[논문]ITO 전극 위에 고정된 니켈 나노 입자를 이용한 무효소 혈당센서에 관한 전기화학적인 연구

오인돈; 김사만다; 최영봉

doi:10.5229/jkes.2014.17.3.164

ITO 전극 위에 고정된 니켈 나노 입자를 이용한 무효소 혈당센서에 관한 전기화학적인 연구
The Electrochemical Studies of Non-enzymatic Glucose Sensor on the Nickel Nanoparticle-deposited ITO Electrode 원문보기

전기화학회지 = Journal of the Korean Electrochemical Society, v.17 no.3, 2014년, pp.164 - 171

오인돈 (단국대학교 자연과학대학 화학과) , 김사만다 (경기수원외국인학교) , 최영봉 (단국대학교 자연과학대학 화학과)

초록
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무효소 혈당센서는 높은 선택성과 민감성을 가지고 저비용으로 체내 혈당(glucose)을 검출할 수차세대 기술이다. 현재 시판되고 있는 혈당센서는 당을 산화시켜주는 당산화효소와 전극과 효소사이에 전자 전달을 원활하게 해주는 산화/환원 매개체를 이용하여 효소센서로 제작된다. 그러나 이러한 효소센서는 pH, 온도, 습도, 화학적 독성물질 등에 영향을 많이 받아 안정성이 떨어지고, 제작에 비용이 많이 드는 단점을 가지고 있다. 본 논문은 위와 같은 단점을 해결하고자 환원제인 당에 의하여 환원되는 니켈 나노입자를 전기화학적 흡착방법을 이용하여 산화 인듐 주석 전극 (ITO)에 고정시켰다. 고정된 니켈 나노입자는 전극의 표면적을 넓혀 신호를 증폭시키는 효과를 가지고 있으며, 당에 의하여 계속적으로 니켈이 환원됨에 따라 전극 반응에서는 촉매산화전류 반응으로 나타낸다. 당의 농도에 따라서 선형적으로 감응 할 수 있는 최적 조건의 니켈 나노입자를 이용하여 혈당센서를 제작하였다. 또한 체내에 존재하는 방해 인자인 아스코브산의 간섭을 억제하기 위해 음이온 고분자의 표면처리를 통하여 상대적으로 당에 선택적으로 감응하도록 하였다. 제작된 전극을 통하여 당 농도 별 산화 촉매 전류를 순환 전압 전류 법으로 측정한 결과 650 mV (vs. Ag/AgCl)에서 최대 전기적 신호가 발생되었으며, 포도당 0~6.15 mM 의 농도범위에서 전기적 신호가 선형 증가함을 확인할 수 있었다.

Abstract ▼ AI-Helper

A highly sensitive and selective non-enzymatic glucose sensor has gained great attention because of simple signal transformation, low-cost, easily handling, and confirming the blood glucose as the representative technology. Until now, glucose sensor has been developed by the immobilization of glucose oxidase (GOx) on the surface of electrodes. However although GOx is quite stable compared with other enzymes, the enzyme-based biosensors are still impacted by various environment factors such as temperature, pH value, humidity, and toxic chemicals. Non-enzymatic sensor for direct detecting glucose is an attractive alternative device to overcome the above drawbacks of enzymatic sensor. Many efforts have been tried for the development of non-enzymatic sensors using various transition metals (Pt, Au, Cu, Ni, etc.), metal alloys (Pt-Pb, Pt-Au, Ni-Pd, etc.), metal oxides, carbon nanotubes and graphene. In this paper, we show that Ni-based nano-particles (NiNPs) exhibit remarkably catalyzing capability for glucose originating from the redox couple of $Ni(OH)_2/NiOOH$ on the surface of ITO electrode in alkaline medium. But, these non-enzymatic sensors are nonselective toward oxidizable species such as ascorbic acid the physiological fluid. So, the anionic polymer was coated on NiNPs electrode preventing the interferences. The oxidation of glucose was highly catalyzed by NiNPs. The catalytically anodic currents were linearly increased in proportion to the glucose concentration over the 0~6.15 mM range at 650 mV versus Ag/AgCl.

