KR20180072386A

KR20180072386A - 연속 혈당 측정장치, 상기 장치를 포함한 연속 혈당 측정시스템 및 연속 혈당 측정방법

Info

Publication number: KR20180072386A
Application number: KR1020160175894A
Authority: KR
Inventors: 부한길; 박세진; 정란아; 이정민; 김소연; 장은영
Original assignee: 주식회사 유엑스엔
Priority date: 2016-12-21
Filing date: 2016-12-21
Publication date: 2018-06-29
Also published as: KR102044061B1

Abstract

본 발명은 연속 혈당 측정장치, 상기 장치를 포함한 연속 혈당 측정시스템 및 연속 혈당 측정방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 바이오센서를 통해 측정함으로써 혈당량을 측정하는 연속 혈당 측정장치에 있어서, 상기 바이오센서에서 전기화학적 산화반응을 유도하는 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 인가되도록 한 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치, 상기 장치를 포함한 연속 혈당 측정시스템 및 연속 혈당 측정방법에 관한 것으로, 본 발명은 아세트아미노펜 등 혈당측정시 정확한 혈당 측정에 부정적 영향을 주는 간섭물질의 영향을 배제하여 보다 정확한 혈당량을 측정할 수 있는 연속식 혈당측정장치 및 연속 혈당 측정방법을 제공한다.

Description

연속 혈당 측정장치, 상기 장치를 포함한 연속 혈당 측정시스템 및 연속 혈당 측정방법{CONTINUOUS GLUCOSE MONITORING APPARATUS, CONTINUOUS GLUCOSE MONITORING SYSTEM COMPRISING SAID APPARATUS AND METHOD USING SAID SYSTEM}

본 발명은 연속 혈당 측정장치, 상기 장치를 포함한 연속 혈당 측정시스템 및 연속 혈당 측정방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 바이오센서를 통해 측정함으로써 혈당량을 측정하는 연속 혈당 측정장치에 있어서, 상기 바이오센서에서 전기화학적 산화반응을 유도하는 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 인가되도록 한 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치, 상기 장치를 포함한 연속 혈당 측정시스템 및 연속 혈당 측정방법에 관한 것이다.

일반적인 인간의 혈당 농도는 식전 70 내지 130mg/dL 범위 내에 있으며, 식후 180mg/dL의 범위 내에 있다. 이러한 범위를 초과하는 경우를 고혈당증(hyperglycemia)으로 분류하며 정상 범위 미만인 경우 저혈당증(hypoglycemia)으로 분류한다. 일반적으로 고혈당증은 이미 당뇨병이 왔거나, 당뇨병으로의 진행가능성 또는 당뇨병을 아직 발견하지 못한 상태에 해당할 수 있어 고혈당증은 당뇨병과의 연관성이 상당히 높다. 당뇨병(糖尿病)은 높은 혈당 수치가 오랜 기간 지속되는 대사 질환군을 말한다. 혈당이 높을 때의 증상으로는 소변이 잦아지고, 갈증과 배고픔이 심해진다. 이를 치료하지 않으면 다른 합병증을 유발할 수 있다. 급성의 합병증으로는 당뇨병케톤산증, 고혈당성 고삼투성 비케톤성 혼수 등이 포함된다. 심각한 장기간 합병증으로는 심혈관질환, 뇌졸중, 만성신부전, 당뇨병성 궤양, 당뇨망막병 등이 포함된다. 당뇨병은 췌장이 충분한 인슐린을 만들어 내지 못하거나 몸의 세포가 만들어진 인슐린에 적절하게 반응하지 못하는 것이 원인이 된다. 인슐린 작용의 부족 등에 의한 만성 고혈당증은 여러 특징적인 대사 이상을 수반한다. 인슐린은 주로 탄수화물 대사에 관여하므로, 당뇨병은 탄수화물 대사의 이상이 기본적인 문제이나, 이로 인해 체내의 모든 영양소 대사가 영향을 받게 되므로, 또한 총체적인 대사상의 질병이라고 할 수 있다. 당뇨병은 현대에서 가장 중요한 만성 질병으로 꼽히며 특히 선진국일수록 발생 빈도가 높다.

