JP2018524058A - バイオセンサーとその形成方法、グルコース調節システム、前記グルコース調節システムの形成方法、及び前記グルコース調節システムを利用したグルコース調節方法 - Google Patents

バイオセンサーとその形成方法、グルコース調節システム、前記グルコース調節システムの形成方法、及び前記グルコース調節システムを利用したグルコース調節方法 Download PDF

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Abstract

【課題】バイオセンサーとその形成方法、グルコース調節システム、前記グルコース調節システムの形成方法、及び前記グルコース調節システムを利用したグルコース調節方法が提供される。【解決手段】前記バイオセンサーは、センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含むセンサーを一つ以上含み、前記センシング部はグラフェン層を含む。前記バイオセンサーの形成方法は、センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含むセンサーを一つ以上含むバイオセンサーを形成する方法であって、下部絶縁層を形成する段階、前記下部絶縁層の上に電導性電極層を形成する段階、前記電導性電極層の上にグラフェン層を形成する段階、前記グラフェン層の上に反応層を形成する段階を含む。前記グルコース調節システムは、グルコースセンサーを含むセンサー部、使用者の体内のグルコース濃度を調節するグルコース調節部、及び前記センサー部と前記グルコース調節部を制御する制御部を含む。前記グルコース調節システムの形成方法は、グルコースセンサーを含むセンサー部を形成する段階、グルコース調節部を形成する段階、及び前記センサー部及び前記グルコース調節部をパッケージングする段階を含む。【選択図】図４

Description

本発明は、バイオセンサーとその形成方法、グルコース調節システム、前記グルコース調節システムの形成方法、及び前記グルコース調節システムを利用したグルコース調節方法に関する。
電気化学ベースのバイオセンサーは、電気化学的方法が持つ分析能力と生物学的な認識（biological recognition）の特異性（specificity）を結合したものである。つまり、酵素、抗原、抗体、生化学物質などの生物学的特異性を有する物質（biospecific reagent）を電極表面に固定させたり、含有させたりすることで、生物学的認識現象を電流あるいは電位変化として検出する。このような電気化学ベースのバイオセンサーは、電極自体の抵抗と電気化学反応が起こる界面の特性が非常に重要である。
向上した性能を持つ電気化学ベースのバイオセンサーを製造できるナノ物質の一つとして、グラフェンが注目を集めている。しかし、グラフェンは化学的に不活性であるため、電気化学ベースのバイオセンサーを具現し難い。従って、グラフェンを用いて電気化学ベースのバイオセンサーを製造するためには、グラフェンの表面活性化が必要である。また、従来のグラフェンを活用したバイオセンサーの場合、溶液工程ベースの酸化グラフェン（graphene oxide）を主に用いたので、工程上の困難があった。
前述した例は、大韓民国登録特許第１０−１３５５９３３号（発明の名称：化学的に改質されたグラフェンに多様なバイオ物質を吸着させる方法）に開示されている。具体的には、基本的に疎水性を有するグラフェン上に親水性を有するバイオ物質を吸着させるために、グラファイトを酸化させて製造した酸化グラフェンの電気的特性の復元のための還元及び親水性のバイオ物質を吸着させるための窒素ドーピングを同時に行う改質過程を通じて、改質したグラフェン上にのみ選択的にバイオ物質が吸着するので、バイオ物質が選択的に吸着され、パターン化されたグラフェン層を含む複合基板を製造する方法を提供する。
一方、高齢化社会、西欧化された生活習慣などによって糖尿病の有病率が増加している。糖尿病は、長期的に適切な血糖調節ができない場合、体内の主要な臓器に合併症を起こす。したがって、血糖値を正常に維持することは非常に重要である。
適切な血糖調節をするためには、正確な血糖値の測定が非常に重要である。しかし、従来の血糖測定器の大部分は、侵襲的な方法によって血液を採取して血糖を測定したので、患者に苦痛と不便を与える欠点があった。したがって、採血をせずに血糖を測定する非侵襲的な血糖測定器の開発に関する研究が進められている。
また、糖尿病患者の場合、インシュリン治療による低血糖がしばしば発生するために、血糖測定器の重要性が強調されている。したがって、正確な血糖濃度の測定だけでなく、同時に血糖を調節することができる血糖測定及び調節機器の開発が必要である。
これに関連して、大韓民国登録特許第１０−０５５３８０１号（発明の名称：皮膚接触式血糖検出センサーを利用した閉ループ方式のリアルタイムインシュリンポンプ）は、皮膚接触式血糖検出センサーを使用して、安全かつ正確であり、リアルタイムで血糖を検出できるようにし、また、開ループ方式で正確なインシュリンの投与を制御するインシュリンポンプを応用して、血糖の測定とインシュリンの投与がリアルタイムで制御されるようにすることで、患者に最も正確な血糖量の調節ができるようにする皮膚接触式血糖検出センサーを用いた閉ループ方式のリアルタイムンシュリンポンプを提供する。
上記のような問題点を解決するために、本発明は、信頼性に優れたバイオセンサーを提供する。
本発明は、柔軟性と伸縮性に優れたバイオセンサーを提供する。
本発明は、一つのプラットホームの上に様々なセンサーを含むバイオセンサーを提供する。
本発明は、前記バイオセンサーの形成方法を提供する。
本発明は、非侵襲的にグルコース濃度を測定できるグルコース調節システムを提供する。
本発明は、使用者の体内のグルコース濃度を調節できるグルコース調節システムを提供する。
本発明は、柔軟性と伸縮性に優れたグルコース調節システムを提供する。
本発明は、前記グルコース調節システムの形成方法を提供する。
本発明は、前記グルコース調節システムを利用したグルコース調節方法を提供する。
本発明の他の目的は以降の詳細な説明および添付図面から明確になるであろう。
本発明の実施例によるバイオセンサーは、センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含むセンサーを一つ以上含み、前記センシング部はグラフェン層を含む。
前記グラフェン層はドーピングされた導電性物質を含む。前記導電性物質は金属ナノ粒子及び金属ナノワイヤの中から選択された一つ以上を含む。
前記センシング部は、前記グラフェン層の下に配置された電導性電極層及び前記グラフェン層の上に配置された反応層をさらに含む。前記電導性電極層は、ネットパターンまたはメッシュパターンを含む。
前記センシング部は前記グラフェン層の上に配置される上部絶縁層をさらに含み、前記上部絶縁層は前記グラフェン層を露出する開口部を有する。前記反応層は前記開口部を通じて前記グラフェン層と接触する。
前記反応層は、前記センサーの種類により異なる物質で形成される。前記反応層は、銀／塩化銀またはＰＥＤＯＴで形成される。前記反応層は、ポリアニリン、プルシアンブルー、及びグルコースオキシダーゼの中から選択された一つ以上の物質で表面処理される。
前記ブリッジ部は、多重折れ曲がった形状を有する。
前記センサーは、湿度センサー、ｐＨセンサー、グルコースセンサー、およびストレーンゲージの中から選択された一つ以上のセンサーを含む。
前記バイオセンサーは、前記電極部に電源を提供する電源部、及び前記電極部から電流、電圧、またはインピーダンスの中に何れかの信号を収集して前記信号を変換するプロセシング部をさらに含む。
本発明の実施例によるバイオセンサーの形成方法は、センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含むセンサーを一つ以上含むバイオセンサーを形成する方法であって、下部絶縁層を形成する段階、前記下部絶縁層の上に電導性電極層を形成する段階、前記電導性電極層の上にグラフェン層を形成する段階、及び前記グラフェン層の上に反応層を形成する段階を含む。
前記バイオセンサーの形成方法は、前記グラフェン層の上に前記グラフェン層を露出させる開口部を有する上部絶縁層を形成する段階、及び前記反応層を形成する前に、前記開口部を通じて前記グラフェン層に導電性物質をドーピングする段階をさらに含む。
前記導電性物質は、金属ナノ粒子及び金属ナノワイヤの中から選択された一つ以上を含む。
前記反応層は、前記開口部を通じて前記グラフェン層の上に形成される。
前記電導性電極層は、ネットパターンまたはメッシュパターンを含むように形成される。 前記電導性電極層は、金、アルミニウム、白金、ニッケル、グラフェン、銀ナノワイヤフィルム、金属グリッド、およびインジウムスズ酸化物の中から選択された一つ以上を含む物質で形成される。
前記反応層は、前記センサーの種類により異なる物質で形成される。
前記センシング部、前記ブリッジ部、及び前記電極部は同一の工程によって一緒に形成される。
前記センサーは、湿度センサー、ｐＨセンサー、グルコースセンサー、およびストレーンゲージの中から選択された一つ以上のセンサーを含む。
本発明の実施例によるグルコース調節システムは、グルコースセンサーを含むセンサー部、使用者の体内のグルコース濃度を調節するグルコース調節部、及び前記センサー部と前記グルコース調節部を制御する制御部を含む。
前記センサー部は、湿度センサー、ｐＨセンサー、およびストレーンゲージの中から選択された一つ以上をさらに含む。
前記制御部は、前記グルコースセンサーから信号を収集して前記使用者の汗の中のグルコース濃度を測定し、前記ｐＨセンサーから信号を収集してｐＨ値を測定し、前記ｐＨ値により前記測定されたグルコース濃度を補正する。
前記制御部は、前記湿度センサーから信号を収集して湿度を測定し、前記ストレーンゲージから信号を収集してストレーンを測定し、前記ｐＨ値、前記湿度、及び前記ストレーンにより、前記測定されたグルコース濃度を補正する。
前記制御部は、前記湿度センサーから信号を収集して湿度を測定し、前記湿度が一定の湿度以上の場合、前記グルコースセンサーから信号を収集して前記使用者の汗の中のグルコース濃度を測定する。
