties is uniformly formed by a multilayer thin film lamination method. It is formed.

상기 쉘층은 1 내지 100 ㎚의 두께를 갖는 고분자층과 은 나노와이어층이 각각 1 내지 100층으로 적층되어 있다. 다만 상기 쉘층의 두께가 두꺼워질수록 전도성 탄성 마이크로입자의 탄성이 낮아지게 되어, 변형률이 작아지게 되므로, 글루코스 농도에 따른 전류량의 변화폭이 줄어들게 되면, 글루코스를 민감하게 측정하기 어렵기 때문에, 상기 쉘층은 1 내지 10층으로 이루어져 있는 것이 가장 바람직하다.The shell layer is laminated with a polymer layer having a thickness of 1 to 100 nm and a silver nanowire layer as 1 to 100 layers, respectively. However, as the thickness of the shell layer increases, the elasticity of the conductive elastic microparticles decreases and the strain decreases. Therefore, when the change in the amount of current according to the glucose concentration decreases, it is difficult to sensitively measure glucose. Most preferably, it consists of 1-10 layers.

본 발명의 전도성 탄성 마이크로입자는 상기와 같은 구성을 가질 경우, 센서 민감도가 약 1.5 배에서 최대 3 배까지 차이가 나는 현저한 차이를 나타내며(미도시), 본 발명의 쉘층이 폴리에틸렌이민층과 은 나노와이어층의 복합막(1 내지 10층)일 경우, 민감도가 더욱 증진되었음을 확인하였다.When the conductive elastic microparticles of the present invention have the configuration as described above, the sensor sensitivity exhibits a remarkable difference that varies from about 1.5 times up to 3 times (not shown), and the shell layer of the present invention is made of polyethyleneimine layer and silver nano. In the case of the composite layer (1 to 10 layers) of the wire layer, it was confirmed that the sensitivity was further enhanced.

상기 보론산 유도체는 머캅토페닐 보론산(4-mercaptophenylboronic acid, MPBA), 메타크릴아미도페닐 보론산(methacrylamidophenyl-boronic acid), 비닐페닐보론산(vinylphenylboronic acid), 아미노페닐보론산(aminophenylboronic acid), 시아노페닐보론산(cyanophenylboronic acid), 디클로로페닐보론산(dichlorophenylboronic acid), 아미노카보닐페닐보론산(aminocarbonylphenylboronic acid), 디메틸페닐보론산(dimethylphenylboronic acid), 하이드록시페닐보론산(hydroxyphenylboronic acid), 프로필페닐보론산(propylphenylboronic acid), 클로로카보닐페닐보론산(chlorocarbonylphenylboronic acid), 니트로비닐페닐보론산(nitrovinylphenylboronic acid), 2,4-벤질로기피리미딘-5-보론산(2,4-bis(benzyloxy)pyrimidin-5-boronic acid), 및 2-브로모-3-보론산(2-bromopyridine-3-boronic acid)로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나 이상일 수 있고, 바람직하게 본 발명의 실시예에서는 머캅토페닐 보론산(4-mercaptophenylboronic acid, MPBA)을 사용하였다.The boronic acid derivatives are 4-mercaptophenylboronic acid (MPBA), methacrylamidophenyl-boronic acid (methacrylamidophenyl-boronic acid), vinylphenylboronic acid (vinylphenylboronic acid), aminophenylboronic acid (aminophenylboronic acid) Cyanophenylboronic acid, dichlorophenylboronic acid, aminocarbonylphenylboronic acid, dimethylphenylboronic acid, hydroxyphenylboronic acid, hydroxyphenylboronic acid, Propylphenylboronic acid, chlorocarbonylphenylboronic acid, nitrovinylphenylboronic acid, 2,4-benzyloxypyrimidine-5-boronic acid (2,4-bis (benzyloxy) pyrimidin-5-boronic acid), and 2-bromopyridine-3-boronic acid, and may be any one or more selected from the group consisting of Example used a mercapto-phenyl-boronic acid (4-mercaptophenylboronic acid, MPBA).

또한, 본 발명에 따른 글루코스 센서는 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 스텐실을 사용함으로써, 원하는 패턴으로 전도성 탄성 마이크로입자를 배열시킬 수 있는 바, 시료와의 접촉을 통해 글루코스 농도를 정량화할 수 있는 글루코스 센서 분야에 유용하게 적용할 수 있다. In addition, the glucose sensor according to the present invention can arrange conductive elastic microparticles in a desired pattern by using a stencil in which a pattern of a certain period is formed, and thus a glucose concentration can be quantified through contact with a sample. It can be usefully applied to the sensor field.

나아가 본 발명은 높은 신축성과 탄력성을 가지고 있어, 장소에 제약없이 글루코스 농도를 검출할 수 있는 센서를 제공할 수 있을 뿐만 아니라, 웨어러블 기기로써도 응용 가능하다.
Furthermore, the present invention has high elasticity and elasticity, and can provide a sensor capable of detecting glucose concentration without restriction in place, and can also be applied as a wearable device.

본 발명의 다른 측면은 하기 단계를 포함하는 마이크로입자의 제조방법에 관한 것이다.Another aspect of the invention relates to a method for producing microparticles comprising the following steps.

4) 상기 3) 단계를 통해 회수한 전도성 탄성 마이크로입자를 원하는 원기둥 패턴을 갖는 스텐실 상에 패터닝하여 글루코스 센서를 제조하는 단계;4) manufacturing a glucose sensor by patterning the conductive elastic microparticles recovered through step 3) on a stencil having a desired cylindrical pattern;

우선, 1) 분산상 용액과 연속상 용액을 제조하여, 이를 마이크로플루딕스 미세유체장치에 주입하여 코어 입자를 제조한다.First, 1) preparing a dispersed phase solution and a continuous phase solution and injecting the same into a microfluidic microfluidic device to prepare core particles.

제조과정에 있어서 코어 입자를 형성하는데, 분산상 용액의 유량과 연속상 용액의 유량에 의해, 상기 코어 입자의 평균 직경이 결정되는 것이기 때문에, 일률적인 수치로 정의할 수 없으나, 각 시스템에서 단순한 반복 실험에 의해 결정될 수 있다.Core particles are formed in the manufacturing process, because the average diameter of the core particles is determined by the flow rate of the dispersed phase solution and the flow rate of the continuous phase solution, but cannot be defined as a uniform numerical value. Can be determined by.

글루코스의 농도에 따라 높은 민감도와 정확도를 구현할 수 있도록 하기 위해 상기 코어 입자의 평균 직경은 5 내지 500 ㎛이고, 탄성계수는 5 내지 500 MPa이 되도록 유량을 조절하는 것이 바람직하다.In order to realize high sensitivity and accuracy according to the concentration of glucose, it is preferable to adjust the flow rate such that the average diameter of the core particles is 5 to 500 µm and the elastic modulus is 5 to 500 MPa.

분산상 용액은 코어 입자를 형성하는 전구체라면 특별히 이에 제한되지 않으나, 바람직하게는 폴리우레탄 전구체를 포함하며, 상기 연속상 용액은 코어 입자의 표면에 음전하를 도입할 수 있는 물질이라면 특별히 이에 제한되지 않으나, 바람직하게는 우레탄 이온단량체 및 유기용매를 포함하는 것일 수 있다.The dispersed phase solution is not particularly limited as long as it is a precursor for forming the core particles, but preferably includes a polyurethane precursor, and the continuous phase solution is not particularly limited as long as it is a material capable of introducing negative charges on the surface of the core particles. Preferably, it may be one containing a urethane ion monomer and an organic solvent.

상기 마이크로플루딕스 미세유체장치는 일정직경의 관 내에 설되어 있는 것으로, 모세관으로부터 분산상 용액이 주입되고, 상기 일정직경의 관을 통해 분산상과 혼합되지 않는 연속상 용액이 주입된다(도 1a 참조).The microfluidics microfluidic device is installed in a tube having a constant diameter, and a dispersed phase solution is injected from a capillary tube, and a continuous phase solution which is not mixed with the dispersed phase is injected through the constant diameter tube (see FIG. 1A).