당뇨환자들은 혈당수치를 수시로 체크하며 몸상태를 점검한다. 혈당량을 측정하는 대표적인 방법으로 채혈법이 있다. 채혈법은 손가락 끝 등을 소독된 바늘 등으로 찔러 혈액을 얻고, 이를 분석하여 혈액 내의 혈당량을 측정하는 방법이다. 혈당량을 측정하는 다른 방법으로는 전기영동법이 있다. 전기영동법은 피부에 전극이 형성된 패치를 부착한 후, 전극을 통하여 전압을 인가하면 혈액내의 글루코스가 피부를 투과하여 추출되고 패치에 형성된 겔에 침투한다. 겔에 침투한 글루코스는 전기영동하면서 겔 내의 글루코스 산화효소와 화학반응을 일으켜 산화되면서 소정의 전류를 형성하는데, 이를 측정하여 혈당량을 산출할 수 있다.

그런데, 기존 채혈식에 사용되는 일회용 센서는 측정방식의 까다로움과 간헐적 측정으로 인한 정확성 저하가 문제이다. 일회용 센서로 간헐적인 혈당 측정을 할 경우 측정 시점 사이에 발생하는 고혈당 혹은 저혈당 상태에 대응할 수 없어 당뇨 합병증이나 저혈당 쇼크에 노출되기도 한다. 또한, 일회용 혈당센서는 자가 측정 형식으로 수면, 운전, 운동 중에는 측정이 불가능하다. 따라서, 개인별 특성에 맞는 정밀한 혈당 관리를 위하여 신뢰성 높은 연속 혈당측정 시스템에 대한 요구가 있어왔다. 혈당 연속 모니터링 시스템은 통상 장시간 사용이 가능한 전원공급시스템을 부대하여 인체에 부착하고 체내 글루코즈 농도를 일정한 시간간격을 두며 간헐적으로 측정하고, 2주 내외의 비교적 장기간에 걸쳐 혈당수치를 측정하는 시스템으로, 혈당 변화를 실시간 연속 모니터링하여 효율적인 관리가 가능하다. 혈당 연속 모니터링 시스템의 사용자는 자신의 식습관, 음주 흡연, 운동 등이 혈당에 미치는 영향을 학습하게 되어 당뇨 예방 및 관리를 도움이 된다. 상기 혈당 연속모니터링 시스템은 경우에 따라 혈관 내의 글루코즈를 직접적으로 측정할 수 있고, 또는 조직에 확산된 간질(interstitial) 글루코즈 농도를 측정한 후 혈액 내 글루코즈 농도와의 상관관계를 보정하여 간접적으로 측정할 수도 있다.

그런데, 현재 시중에 상업적으로 판매 중인 연속 혈당 측정장치는 채혈식과 마찬가지로 효소를 사용하는데, 효소 사용은 그 자체로 전술한 종래 채혈식 혈당측정의 문제가 그대로 발생하며, 또한 혈액 내 포도당을 산화시키는 효소를 사용하여 산화전류를 측정하는 방식이기에 효소 주변 산소농도의 영향을 받고 효소의 산화작용 과정에서 활성산소가 발생하여 인체에 좋지 않은 영향을 끼칠 가능성이 높을 뿐 아니라, 작동수명이 짧은 문제가 있다.

한편, 본 출원인을 비롯한 여러 연구주체들을 통해 효소를 사용하지 않는 비효소성 글루코스 측정용 바이오 센서를 개발하기 위한 연구가 진행되고 있다(Vassilyev, Y. B., Khazova, O. A., Nikolaeva, N. N. J. Electroanal. Chem. 1985, 196, 105; Beden, B., Largeaud, F., Kokoh, K.B., Lamy, C. Anal. Chem. 1996, 41, 701; Bae, I. T., Yeager, E., Xing, X., Liu, C. C. J. Electroanal. Chem. 1991, 309, 131; Sakamoto, M., Takamura, K. Bioelectrochem. Bioener. 1982, 9, 571 ; Kokkinidis, G., Xonoglou, N. Bioelectrochem. Bioener. 1985, 14, 375; Wittstock, G., Strubing, A., Szargan, R., Werner, G. J. Electroanal. Chem. 1998, 444, 61-73; Zhang, X., Chan, K.-Y., You, J.-K., Lin, Z.-G., Tseung, A. C. C. J. Electroanal. Chem. 1997, 430, 147-153; Sun, Y., Buck, H., Mallouk, T. E. Anal. Chem. 2001, 73, 1599-1604; Shoji, E., Freund, M. S. 2001, 123, 3383-3384). 비효소식 혈당측정장치는 효소의 사용으로 인한 부정확성을 극복할 수 있고, 또한 효소식 혈당 측정장치 대비 장기간 사용이 가능한 장점을 가지고 있어 연속혈당측정에 유리한 것으로 평가받고 있다.