주제어

AI 본문요약
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문제 정의

본 연구는 당에 의해 직접 산화되는 니켈 나노 입자를 사용하여 무효소 방법을 통해 당을 검출하였다. 알칼리 용매 하에서 전기증착방법으로 고정된 니켈 나노 입자 (NiNPs)는 표면적을 크게 증가시켜 전기신호 증폭효과를 갖게 된다.
본 연구에서는 혈당을 검출하는데 있어 방해요인으로 존재하는 ascorbic acid 의 간섭을 줄이기 위한 음이온 고분자에 관한 연구도 진행하였다. ²⁵⁾ 당의 전기적인 신호를 얻을 때 방해 요소들로 인하여 수치가 겹쳐 나오게 되므로 당에 대한 정확한 신호를 얻기가 어렵다.

가설 설정

(a) Schematic fabrication procedures of the nickel nanoparticles (NiNPs)-modified electrode. (b) NiNPselectrodeposited electrode can catalyze the electrooxidation of glucose to glucolactone.
25) 당의 전기적인 신호를 얻을 때 방해 요소들로 인하여 수치가 겹쳐 나오게 되므로 당에 대한 정확한 신호를 얻기가 어렵다. 비록 체내 혈액의 혈당 함량은 다른 방해 요소에 비해 30배 가량 많은 양을 가지고 있지만, 오직 glucose에 선택적인 센서를 만들기 위해서는 방해요소들은 전극 표면에 반응하지 못하도록 전극 표면 처리가 필요하다.