다음 2) 상기 코어 입자 표면에 고분자 수용액과 은 나노와이어 분산액을 교대로 주입하여 쉘층을 형성한다.Next 2) a shell layer is formed by alternately injecting a polymer aqueous solution and a silver nanowire dispersion onto the surface of the core particles.

상기 2) 단계는 다층박막적층법에 의해, 상기 코어 입자 표면에 양전하를 띄는 고분자층과 은 나노와이어층이 교대로 적층되어 다층의 복합막인 쉘층을 형성하는 것으로, 일 예로 양전하를 띄는 폴리에틸렌이민층이 적층되고, 상기 양전하를 띄는 폴리에틸렌이민층 상에 음전하를 띄는 은나노와이어층이 적층되고, 상기 은 나노와이어층 상에 다시 양전하를 띄는 폴리에틸렌이민층이 적층될 수 있다.Step 2) is a multilayer thin film lamination method, a positively charged polymer layer and a silver nanowire layer is alternately stacked on the surface of the core particles to form a shell layer of a multi-layer composite film, for example polyethyleneimine with a positive charge The layer may be stacked, the negatively charged silver nanowire layer may be stacked on the positively charged polyethyleneimine layer, and the positively charged polyethyleneimine layer may be stacked on the silver nanowire layer.

이때, 상기 다층박막적층법라 함은 양전하를 띄는 고분자 물질과, 반대로 음전하를 띄는 은 나노와이어와 상호간의 정전기적 인력, 수소 결합, 전자 전달(electron transfer)와 같은 분자간 인력을 이용하여 교대로 결합시켜 적층함으로써 기능성 다층박막을 제작할 수 있는 기술을 의미한다.In this case, the multilayer thin film lamination method alternately combines a positively charged polymer material with negatively charged silver nanowires and an intermolecular attraction such as electrostatic attraction, hydrogen bonding, and electron transfer between each other. By lamination means a technology capable of producing a functional multilayer thin film.

본 발명에서는 양전하를 띄는 폴리에틸렌이민층에 음전하를 띄는 은 나노와이어를 적층함으로써, 정전기적 상호인력에 기반한 다층박막적층법을 활용하여 원하는 두께와 물성을 갖는 쉘층을 형성하였다.In the present invention, by stacking a negatively charged silver nanowire on a polyethyleneimine layer having a positive charge, a shell layer having a desired thickness and physical properties was formed by utilizing a multilayer thin film lamination method based on electrostatic mutual attraction.

또한, 이러한 다층박막적층법을 활용함으로써, 상기 쉘층은 고분자층과 은 나노와이어층이 균일하게 적층될 수 있다.In addition, by utilizing the multilayer thin film lamination method, the shell layer may be a polymer layer and a silver nanowire layer is uniformly laminated.

3) 상기 쉘층 표면에 보론산 유도체 용액을 처리하여 표면개질하여, 전도성 탄성 마이크로입자를 제조한다.3) The surface of the shell layer is treated with boronic acid derivative solution to modify the surface, thereby preparing conductive elastic microparticles.

본 발명은 상기 쉘층 표면에 보론산 유도체 용액을 처리함으로써, 글루코스와 접촉시, 글루코스 디올기(-diol)와 반응하여 고리형 보로네이트 에스터를 생성하여, 전류량 변화를 발생할 수 있는 보론산을 포함하는 표면개질막을 형성할 수 있다. 이러한 일련의 반응을 통해 전류량의 변화를 통해 글루코스의 농도를 검출할 수 있게 된다.The present invention comprises a boronic acid by treating the boronic acid derivative solution on the surface of the shell layer, upon contact with glucose to react with the glucose diol group (-diol) to generate a cyclic boronate ester, which can cause a change in the amount of current A surface modified film can be formed. Through this series of reactions, it is possible to detect the concentration of glucose by changing the amount of current.

상기 보론산 유도체는 머캅토페닐 보론산(4-mercaptophenylboronic acid, MPBA), 메타크릴아미도페닐 보론산(methacrylamidophenyl-boronic acid), 비닐페닐보론산(vinylphenylboronic acid), 아미노페닐보론산(aminophenylboronic acid), 시아노페닐보론산(cyanophenylboronic acid), 디클로로페닐보론산(dichlorophenylboronic acid), 아미노카보닐페닐보론산(aminocarbonylphenylboronic acid), 디메틸페닐보론산(dimethylphenylboronic acid), 하이드록시페닐보론산(hydroxyphenylboronic acid), 프로필페닐보론산(propylphenylboronic acid), 클로로카보닐페닐보론산(chlorocarbonylphenylboronic acid), 니트로비닐페닐보론산(nitrovinylphenylboronic acid), 2,4-벤질로기피리미딘-5-보론산(2,4-bis(benzyloxy)pyrimidin-5-boronic acid), 및 2-브로모-3-보론산(2-bromopyridine-3-boronic acid)로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나 이상일 수 있고, 바람직하게는 머캅토페닐 보론산(4-mercaptophenylboronic acid, MPBA)일 수 있다.The boronic acid derivatives are 4-mercaptophenylboronic acid (MPBA), methacrylamidophenyl-boronic acid (methacrylamidophenyl-boronic acid), vinylphenylboronic acid (vinylphenylboronic acid), aminophenylboronic acid (aminophenylboronic acid) Cyanophenylboronic acid, dichlorophenylboronic acid, aminocarbonylphenylboronic acid, dimethylphenylboronic acid, hydroxyphenylboronic acid, hydroxyphenylboronic acid, Propylphenylboronic acid, chlorocarbonylphenylboronic acid, nitrovinylphenylboronic acid, 2,4-benzyloxypyrimidine-5-boronic acid (2,4-bis (benzyloxy) pyrimidin-5-boronic acid), and 2-bromopyridine-3-boronic acid, and at least one selected from the group consisting of, preferably mercaptophenyl Boronic acid (4-mercaptophenylboronic acid, MPBA).

4) 상기 3) 단계를 통해 회수한 전도성 탄성 마이크로입자를 일정한 주기의 패턴을 갖는 스텐실 상에 패터닝하여 글루코스 센서를 제조한다.4) The glucose sensor is manufactured by patterning the conductive elastic microparticles recovered through step 3) on a stencil having a pattern of a certain period.

상기 스텐실은 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 것으로, 상기 스텐실 상에 형성된 패턴은 동일한 크기를 갖는 원기둥 형태의 홀이 일정한 주기로 배열되어 있는 구조이며, 상기 원기둥 형태의 홀은 높이가 10 내지 100 ㎚이고, 평균직경이 10 내지 100 ㎚인 것이 바람직하다. 상기 스텐실을 이용하지 않고, 평평한 기판 상에 전도성 탄성 마이크로입자를 도입할 경우, 일정한 주기의 패턴으로 전도성 탄성 마이크로입자를 배열시키는데 어려움이 있고, 공정상 추가적인 비용과 시간이 소요되며, 정밀하게 패턴을 제어하는 것이 불가능하다는 문제가 존재한다. 이러한 문제들로 인해, 글루코스 센서의 민감도 및 정확도가 저하될 수 있다. 게다가 상기 스텐실은 재사용이 가능하므로, 비용을 현저히 절감할 수 있다.The stencil is a pattern of a constant cycle is formed, the pattern formed on the stencil is a structure in which the cylindrical hole of the same size is arranged in a constant cycle, the cylindrical hole is 10 to 100 nm in height It is preferable that the average diameter is 10 to 100 nm. When the conductive elastic microparticles are introduced on a flat substrate without using the stencil, it is difficult to arrange the conductive elastic microparticles in a pattern of a certain period, and additional cost and time are required in the process, and the pattern is precisely formed. There is a problem that it is impossible to control. Due to these problems, the sensitivity and accuracy of the glucose sensor may be degraded. In addition, since the stencil is reusable, the cost can be significantly reduced.