前記制御部は、前記補正されたグルコース濃度に基づいて、前記使用者の体内の血糖状態を診断する。前記制御部は、前記診断された体内の血糖状態により、前記使用者にグルコース調節薬物を注入するように、前記グルコース調節部を制御する。
前記制御部は、前記ストレーンゲージから信号を収集してストレーンを測定し、前記ストレーンに基づいて、前記使用者の体内の血糖状態を低血糖状態と診断する。
前記グルコース調節部は、グルコース調節薬物を含む微細針を含む薬物伝達部、及び前記薬物伝達部の上に配置され、前記薬物伝達部を加熱して前記薬物伝達部の温度を増加させる発熱部を含み、前記薬物伝達部の表面は、臨界温度以上で相変化が起こる相変化物質でコーティングされ、前記発熱部の加熱によって前記グルコース調節薬物が前記微細針から放出される。
前記薬物伝達部は、前記微細針によって前記使用者の皮膚を通じて前記グルコース調節薬物を注入し、前記グルコース調節薬物は血糖降下剤を含む。
前記発熱部は、第１発熱部、前記第１発熱部に隣接するように配置された第２発熱部、前記第１発熱部と前記第２発熱部との間に配置され、前記第１発熱部と前記第２発熱部の温度を測定する温度センサーを含む。前記制御部は、前記温度センサーによって測定された前記温度が一定の温度以上である場合、前記第１発熱部と前記第２発熱部の温度を制御する。前記発熱部は、多重折れ曲がったパターンを含む。
前記センサー部は、センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含み、前記センシング部はグラフェン層を含む。
前記グラフェン層はドーピングされた導電性物質を含み、前記導電性物質は金属ナノ粒子及び金属ナノワイヤの中から選択された一つ以上を含む。
前記センシング部は、前記グラフェン層の下に配置された導電性電極層及び前記グラフェン層の上に配置された反応層をさらに含み、前記導電性電極層は、ネットパターンまたはメッシュパターンを含み、前記反応層は、前記センシング部の種類により、異なる物質で形成される。
前記ブリッジ部は、多重折れ曲がった形状を有する。
前記グルコース調節システムは、ネットワーク送受信部をさらに含み、前記ネットワーク送受信部は、前記制御部によって診断された前記使用者の体内の血糖状態を、グルコース調節システムと連動された使用者端末に伝送する。
本発明の実施例によるグルコース調節システムの形成方法は、グルコースセンサーを含むセンサー部を形成する段階、グルコース調節部を形成する段階、及び前記センサー部及び前記グルコース調節部をパッケージングする段階を含む。
前記グルコース調節部を形成する段階は、発熱部を形成する段階、グルコース薬物を含む微細針を含む薬物伝達部を形成する段階、前記薬物伝達部と前記発熱部を結合させる段階、及び前記薬物送達部の表面に、相変化物質をコーティングする段階を含む。
前記センサー部は、センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含むセンサーを一つ以上含み、前記センサー部を形成する段階は、下部絶縁層を形成する段階、前記下部絶縁層の上に電導性電極層を形成する段階、前記電導性電極層の上にグラフェン層を形成する段階、及び前記グラフェン層の上に反応層を形成する段階を含む。
前記グルコース調節システムの形成方法は、前記グラフェン層の上に前記グラフェン層を露出させる開口部を有する上部絶縁層を形成する段階、及び前記反応層を形成する前に、前記開口部を通じて前記グラフェン層に導電性物質をドーピングする段階をさらに含み、前記導電性物質は金属ナノ粒子及び金属ナノワイヤの中から選択された一つ以上を含む。
前記反応層は、前記開口部を通じて前記グラフェン層の上に形成され、前記センシング部の種類により、異なる物質で形成される。
本発明の実施例によるグルコース調節方法は、グルコースセンサーとｐＨセンサーとを含むセンサー部、使用者の体内のグルコース濃度を調節するグルコース調節部、及び前記センサー部と前記グルコース調節部を制御する制御部を含むグルコース調節システムを用いてグルコースを調節する方法であって、前記グルコースセンサーから信号を収集して前記使用者の汗の中のグルコース濃度を測定する段階、前記ｐＨセンサーから信号を収集してｐＨ値を測定する段階、及び前記ｐＨ値により前記測定されたグルコース濃度を補正する段階を含む。
前記センサー部は、湿度センサー及びストレーンゲージの中から選択された一つ以上をさらに含み、前記グルコース調節方法は、前記湿度センサーから信号を収集して湿度を測定する段階、及び前記ストレーンゲージから信号を収集してストレーンを測定する段階をさらに含み、前記測定されたグルコース濃度は、前記ｐＨ値、前記湿度、及び前記ストレーンにより補正される。
前記グルコース調節方法は、前記補正されたグルコース濃度に基づいて、前記使用者の体内の血糖状態を診断する段階をさらに含む。
前記グルコース調節方法は、前記診断された体内の血糖状態により、前記グルコース調節部によって、前記使用者にグルコース調節薬物を注入する段階をさらに含む。
前記センサー部は湿度センサーをさらに含み、前記グルコース調節方法は、前記湿度センサーから信号を収集して湿度を測定する段階をさらに含み、前記湿度が一定の湿度以上の場合、前記グルコースセンサーから信号を収集して前記使用者の汗の中のグルコース濃度が測定される。
前記グルコース調節方法は、前記ストレーンゲージから信号を収集してストレーンを測定する段階をさらに含み、前記ストレーンに基づいて、前記使用者の体内の血糖状態が低血糖状態と診断される。
本発明の実施例によるバイオセンサーは、界面特性が向上されるなど、優秀な信頼性を持つことができる。前記バイオセンサーは、優秀な柔軟性と伸縮性を持つことができて、生体付着刑ウェアラブル装置に容易かつ多様に適用されることができる。前記バイオセンサーは、一つのプラットホームの上に様々なセンサーを含むことができて、様々な物質を同時に検出することができる。前記バイオセンサーは、一つのプラットホームに基準電極と作業電極を同時に具現することができるので、別途の基準電極を備える必要がない。前記バイオセンサーは、一つ以上のセンサーを含むことができ、前記一つ以上のセンサーは、簡単な工程で容易に形成されることができる。
本発明の実施例によるグルコース調節システムは、非侵襲的にグルコース濃度を測定することができる。前記グルコース調節システムは、ｐＨ値、湿度、ストレーン等を考慮して、測定されたグルコース濃度を補正することで、使用者の体内のグルコース濃度を正確に測定することができる。前記グルコース調節システムは、リアルタイムでグルコース濃度を測定しながら、使用者の体内のグルコース濃度を調節することができる。前記グルコース調節システムは、優秀な柔軟性及び伸縮性を有することができて、生体に付着して容易に使用されることができる。
本発明の一実施例によるバイオセンサーの模式図である。 本発明の一実施例によるバイオセンサーの構成を示す。 本発明の一実施例によるバイオセンサーの構成を説明するための図面である。 本発明の一実施例によるバイオセンサーのセンシング部を説明するための図面である。 本発明の一実施例によるバイオセンサーのブリッジ部の下部絶縁層の上部に形成された電導性電極層を拡大した図面である。 本発明の一実施例によるバイオセンサーを形成する方法を説明するためのフローチャートである。 本発明の一実施例によるバイオセンサーを形成する方法を説明するための図面である。 本発明の一実施例によるバイオセンサーの形成過程を概略的に示す。 本発明の一実施例によるバイオセンサーの表面処理過程を説明するための図面である。 本発明の一実施例により形成されたバイオセンサーのイメージである。 本発明の一実施例によるバイオセンサーを構成する電極の構造によるポリエチレンジオキシチオフェンの蒸着結果を示す。 本発明の一実施例によるバイオセンサーを構成する電極の構造によるポリエチレンジオキシチオフェンの蒸着結果による電極の特性を分析したグラフである。 本発明の一実施例によるバイオセンサーを構成する電極の構造による電気化学特性を分析したグラフである。 本発明の一実施例によるバイオセンサーの動作特性を分析したグラフである。 本発明の一実施例によるバイオセンサーの伸縮性を示す。 本発明の一実施例によるグルコース調節システムの構成を示す。 本発明の一実施例によるグルコース調節システムのグルコース調節部を示す。 本発明の一実施例による発熱部のイメージである。 本発明の一実施例によるグルコース調節システムの発熱部の断面を示す。 本発明の一実施例によるグルコース調節システムにおいて薬物伝達部を示す。 本発明の一実施例によるグルコース調節システムにおいて薬物伝達部の微細針を示す。 本発明の一実施例によるグルコース調節システムを形成する方法を説明するためのフローチャートである。 本発明の一実施例によるグルコース調節部を形成する方法を説明するためのフローチャートである。 本発明の一実施例によるグルコース調節部の発熱部を形成する方法を説明するためのフローチャートである。 本発明の一実施例による薬物伝達部の形成および薬物伝達部と発熱部を結合させる方法を説明するための図面である。 本発明の一実施例により形成されたセンサー部及びグルコース調節部のイメージである。 本発明の一実施例により形成されたグルコース調節システムのイメージである。 本発明の一実施例によるグルコース調節システムを利用してグルコースを調節する方法を説明するためのフローチャートである。 本発明の一実施例によるグルコース調節システムにおいてセンサー部の動作過程を説明するための図面である。 本発明の一実例によるグルコース調節システムにおいてグルコース調節部の動作過程を説明するための図面である。
以下、実施例を挙げて本発明を詳細に説明する。本発明の目的、特徴、利点は以下の実施例から容易に理解できるであろう。本発明は、ここで説明される実施例に限定されず、他の形態に具体化されることもできる。ここで紹介される実施例は、開示された内容が徹底的で完全なものとなるように、かつ本発明の属する技術分野における通常の知識を有する者に本発明の思想が十分に伝達されるようにするために提供されるものである。よって、以下の実施例により本発明が限定されてはならない。