제안 방법

ITO전극 위에 100 mM NiCl2 용액 40 µL를 올리고, cycles 수 별 (2~50 cycles) 전기증착방법 (electrodeposition)으로 니켈을 고정시켰다.
NiNP-ITO 전극 위에 NaOH (0.01~4.00 M; pH 12~14.602)용액에 녹인 7 mM glucose 40 µL를 올리고, 순환 전압 전류법을 이용하여 산화 촉매 전류를 측정하였다.
NiNP-ITO 전극 위에 고분자를 농도 (0.05~10 wt%) 별로 흡착시킨 뒤 50 mM NaOH에 녹인 7 mM 당을 포함하는40 µL 용액을 올려 전기화학적인 방법으로 측정하였다.
NiNP-ITO 전극 위에 음이온 폴리머를 농도별(0.01~10.0 wt%)로 흡착 시킨 후, 각 농도별 폴리머가 흡착된 NiNP/polymer-ITO 전극에 50 mM NaOH에 1 mM ascorbic acid가 포함된 용액 속에서 농도별 glucose 40 µL (0~6.15 mM)를 올리고 순환 전압전류법을 이용하여 glucose 산화 촉매 전류를 측정하였다.
NiNP-ITO 전극을 이용하여 체내에 존재하는 혈액 속의 당 검출에 있어 방해요소인 ascorbic acid를 피하기 위해, 음이온 고분자를 제작된 전극에 흡착시켜 선택적으로 당과 반응하도록 준비하였다. 농도별 poly (acrylamide-co-acrylic acid)는 wt% 농도 (0.
그리고 증류수로 3번 세척한 후 상온에서 건조 시켰다. cycle 수에 따른 니켈이 ITO전극 위에 얼마 나 고정되었는지 확인하기 위해서 순환 전압 전류법을 이용하여 알칼리 수용액 조건하에서 Ni(OH)₂/NiOOH의 산화/환원 신호를 확인함으로써 각 전위 값 에 따른 전류의 신호 크기를 비교하였다. 이 때 가해 준 전위의 범위는 0.
각각 음이온 폴리머의 농도별로 20 µL씩 니켈이 고정된 ITO전극 위에 올리고 시간별 (0~60분)로 측정하였다.
작업전극 인 ITO전극 위에 NiCl₂농도 별 용액 40 µL를 올리고, 순환 전압 전류법을 이용해 40 cycles 전기증착방법 (electrodeposition)을 통하여 니켈을 고정시켰다. 같은 방법으로 NiCl₂ 농도에 의해 니켈이 작업전극 위에 얼마나 고정되었는지 확인하기 위해서 순환 전압 전류법을 이용하여 알칼리 수용액 조건하에서 Ni(OH)₂/NiOOH의 산화/환원 신호를 확인함으로서 각 전위 값에 따른 전류의 신호 크기를 비교하였다. 이 때가 해준 전위의 범위는 0.
15 mM)를 올리고 순환 전압전류법을 이용하여 glucose 산화 촉매 전류를 측정하였다. 그리고 이 전류의 크기와 50 mM NaOH 바탕 용액의 전류 측정치와 비교하였다.
농도 별, 시간 별로 흡착된 니켈-폴리머 전극의 신호를 확인하기 위해서 NiNP-ITO 전극 위에 NaOH를 농도별 (0.01~4.00 M)로 용액 40 µL를 올리고, 순환 전압 전류법을 이용하여 Ni(OH)2/NiOOH의 산화/환원 신호를 확인함으로 서각 전위 값에 대한 전류의 신호 크기를 비교하였다.
NiNP-ITO 전극을 이용하여 체내에 존재하는 혈액 속의 당 검출에 있어 방해요소인 ascorbic acid를 피하기 위해, 음이온 고분자를 제작된 전극에 흡착시켜 선택적으로 당과 반응하도록 준비하였다. 농도별 poly (acrylamide-co-acrylic acid)는 wt% 농도 (0.05 ~10 wt%)별로 증류수에 녹여 상온에서 전극 표면의 니켈 이온의 양 전하와 정전기적인 방법으로 흡착시켰다. 제작된 polymer/NiNP-ITO 전극에 50 mM NaOH 용 액 상태에서 Ni(OH)₂/NiOOH 의 산화/환원 신호를 측정한 결과 고분자의 농도가 높아질수록 신호가 감소하는 것을 확인 할 수 있었다 (Fig.
두 번째 최적화 실험은 NiCl2 용액의 농도 별로 10~500 mM의 NiCl2 용액을 ITO전극 위에 40 µL를 올리고, 40 cycles 전기증착방법 (electrodeposition)으로 니켈을 고정시켰다.
5). 따라서 100 mM NaOH 용액에 녹인 100 mM NiCl₂를 40 cycles 전기증착방법 (electrode-position)으로 제작된 전극에 0.1 wt%의 음 이온고분자를 20분 흡착하여 전극을 제작하였다. 제작된 전극을 이용하여 1 mM의 ascorbic acid를 포함하는 50 mM NaOH용액에서 당 농도 (0~6.