본 발명의 글루코스 센서는 상기와 같은 구성을 가질 경우, 센서 민감도가 약 1.5 배에서 최대 3 배까지 차이가 나는 현저한 차이를 나타내며(미도시), 본 발명의 쉘층이 폴리에틸렌층과 은 나노와이어층의 복합막(1 내지 10층)일 경우, 민감도가 더욱 증진되었음을 확인하였다.
The glucose sensor of the present invention exhibits a remarkable difference in which the sensor sensitivity varies from about 1.5 times up to 3 times when not shown (not shown), and the shell layer of the present invention comprises a polyethylene layer and a silver nanowire layer. In the case of a composite membrane (1 to 10 layers), it was confirmed that the sensitivity was further enhanced.

본 발명의 또 다른 측면은 아래 단계를 포함하는 글루코스 센서를 이용한 글루코스 농도를 측정하는 방법에 관한 것이다.Another aspect of the invention relates to a method of measuring glucose concentration using a glucose sensor comprising the following steps.

A) 일정 압력하에서, 상기 글루코스 센서에 전압을 인가하는 단계;A) under constant pressure, applying a voltage to the glucose sensor;

B) 상기 A) 단계의 글루코스 센서에 시료를 접촉시키고, 전류세기를 측정하는 단계; 및 B) contacting the sample with the glucose sensor of step A), and measuring the current strength; And

상기 글루코스 센서에는 일정 압력과, 전압이 인가되면, 상기 글루코스 센서에 도입되어 있는 전도성 탄성 마이크로입자의 모양이 변형되고, 쉘층에 존재하는 은 나노와이어의 접합점이 손실되어 전류량이 발생하지 않는다(A 단계).When a certain pressure and voltage are applied to the glucose sensor, the shape of the conductive elastic microparticles introduced into the glucose sensor is deformed, and the junction point of the silver nanowires present in the shell layer is lost so that the amount of current does not occur. ).

상기 일정압력과 전압이 인가되어 있는 글루코스 센서에 시료를 접촉시키면, 상기 글루코스 센서는 시료 중의 글루코스와 반응하게 되고, 이로부터 전류를 발생시키게 된다. 따라서 상기 글루코스 센서로부터 발생한 전류는 검출신호로 상기 글루코스 센서와 연결되어 있는 전극으로 출력할 수 있다(B 단계).When a sample is brought into contact with the glucose sensor to which the constant pressure and voltage are applied, the glucose sensor reacts with glucose in the sample, thereby generating a current. Therefore, the current generated from the glucose sensor may be output as a detection signal to the electrode connected to the glucose sensor (step B).

상기 A) 단계에서 0.1 내지 10 MPa 압력과 기준 전극 대비 -0.1 내지 10 V의 전압이 인가될 수 있다. 만약 상기 범위를 벗어날 경우 글루코스 센서로부터 검출될 수 있는 글루코스의 농도 범위가 좁아지는 문제가 발생할 수 있다.In the step A), a pressure of 0.1 to 10 MPa and a voltage of -0.1 to 10 V relative to the reference electrode may be applied. If it is out of the above range may cause a problem of narrowing the concentration range of glucose that can be detected from the glucose sensor.

상기 시료는, 분석하고자 하는 글루코스를 함유하는 것으로 의심되는 생물학적 물질을 의미하는 것으로, 예컨대 혈액, 간질액, 타액, 접안 렌즈 유체, 뇌척수액, 땀, 소변, 젖, 복수, 점액, 비강유체(nasal fluid), rorguf, 관절혈액, 복강액 등을 포함하며, 생리적 유체와 같은 어떠한 생물학적 공급원으로부터도 유래될 수 있다.The sample refers to a biological substance suspected of containing glucose to be analyzed, such as blood, interstitial fluid, saliva, eyepiece fluid, cerebrospinal fluid, sweat, urine, milk, ascites, mucus, nasal fluid ), rorguf, articular blood, peritoneal fluid, and the like, and may be derived from any biological source, such as a physiological fluid.

상기 글루코스 센서는 비효소형이기 때문에, 시료 중의 글루코스 농도가 낮은 경우에도, 시료 중의 글루코스 농도에 따라 구분가능하게 변화하는 전류량을 출력할 수 있다.Since the glucose sensor is non-enzymatic, even when the concentration of glucose in the sample is low, it is possible to output an amount of current that can be distinguished according to the concentration of glucose in the sample.

효소를 사용하는 효소형 센서의 경우, 시료 중의 글루코스 농도가 낮은 경우에는, 글루코스 농도에 따라 구분가능하게 변화는 전류 세기를 출력하기가 어려우나, 본 발명에 따른 비효소형 글루코스 센서는 글루코스의 존재 여부 뿐만 아니라 글루코스 농도를 검출하는데 충분한 전류량 변화를 나타내는 장점을 갖는다.In the case of an enzyme-type sensor using an enzyme, when the glucose concentration in the sample is low, it is difficult to output a current intensity that can be distinguished according to the glucose concentration, but the non-enzymatic glucose sensor according to the present invention has a presence of glucose. As well as having a sufficient current amount change to detect glucose concentration.

또한 보론산과 글루코스의 디올기의 반응을 통해 글루코스를 도출할 수 있기 때문에, 시료 중에 불순물이 존재하는 경우에도 글루코스에 대해 높은 선택성을 가지므로, 상기 글루코스 센서로부터 측정된 전류는 글루코스의 존재여부 및 글루코스의 농도를 대표할 수 있다.In addition, since glucose can be derived through the reaction of boronic acid and the diol group of glucose, even when impurities are present in the sample, the glucose has high selectivity to glucose, and thus the current measured from the glucose sensor is determined by the presence of glucose and glucose. It can represent the concentration of.

상술한 과정을 통해 측정된 전류세기는, 이전 측정 실행에서 얻은 전류세기에 따른 글루코스 농도의 검량선을 사용하여, 이에 대응하는 전류세기값을 통해 글루코스 농도를 분석할 수 있다(C 단계).As the current intensity measured through the above-described process, using the calibration curve of the glucose concentration according to the current intensity obtained in the previous measurement, the glucose concentration may be analyzed through the corresponding current intensity value (step C).

글루코스의 농도를 분석함에 있어서, 검량선을 대신하여 전류 세기와 농도가 대응된 테이블을 이용할 수도 있다.
In analyzing the concentration of glucose, a table corresponding to the current intensity and the concentration may be used instead of the calibration curve.

이하, 바람직한 실시예를 들어 본 발명을 더욱 상세하게 설명하기로 한다. 그러나 이들 실시예는 본 발명을 보다 구체적으로 설명하기 위한 것으로, 본 발명의 범위가 이에 의하여 제한되지 않는다는 것은 당업계의 통상의 지식을 가진 자에게 자명할 것이다.
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to preferred embodiments. However, these examples are intended to illustrate the present invention in more detail, it will be apparent to those skilled in the art that the scope of the present invention is not limited thereby.

제조예 1. 코어 입자의 제조Preparation Example 1 Preparation of Core Particles

도 1a에 도시된 유리모세관 기반의 마이크로플루딕스 미세유체장치를 사용하여, 탄성을 갖는 코어 입자를 제조하였다. 본 발명에서 사용된 각각의 시약은 다음의 회사로부터 구입하여 사용하였다. 폴리비닐알코올 (Polyvinylalcohol, PVA), 톨루엔 (Toluene)은 시그마알드리치 (Sigma Aldrich), 클로로포름 (Chloroform)은 대정, 우레탄 단량체는 오비탈월드 (Orbital World), 우레탄 이온단량체는 미원스페샬티케미칼 (Miwon specialty Chemical)에서 구입하였다.Core particles having elasticity were prepared using the glass capillary-based microfluidics microfluidic device shown in FIG. 1A. Each reagent used in the present invention was purchased from the following companies. Polyvinyl alcohol (PVA), toluene (Sigma Aldrich), chloroform (Chloroform) is the tablet, the urethane monomer is Orbital World, the urethane ion monomer is Miwon specialty Chemical (Miwon specialty Chemical) Purchased).