本明細書において、第１、第２などの用語が様々な要素（elements）を記述するために使用されたが、前記要素がこのような用語によって限定されてはならない。この用語は、単に前記要素を相互に区別するために使用されただけである。また、とある要素が他の要素の上にあると言及されている場合に、それは、他の要素の上に直接形成されること、またはそれらの間に第３の要素が介在することもできることを意味する。
図面において、要素の大きさ、または要素間の相対的な大きさは、本発明に対するさらに明確な理解のために多少誇張して図示できる。また、図示した要素の形状が製造工程上の変異などによって多少変更できるであろう。したがって、本明細書で開示した実施例は、特別な記載がない限り、図示した形状に限定されてはならず、ある程度の変形を含むものと理解されるべきである。
本明細書では、ある部分が他の部分と「連結」されているとする時、これは「直接的に連結」されている場合だけではなく、その中間に他の構成要素を介して、「電気的に連結」されている場合も含む。また、どの部分がどのような構成要素を「含む」とする時、これは特に反対される記載がない限り、他の構成要素を除外することではなく、他の構成要素をさらに含むことができることを意味する。
図１は、本発明の一実施例によるバイオセンサーの模式図であり、図２は、本発明の一実施例によるバイオセンサーの構成を示し、図３は、本発明の一実施例によるバイオセンサーの構成を説明するための図面である。
図１乃至図３を参照すると、バイオセンサー１０は、センシング部１００、ブリッジ部２００、及び電極部３００を含む。
センシング部１００は、任意のパターンにより配置された複数のセンシング部を含む。センシング部１００は、第１センシング部１１０、第２センシング部１２０、第３センシング部１３０、及び第４センシング部１４０を含む。第１センシング部１１０は、湿度を測定することができる湿度センシング部であり、第２センシング部１２０は、ｐＨを測定することができるｐＨセンシング部であり、第３センシング部１３０は、グルコースを測定することができるグルコースセンシング部であり、第４センシング部１４０は、ストレーンを測定することができるストレーンゲージである。第１センシング部１１０、第２センシング部１２０、第３センシング部１３０、及び第４センシング部１４０は、それぞれ一つまたは複数で配置される。
バイオセンサー１０は、第１センサー１１は、第２センサー１２、第３センサー１３、及び第４センサー１４を含む。第１センサー１１は湿度センサーであり、第２センサー１２はｐＨセンサーであり、第３センサー１３はグルコースセンサーであり、第４センサー１４はストレーンゲージである。第１センサー１１は、第１センシング部１１０、第１ブリッジ部２１０、及び第１電極部３１０を含み、第２センサー１２は、第２センシング部１２０、第２ブリッジ部２２０、及び第２電極部３２０を含む。第３センサー１３は、第３センシング部１３０、第３ブリッジ部２３０、及び第３電極部３３０を含み、第４センサー１４は、第４センシング部１４０、第４ブリッジ部２４０、及び第４電極部３４０を含む。
ブリッジ部２００は、センシング部１００と電極部３００を連結する。電極部３００は、センシング部１００に電圧を提供したり、センシング部１００から測定された電位差、電流、またはインピーダンスなどの信号を収集したりすることができる。電極部３００は、前記信号を収集するために、２つまたは３つの電極パターンを含んでも良い。
図面に図示されていないが、バイオセンサー１０は、電極部３００に電源を提供する電源部、及び電極部３００を通じて収集された電位差、電流、またはインピーダンスなどの信号を酸化還元反応によって示すイオン変化量や化学物質の濃度変化量などに変換するプロセシング部をさらに含んでも良い。前記電源部は、電力ケーブル、再充電式または使い捨て電池を利用して、電極部３００に電力を提供できる。
図４は、本発明の一実施例によるバイオセンサーのセンシング部を説明するための図面である。
図４を参照すると、センシング部１００は、下部絶縁層１０１、電導性電極層１０２、グラフェン層１０３、上部絶縁層１０５、および反応層１０６を含む。
下部絶縁層１０１は、導電性がない透明な高分子物質で形成される。前記高分子物質は、例えば、感光性高分子である。また、前記高分子物質は、例えば、エポキシ樹脂、ポリイミド（polyimide）、パリレン（parylene）である。
電導性電極層１０２は、下部絶縁層１０１の上に配置される。電導性電極層１０２の外部形状は、下部絶縁層１０１と同じであるが、その内部形状は、ネットパターンまたはメッシュパターンを含む。電導性電極層１０２は、電流が流れることができる導電性物質で形成される。前記導電性物質は、金（Ａｕ）、アルミニウム（Ａｌ）、白金（Ｐｔ）、ニッケル（Ｎｉ）、グラフェン（graphene）、銀ナノワイヤフィルム（silver nanowire film）、金属グリッド（metal grid）、およびインジウムスズ酸化物（indium tin oxide、ITO）の中から選択された一つ以上を含んでも良い。
グラフェン層１０３は、電導性電極層１０２の上に配置される。グラフェン層１０３は、グラフェン、グラフェンのような炭素系物質、カーボンナノチューブ（carbon nanotube、ＣＮＴ）などを含んでも良い。グラフェン層１０３は、導電性物質１０４がドーピングされる。導電性物質１０４は、金属ナノ粒子（nanoparticles）または金属ナノワイヤの形態でグラフェン層１０３の全体または一部領域に配置される。導電性物質１０４は、例えば、金（Ａｕ）ナノ粒子を含み、ドーピングされた導電性物質１０４によってグラフェン層１０３の導電性が向上されることができる。
上部絶縁層１０５は、グラフェン層１０３の上に配置される。上部絶縁層１０５は、グラフェン層１０３の一部領域を露出する開口部１０５ａを有する。
反応層１０６は、開口部１０５ａによって露出されたグラフェン層１０３の上に配置される。反応層１０６は、グルコースセンサーの基準電極として使用される。反応層１０６は、湿度を測定するために、銀（Ａｇ）／塩化銀（ＡｇＣｌ）またはポリエチレンジオキシチオフェン（Poly（3,4-ethylenedioxythiophene）、ＰＥＤＯＴ）などの物質を蒸着させて形成されることができる。
反応層１０６のうちの少なくともいずれか一つは、相手電極（counter electrode）を形成するための物質を蒸着させて形成されることができる。したがって、本発明の他の実施例による電気化学ベースのバイオセンサーは、一つのプラットホームの上に、複数のセンシング部１００を形成し、それぞれのセンシング部１００に互いに異なる物質を検出するための反応層１０６を具現することで、様々な物質を同時に検出することができる。また、従来の電気化学センサーでは、商用化された基準電極を別途に構成する必要があるが、本発明では、一つのプラットホームに基準電極と作業電極（working electrode）を同時に具現できる。
反応層１０６の表面は、酸性度（ｐＨ）を測定するために、ポリアニリン（polyaniline）で表面処理されたり、汗の中のグルコースを測定するために、グルコースの分解酵素であるグルコースオキシダーゼ（glucose oxidase）、グルコース分解産物である過酸化水素分解の触媒役割をするプルシアンブルー（prussian blue）などの物質で表面処理されてもよい。反応層１０６を形成する物質は、センシング部１００によって検出しようとする物質に応じて異なる。
センシング部１００は、一つのプラットホームの上にそれぞれ異なる物質を検出するための反応層１０６を含み、これにより、様々な物質を検出する複数のセンサー（１１乃至１４）が具現されることができる。また、一つのプラットホームに相手電極と作業電極（working electrode）を同時に具現してセンサーを形成することで、商用化された別途の基準電極が不必要である。
図面に図示されていないが、ブリッジ部２００は、下部絶縁層、電導性電極層、グラフェン層、及び上部絶縁層を含む。電極部３００は、下部絶縁層と電導性電極層を含む。電極部３００は、前記電導性電極層の上に上部絶縁層を含み、前記上部絶縁層は、センシング部１００の上部絶縁層１０５と同様に開口部を含み、前記開口部を通じて電源部の電源が電極部３００に提供されることができる。ブリッジ部２００の下部絶縁層、電導性電極層、グラフェン層、及び上部絶縁層、並び電極部３００の下部絶縁層、電導性電極層、及び上部絶縁層は、それぞれセンシング部１００の下部絶縁層１０１、電導性電極層１０２、グラフェン層１０３、及び上部絶縁層１０５と同一の物質で同一の工程を行うことによって一緒に形成されることができる。ブリッジ部２００のグラフェン層には、導電性物質がドーピングされなくてもよい。
バイオセンサー１０は、一つのプラットホームに複数のセンシング部１００を含み、それぞれのセンシング部１００は、互いに異なる物質を検出することができる。センシング部１００、ブリッジ部２００、および電極部３００を構成する下部絶縁層は、センサーが異なっても互いに連結されるように形成されることができる。しかし、センシング部１００、ブリッジ部２００、および電極部３００を構成する電導性電極層は、センシング部、ブリッジ部、および電極部が連結されて一つのセンサーとして動作するように、センサーごとに電気的に区分されるように形成されることができる。センシング部１００、ブリッジ部２００、および電極部３００が連結されて一つのセンサーとして動作することができ、個別に信号を収集することができる。
図５は、本発明の一実施例によるバイオセンサーのブリッジ部の下部絶縁層の上部に形成された電導性電極層を拡大した図面である。
図５を参照すると、ブリッジ部２００を構成する下部絶縁層は、上下または左右に多重折れ曲がったパターンを含む。また、ブリッジ部２００の下部絶縁層の上に配置される電導性電極層は、ネットパターンまたはメッシュパターンで多重折れ曲がった下部絶縁体の形状に沿って導電性物質で形成される。
センシング部１００と電極部３００を連結するブリッジ部２００が、多重折れ曲がったパターンで形成されるため、バイオセンサーは伸縮性を持つことができる。使用者に拒否感を与えることなく、身体に着用して使用するウェアラブル（wearable）装置に容易に適用することができる。
図６は、本発明の一実施例によるバイオセンサーを形成する方法を説明するためのフローチャートであり、図７は、本発明の一実施例によるバイオセンサーを形成する方法を説明するための図面である。