NiNP-ITO 전극을 이용하여 산화촉매전류 실험을 위해서는 최적의 알칼리 용매 조건이 충족되어야 한다. 따라서 D-(+)-Glucose (63.1 mg, 0.35 mmoL)을 NaOH 농도 (0.01~4.00 M; pH 12~14.602)별로 각각 50 mL에 녹여 NiNP-ITO 과 glucose간의 전기화학적 산화를 이용한 산화촉매전류 실험을 하였다. NiNP-ITO 전극 위에 NaOH (0.
제작된 전극은 NaOH 용액 하에서 Ni(OH)₂/NiOOH의 산화/환원 신호를 확인하였고, 전자현미경 (SEM)을 통해 일정 크기의 니켈 나노 입자를 확인하였다. 또한 방해 요소들의 간섭을 억제하기 위해 염기성하에서 음이온을 띄는 고분자를 흡착시켜 고분자의 흡착에 따른 간섭물질 신호 대비 당의 산화 신호 비를 이용해 최적화된 조건에서 당산화 촉매 전류를 측정하였다.
본 논문에서는 순환 전압 전류법에 의한 전기증착 방법 (electrodeposition)을 이용하여 cycle 수, NiCl₂농도 별로 최적화된 니켈 나노 입자를 ITO (Indium Tin Oxide) 전극 위에 고정화 하였다. 제작된 전극은 NaOH 용액 하에서 Ni(OH)₂/NiOOH의 산화/환원 신호를 확인하였고, 전자현미경 (SEM)을 통해 일정 크기의 니켈 나노 입자를 확인하였다.
65 V 이고, scan rate은 10 mV s⁻¹ 이었다. 산화촉매전류가 나타나는 전위의 위치 중 전류 값이 일정하게 유지되는 한 지점을 650 mV (versus Ag/AgCl)로 고정하고 검정곡선을 도시하여 당농도 별 로 발생하는 촉매전류의 상관관계를 확인 하였다 (Fig. 6(a)).
실험방법은ITO전극 위에 NiCl2 용액 40 µL를 올리고, 순환 전압 전류법을 이용하여 cycle 수 별 (2~50 cycles)로 electrodeposition하여 니켈을 고정시켰다.
낮은 농도의 알칼리 수용액에선 니켈 나노 입자의 산화/환원 전위가 높아서 아스코브산 같은 방해 요소도 같이 산화되게 된다. 이를 개선하기 위하여 음이온성 고분자를 흡착시켜 전극에 고정하였다. 0.
작업전극 인 ITO전극 위에 NiCl2농도 별 용액 40 µL를 올리고, 순환 전압 전류법을 이용해 40 cycles 전기증착방법 (electrodeposition)을 통하여 니켈을 고정시켰다.
농도 별로 최적화된 니켈 나노 입자를 ITO (Indium Tin Oxide) 전극 위에 고정화 하였다. 제작된 전극은 NaOH 용액 하에서 Ni(OH)₂/NiOOH의 산화/환원 신호를 확인하였고, 전자현미경 (SEM)을 통해 일정 크기의 니켈 나노 입자를 확인하였다. 또한 방해 요소들의 간섭을 억제하기 위해 염기성하에서 음이온을 띄는 고분자를 흡착시켜 고분자의 흡착에 따른 간섭물질 신호 대비 당의 산화 신호 비를 이용해 최적화된 조건에서 당산화 촉매 전류를 측정하였다.
제작된 전극은 다른 방해 요소들의 간섭을 받지 않고 당에만 선택적으로 감응한다는 것을 증명하였고, 복잡하지 않은 간단한 방법으로 효소로 제작된 센서의 한계성을 극복할 수 있는 혈당센서를 개발하였다.
1 wt%의 음 이온고분자를 20분 흡착하여 전극을 제작하였다. 제작된 전극을 이용하여 1 mM의 ascorbic acid를 포함하는 50 mM NaOH용액에서 당 농도 (0~6.15 mM)별로 산화 촉매 전류를 측정하였다. 이 때 가해준 전위 범위는 0.
최적화된 순환 전압 전류법을 사용하기 위해 NiCl₂ (1.19 mg, 5 mmoL)을 NaOH (0.2 g, 100 mM, 50 mL)에 녹여 100 mM NiCl₂ 용액을 제조하여 cycle 수 별로의 전기화학실험과 전극구조를 관찰하였다. 실험방법은ITO전극 위에 NiCl₂ 용액 40 µL를 올리고, 순환 전압 전류법을 이용하여 cycle 수 별 (2~50 cycles)로 electrodeposition하여 니켈을 고정시켰다.
650 V이고, scan rate은 10 mV s⁻¹ 이었다. 최종적으로 최적화된 전극 표면의 니켈 나노 입자 구조는 전자현미경 (SEM)을 통해 구조 확인하였다.