가장 먼저, 폴리우레탄 액적을 합성하기 위하여 분산상(dispersion fluid)과 연속상(outer fluid) 용액을 제조하였다.Firstly, dispersion fluid and outer fluid solutions were prepared to synthesize polyurethane droplets.

분산상 용액은 우레탄(urethane) 1 ㎖와 톨루엔·클로로포름 혼합액 (1.8:1 v/v) 4 ㎖를 섞어 제조하였다. 연속상 용액은 0.308 ㎖의 우레탄 이온단량체(urethane ionomer)를 10 중량%의 폴리비닐알코올(Polyvinylalcohol, PVA) 수용액에 녹여 10 ㎖ 제조하였다. 이때 상기 우레탄 이온단량체는 우레탄 입자의 표면에 음전하를 도입하기 위한 것으로, 상기 우레탄 이온단량체는 -10 mV 제타 퍼텐셜인 것을 사용하였다.The dispersed phase solution was prepared by mixing 1 ml of urethane and 4 ml of a mixture of toluene and chloroform (1.8: 1 v / v). The continuous phase solution was prepared by dissolving 0.308 ml of urethane ionomer in 10 wt% polyvinyl alcohol (Polyvinylalcohol, PVA) aqueous solution. At this time, the urethane ion monomer is to introduce a negative charge on the surface of the urethane particles, the urethane ion monomer was used that is -10 mV zeta potential.

상술한 과정을 통해 제조된 분산상 용액을 연속상 용액에 마이크로플루딕스 장치를 통해 주입하였고, 분산상 용액의 유량(flow rate)와 연속상 용액의 유량을 제어하여, 합성되는 폴리우레탄 액적의 크기를 조절할 수 있다. 본 제조예 1에서 제조된 폴리우레탄 액적의 평균 직경은 95 ㎛였다.The dispersion phase solution prepared through the above-described process was injected into the continuous phase solution through a microfluidic device, and the flow rate of the dispersion phase solution and the flow rate of the continuous phase solution were controlled to adjust the size of the synthesized polyurethane droplet. Can be. The average diameter of the polyurethane droplets prepared in Preparation Example 1 was 95 μm.

다음으로, 상기 제조된 폴리우레탄 액적을 45 ℃, 100 mmHg의 조건으로 용매를 증발시키고, 폴리우레탄 액적의 평균 직경이 45 내지 50 ㎛이 되었을 때, 365 ㎚ 파장의 자외선을 조사함으로써, 도 2에서와 같이 폴리우레탄 코어 입자를 합성하였다. 이는 음전하를 띄는 폴리우레탄의 탄성 코어 입자이다.Next, the solvent is evaporated under the conditions of 45 ° C. and 100 mmHg of the polyurethane droplets prepared above, and when the average diameter of the polyurethane droplets is 45 to 50 μm, ultraviolet rays of 365 nm wavelength are irradiated. Polyurethane core particles were synthesized as follows. It is an elastic core particle of a negatively charged polyurethane.

도 2는 제조예 1로부터 제조된 코어 입자를 광학현미경으로 촬영한 사진이고, 이를 통해 코어 입자의 크기 분포(평균 직경 분포)가 매우 균일하게 형성되어 있는 것을 확인할 수 있었다. 또한 상기 제조예 1로부터 제조된 코어 입자는 약 100 MPa의 탄성계수(modulus)를 가지고 있음을 확인하였다.
Figure 2 is a photograph taken by the optical microscope of the core particles prepared from Preparation Example 1, through which it can be seen that the size distribution (average diameter distribution) of the core particles is formed very uniformly. In addition, it was confirmed that the core particles prepared from Preparation Example 1 had an elastic modulus of about 100 MPa.

제조예 2 내지 3. 코어-쉘 마이크로입자 제조.Preparation Examples 2-3 3. Preparation of Core-Shell Microparticles.

상기 제조예 1로부터 제조된 코어 입자의 표면에 쉘층을 형성하여, 코어-쉘 마이크로입자를 제조하였다. 쉘층은 폴리에틸렌이민(polyethyleneimine, PEI)과 은 나노와이어(AgNWs)층이 교대로 반복 코팅되어 형성된 것이다.A shell layer was formed on the surface of the core particles prepared from Preparation Example 1 to prepare core-shell microparticles. The shell layer is formed by alternately repeatedly coating a layer of polyethyleneimine (PEI) and silver nanowires (AgNWs).

본 발명에서 사용된 폴리에틸렌이민(polyethyleneimine, PEI), 은 나노와이어, 이소프로필알코올 (Isopropyl alcohol), 염화나트륨 (Sodium chloride)은 모두 시그마 알드리치에서 구입한 것이다.Polyethyleneimine (PEI), silver nanowires, isopropyl alcohol, and sodium chloride used in the present invention are all purchased from Sigma Aldrich.

가장 먼저, 폴리에틸렌이민(polyethyleneimine, PEI) 0.25 g과 염화나트륨 0.29 g을 물 10 g에 녹여 PEI 수용액을 제조하였다. 이후 이소프로필알코올에 0.5 중량%으로 은 나노와이어를 분산시켜 은 나노와이어 분산액을 제조하였다. First, 0.25 g of polyethyleneimine (PEI) and 0.29 g of sodium chloride were dissolved in 10 g of water to prepare an aqueous PEI solution. Thereafter, silver nanowire dispersion was prepared by dispersing silver nanowires at 0.5 wt% in isopropyl alcohol.

상기 PEI 수용액에 제조예 1로부터 합성된 코어 입자를 첨가하여 30분 동안 반응시켜, 양전하를 띄는 폴리에틸렌이민층이 1차적으로 코팅된 1차 코어-쉘 마이크로입자를 생성한 후, 이를 원심분리하여 불순물을 제거하고 1차 코어-쉘 마이크로입자만을 분리하였다. 분리된 1차 코어-쉘 마이크로입자를 5번 반복하여 세척한 후, 은 나노와이어 분산액에 첨가하여, 120 rpm에서 90분 동안 흔들어 1차 폴리에틸렌층 상에 은 나노와이어(AgNWs)층를 코팅하여 2차 코어-쉘 마이크로입자를 제조하였다. 이를 다시금 원심분리하여 불순물을 제고하고, 2차 코어-쉘 마이크로입자만을 분리한 다음, 5번 반복하여 세척하였다.The core particles synthesized from Preparation Example 1 were added to the PEI aqueous solution and reacted for 30 minutes to produce primary core-shell microparticles coated with a positively charged polyethyleneimine layer primarily, followed by centrifugation to remove impurities. Was removed and only the primary core-shell microparticles were separated. The separated primary core-shell microparticles were washed five times, and then added to the silver nanowire dispersion, shaken at 120 rpm for 90 minutes to coat a silver nanowire (AgNWs) layer on the primary polyethylene layer for the second time. Core-shell microparticles were prepared. This was again centrifuged to remove impurities, only secondary core-shell microparticles were separated, and then washed five times.

상기 폴리에틸렌과 은나노와이어를 이용한 코팅과정을 수회 반복하는 다층박막적층법을 이용해, 폴리에틸렌층과 은나노와이어층이 교대로 코팅된 복합막(PEI/AgNWs)이 쉘층으로 형성되어 있는 코어-쉘 마이크로입자를 제조하였다.Core-shell microparticles having a composite layer (PEI / AgNWs) in which a polyethylene layer and a silver nanowire layer are alternately coated with a shell layer by using a multilayer thin film lamination method that repeats the coating process using polyethylene and silver nanowires several times Prepared.

여기서, 제조예 2는 상기 폴리에틸렌층을 코팅하고 은 나노와이어층을 코팅하는 과정을 2회 반복하여 제조된 코어-쉘 마이크로입자(2회)이고, 제조예 3은 상기 폴리에틸렌층을 코팅하고 은 나노와이어층을 코팅하는 과정을 3회 반복하여 제조된 코어-쉘 마이크로입자(3회)이다.
Here, Preparation Example 2 is a core-shell microparticles (twice) prepared by repeating the process of coating the polyethylene layer and coating the silver nanowire layer twice, Preparation Example 3 is coated with the polyethylene layer and silver nano Core-shell microparticles (3 times) were prepared by repeating the process of coating the wire layer three times.