図６及び図７を参照すると、バイオセンサーの形成方法は、下部絶縁層１０１を形成する段階Ｓ１１０、下部絶縁層１０１の上に電導性電極層１０２を形成する段階Ｓ１２０、電導性電極層１０２の上にグラフェン層１０３を形成する段階Ｓ１３０、グラフェン層１０３の上に上部絶縁層１０５を形成する段階Ｓ１４０、センシング部及び電極部の上部絶縁層１０５に開口部１０５ａを形成する段階Ｓ１５０、センシング部に形成された開口部１０５ａによって露出されたグラフェン層１０３に導電性物質１０４をドーピングする段階Ｓ１６０、および導電性物質１０４がドーピングされたグラフェン層１０３の上に反応層１０６を形成する段階Ｓ１７０を含む。
犠牲基板４００の上に下部絶縁層１０１を形成するＳ１１０。犠牲基板４００としてガラス（Glass）基板、石英（Quartz）基板、シリコン（Ｓｉ）基板、ゲルマニウム（Ｇｅ）基板などを用いることができる。犠牲基板４００の上に下部絶縁層１０１を形成する前に、バイオセンサーを基板から分離するための犠牲層４１０が形成されてもよい。犠牲層４１０は、例えば、ニッケル（Ｎｉ）、銅（Ｃｕ）、アルミニウム（Ａｌ）のような金属またはＰＭＭＡ（poly（methyl methacrylate）などで形成される。
下部絶縁層１０１は、感光性高分子物質を犠牲基板４００の上に塗布し、フォトリソグラフィ（Photolithography）または電子ビームリソグラフィ（e-beam lithography）工程を実行して形成されることができる。前記高分子物質は、エポキシ樹脂、ポリイミド、およびパリレンの中から選択された一つ以上を含む。
下部絶縁層１０１は、センシング部１００、ブリッジ部２００、および電極部３００の配置領域により、異なるパターンで形成されることも可能であるが、形成工程を容易にするために、センシング部１００、ブリッジ部２００、および電極部３００に含まれる下部絶縁層１０１が一つに連結されるようにパターニングされてもよい。
下部絶縁層１０１の上に電導性電極層１０２を形成するＳ１２０。電導性電極層１０２は、下部絶縁層１０１の上に導電性物質を蒸着した後、フォトリソグラフィまたは電子ビームリソグラフィ工程を実行して形成されることができる。前記導電性物質は、金（Ａｕ）、アルミニウム（Ａｌ）、白金（Ｐｔ）、ニッケル（Ｎｉ）などの金属、グラフェン（graphene）、銀ナノワイヤフィルム（silver nanowire film）、金属グリッド（metal grid）、及びインジウムスズ酸化物（indium tin oxide、ＩＴＯ）などの金属酸化物の中から選択された一つ以上を含む。
複数のセンシング部１００、ブリッジ部２００、および電極部３００を構成するそれぞれの電導性電極層１０２は、一回の工程を通じて共に形成されることができる。センシング部とブリッジ部に形成される電導性電極層１０２は、ネットパターンまたはメッシュパターンに形成される。一つのセンサーを構成するセンシング部１００、ブリッジ部２００、および電極部３００のそれぞれの電導性電極層１０２のパターンは、互いに連結されるように形成される。しかし、それぞれのセンサーは電気的に絶縁されるように、電導性電極層が形成される。
複数のセンサを構成する下部絶縁層１０１が互いに連結されても、それぞれのセンサーは、電導性電極層１０２によって電気的に区分されて形成されるので、互いに独立して信号を測定し収集することができる。
電導性電極層１０２の上にグラフェン層１０３を形成するＳ１３０。グラフェン１０３ａは、化学気相蒸着（chemical vapor deposition、ＣＶＤ）を実行して成長された後、電導性電極層１０２の上に転写される。グラフェン１０３ａは、単層または二層以上の多層で形成され、電導性電極層１０２の上に直接成長されることも可能である。グラフェン層１０３は、グラフェン１０３ａを電極部３００を除いた電導性電極層１０２と同一の形状にパターニングすることによってセンシング部１００とブリッジ部２００の上に形成されることができる。
グラフェン層１０３の上に上部絶縁層１０５を形成するＳ１４０。上部絶縁層１０５は、センシング部１００とブリッジ部２００のグラフェン層１０３、及び電極部３００の電導性電極層１０２の上に導電性がない感光性高分子物質を塗布した後、下部絶縁層１０１と同一の形状にパターニングすることで形成されることができる。上部絶縁層１０５を形成する方法は、前述した下部絶縁層１０１を形成する方法と同一であるため、詳細な説明は省略する。
センシング部１００と電極部３００の上部絶縁層に開口部を形成するＳ１５０。フォトリソグラフィまたは電子ビームリソグラフィ工程を利用してセンシング部１００と電極部３００の上部絶縁層１０５を除去することができる。センシング部１００と電極部３００の上に存在する上部絶縁層１０５が除去され、センシング部１００のグラフェン層１０３と電極部３００の電導性電極層１０２が開口部１０５ａを通じて露出される。
上部絶縁層１０５を形成する段階Ｓ１４０及び、センシング部１００と電極部３００の上部絶縁層１０５に開口部１０５ａを形成する段階Ｓ１５０は、一つのマスクを利用して一回の工程で同時に行われることができる。
センシング部１００の上部絶縁層１０５に形成された開口部１０５ａによって露出されたグラフェン層１０３に導電性物質１０４をドーピングするＳ１６０。導電性物質１０４は、金属ナノ粒子と金属ナノワイヤの中から選択された一つ以上を含む。導電性物質１０４は、例えば、金ナノ粒子を含む。例えば、塩化金（gold chloride）溶液を露出されたグラフェン層１０３にドロップカスティング（drop casting）することによってグラフェン層１０３に金ナノ粒子がドーピングされることができる。
導電性物質１０４がドーピングされたグラフェン層１０３の上に反応層１０６を形成するＳ１７０。開口部１０５ａによって露出されたセンシング部１００のグラフェン層に特定物質を検出することができる反応層１０６を形成する。
図面に図示されていないが、前記バイオセンサーの形成方法は、特定物質と選択的に反応する有機分子で反応層１０６を表面処理する段階をさらに含んでもよい。例えば、反応層１０６の表面は、ポリアニリン、グルコースオキシダーゼ、又はプルシアンブルーなどの物質で表面処理される。
一つのプラットホームに様々なセンサーを構成するために、センシング部１００を構成する反応層１０６をセンサーにより、それぞれ異なる物質で形成したり、それぞれ異なる物質で表面処理することも可能である。
反応層１０６を形成しようとするセンシング部１００に連結された電極部３００に電源を提供し、センシング部１００の電導性電極層１０２に電流を流すことにより、選択的に反応層１０６を形成することができる。これにより、センシング部１００を構成する反応層１０６を、センサーによりそれぞれ異なる物質で形成することも可能である。つまり、反応層１０６を形成しようとするセンシング部１００に連結された電極部３００に電源を提供することで、開口部１０５ａによって露出された複数のグラフェン層１０３の中、電流が流れる電導性電極層１０２の上に存在するグラフェン層１０３にのみ選択的に反応層１０６を形成することができる。反応層１０６は、電気めっき工程を行うことによって形成されることができる。
特定物質と選択的に反応する有機分子または特定化学物質で反応層１０６を表面処理してもよい。反応層の表面処理は、表面処理しようとする反応層１０６の下に配置された電導性電極層１０２に連結された電極部３００に電源を連結して電流を流すことによって選択的に行われることができる。
反応層１０６の形成と反応層１０６の表面処理時、反応層１０６を形成する物質または反応層１０６の表面に形成される化学物質の間に発生する可能性がある交差汚染（cross contamination）を最小化するために、反応性が最も低い材料を用いる工程から順次行う。
図７の（ｆ）と（ｇ）に図示されたように、バイオセンサーの形成方法は、センシング部１００の上部絶縁層に形成された開口部によって露出されたグラフェン層１０３に導電性物質をドーピングする段階Ｓ１６０の前に、上部絶縁層が形成された構造物をＰＤＭＳスタンプ５００を用いて、シリコンパッチ（silicone patch）６００の上に転写する段階をさらに含んでもよい。
上部絶縁層１０５が形成された構造物がシリコンパッチ６００に移された後、開口部によって露出されたグラフェン層１０３の中で、反応層１０６を形成しようとするグラフェン層１０３の下に配置された電導性電極層１０２に連結された電極部３００に電源を供給して、センシング部１００の電導性電極層１０２に電流を流した後、電気めっき工程を実行して、銀（Ａｇ）／塩化銀（ＡｇＣｌ）を蒸着させて基準電極を形成することができる。続いて、上述した方法と同様に、ＰＥＤＯＴ（poly（3,4-ethylenedioxythiophene））を蒸着して湿度センサーを形成することができる。例えば、前記湿度センサーは、第１電極と第２電極が櫛状に形成され、第１電極の溝と第２電極の溝が互いに交差するように形成される。ポリアニリンを用いてｐＨセンサーを形成した後、グルコース分解産物である過酸化水素の分解の触媒役割をするプルシアンブルー、グルコースの分解酵素であるグルコースオキシダーゼ及びナフィオン（Nafion（登録商標））を順次処理してグルコースセンサーを形成することができる。これにより、湿度センサー、ｐＨセンサー、およびグルコースセンサーが一つのプラットホームに具現されているバイオセンサーが形成されることができる。
図８は、本発明の一実施例によるバイオセンサーの形成過程を概略的に示す。
図８を参照すると、シリコン基板Ｓｉの上にニッケル金属を蒸着して犠牲層であるニッケル層Ｎｉを形成する。ニッケル層Ｎｉの上にエポキシ樹脂をスピンコーティングした後、フォトリソグラフィ工程を実行して下部絶縁層Bottom epoxyを形成する。
熱蒸着（thermal evaporation）工程を実行して、クロム（Ｃｒ）７ｎｍ、金（Ａｕ）７０ｎｍを蒸着した後、フォトリソグラフィ工程を実行して電導性電極層Au meshを形成する。センシング部とブリッジ部において、電導性電極層Au meshは、ネットパターンまたはメッシュパターンで形成されてもよい。
電導性電極層Au meshの上にグラフェンを転写させる。グラフェンを電導性電極層と同一の形状にパターニングしてグラフェン層GPを形成する。