대상 데이터

700 V이고, scan rate은 100 mV s⁻¹ 이었다. 두 번째 최적화 실험은 농도 별 NiCl₂ (10.0~500 mM)별로 NaOH (0.2 g, 100 mM, 50 mL) 용액에 녹여 각 용액을 제조하였다. 작업전극 인 ITO전극 위에 NiCl₂농도 별 용액 40 µL를 올리고, 순환 전압 전류법을 이용해 40 cycles 전기증착방법 (electrodeposition)을 통하여 니켈을 고정시켰다.
세척 후 즉시 증류수로 세척한 다음 상온에서 건조시켜 사용하였다. 상대 전극과 기준 전극으로는 백금 (Platinum)선과 Ag/AgCl 전극 (ESA, EE009)을 사용하였다.
실험에 사용된 시약인 Nickel(II) chloride hexahydrate, Poly(acrylamide-co-acrylic acid), partial sodium salt, D-(+)-Glucose, Sodium hydroxide는 Aldrich(Milwaukee, WI)사의 제품을 정제 없이 그대로 사용하였고 위에 사용된 모든 시약은 분석시약 급이었다. 모든 용액의 제조와 실험을 위하여 3차 증류수 (Millipore, Bedford, MA; 저항 18 M·Ωcm)를 사용하였다.
순환 전압 전류법 (Cyclic Voltammetry; CV)을 측정을 하는데 사용된 기기는 CH Instruments (Austin, TX, USA)의 model 660B Elctrochemical workstation을 사용하였다. 전극 표면의 구조를 확인하는데 사용된 기기는 SEM (Scanning Electron Microscopy, JEOL/JAPAN)을 사용하였다..