도 3은 폴리우레탄으로 이루어진 코어 입자 표면에, 다층박막적층법을 통해 복합막(PEI/AgNWs)이 쉘층으로 코팅된 코어-쉘 마이크로입자를 제조하는 과정을 나타낸 모식도이다.FIG. 3 is a schematic diagram showing a process of preparing core-shell microparticles in which a composite film (PEI / AgNWs) is coated with a shell layer on a surface of a core particle made of polyurethane through a multilayer thin film lamination method.

도 4는 제조예 2, 제조예 3으로부터 제조된 코어-쉘 마이크로입자를 주사전자현미경(scanning electron microscope, SEM)으로 촬영한 사진으로, 이를 통해 제조예 2로부터 제조된 코어-쉘 마이크로입자는 폴리우레탄으로 이루어진 코어 입자 표면에, 폴리에틸렌과 은 나노와이어로 이루어진 복합층이 쉘층(PEI/AgNWs)으로 잘 코팅되어 있음을 확인하였다. 또한 은 나노와이어가 쉘층에 골고루 분산되어 있음을 확인하였다.
4 is a photograph taken with a scanning electron microscope (SEM) of the core-shell microparticles prepared from Preparation Example 2, Preparation Example 3, through which the core-shell microparticles prepared from Preparation Example 2 On the surface of the core particles made of urethane, it was confirmed that the composite layer made of polyethylene and silver nanowires was well coated with a shell layer (PEI / AgNWs). In addition, it was confirmed that the silver nanowires are evenly distributed in the shell layer.

제조예 4 및 5. 글루코스를 검출할 수 있는 전도성 탄성 마이크로입자 제조Preparation Examples 4 and 5. Preparation of conductive elastic microparticles capable of detecting glucose

글루코스를 센싱할 수 있도록, 제조예 2 또는 3으로부터 제조된 코어-쉘 마이크로입자 표면을 머캅토페닐 보론산(Mercaptophenylboronic acid, MPBA)으로 개질하여, 전도성 탄성 마이크로입자를 제조하였다.In order to sense glucose, the surface of the core-shell microparticles prepared from Preparation Examples 2 or 3 was modified with Mercaptophenylboronic acid (MPBA) to prepare conductive elastic microparticles.

본 제조예에서 MPBA는 알라딘(Aladdin industrial corporation)으로부터 구입한 것을 사용하였다.In this preparation example, MPBA used was purchased from Aladdin industrial corporation.

가장 먼저, 7.7 ㎎의 MPBA와 50 ml의 에탄올을 혼합하여 5 mM의 MPBA 용액을 제조하고, 여기에 제조예 2 또는 제조예 3으로부터 제조된 코어-쉘 마이크로입자를 첨가하여, 분산시킨 후 120 rpm에서 2 시간 동안 흔들어 코어-쉘 마이크로입자의 쉘층에 직접 결합되어 있는 MPBA의 표면개질막을 도입함으로써, 전도성 탄성 마이크로입자를 제조하였다.First, 5 mM MPBA solution was prepared by mixing 7.7 mg of MPBA and 50 ml of ethanol, and added to the core-shell microparticles prepared in Preparation Example 2 or Preparation Example 3 and dispersed therein, and then 120 rpm. The conductive elastic microparticles were prepared by introducing a surface modified film of MPBA, which was directly bonded to the shell layer of the core-shell microparticles by shaking for 2 hours at.

상기 최종 용액을 원심분리하여 불순물을 제거하고, 전도성 탄성 마이크로입자를 분리한 다음, 이를 5번 반복하여 세척하였다. 상기 전도성 탄성 마이크로입자는 코어-쉘 마이크로입자를 표면개질함으로써, 글루코스 센싱이 가능해짐과 동시에 전도성 및 탄성을 가지고 있는 것을 특징으로 하므로, 이러한 점을 들어 전도성 탄성 마이크로입자라고 명명하였다.The final solution was centrifuged to remove impurities, the conductive elastic microparticles were separated, and then washed five times. The conductive elastic microparticles are surface-modified core-shell microparticles, thereby enabling glucose sensing and simultaneously having conductivity and elasticity. Thus, the conductive elastic microparticles are called conductive elastic microparticles.

이때, 제조예 4는 제조예 2로부터 제조된 코어-쉘 마이크로입자(2회)를 사용하여 제조된 것이고, 제조예 5는 제조예 3으로부터 제조된 코어-쉘 마이크로입자(3회)를 사용하여 제조된 것이다.
At this time, Preparation Example 4 was prepared using the core-shell microparticles prepared from Preparation Example 2 (twice), Preparation Example 5 was prepared using the core-shell microparticles prepared from Preparation Example 3 (three times) It is manufactured.

도 5는 제조예 4로부터 제조된 전도성 탄성 마이크로입자를 에너지 분산형 X선 분석(Energy Dispersive X-ray Spectrometer, EDX) 결과 그래프이다.FIG. 5 is a graph showing results of energy dispersive X-ray spectrometer (EDX) of conductive elastic microparticles prepared from Preparation Example 4. FIG.

이를 통해, 본 발명에 따른 전도성 탄성 마이크로입자의 표면에 다량의 B, S 원소와 C, O, Ag 원소 등이 존재하는 것을 확인한 바, 성공적으로 쉘층 표면에 MPBA가 도입되었음을 확인하였다.Through this, it was confirmed that a large amount of B, S elements and C, O, Ag elements, etc. are present on the surface of the conductive elastic microparticles according to the present invention, it was confirmed that MPBA was successfully introduced to the surface of the shell layer.

제조예 4로부터 제조된 전도성 탄성 마이크로입자를 제조하고, 이로부터 글루코스를 검출하는 일련의 과정을 도 6에 나타내었다.A series of processes for preparing the conductive elastic microparticles prepared from Preparation Example 4 and detecting glucose therefrom are shown in FIG. 6.

도 6을 참조하면, 본 발명의 전도성 탄성 마이크로입자는 글루코스와 접촉시, 전도성 탄성 마이크로입자 표면에 존재하는 보론산과 글루코스 디올기(-diol)가 반응하여 고리형 보로네이트 에스터를 생성하게 되고, 이러한 과정을 통해 전류량이 변화하므로, 글루코스를 검출하게 된다.
Referring to FIG. 6, when the conductive elastic microparticles of the present invention come into contact with glucose, boronic acid and glucose diol groups (-diol) present on the surface of the conductive elastic microparticles react to form a cyclic boronate ester. As the amount of current changes through the process, glucose is detected.

실시예 1 및 실시예 2. 글루코스 센서 제조.Example 1 and Example 2. Preparation of Glucose Sensor.

1) 스텐실 제조1) stencil manufacturing

글루코스를 검출하기 위한 글루코스 센서를 제조함에 있어서, 우선 제조예 4 또는 5로부터 제조한 전도성 탄성 마이크로입자를 기판 상에 2차원적으로 배열할 수 있도록 하는, 스텐실을 제조하였다.In preparing a glucose sensor for detecting glucose, first, a stencil was produced in which the conductive elastic microparticles prepared from Preparation Examples 4 or 5 can be two-dimensionally arranged on a substrate.