グラフェン層ＧＰの上にエポキシ樹脂をスピンコーティングした後、フォトリソグラフィ工程を実行して、下部絶縁層Bottom epoxyと同一のパターンを有する上部絶縁層Top epoxyを形成する。このとき、センシング部と電極部の上部絶縁層が除去されて開口部が形成される。ＰＤＭＳスタンプを用いて、構造体をシリコンパッチSilicone patchの上に転写する。
開口部によって露出されたセンシング部のグラフェン層に２０ｍＭのＡｕＣｌ３溶液をドロップカスティングした後、約５分間反応させて、センシング部のグラフェン層に金ナノ粒子をドーピングする。
一つのプラットホームに様々なセンサーを構成するために、それぞれのセンシング部を構成する反応層を形成し表面処理する。
図９は、本発明の一実施例によるバイオセンサーの表面処理過程を説明するための図面である。前記バイオセンサーは、湿度、酸性度、およびグルコースなどを検出するために、作業電極と相手電極などを含む複数の反応層を金ナノ粒子がドーピングされたグラフェン層の上に形成することができる。この時、交差汚染を最小化するために、反応性が最も低い物質で構成される反応層を先に形成してもよい。
図９を参照すると、上部絶縁層が形成された構造物がシリコンパッチに移された後（ａ）、反応層を形成しようとするグラフェン層 の下に配置された電導性電極層に連結された電極部に電源を提供して、センシング部の電導性電極層に電流を流した後、電気めっき工程を実行して銀（Ａｇ）／塩化銀（ＡｇＣｌ）を蒸着して基準電極１３０ａを形成する（ｂ）。
上述した方法と同様に、ＰＥＤＯＴ（poly（3,4-ethylenedioxythiophene））を蒸着して、湿度センシング部１１０を形成する（ｃ）。このとき、湿度センシング部１１０は、第１電極と第２電極が櫛状に形成され、第１電極の溝と第２電極の溝が互いに交差するように形成されてもよい。
次に、ポリアニリンを用いてｐＨセンシング部１２０を形成した後（ｄ）、グルコース分解産物である過酸化水素の分解の触媒役割をするプルシアンブルー、グルコース分解酵素であるグルコースオキシダーゼ、及びナフィオンを順次処理してグルコースセンシング部１３０ａ、１３０ｂを形成する（ｅ）〜（ｆ）。これにより、湿度センサー、ｐＨセンサー、およびグルコースセンサーが一つのプラットホームに具現されるバイオセンサーが形成されることができる。
図１０は、本発明の一実施例により形成されたバイオセンサーのイメージである。
図１０を参照すると、バイオセンサーは、メッシュパターンの電導性電極層および金がドーピングされたグラフェン層が作業電極として動作し、前記グラフェン層の上にプルシアンブルーで形成されたアクティブレイヤーが存在する。また、アクティブレイヤーは、グルコースオキシダーゼとナフィオンという物質によってエンキャプスレーションされる。
汗の中にグルコースが存在すると、グルコースオキシダーゼが反応して過酸化水素を生成し、プルシアンブルーがこれを分解する触媒役割をして電子が生成され、作業電極は前記電子を捕獲することになる。つまり、汗の中に存在するグルコースの変化を電気的に測定することが可能である。
図１１は、本発明の一実施例によるバイオセンサーを構成する電極の構造によるポリエチレンジオキシチオフェンの蒸着結果を示し、図１２は、本発明の一実施例によるバイオセンサーを構成する電極の構造によるポリエチレンジオキシチオフェンの蒸着結果による電極の特性を分析したグラフである。
図１１及び図１２を参照すると、バイオセンサーの電極特性を分析するために、金フィルムでのみ構成された電極Au filmと、メッシュパターンに形成された金電極Au meshと、メッシュパターンの金電極と金ナノ粒子がドーピングされたグラフェン層を含む本発明の一実施例によるグラフェンハイブリッド電極GP hybridとを比較分析した。特に、湿気を測定するためのＰＥＤＯＴを蒸着した結果を比較分析した結果、金フィルムの電極の場合、電極のすべての面積に電流が流れるので、ＰＥＤＯＴが電極全体に蒸着されるが、メッシュパターンの金電極は、メッシュパターンを基準にしてＰＥＤＯＴが蒸着されない部分が存在する。しかし、本発明のグラフェンハイブリッド電極はＰＥＤＯＴが電極全体に蒸着されることを分かる。
図１３は、本発明の一実施例によるバイオセンサーを構成する電極の構造による電気化学特性を分析したグラフである。
図１３を参照すると、本発明の一実施例により形成されたグラフェンハイブリッド電極の電気化学的特性が、金フィルムに形成された電極よりも優れ、表面処理も向上される。これはグラフェンによって電極の界面特性が向上されて示される結果であることを分かる。また、同一の電極面積においてどのくらい電子を取り交わすことができるかを示す電気化学的な活性も、本発明の一実施例により形成されたグラフェンハイブリッド電極がさらに高い。
図１４は、本発明の一実施例によるバイオセンサーの動作特性を分析したグラフである。
図１４に図示されたように、湿度センサー、グルコースセンサー、ｐＨセンサーが一つのプラットホームに形成されたにも関わらず、前記バイオセンサーは非常に安定的にセンサーの性能を示す。
図１５は、本発明の一実施例によるバイオセンサーの伸縮性を示す。
図１５を参照すると、本発明の一実施例により形成されたバイオセンサーは、複数の多重折れ曲がった形状のブリッジ部によって、優秀な伸縮性を持つことができる。したがって、３０％収縮しながらまたは３０％増加しながら、センサーの性能をテストした結果、センサーの特性減少を示さなかった。本発明の一実施例によるバイオセンサーは、非常に柔軟で伸縮性に優れるのでウェアラブルデバイスに容易に適用することができる。
図１６は、本発明の一実施例によるグルコース調節システムの構成を示す。
図１６を参照すると、グルコース調節システム１は、センサー部１０、グルコース調節部２０、制御部３０、およびネットワーク送受信部４０を含む。センサー部１０は前述した実施例において説明したバイオセンサーと同一であるため、重複する説明は省略する。
図１７は、本発明の一実施例によるグルコース調節システムのグルコース調節部を示す。
図１７を参照すると、グルコース調節部２０は、発熱部２１と発熱部２１の下に配置された薬物伝達部２３を含む。
図１８は、本発明の一実施例による発熱部のイメージであり、図１９は、本発明の一実施例によるグルコース調節システムの発熱部の断面を示す。
図１８及び図１９を参照すると、発熱部２１は、第１発熱部２１Ａ、第２発熱部２１Ｂ、および温度センサ２２を含む。第１発熱部２１Ａと第２発熱部２１Ｂは、皮膚に注入される薬物の量を段階的に調節することができる。温度センサー２２は、第１および第２発熱部２１Ａ、２１Ｂの温度を測定することができ、第１および第２発熱部２１Ａ、２１Ｂの温度が一定温度以上に上昇しないように制御することができる。
第１および第２発熱部２１Ａ、２１Ｂは、ネットまたはメッシュパターンを含む。第１および第２発熱部２１Ａ、２１Ｂは、横方向に形成された複数の横線形パターンと縦方向に形成された複数の縦線形パターンを含む。各交差点の間の横線形パターンまたは縦線形パターンは上下方向に多重折れ曲がり、横線形パターンと縦線形パターンが互いに交差して形成された交差点を含む。したがって、横線形パターンの長さ又は縦線形パターンの長さは、各交差点の間の距離よりも長く形成されることができる。このように、横線形パターン又は縦線形パターンは、多重折れ曲がって各交差点の間の距離よりも長く形成されることで、発熱部２１は優秀な発熱効果を持つことができる。
発熱部２１は、順次に積層された下部絶縁層２１ａ、電導性電極層２１ｂ、グラフェン層２１ｃ、及び上部絶縁層２１ｄを含む。
図２０は、本発明の一実施例によるグルコース調節システムにおいて薬物伝達部を示し、図２１は、本発明の一実施例によるグルコース調節システムにおいて薬物伝達部の微細針を示す。
図２０及び図２１を参照すると、薬物伝達部２３は、一定の間隔で配置されたマイクロサイズの微細針２４を含む。微細針２４は、高分子物質、例えば、ビニルピロリドン（vinyl pyrrolidone）で形成される。微細針２４は、その外部面に相変化物質（phase change material、ＰＣＭ）で形成されたコーティング層２４ａを含み、その内部にグルコース調節薬物５５を含む。前記相変化物質は、一定温度以上で相変化が起こることができる。前記相変化物質は、例えば、トリデカン酸（tridecanoic acid）である。温度が臨界温度（Ｔｃ）以上に上昇すると、微細針２４のコーティング層２４ａは液体状態に相変化が起こり、微細針２４の内部にあるグルコース調節薬物５５が流れ出て皮膚に染み込むことになる。
図面に図示されていないが、グルコース調節システム１は、センサー部１０と発熱部２１に電源を提供する電源装置をさらに含んでもよい。前記電源装置は、電力ケーブル、再充電式または使い捨て電池を利用して、センサー部１０と発熱部２１に電力を提供することができる。前記電源装置によってグルコース調節システム１のセンサー部１０および／または発熱部２１に電源が提供されると、センサー部１０および／または発熱部２１に電流が流れることになる。
再び図２及び図１６を参照すると、制御部３０は、センサー部１０に含まれたセンサー１１，１２，１３，１４から信号を収集する。制御部３０は、湿度センサー１１から湿度信号を収集して湿度を測定する。一定湿度以上になるとき、制御部３０は、グルコースセンサーからグルコース信号を収集して使用者の汗の中に存在するグルコース濃度を測定する。制御部３０は、ｐＨセンサー１２から信号を収集してｐＨ値を測定する。制御部３０は、ストレーンゲージ１４から信号を収集してストレーンを測定する。制御部３０は、測定されたグルコース濃度を補正する。酵素ベースの電気化学センサーは、ｐＨが低くなると、信号が歪曲される可能性があり、これにより、測定エラーが発生する可能性がある。制御部３０は、測定されたｐＨ値により、測定されたグルコース濃度を補正することができる。また、汗の量による湿度変化、動きによるストレーン変化などにより、信号が歪曲される可能性がある。制御部３０は、測定されたｐＨ値とともに、測定された湿度とストレーンにより、グルコース濃度をより精密に補正することができる。使用者のグルコース濃度が高い場合、制御部３０は、グルコース調節部２０の発熱部２１に電流を流して発熱部２１の温度を増加させる。これにより、一定温度以上で薬物伝達部２３の微細針２４の高分子物質が相変化が起こり、微細針２４の内部にあるグルコース調節薬物５５が皮膚に注入される。薬物が過剰に注入されると、センサ部１０に含まれているストレーンゲージ１４を通じて使用者の手の震えを測定し、低血糖状態を診断する。