이론/모형

순환 전압 전류법 (Cyclic Voltammetry; CV)을 측정을 하는데 사용된 기기는 CH Instruments (Austin, TX, USA)의 model 660B Elctrochemical workstation을 사용하였다. 전극 표면의 구조를 확인하는데 사용된 기기는 SEM (Scanning Electron Microscopy, JEOL/JAPAN)을 사용하였다.

성능/효과

이는 낮은 농도의 NiCl₂ 용액은 니켈 나노 입자의 형성이 적어 전류 신호를 감소시키고, 100 mM 이상의 NiCl₂ 용액은 니켈 나노 입자의 형성이 서로 뭉치게 (aggregation)되어 전극 표면 위에 나노 입자 형성이 되지 않고, 니켈 박막이 형성 되 표면적이 감소하여 적은 전류 신호를 얻었다. (Supplementary Fig. 1(b)) 두 실험조건으로 형성된 ITO전극 표면의 니켈 나노 입자 구조확인을 위해 SEM (scanning elecctron microscopy)으로 측정한 결과 100 mM NiCl₂ 용액, 40 cycles로 전기증착방법 (electrodeposition)으로 고정된 니켈 나노 입자의 크기 가 100~150 nm로 균일하며 고르게 분포된 것을 확인 할 수 있었다 (Fig. 2(b,c)).
이를 개선하기 위하여 음이온성 고분자를 흡착시켜 전극에 고정하였다. 0.1 wt%의 고분자를 고정된 니켈 나노 입자에 흡착시켜 1 mM 아스코브산을 포함하는 당 0~6.15 mM 용액의 농도 구간에서 선형 범위의 산화 촉매 전류를 얻을 수 있었다. 본 연구를 통하여 니켈 나노 입자가 고정된 전극에서 당의 측정이 가능한 것을 확인하였다.
또한 효소 센서 보다 다른 환경적인 요인에 대해서 안정한 장점을 가지고 있다.²¹⁾ 혈당과 산화반응이 일어날 수 있는 이유는 환원제인 혈당이 무효소 상태에서 전기화학적 산화가 Ni, NiO, Ni(OH)₂전극에서 반응이 일어난다. 반응의 기작은 알칼리 수용액 하에 전극 표면에서 형성되는 Ni(OH)₂/NiOOH의 전기화학활성 물질의 존재 때문이다.
NiNP-ITO 전극에 다양한 농도(0.01~4.00 M; pH 12~14.602)의 알칼리 용매에 녹인 7 mM 당을 포함한 용액을 측정할 결과, pH가 낮아질수록 Ni(OH)₂/NiOOH 산화촉매전류는 크게 나오다가, 0.01 M NaOH 용액 (pH 12) 조건에서 당의 산화촉매전류는 감소하는 것을 확인할 수 있었다 (Fig. 3(a)).
2% 감소한다. 결과적으로ascorbic acid신호 대비 당 신호 크기는 0.1 wt% 고분자가 흡착된 전극에서 상대적으로 가장 크게 나타났다. 즉 0.
05~10 wt%) 별로 흡착시킨 뒤 50 mM NaOH에 녹인 7 mM 당을 포함하는40 µL 용액을 올려 전기화학적인 방법으로 측정하였다. 고분자 농도 별로 ascorbic acid 신호감응 정도를 알아보기 전에 당의 감응을 알아보 기 위한 실험으로 고분자를 흡착시키기 전과 비교하여 0.05~2.00 wt%농도 별로 각각 58%, 48.7%, 25.6%, 19.7%, 15.9%로 당의 신호감응 크기가 감소한 것을 확인 할 수 있었다. 이 후 전극 위에 고분자 농도 별로 방해 요소인 ascorbic acid의 신호를 확인하기 위해서 50 mM NaOH에 녹인 1 mM ascorbic acid를 전극 위에 올린 뒤 순환 전압 전류법을 이용하여 측정한 결과 5~10 wt%의 폴리머 농도에서는 니켈 산화/환원 신호가 나타나지 않았다.
00 wt%의 농도 범위에서는 고분 자의 농도가 높아질수록 방해요소에 상대적으로 적게 감응하였다. 고분자막이 없는 NiNP-ITO 에서 ascorbic acid의 신호 응답을 100%로 잡았을 때 각 고분자 농도 별 ascorbic acid의 응답 신호는 25.9%, 18.3%, 7.5%, 6.9%, 4.6%의 수치를 나타내었다. 앞서 실험으로부터 얻은 결과와 종합하여 고분자 농도가 증가할수록 ascorbic acid의 반응을 잘 막지만 당과의 산화/환원 반응하는 정도도 감소하는 것을 확인 할 수 있었다.
6(a)). 그 결과 농도 별 당에 대해 0.9983의 선형이 나타나는 것을 확인하였다 (Fig. 6(b)).
10 M 이상에서는 과량의 OH⁻ 이온에 의해 전극 표면의 대부분의 니켈이 NiOOH의 형성이 일어남에 따라 Ni(OH)₂/NiOOH 의 산화/환원 신호 자체가 낮아져 glucose에 의한 산화 촉매 전류 신호가 감소함을 알 수 있다. 따라서 실험 결과 50 mM NaOH 용액 상태에서 산화촉매전류가 강하게 나오는 것을 확인하였다. 이때의 scan rate는 10 mVs⁻¹였다.
또한 각각 음이온 고분자의 농도 별로 20 µL씩 니켈이 고정된 전극 위에 올리고 시간 별 (0~60분)로 측정한 결과 20분 이상에서 Ni(OH)2/NiOOH의 산화/환원 전류신호가 현저히 감소하는 것을 확인하였다.
15 mM 용액의 농도 구간에서 선형 범위의 산화 촉매 전류를 얻을 수 있었다. 본 연구를 통하여 니켈 나노 입자가 고정된 전극에서 당의 측정이 가능한 것을 확인하였다. 이는 간단한 혈당 바이오센서의 개발 에 응용될 수 있을 것이라 예상된다.
용액을 ITO전극 위에 40 µL를 올리고, 40 cycles 전기증착방법 (electrodeposition)으로 니켈을 고정시켰다. 알칼리 용매 하에서 고정된 니켈 나노 입자의 전기화학적인 신호를 측정한 결과 Ag/ AgCl에서 470 mV의 Ni(OH)₂/NiOOH 산화/환원 전류 신호가 나타나는 것을 확인 할 수 있었으며, 100 mM NiCl₂ 농도 조건에서 가장 좋은 전기화학적인 신호를 확인할 수 있었다 (Fig. 1(b)).
6%의 수치를 나타내었다. 앞서 실험으로부터 얻은 결과와 종합하여 고분자 농도가 증가할수록 ascorbic acid의 반응을 잘 막지만 당과의 산화/환원 반응하는 정도도 감소하는 것을 확인 할 수 있었다. 0.
9%로 당의 신호감응 크기가 감소한 것을 확인 할 수 있었다. 이 후 전극 위에 고분자 농도 별로 방해 요소인 ascorbic acid의 신호를 확인하기 위해서 50 mM NaOH에 녹인 1 mM ascorbic acid를 전극 위에 올린 뒤 순환 전압 전류법을 이용하여 측정한 결과 5~10 wt%의 폴리머 농도에서는 니켈 산화/환원 신호가 나타나지 않았다. 이는 두꺼운 고분자막에 인하여 전자전달반응을 완전히 막기 때문이다.
전극 표면 위에 존재하는 고분자의 wt%가 증가 될수록 전극 표면 위의 음이온 고분자에 의해 OH− 음이온과의 정전기적인 반발 효과로 Ni(OH)2/NiOOH 의 산화/환원 반응이 방해하여 신호가 감소하였다.
05 ~10 wt%)별로 증류수에 녹여 상온에서 전극 표면의 니켈 이온의 양 전하와 정전기적인 방법으로 흡착시켰다. 제작된 polymer/NiNP-ITO 전극에 50 mM NaOH 용 액 상태에서 Ni(OH)₂/NiOOH 의 산화/환원 신호를 측정한 결과 고분자의 농도가 높아질수록 신호가 감소하는 것을 확인 할 수 있었다 (Fig. 4). 전극 표면 위에 존재하는 고분자의 wt%가 증가 될수록 전극 표면 위의 음이온 고분자에 의해 OH⁻ 음이온과의 정전기적인 반발 효과로 Ni(OH)₂/NiOOH 의 산화/환원 반응이 방해하여 신호가 감소하였다.
용액 40 µL를 올리고, cycles 수 별 (2~50 cycles) 전기증착방법 (electrodeposition)으로 니켈을 고정시켰다. 제작된 니켈 나노 입자가 고정된 전극을 알칼리 용액 하에서 전기화학적인 신호를 측정한 결과 Ag/AgCl에서 470 mV의 Ni(OH)₂/NiOOH 산화/환원 신호가 나타나는 것을 확인 할 수 있었으며, 40 cycles 에서 가장 적합한 신호를 나타내는 것을 확인할 수 있었다 (Fig. 1(a)).
1 wt% 고분자가 흡착된 전극에서 상대적으로 가장 크게 나타났다. 즉 0.1 wt% 고분자가 흡착된 전극에서 당의 응답 크기에 비하여 ascorbic acid에 대한 검출 신호가 낮은 것을 확인하였다 (Fig. 5). 따라서 100 mM NaOH 용액에 녹인 100 mM NiCl₂를 40 cycles 전기증착방법 (electrode-position)으로 제작된 전극에 0.