스텐실은 유연한 폴리우레탄아크릴레이트(Polyurethaneacrylate, PUA)로 제조되며, 제조과정에서 사용된 실리콘 웨이퍼(silicon wafer)는 실리콘 테크놀로지(Silicon technology corporation)로부터 구입한 것을 사용하였고, SU-8 레지스트(SU-8 photoresist)와 SU-8 디벨로퍼(SU-8 developer)는 마이크로켐(Microchem)으로부터 구입한 것을 사용하였으며, 에틸렌글라이콜(Ethylene glycol, EG)은 준세이 화학 (Junsei chemical co. Ltd)로부터 구입한 것을 사용하였으며, 폴리다이메틸실록세인(PDMS, (Polydimethylsiloxane, PDMS)과 그 경화제(PDMS curing agent)는 다우코닝(Dowcorning)으로부터 구입한 것을 사용하였으며, 폴리우레탄아크릴레이트(Polyurethaneacrylate, PUA)는 미뉴타 테크놀로지(Minuta technology)로부터 구입한 것을 사용하였다.The stencil is made of flexible polyurethaneacrylate (PUA), and the silicon wafer used in the manufacturing process is obtained from silicon technology corporation, and the SU-8 resist (SU-8) photoresist and SU-8 developer used those purchased from Microchem, and ethylene glycol (EG) purchased from Junsei chemical co. Ltd. Polydimethylsiloxane (PDMS) and its curing agent (PDMS curing agent) were used from Dow Corning, and Polyurethaneacrylate (PUA) was Minuta Technologies. The one purchased from (Minuta technology) was used.

스텐실을 제조하기 위하여 우선 실리콘 웨이퍼에 SU-8 포토레지스트를 1500 rpm에 35초 간 스핀 코팅하고, 65 ℃에서 10 분, 95 ℃에서 30분 동안 가열한 후, 에틸렌글라이콜을 이용해 포토마스크를 올려 11 분 동안 UV 중합하였다. 이를 증류수로 씻어준 다음 65 ℃에서 1 분, 95 ℃에서 10 분 가열하고, SU-8 디벨로퍼에 7 분 담가준 후, 다시 증류수로 씻어 마이크로스케일의 원기둥 음각 패턴을 갖는 기판을 제작하였다.In order to manufacture the stencil, first spin coating a SU-8 photoresist on a silicon wafer at 1500 rpm for 35 seconds, heating at 65 ° C. for 10 minutes, and heating at 95 ° C. for 30 minutes, and then applying a photomask using ethylene glycol. UV polymerization was carried out for 11 minutes. This was washed with distilled water, then heated at 65 ° C. for 1 minute, and then heated at 95 ° C. for 10 minutes, soaked in SU-8 developer for 7 minutes, and then washed again with distilled water to prepare a substrate having a microscale cylindrical engraved pattern.

다음 상기 음각 패턴을 갖는 기판에 PDMS 27 g, 경화제 3 g를 혼합하여 제조된 혼합액을 도포하고, 85 ℃에서 1 시간 동안 가열하여 원기둥 양각 패턴을 갖는 PDMS 몰드를 제작하였다. 제작된 PDMS 몰드에는 높이와 직경이 각각 50 ㎛, 55 ㎛인 원기둥형의 패턴이 형성되어 있고, 상기 원기둥 패턴의 중심 간 간격은 120 ㎛로 일정하게 배열되어 있다. 이는 도 7의 광학현미경 사진을 통해 확인할 수 있다.Next, a mixed solution prepared by mixing 27 g of PDMS and 3 g of a curing agent was applied to the substrate having the intaglio pattern, and heated at 85 ° C. for 1 hour to prepare a PDMS mold having a cylindrical relief pattern. The produced PDMS mold is formed with a cylindrical pattern having a height and a diameter of 50 µm and 55 µm, respectively, and the interval between the centers of the cylindrical patterns is constantly arranged at 120 µm. This can be confirmed through the optical micrograph of FIG.

이후, 원기둥 양각 패턴을 갖는 PDMS 몰드에 평평한 소수성 기판(substrate)을 올려놓고, 상기 몰드와 기판 사이에 UV 경화성 고분자인 PUA(polyurethaneacrylate, MINS-301, Minuta Tech)를 도포한 후, 정확한 접촉을 위해 적당한 압력을 가하였다. PUA가 모세관 현상과 표면 친화도에 따라, 상기 PDMS 몰드의 패턴으로 이동하고, PUA의 비젖음성으로 용액이 빠져나가면, 365 nm 파장의 자외선을 조사하여 마이크로스케일의 원기둥 패턴을 갖는 스텐실이 제작하였다.Subsequently, a flat hydrophobic substrate is placed on a PDMS mold having a cylindrical relief pattern, and a UV curable polymer PUA (polyurethaneacrylate, MINS-301, Minuta Tech) is applied between the mold and the substrate. Appropriate pressure was applied. When the PUA moves to the pattern of the PDMS mold according to the capillary phenomenon and the surface affinity, and the solution escapes due to the non-wetting of the PUA, a stencil having a microscale cylindrical pattern was produced by irradiating ultraviolet rays of 365 nm wavelength.

2) 전도성 탄성 마이크로입자를 패터닝하여, 글루코스 센서 제작2) Manufacture glucose sensor by patterning conductive elastic microparticles

우선, 상기 1) 단계를 통해 제조된 스텐실의 원기둥 패턴에 전도성 탄성 마이크로입자를 각각 앉힘으로써 전도성 탄성 마이크로입자를 원하는 곳에 위치시킨다. First, the conductive elastic microparticles are positioned at a desired position by sitting the conductive elastic microparticles in the cylindrical pattern of the stencil prepared in step 1).

구체적으로 상기 1) 단계를 통해 제조된 스텐실 상에 제조예 4 혹은 제조예 5로부터 제조된 전도성 탄성 마이크로입자를 도포한 후, 평평한 PDMS 기판으로 약 30초 동안 문질러(rubbing process), 상기 전도성 탄성 마이크로입자가 스텐실 원기둥 패턴 내로 들어가도록 하였다. 이를 통해 상기 원기둥 패턴 내에 전도성 탄성 마이크로입자로 채워지게 되고, 스텐실 표면에 남아 있는 전도성 탄성 마이크로입자는 바람을 불어넣어 제거하였다. 패터닝이 완료된 후, 전도성 탄성 마이크로입자의 배열을 광학현미경과 형광현미경으로 확인하였다(도 7b, c).Specifically, after applying the conductive elastic microparticles prepared from Preparation Example 4 or Preparation Example 5 on the stencil prepared through step 1), rubbing process with a flat PDMS substrate for about 30 seconds, the conductive elastic micro The particles were allowed to enter into the stencil cylindrical pattern. Through this, the cylindrical pattern is filled with conductive elastic microparticles, and the conductive elastic microparticles remaining on the stencil surface are blown off. After the patterning was completed, the arrangement of the conductive elastic microparticles was confirmed by an optical microscope and a fluorescence microscope (Fig. 7b, c).

실시예 1은 제조예 4의 전도성 탄성 마이크로입자를 패터닝하여 제조된 글루코스 센서이고, 실시예 2는 제조예 5의 전도성 탄성 마이크로입자를 패터닝하여 제조된 글루코스 센서이다.
Example 1 is a glucose sensor prepared by patterning the conductive elastic microparticles of Preparation Example 4, Example 2 is a glucose sensor prepared by patterning the conductive elastic microparticles of Preparation Example 5.