ネットワーク送受信部４０は、制御部３０から診断された診断結果を受信し、グルコース調節システム１と連動された使用者の無線端末または特定病院、家族またはサービスを提供する企業に転送することができる。ネットワークは、有無線端末たち及びサーバたちの相互の情報交換が可能な連結構造を意味するものであって、近距離通信網（local area network; ＬＡＮ）、広域通信網（wide area network; ＷＡＮ）、付加価値通信網（value added network; ＶＡＮ）、移動通信網（mobile radio communication network）、衛星通信網などのような有無線通信網で具現される。
無線端末は、携帯端末および/またはコンピュータを含む。前記携帯端末は、携帯性と移動性が保障される無線通信装置であって、ＰＣＳ（personal communication system）、ＧＳＭ（global system for mobile communications）、ＰＤＣ（personal digital cellular）、ＰＨＳ（personal handyphone system）、ＰＤＡ（personal digital assistant ）、ＩＭＴ（international mobile telecommunication）−２０００、ＣＤＭＡ（code division multiple access）−２０００、Ｗ−ＣＤＭＡ（W-code division multiple access）、ＷｉＢｒｏ（wireless broadband internet）端末、スマートホン（smart phone）、スマートパッド（smart pad）などを含む。前記コンピュータは、例えば、ウェブブラウザー（WEB browser）が搭載されたデスクトップ（desktop）、ラップトップ（laptop）、タブレットＰＣ（tablet PC）などを含む。
図２２は、本発明の一実施例によるグルコース調節システムを形成する方法を説明するためのフローチャートである。
図２２を参照すると、前記グルコース調節システムの形成方法は、センサー部を形成する段階Ｓ１００、グルコース調節部を形成する段階Ｓ２００、およびセンサ部ー及びグルコース調節部をパッケージングする段階Ｓ３００を含む。前記形成順序は変更されてもよい。センサー部を形成する段階は、前述した実施例において、図６を参照して説明したのでここでは省略する。
図２３は、本発明の一実施例によるグルコース調節部を形成する方法を説明するためのフローチャートであり、図２４は、本発明の一実施例によるグルコース調節部の発熱部を形成する方法を説明するためのフローチャートである。
図２３および図２４を参照すると、前記グルコース調節部の形成段階Ｓ２００は、発熱部を形成する段階Ｓ２１０、薬物伝達部を形成する段階Ｓ２２０、薬物伝達部及び発熱部を結合させる段階Ｓ２３０、および薬物送達部の表面に相変化物質をコーティングする段階Ｓ２４０を含む。
発熱部を形成する段階Ｓ２１０は、下部絶縁層を形成する段階Ｓ２１１、下部絶縁層の上に電導性電極層を形成する段階Ｓ２１２、グラフェン層を形成する段階Ｓ２１３、及び上部絶縁層を形成する段階Ｓ２１４を含む。
再び図１８、図１９、図２３及び図２４を参照すると、発熱部を形成する段階Ｓ２１０では、形成工程を容易にするために犠牲基板を利用してもよい。前記犠牲基板として、ガラス基板、石英基板、シリコン基板、ゲルマニウム基板などを用いる。前記犠牲基板の上にグルコース調節部を基板から分離するための犠牲層が形成されてもよい。前記犠牲層は、例えば、ニッケル（Ｎｉ）、銅（Ｃｕ）、アルミニウム（Ａｌ）のような金属またはＰＭＭＡ（poly（methyl methacrylate）などで形成される。
前記犠牲基板の上に下部絶縁層２１ａを形成するＳ２１１。下部絶縁層２１ａは、前記犠牲層が形成された前記犠牲基板の上に、導電性がない高分子物質をスピンコーティングして形成されることができる。前記高分子物質は、感光性高分子を含み、例えば、エポキシ樹脂、ポリイミド（polyimide）、パリレン（parylene）などを含む。例えば、下部絶縁層２１ａは、感光性高分子物質を前記犠牲基板の上に塗布した後、フォトリソグラフィや電子ビームリソグラフィ工程を実行して形成される。これにより、横方向に延長されるように形成された複数の横線形パターン、縦方向に延長されるように形成された複数の縦線形パターン、および横線形パターンと縦線形パターンが互いに交差して形成された交差点を含む下部絶縁層２１ａが形成される。
下部絶縁層２１ａの上に電導性電極層２１ｂを形成するＳ２１２。電導性電極層２１ｂは、下部絶縁層２１ａの上に導電性物質を蒸着した後、フォトリソグラフィや電子ビームリソグラフィ工程を実行して、下部絶縁層２１ａと同一の形状にパターニングすることによって形成されることができる。電導性電極層２１ｂは、発熱部２１の全体抵抗を減少させるために、ネット形状またはメッシュ形状で形成されてもよい。
電導性電極層２１ｂの上にグラフェン層２１ｃを形成するＳ２１３。グラフェン層２１ｃは、化学気相蒸着工程によって成長されたグラフェンを電導性電極層２１ｃの上に転写させた後、前記グラフェンを電導性電極層２１ｂと同一の形状でパターニングすることによって形成されることができる。前記グラフェンは、単層または二層以上の多層で形成され、電導性電極層２１ｂの上に直接成長されて形成されることも可能である。
グラフェン層２１ｃの上に、上部絶縁層２１ｄを形成するＳ２１４。上部絶縁層２１ｄは、グラフェン層３０ｃの上に導電性がない感光性高分子物質を塗布した後、下部絶縁層２１ａと同一の形状にパターニングすることによって形成されることができる。
電導性電極層２１ｂおよび／またはグラフェン層２１ｃを形成するとき、第１発熱部２１Ａと第２発熱部２１Ｂとの間に温度センサー２２を一緒に形成してもよい。温度センサー２２は、電導性電極層２１ｂを含まず、グラフェン層２１ｃのみを含むことも可能である。
図２５は、本発明の一実施例による薬物伝達部の形成および薬物伝達部と発熱部を結合させる方法を説明するための図面である。
図２３及び図２５を参照すると、モールド８０を利用して薬物伝達部２３を形成するＳ２２０。モールド８０を利用することにより、複雑な工程をせずに、薬物伝達部２３の形成工程を簡素化することができる。モールド８０に高分子物質と薬物の混合溶液５０を注いだ後に硬化させて、マイクロサイズの微細針が一定の間隔で配置された薬物伝達部２３が形成されることができる。モールド８０は、前記微細針に対応する凹部を含み、前記凹部は、例えば、約２５０μｍの直径と約１ｍｍの高さを持つ。混合溶液５０は、商用化された血糖降下剤、高分子、硬化剤などを含む。混合溶液５０は、例えば、メトホルミン（metformin）、ビニルピロリドン、およびアゾビスイソブチロニトリル（azobisisobutyronitrile）を含む。
薬物伝達部２３と発熱部２１を結合させるＳ２３０。薬物伝達部２３の一側面に発熱部２１を配置し、常温の真空チェンバー内で乾燥させた後、紫外線（UV light）を約３０分間照射して薬物伝達部２３の一側面に発熱部２１を結合させる。薬物伝達部２３と発熱部２１が結合された構造体をモールド８０から分離させる。
薬物伝達部２３の微細針の表面に、相変化物質をコーティングするＳ２４０。スプレーコーティング（spray coating）、ディップコーティング（dip coating）、およびドロップカスティング（drop casting）などの工程を実行して、微細針２４の表面が相変化物質２４ａでコーティングされることができる。相変化物質２４ａは、例えば、トリデカン酸である。
再び図２２を参照すると、センサー部１０およびグルコース調節部２０を一つのパッチにパッケージングするＳ３００。前記パッチは、皮膚によく付着される透明な高分子物質で形成される。センサー部１０およびグルコース調節部２０は、皮膚によく付着される透明なパッチによって囲まれる。前記パッチは、汗をコントロールできる別途のフィルムを含んでもよい。これにより、グルコース調節システムは、前記パッチによって水分の蒸発を最小限に減らすことができる。
図２６は、本発明の一実施例により形成されたセンサー部及びグルコース調節部のイメージである。
図２６を参照すると、グルコース調節システムのセンサー部１０およびグルコース調節部２０は、透明なパッチによって一つにパッケージングされることができ、柔軟で伸縮性に優れる。
図２７は、本発明の一実施例により形成されたグルコース調節システムのイメージである。
図２７を参照すると、前記グルコース調節システムは、センサー部とグルコース調節部が一つのパッチに形成されて皮膚に付着される。前記グルコース調節システムの制御部は、使用者の体内のグルコース濃度により、低血糖または高血糖状態を診断し、グルコース調節システムと連動された使用者の端末に無線で診断結果を伝送することができる。これにより、使用者は自分の体内のグルコース濃度をリアルタイムで調節することができる。
図２８は、本発明の一実施例によるグルコース調節システムを利用してグルコースを調節する方法を説明するためのフローチャートである。
図２８を参照すると、前記グルコース調節方法は、センサー部の湿度センサーから信号を収集して湿度を測定する段階Ｓ４１０、グルコースセンサーから信号を収集して汗の中のグルコース濃度を測定する段階Ｓ４２０、ｐＨセンサーから信号を収集してｐＨ値を測定する段階Ｓ４３０、ストレーンゲージから信号を収集してストレーンを測定する段階Ｓ４４０、測定されたグルコース濃度を補正する段階Ｓ４５０、補正されたグルコース濃度により、使用者の体内の血糖状態を診断する段階Ｓ４６０、使用者の体内の血糖状態により、発熱部の温度を増加させて薬物を注入する段階Ｓ４７０、および使用者端末などに診断結果を伝送する段階Ｓ４８０を含む。
図２９は、本発明の一実施例によるグルコース調節システムにおいてセンサー部の動作過程を説明するための図面であり、図３０は、本発明の一実例によるグルコース調節システムにおいてグルコース調節部の動作過程を説明するための図面である。