질의응답

핵심어	질문	논문에서 추출한 답변
	무효소 혈당센서란?	무효소 혈당센서는 높은 선택성과 민감성을 가지고 저비용으로 체내 혈당(glucose)을 검출할 수차세대 기술이다. 현재 시판되고 있는 혈당센서는 당을 산화시켜주는 당산화효소와 전극과 효소사이에 전자 전달을 원활하게 해주는 산화/환원 매개체를 이용하여 효소센서로 제작된다.
	시판되고 있는 혈당센서는 무엇을 활용하여 효소센서로 제작되는가?	무효소 혈당센서는 높은 선택성과 민감성을 가지고 저비용으로 체내 혈당(glucose)을 검출할 수차세대 기술이다. 현재 시판되고 있는 혈당센서는 당을 산화시켜주는 당산화효소와 전극과 효소사이에 전자 전달을 원활하게 해주는 산화/환원 매개체를 이용하여 효소센서로 제작된다. 그러나 이러한 효소센서는 pH, 온도, 습도, 화학적 독성물질 등에 영향을 많이 받아 안정성이 떨어지고, 제작에 비용이 많이 드는 단점을 가지고 있다.
	효소센서의 안정성이 떨어지고, 제작에 비용이 많이 드는 단점을 해결하기 위해 본 논문에서 설계한 방법은?	그러나 이러한 효소센서는 pH, 온도, 습도, 화학적 독성물질 등에 영향을 많이 받아 안정성이 떨어지고, 제작에 비용이 많이 드는 단점을 가지고 있다. 본 논문은 위와 같은 단점을 해결하고자 환원제인 당에 의하여 환원되는 니켈 나노입자를 전기화학적 흡착방법을 이용하여 산화 인듐 주석 전극 (ITO)에 고정시켰다. 고정된 니켈 나노입자는 전극의 표면적을 넓혀 신호를 증폭시키는 효과를 가지고 있으며, 당에 의하여 계속적으로 니켈이 환원됨에 따라 전극 반응에서는 촉매산화전류 반응으로 나타낸다. 당의 농도에 따라서 선형적으로 감응 할 수 있는 최적 조건의 니켈 나노입자를 이용하여 혈당센서를 제작하였다. 또한 체내에 존재하는 방해 인자인 아스코브산의 간섭을 억제하기 위해 음이온 고분자의 표면처리를 통하여 상대적으로 당에 선택적으로 감응하도록 하였다. 제작된 전극을 통하여 당 농도 별 산화 촉매 전류를 순환 전압 전류 법으로 측정한 결과 650 mV (vs. Ag/AgCl)에서 최대 전기적 신호가 발생되었으며, 포도당 0~6.15 mM 의 농도범위에서 전기적 신호가 선형 증가함을 확인할 수 있었다.

참고문헌 (26)

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저자의 다른 논문 :

표제어: PCR

동의어: Packet Collision Rate

용어 설명 출처 목록 (6)

용어 설명: PCR은 세균 특이성이 있는 primer를 이용하여 적은 수의 세균이 있을지라도 쉽게 검출할 수 있는 유용한 방법이며, 이를 이용하여 구강 내 치면세균막이나 타액에서 직접 세균을 검출할 수 있게 되었다[8].

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