실험예 1. 글루코스 센서를 이용한 글루코스 검출Experimental Example 1. Glucose Detection Using Glucose Sensor

실시예 1로부터 제조된 글루코스 센서의 글루코스 검출능력을 확인하고자 하였다. 이를 위해 우선 실시예 1로부터 제조된 글루코스 센서를 각각 전극판(PEDOT:PSS와 ITO glass 전극) 사이에 배치시켜 제조하였으며, 구체적으로 전극판으로 1 ㎝ㅧ2 ㎝의 ITO glass를 사용하였고, 스텐실로부터 전도성 탄성 마이크로입자가 떨어져나오는 것을 방지하기 위해 ITO 글라스를 Triton X와 PEDOT:PSS가 3 중량%로 혼합되어 있는 혼합액으로 스핀 코팅한 것을 사용하였다. 다음 실시예 1로부터 제조된 글루코스 센서를 0.5 ㎝ × 0.5 ㎝로 재단한 후, 상기 ITO 글라스 전극판 상에 배치하였다. 여기에 다양한 농도의 글루코스 용액(0.01 mg/dl, 0.1 mg/dl, 1 ㎎/㎗, 10 ㎎/㎗, 100 ㎎/㎗, 1000 ㎎/㎗)을 접촉시킨 다음, 각 농도에 따른 전류량을 측정하였고, 이의 결과를 도 9에 나타내었다. To determine the glucose detection ability of the glucose sensor prepared in Example 1. To this end, the glucose sensor prepared in Example 1 was first placed between electrode plates (PEDOT: PSS and ITO glass electrodes), and specifically, 1 cm ㅧ 2 cm of ITO glass was used as an electrode plate, and from stencil In order to prevent the conductive elastic microparticles from falling off, ITO glass was spin-coated with a mixture of Triton X and PEDOT: PSS mixed at 3% by weight. The glucose sensor prepared in Example 1 below was cut to 0.5 cm × 0.5 cm and placed on the ITO glass electrode plate. Glucose solutions of various concentrations (0.01 mg / dl, 0.1 mg / dl, 1 mg / dl, 10 mg / dl, 100 mg / dl, 1000 mg / dl) were brought into contact with each other, and then the amount of current according to each concentration was measured. The results thereof are shown in FIG. 9.

도 9a는 다양한 농도의 글루코스 용액을 처리하였을 때, 실시예 1로부터 제조된 글루코스 센서에서 측정된 각각의 전류량을 나타낸 그래프이다. 도 9b는 도 9a로부터 얻어진 결과에서, 각 글루코스 농도에 따른 평균값을 제도한 그래프이다.Figure 9a is a graph showing the amount of each current measured in the glucose sensor prepared from Example 1 when treating the glucose solution of various concentrations. FIG. 9B is a graph showing an average value according to each glucose concentration in the result obtained from FIG. 9A.

상기 실시예 1로부터 제조된 글루코스 센서에, 7 kPa의 일정 압력 하에서 각각의 글루코스 용액을 주입하고, 이의 저항과 전류를 측정하였다. 이때 전압은 1 V로 고정하였다.To the glucose sensor prepared in Example 1, each glucose solution was injected under a constant pressure of 7 kPa, and its resistance and current were measured. At this time, the voltage was fixed at 1V.

도 9에 나타난 바와 같이, 본 발명에 따라 제조된 글루코스 센서는 글루코스 농도에 따라 전류값이 확연하게 구별됨을 확인하였으며, 동일한 글루코스 센서를 수회 반복하여 측정하였음에도 불구하고, 각 평균값이 선형으로 표현되는 것을 확인하였다. 이를 통해 본 발명에 따른 글루코스 센서는 0.01 ㎎/㎗의 낮은 농도로 글루코스를 포함하고 있더라도 충분히 측정할 수 있을 뿐만 아니라, 반복 안정성을 가지며, 정확도도 우수함을 알 수 있다.
As shown in Figure 9, the glucose sensor prepared according to the present invention was confirmed that the current value is clearly distinguished according to the glucose concentration, despite the repeated measurement of the same glucose sensor several times, each mean value is represented linearly Confirmed. Through this, the glucose sensor according to the present invention can be seen that even if it contains glucose at a low concentration of 0.01 mg / 충분히 not only can be sufficiently measured, but also have repeat stability and excellent accuracy.

결론conclusion

상술한 실험들을 통해, 제조예 및 실시예를 통해 제조된 글루코스 센서는 보론산 유도체로 개질된 전도성 탄성 마이크로입자를 전극판 사이에 일정한 패턴을 갖는 형태와 간격으로 배열시켜 제조된 것으로써, 일정 압력 하에서 시료를 접촉시킨 후, 전류값을 측정하여 글루코스 농도를 높은 감도와 정확도로 정량화할 수 있음을 확인하였다.Through the above-described experiments, the glucose sensor manufactured according to the preparation examples and examples was prepared by arranging conductive elastic microparticles modified with boronic acid derivatives in a form and interval having a predetermined pattern between electrode plates, and thus, constant pressure. After contacting the sample under the following conditions, the current value was measured to confirm that the glucose concentration can be quantified with high sensitivity and accuracy.

즉, 본 발명에 따라 제조된 글루코스 센서에 압력을 가하면, 전도성 탄성 마이크로입자의 모양이 변형되어, 쉘층에 존재하는 은 나노와이어의 접합점이 손실되어, 전류량이 거의 검출되지 않는 상태가 된다.That is, when pressure is applied to the glucose sensor manufactured according to the present invention, the shape of the conductive elastic microparticles is deformed, and the junction point of the silver nanowires present in the shell layer is lost, resulting in a state in which the amount of current is hardly detected.

여기에 글루코스 용액 혹은 글루코스가 포함된 시료를 접촉시키면, 글루코스 센서의 표면에 존재하는 보론산과 글루코스가 반응하여, 접합점의 손실이 감소하게 되고, 이를 통해 출력 전류값이 상승하게 되는 것이다. 즉, 글루코스 농도와 비례하여, 본 발명에 따른 글루코스 센스의 전류량은 증가하게 되므로, 시료 내에 존재하는 글루코스 농도를 정확하고 신속하면서, 신뢰성있게 검출할 수 있다.When the glucose solution or the sample containing glucose is brought into contact with it, the boronic acid and glucose present on the surface of the glucose sensor react to reduce the loss of the junction point, thereby increasing the output current value. That is, in proportion to the glucose concentration, the current amount of the glucose sense according to the present invention increases, and thus, the glucose concentration present in the sample can be detected accurately, quickly and reliably.

이는 종래의 글루코스 센서와 비교하였을 때, 계속적인 사용이 가능하고 적은 시료로도 측정이 가능하다는 현저한 장점을 가지고 있기 때문에 다양한 분야에 적용될 수 있을 뿐만 아니라, 제조공정이 쉽고, 가공성과 탄력성 및 신축성이 뛰어나므로 착용형 바이오 센서 및 글루코스 모니터링 분야에도 활용이 가능하다는 이점을 가지고 있다.
Compared to the conventional glucose sensor, it can be applied to various fields because it has a remarkable advantage that it can be used continuously and can be measured even with a small sample, and the manufacturing process is easy, and the processability, elasticity and elasticity Its superiority makes it possible to use in wearable biosensors and glucose monitoring.

[도면부호][Drawing code]

100 : 전도성 탄성 마이크로입자 110 : 코어 입자100: conductive elastic microparticles 110: core particles

120 : 쉘층 121 : 폴리에틸렌층120 shell layer 121 polyethylene layer

122 : 은나노와이어층 130 : 표면개질막122: silver nanowire layer 130: surface modification film

140 : 스텐실 150 : 기판140: stencil 150: substrate

Claims

기판의 상에 배치되고, 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 스텐실; 및
상기 패턴 내에 도입되어 있는 전도성 탄성 마이크로입자;를 포함하고,
상기 전도성 탄성 마이크로입자는 1 내지 1000 MPa 탄성계수를 갖는 코어 입자; 상기 코어 입자의 표면에 형성된 쉘층; 및 상기 쉘층에 직접 결합되어 있는 보론산 유도체를 포함하는 표면개질막;을 포함하되,
상기 쉘층이 폴리에틸렌이민층과 은 나노와이어층이 규칙적 내지 불규칙적으로 교대로 코팅되어 1 내지 10층을 형성되어 있으며,
0.1 내지 100 kPa 범위의 작동 압력하에서, 글루코스 농도를 측정하는 것을 특징으로 하는 글루코스 센서.A stencil disposed on the substrate, the stencil having a pattern of constant cycles formed thereon; And
It includes; conductive elastic microparticles introduced into the pattern,
The conductive elastic microparticles are core particles having an elastic modulus of 1 to 1000 MPa; A shell layer formed on the surface of the core particles; And a surface modified membrane including boronic acid derivatives directly bonded to the shell layer.
The shell layer is a polyethyleneimine layer and a silver nanowire layer is alternately coated irregularly to form 1 to 10 layers,
Glucose sensor, characterized by measuring the glucose concentration under an operating pressure in the range of 0.1 to 100 kPa.