図２、図１６、図２８、図２９、及び図３０を参照すると、グルコース調節システム１は、一つのパッケージに、グルコース濃度を測定するセンサー部１０と体内のグルコース濃度を調節するグルコース調節部２０を含む。センサー部１０は、湿度センサー１１、ｐＨセンサー１２、グルコースセンサー１３およびストレーンゲージ１４を含む。
前記グルコース調節システムが皮膚に付着されると、グルコース調節システムのパッチに存在する汗捕獲層Ｐによって汗が捕獲される。制御部３０は、体内のグルコース濃度を分析する前に、一定のレベルの汗が捕獲されたかを確認するために、湿度センサー１１から信号を収集して湿度を測定するＳ４１０。
一定の湿度以上になれば、制御部３０は、グルコースセンサー１３のセンシング部１３０ａ、１３０ｂから信号を収集して、汗の中のグルコース濃度を測定するＳ４２０。グルコースセンサー１３は、電気化学ベースのセンサーであって、メッシュパターンの電導性電極層および金がドーピングされたグラフェン層が作業電極として動作する。前記グラフェン層の上にプルシアンブルーで形成されたアクティブレイヤーが配置され、前記アクティブレイヤーは、グルコースオキシダーゼとナフィオンという物質によってエンキャプスレーションされる。
汗Ｓの中にグルコースＧが存在すれば、グルコースオキシダーゼが反応して過酸化水素を生成し、プルシアンブルーがこれ分解する触媒の役割を果たして電子が生成され、作業電極は生成された電子を捕獲する。制御部３０は、一定の湿度以上になれば、グルコースセンサー１３から信号を収集して、汗の中に存在するグルコース濃度を測定する。
制御部３０は、ｐＨセンサ１２から信号を収集してｐＨ値を測定するＳ４３０。汗Ｓに含まれている乳酸によるｐＨの変化を測定する。
制御部３０は、ストレーンゲージ１４から信号を収集してストレーンを測定するＳ４４０。動きなどによるストレーンの変化を測定する。
制御部３０は、測定されたグルコース濃度を補正するＳ４５０。酵素ベースの電気化学センサーは、ｐＨが低くなると、信号が歪曲される可能性があり、これにより、測定エラーが発生する可能性がある。制御部３０は、測定されたｐＨ値により、測定されたグルコース濃度を補正することができる。また、汗の量による湿度変化、動きによるストレーン変化などにより、信号が歪曲される可能性がある。制御部３０は、測定されたｐＨ値とともに、測定された湿度とストレーンにより、グルコース濃度をさらに精密に補正することができる。
制御部３０は、補正されたグルコース濃度により、使用者の体内の血糖状態を高血糖状態または低血糖状態と診断するＳ４６０。
制御部３０は、使用者の体内の血糖状態により、発熱部２１Ａ、２１Ｂの温度を増加させて薬物を注入するＳ４７０。使用者の状態が高血糖状態と診断される場合、制御部３０は、グルコース調節部２０に電力を提供して発熱部２１Ａ、２１Ｂに電流を流すことで、発熱部２１Ａ、２１Ｂの温度を増加させることができる。発熱部２１Ａ、２１Ｂの温度が増加して約４１〜４２℃に達すると、薬物伝達部２３は発熱部２１Ａ、２１Ｂによって加熱されて、微細針２４の表面にコーティングされている相変化物質の相変化が起こり、相変化物質によって囲まれていたグルコース調節薬物５５が皮膚に染み込んで、体内のグルコース濃度が調節されることができる。
発熱部２１Ａ、２１Ｂを第１発熱部２１Ａと第２発熱部２１Ｂに区分して、皮膚に注入される薬物の量を段階的に調節することができる。例えば、制御部３０は、周期的に使用者の状態を診断することができ、第１周期で使用者の状態が高血糖状態と診断された場合、第１発熱部２１Ａの温度を上昇させて、第１発熱部２１Ａの下に配置された薬物伝達部２３の微細針２４に含まれている薬物を使用者に注入することができる。以後、一定時間が経過して第２周期で使用者の状態が高血糖状態と診断された場合、第２発熱部２１Ｂの温度を上昇させて、第２発熱部２１Ｂの下に配置された薬物伝達部２３の微細針２４に含まれている薬物を使用者に注入することができる。薬物伝達部２３は、交換可能に形成されてもよい。薬物伝達部２３を交換することによって、グルコース調節システム１は、持続的に使用されることができる。
第１発熱部２１Ａと第２発熱部２１Ｂとの間に温度センサー２２を配置して、リアルタイムで温度を測定することにより、第１および第２発熱部２１Ａ、２１Ｂの温度が一定の温度以上に上がらないように、第１および第２発熱部２１Ａ、２１Ｂに流れる電流の量を制御できる。
また、制御部３０は、ストレーンゲージ１４から使用者の動きをリアルタイムで測定して、使用者に震えの症状が発生したとき、使用者の状態を低血糖状態と診断する。
制御部３０は、診断された使用者の状態をネットワーク送受信部４０を通じてグルコース調節システムと連動される使用者の無線端末または特定病院、家族または医療サービスを提供する業体などに転送するＳ４８０。
制御部３０は、例えば、コンピュータによって実行されるプログラムモジュールのようなコンピュータによって実行可能な命令語を含む記録媒体の形態として具現されることができる。コンピュータ判読可能媒体は、コンピュータによってアクセスされることができる任意の可用媒体であり、揮発性および不揮発性媒体及び／又は分離形および非分離形媒体を含む。コンピュータ判読可能媒体は、コンピュータ記憶媒体および通信媒体を含む。
以上、本発明の具体的な実施例について考察した。本発明が属する技術分野における通常の知識を有する者は、本発明が本発明の本質的な特性から逸脱しない範囲で変形した形態で具現されることができる点を理解することができるであろう。したがって、開示された実施例は限定的な観点ではなく、説明的な観点で考慮されるべきである。本発明の範囲は、前述した説明ではなく、特許請求の範囲に示されており、それと同等の範囲内にあるすべての差異点は本発明に含まれるものと解釈されるべきである。
本発明の実施例によるバイオセンサーは、界面特性が向上されるなど、優秀な信頼性を持つことができる。前記バイオセンサーは、優秀な柔軟性と伸縮性を持つことができて、生体付着刑ウェアラブル装置に容易かつ多様に適用されることができる。前記バイオセンサーは、一つのプラットホームの上に様々なセンサーを含むことができて、様々な物質を同時に検出することができる。前記バイオセンサーは、一つのプラットホームに基準電極と作業電極を同時に具現することができるので、別途の基準電極を備える必要がない。前記バイオセンサーは、一つ以上のセンサーを含むことができ、前記一つ以上のセンサーは、簡単な工程で容易に形成されることができる。
本発明の実施例によるグルコース調節システムは、非侵襲的にグルコース濃度を測定することができる。前記グルコース調節システムは、ｐＨ値、湿度、ストレーン等を考慮して、測定されたグルコース濃度を補正することで、使用者の体内のグルコース濃度を正確に測定することができる。前記グルコース調節システムは、リアルタイムでグルコース濃度を測定しながら、使用者の体内のグルコース濃度を調節することができる。前記グルコース調節システムは、優秀な柔軟性及び伸縮性を有することができて、生体に付着して容易に使用されることができる。

Claims (49)

  1. センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含むセンサーを一つ以上含み、
    前記センシング部はグラフェン層を含む、バイオセンサー。
  2. 前記グラフェン層はドーピングされた導電性物質を含むことを特徴とする、請求項１に記載のバイオセンサー。
  3. 前記導電性物質は金属ナノ粒子及び金属ナノワイヤの中から選択された一つ以上を含むことを特徴とする、請求項２に記載のバイオセンサー。
  4. 前記センシング部は、前記グラフェン層の下に配置された電導性電極層及び前記グラフェン層の上に配置された反応層をさらに含むことを特徴とする、請求項１に記載のバイオセンサー。
  5. 前記電導性電極層は、ネットパターンまたはメッシュパターンを含むことを特徴とする、請求項４に記載のバイオセンサー。
  6. 前記センシング部は前記グラフェン層の上に配置される上部絶縁層をさらに含み、
    前記上部絶縁層は前記グラフェン層を露出する開口部を有し、
    前記反応層は前記開口部を通じて前記グラフェン層と接触することを特徴とする、請求項４に記載のバイオセンサー。
  7. 前記反応層は、前記センサーの種類により異なる物質で形成されることを特徴とする、請求項４に記載のバイオセンサー。
  8. 前記反応層は、銀／塩化銀またはＰＥＤＯＴで形成されたことを特徴とする、請求項４に記載のバイオセンサー。
  9. 前記反応層は、ポリアニリン、プルシアンブルー、及びグルコースオキシダーゼの中から選択された一つ以上の物質で表面処理されたことを特徴とする、請求項４に記載のバイオセンサー。
  10. 前記ブリッジ部は、多重折れ曲がった形状を有することを特徴とする、請求項１に記載のバイオセンサー。
  11. 前記センサーは、湿度センサー、ｐＨセンサー、グルコースセンサー、およびストレーンゲージの中から選択された一つ以上のセンサーを含むことを特徴とする、請求項１に記載のバイオセンサー。
  12. 前記電極部に電源を提供する電源部、及び
    前記電極部から電流、電圧、またはインピーダンスの中に何れかの信号を収集して前記信号を変換するプロセシング部をさらに含む、請求項１に記載のバイオセンサー。
  13. センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含むセンサーを一つ以上含むバイオセンサーを形成する方法であって、
    下部絶縁層を形成する段階；
    前記下部絶縁層の上に電導性電極層を形成する段階；
    前記電導性電極層の上にグラフェン層を形成する段階；及び
    前記グラフェン層の上に反応層を形成する段階を含む、バイオセンサーの形成方法。
  14. 前記グラフェン層の上に前記グラフェン層を露出させる開口部を有する上部絶縁層を形成する段階；及び
    前記反応層を形成する前に、前記開口部を通じて前記グラフェン層に導電性物質をドーピングする段階をさらに含む、請求項１３に記載のバイオセンサーの形成方法。