제1항에 있어서,
상기 코어 입자는 천연 고무(natural rubber), 니트릴 고무(acrylonitrile-butadiene rubber), 스티렌부타디엔 고무(styrene-butadiene rubber), 클로로프렌 고무(chloroprene rubber), 부틸 고무(isoprene-isobutylene rubber), 에틸렌프로피렌 고무(ethylene propylene rubber), 클로로설폰화 폴리에틸렌 고무(chlorosulphonated polyethylene rubber), 아크릴 고무(acrylic rubber), 불소 고무(fluororubber), 다황화물계 고무(polysulfide rubber), 실리콘 고무(silicone rubber), 부타디엔 고무(butadiene rubber), 이소프렌 고무(isoprene rubber), 우레탄 고무(urethane rubber), 폴리올레핀계 열가소성 엘라스토머(polyolefin thermoplastic elastomer, TPE), 폴리스티렌계 TPE(polystyrene TPE), 폴리염화비닐 TPE(Polyvinyl chloride TPE), 폴리에스터 TPE(polyester TPE), 폴리우레탄 TPE(polyurethane TPE) 및 폴리아미드 TPE(polyamide TPE)로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나인 것을 특징으로 하는 글루코스 센서.The method of claim 1,
The core particles are natural rubber, nitrile rubber (acrylonitrile-butadiene rubber), styrene-butadiene rubber (styrene-butadiene rubber), chloroprene rubber, butyl rubber (isoprene-isobutylene rubber), ethylene propylene rubber (ethylene propylene rubber), chlorosulphonated polyethylene rubber, acrylic rubber, fluororubber, polysulfide rubber, silicone rubber, butadiene rubber rubber, isoprene rubber, urethane rubber, polyolefin thermoplastic elastomer (TPE), polystyrene TPE, polyvinyl chloride TPE, polyester TPE (polyester TPE), polyurethane TPE (polyurethane TPE), and any one selected from the group consisting of polyamide TPE (polyamide TPE) Glucose sensor according to claim.

제1항에 있어서,
상기 코어 입자의 평균 직경은 5 내지 500 ㎛인 것을 특징으로 하는 글루코스 센서.The method of claim 1,
Glucose sensor, characterized in that the average diameter of the core particles is 5 to 500 ㎛.

제1항에 있어서,
상기 코어 입자의 탄성계수는 5 내지 500 MPa인 것을 특징으로 하는 글루코스 센서.The method of claim 1,
The elastic modulus of the core particles is a glucose sensor, characterized in that 5 to 500 MPa.

삭제delete

제1항에 있어서,
상기 쉘층의 은 나노와이어는 길이와 직경이 0.5 내지 100 ㎚인 것을 특징으로 하는 글루코스 센서.The method of claim 1,
Silver nanowires of the shell layer is a glucose sensor, characterized in that the length and diameter of 0.5 to 100 nm.

제1항에 있어서,
상기 보론산 유도체는 머캅토페닐 보론산(4-mercaptophenylboronic acid, MPBA), 메타크릴아미도페닐 보론산(methacrylamidophenyl-boronic acid), 비닐페닐보론산(vinylphenylboronic acid), 아미노페닐보론산(aminophenylboronic acid), 시아노페닐보론산(cyanophenylboronic acid), 디클로로페닐보론산(dichlorophenylboronic acid), 아미노카보닐페닐보론산(aminocarbonylphenylboronic acid), 디메틸페닐보론산(dimethylphenylboronic acid), 하이드록시페닐보론산(hydroxyphenylboronic acid), 프로필페닐보론산(propylphenylboronic acid), 클로로카보닐페닐보론산(chlorocarbonylphenylboronic acid), 니트로비닐페닐보론산(nitrovinylphenylboronic acid), 2,4-벤질로기피리미딘-5-보론산(2,4-bis(benzyloxy)pyrimidin-5-boronic acid), 및 2-브로모-3-보론산(2-bromopyridine-3-boronic acid)로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나 이상인 것을 특징으로 하는 글루코스 센서.The method of claim 1,
The boronic acid derivatives are 4-mercaptophenylboronic acid (MPBA), methacrylamidophenyl-boronic acid (methacrylamidophenyl-boronic acid), vinylphenylboronic acid (vinylphenylboronic acid), aminophenylboronic acid (aminophenylboronic acid) Cyanophenylboronic acid, dichlorophenylboronic acid, aminocarbonylphenylboronic acid, dimethylphenylboronic acid, hydroxyphenylboronic acid, hydroxyphenylboronic acid, Propylphenylboronic acid, chlorocarbonylphenylboronic acid, nitrovinylphenylboronic acid, 2,4-benzyloxypyrimidine-5-boronic acid (2,4-bis (benzyloxy) pyrimidin-5-boronic acid), and 2-bromopyridine-3-boronic acid, wherein the glucose sensor, characterized in that any one or more selected from the group consisting of.

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제1항에 있어서
상기 패턴은 동일한 크기를 갖는 원기둥 형태의 홀이 일정한 주기로 배열되어 있는 구조이고,
상기 원기둥 형태의 홀은 높이가 10 내지 100 ㎛이고, 평균직경이 10 내지 100 ㎛인 것을 특징으로 하는 글루코스 센서.The method of claim 1
The pattern is a structure in which the cylindrical holes having the same size are arranged at regular intervals,
The cylindrical hole is a glucose sensor, characterized in that the height of 10 to 100 ㎛, the average diameter of 10 to 100 ㎛.

1) 분산상 용액과 연속상 용액을 마이크로플루딕스 미세유체장치에 주입하여 코어 입자를 제조하는 단계;
2) 상기 코어 입자 표면에 폴리에틸렌이민 수용액과 은 나노와이어 분산액을 교대로 주입하여 1 내지 10층의 쉘층을 형성하는 단계;
3) 상기 쉘층 표면에 보론산 유도체 용액을 처리하여 표면개질하여, 전도성 탄성 마이크로입자를 제조하는 단계; 및
4) 상기 3) 단계를 통해 회수한 전도성 탄성 마이크로입자를 일정한 주기의 패턴이 형성되어 있는 스텐실 상에 패터닝하여 제1항에 따른 글루코스 센서를 제조하는 단계;를 포함하는 글루코스 센서의 제조방법.1) preparing a core particle by injecting the dispersed phase solution and the continuous phase solution into a microfluidic microfluidic device;
2) alternately injecting an aqueous polyethyleneimine solution and a silver nanowire dispersion onto the surface of the core particles to form a shell layer of 1 to 10 layers;
3) surface-modifying the boronic acid derivative solution on the surface of the shell layer to prepare conductive elastic microparticles; And
4) manufacturing a glucose sensor according to claim 1 by patterning the conductive elastic microparticles recovered through step 3) on a stencil in which a pattern of a predetermined cycle is formed.

A) 0.1 내지 100 kPa 범위의 작동 압력하에서, 제1항에 따른 글루코스 센서에 전압을 인가하는 단계;
B) 상기 A) 단계의 글루코스 센서에 시료를 접촉시키고, 전류세기를 측정하는 단계; 및
C) 상기 B) 단계에서 측정한 전류세기를 분석하는 단계;를 포함하는 글루코스 센서를 이용한 글루코스 농도 측정 방법.A) applying a voltage to the glucose sensor according to claim 1 under an operating pressure in the range from 0.1 to 100 kPa;
B) contacting the sample with the glucose sensor of step A), and measuring the current strength; And
C) glucose concentration measurement method using a glucose sensor comprising the; analyzing the current strength measured in step B).

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제11항에 있어서,
상기 A) 단계에서 인가되는 전압은 기준 전극 대비 -0.1 내지 10 V인 것을 특징으로 하는 글루코스 센서를 이용한 글루코스 농도 측정 방법.The method of claim 11,
The method of measuring glucose concentration using a glucose sensor, characterized in that the voltage applied in the step A) is -0.1 to 10V compared to the reference electrode.