  15. 前記導電性物質は、金属ナノ粒子及び金属ナノワイヤの中から選択された一つ以上を含むことを特徴とする、請求項１４に記載のバイオセンサーの形成方法。
  16. 前記反応層は、前記開口部を通じて前記グラフェン層の上に形成されることを特徴とする、請求項１４に記載のバイオセンサーの形成方法。
  17. 前記電導性電極層は、ネットパターンまたはメッシュパターンを含むように形成されることを特徴とする、請求項１３に記載のバイオセンサーの形成方法。
  18. 前記電導性電極層は、金、アルミニウム、白金、ニッケル、グラフェン、銀ナノワイヤフィルム、金属グリッド、およびインジウムスズ酸化物の中から選択された一つ以上を含む物質で形成されることを特徴とする、請求項１３に記載のバイオセンサーの形成方法。
  19. 前記反応層は、前記センサーの種類により異なる物質で形成されることを特徴とする、請求項１３に記載のバイオセンサーの形成方法。
  20. 前記センシング部、前記ブリッジ部、及び前記電極部は同一の工程によって一緒に形成されることを特徴とする、請求項１３に記載のバイオセンサーの形成方法。
  21. 前記センサーは、湿度センサー、ｐＨセンサー、グルコースセンサー、およびストレーンゲージの中から選択された一つ以上のセンサーを含むことを特徴とする、請求項１３に記載のバイオセンサーの形成方法。
  22. グルコースセンサーを含むセンサー部；
    使用者の体内のグルコース濃度を調節するグルコース調節部；及び
    前記センサー部と前記グルコース調節部を制御する制御部を含む、グルコース調節システム。
  23. 前記センサー部は、湿度センサー、ｐＨセンサー、およびストレーンゲージの中から選択された一つ以上をさらに含むことを特徴とする、請求項２２に記載のグルコース調節システム。
  24. 前記制御部は、
    前記グルコースセンサーから信号を収集して前記使用者の汗の中のグルコース濃度を測定し、
    前記ｐＨセンサーから信号を収集してｐＨ値を測定し、
    前記ｐＨ値により前記測定されたグルコース濃度を補正することを特徴とする、請求項２３に記載のグルコース調節システム。
  25. 前記制御部は、
    前記湿度センサーから信号を収集して湿度を測定し、
    前記ストレーンゲージから信号を収集してストレーンを測定し、
    前記ｐＨ値、前記湿度、及び前記ストレーンにより、前記測定されたグルコース濃度を補正することを特徴とする、請求項２４に記載のグルコース調節システム。
  26. 前記制御部は、
    前記湿度センサーから信号を収集して湿度を測定し、
    前記湿度が一定の湿度以上の場合、前記グルコースセンサーから信号を収集して前記使用者の汗の中のグルコース濃度を測定することを特徴とする、請求項２４に記載のグルコース調節システム。
  27. 前記制御部は、
    前記補正されたグルコース濃度に基づいて、前記使用者の体内の血糖状態を診断することを特徴とする、請求項２４に記載のグルコース調節システム。
  28. 前記制御部は、
    前記診断された体内の血糖状態により、前記使用者にグルコース調節薬物を注入するように、前記グルコース調節部を制御することを特徴とする、請求項２７に記載のグルコース調節システム。
  29. 前記制御部は、
    前記ストレーンゲージから信号を収集してストレーンを測定し、
    前記ストレーンに基づいて、前記使用者の体内の血糖状態を低血糖状態と診断することを特徴とする、請求項２３に記載のグルコース調節システム。
  30. 前記グルコース調節部は、
    グルコース調節薬物を含む微細針を含む薬物伝達部、及び
    前記薬物伝達部の上に配置され、前記薬物伝達部を加熱して前記薬物伝達部の温度を増加させる発熱部を含み、
    前記薬物伝達部の表面は、臨界温度以上で相変化が起こる相変化物質でコーティングされ、
    前記発熱部の加熱によって前記グルコース調節薬物が前記微細針から放出されることを特徴とする、請求項２２に記載のグルコース調節システム。
  31. 前記薬物伝達部は、前記微細針によって前記使用者の皮膚を通じて前記グルコース調節薬物を注入し、
    前記グルコース調節薬物は血糖降下剤を含むことを特徴とする、請求項３０に記載のグルコース調節システム。
  32. 前記発熱部は、
    第１発熱部、
    前記第１発熱部に隣接するように配置された第２発熱部、
    前記第１発熱部と前記第２発熱部との間に配置され、前記第１発熱部と前記第２発熱部の温度を測定する温度センサーを含み、
    前記制御部は、
    前記温度センサーによって測定された前記温度が一定の温度以上である場合、前記第１発熱部と前記第２発熱部の温度を制御することを特徴とする、請求項３０に記載のグルコース調節システム。
  33. 前記発熱部は、多重折れ曲がったパターンを含むことを特徴とする、請求項３０に記載のグルコース調節システム。
  34. 前記センサー部は、センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含み、
    前記センシング部はグラフェン層を含むことを特徴とする、請求項２２に記載のグルコース調節システム。
  35. 前記グラフェン層はドーピングされた導電性物質を含み、
    前記導電性物質は金属ナノ粒子及び金属ナノワイヤの中から選択された一つ以上を含むことを特徴とする、請求項３４に記載のグルコース調節システム。
  36. 前記センシング部は、前記グラフェン層の下に配置された導電性電極層及び前記グラフェン層の上に配置された反応層をさらに含み、
    前記導電性電極層は、ネットパターンまたはメッシュパターンを含み、
    前記反応層は、前記センシング部の種類により、異なる物質で形成されることを特徴とする、請求項３４に記載のグルコース調節システム。
  37. 前記ブリッジ部は、多重折れ曲がった形状を有することを特徴とする、請求項３４に記載のグルコース調節システム。
  38. ネットワーク送受信部をさらに含み、
    前記ネットワーク送受信部は、
    前記制御部によって診断された前記使用者の体内の血糖状態を、グルコース調節システムと連動された使用者端末に伝送することを特徴とする、請求項２２に記載のグルコース調節システム。
  39. グルコースセンサーを含むセンサー部を形成する段階；
    グルコース調節部を形成する段階；及び
    前記センサー部及び前記グルコース調節部をパッケージングする段階を含む、グルコース調節システムの形成方法。
  40. 前記グルコース調節部を形成する段階は、
    発熱部を形成する段階、
    グルコース薬物を含む微細針を含む薬物伝達部を形成する段階、
    前記薬物伝達部と前記発熱部を結合させる段階、及び
    前記薬物送達部の表面に、相変化物質をコーティングする段階を含むことを特徴とする、請求項３９に記載のグルコース調節システムの形成方法。
  41. 前記センサー部は、センシング部、前記センシング部に連結されたブリッジ部、及び前記ブリッジ部に連結された電極部を含むセンサーを一つ以上含み、
    前記センサー部を形成する段階は、
    下部絶縁層を形成する段階、
    前記下部絶縁層の上に電導性電極層を形成する段階、
    前記電導性電極層の上にグラフェン層を形成する段階、及び
    前記グラフェン層の上に反応層を形成する段階を含むことを特徴とする、請求項３９に記載のグルコース調節システムの形成方法。
  42. 前記グラフェン層の上に前記グラフェン層を露出させる開口部を有する上部絶縁層を形成する段階、及び
    前記反応層を形成する前に、前記開口部を通じて前記グラフェン層に導電性物質をドーピングする段階をさらに含み、
    前記導電性物質は金属ナノ粒子及び金属ナノワイヤの中から選択された一つ以上を含むことを特徴とする、請求項４１に記載のグルコース調節システムの形成方法。
  43. 前記反応層は、前記開口部を通じて前記グラフェン層の上に形成され、
    前記センシング部の種類により、異なる物質で形成されることを特徴とする、請求項４２に記載のグルコース調節システムの形成方法。
  44. グルコースセンサーとｐＨセンサーとを含むセンサー部、使用者の体内のグルコース濃度を調節するグルコース調節部、及び前記センサー部と前記グルコース調節部を制御する制御部を含むグルコース調節システムを用いてグルコースを調節する方法であって、
    前記グルコースセンサーから信号を収集して前記使用者の汗の中のグルコース濃度を測定する段階；
    前記ｐＨセンサーから信号を収集してｐＨ値を測定する段階；及び
    前記ｐＨ値により前記測定されたグルコース濃度を補正する段階を含む、グルコース調節方法。
  45. 前記センサー部は、湿度センサー及びストレーンゲージの中から選択された一つ以上をさらに含み、
    前記湿度センサーから信号を収集して湿度を測定する段階、及び
    前記ストレーンゲージから信号を収集してストレーンを測定する段階をさらに含み、
    前記測定されたグルコース濃度は、前記ｐＨ値、前記湿度、及び前記ストレーンにより補正されることを特徴とする、請求項４４に記載のグルコース調節方法。
  46. 前記補正されたグルコース濃度に基づいて、前記使用者の体内の血糖状態を診断する段階をさらに含む、請求項４５に記載のグルコース調節方法。
  47. 前記診断された体内の血糖状態により、前記グルコース調節部によって、前記使用者にグルコース調節薬物を注入する段階をさらに含む、請求項４６に記載のグルコース調節方法。
  48. 前記センサー部は湿度センサーをさらに含み、
    前記湿度センサーから信号を収集して湿度を測定する段階をさらに含み、
    前記湿度が一定の湿度以上の場合、前記グルコースセンサーから信号を収集して前記使用者の汗の中のグルコース濃度が測定されることを特徴とする、請求項４４に記載のグルコース調節方法。
  49. 前記ストレーンゲージから信号を収集してストレーンを測定する段階をさらに含み、
    前記ストレーンに基づいて、前記使用者の体内の血糖状態が低血糖状態と診断されることを特徴とする、請求項４４に記載のグルコース調節方法。
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