본 발명자는 이미 대한민국 등록특허 제481663호를 통해 중형기공성 백금전극을 사용한 바이오센서의 경우 연질 백금 전극에 비하여 글루코스 감응도를 약 250 배 증가시킬 수 있는 반면, 간섭물질인 아스코르빈산 및 아세트아미노페놀에 비하여 글루코스만을 선택적으로 높게 검출함을 보인 바 있다. 또한, 본 출원인은 대한민국 특허 제1288400호를 통해 미세공(micropore) 구조층이 표면에 형성되어 피하 통점 깊이 이내로 침습하는 적어도 하나의 바늘을 포함하는 복수개의 바늘; 상기 복수개의 바늘과 전기적으로 연결되어 상기 피하 통점 깊이 이내에서 일정한 전압을 인가하는 전압원; 및 상기 인가된 전압에 의하여 형성된 전류와 상기 인가 전압과의 관계를 산출하여 혈액 내의 혈당량을 연산하는 프로세서 유닛(micro processor)를 포함하는 혈당계를 개시한 바 있다. 전술한 본 출원인의 바이오센서 및 혈당계는 깊은 상처 및 발진 없이 혈당량을 측정할 수 있고, 지속적인 혈당량 모니터링이 가능하며, 주변 환경에 영향을 적은 장점이 있다. 그러나 상기 특허에 개시된 바이오센서나 혈당계의 경우도 글루코즈에 대한 민감도를 높여 간섭물질의 영향을 최소화할 수는 있으나, 전술한 간섭물질의 영향을 완전히 배제할 수는 없다.

대한민국 특허 제481663호 대한민국 특허 제1288400호

Vassilyev, Y. B., Khazova, O. A., Nikolaeva, N. N. J. Electroanal. Chem. 1985, 196, 105; Beden, B., Largeaud, F., Kokoh, K.B., Lamy, C. Anal. Chem. 1996, 41, 701; Bae, I. T., Yeager, E., Xing, X., Liu, C. C. J. Electroanal. Chem. 1991, 309, 131; Sakamoto, M., Takamura, K. Bioelectrochem. Bioener. 1982, 9, 571 ; Kokkinidis, G., Xonoglou, N. Bioelectrochem. Bioener. 1985, 14, 375; Wittstock, G., Strubing, A., Szargan, R., Werner, G. J. Electroanal. Chem. 1998, 444, 61-73; Zhang, X., Chan, K.-Y., You, J.-K., Lin, Z.-G., Tseung, A. C. C. J. Electroanal. Chem. 1997, 430, 147-153; Sun, Y., Buck, H., Mallouk, T. E. Anal. Chem. 2001, 73, 1599-1604; Shoji, E., Freund, M. S. 2001, 123, 3383-3384; Evans, S. A. G.; Elliott, J. M.; Andrews, L. M.; Bartlett, P. N.; Doyle, P. J.; Denuault, G. Anal. Chem. 2002, 74,1322-1326 Elliott, J. M.; Birkin, P. R.; Bartlett, P. N.;Attard, G. S. Langmuir 1999, 15, 7411-7415 Basu. A. et. al., DIABETES TECHNOLOGY & THERAPEUTICS, Volume 18, Supplement 2, 2016, pp. S2-43-47

따라서, 본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제는 아세트아미노펜 등 혈당측정시 정확한 혈당 측정에 영향을 주는 간섭물질의 영향을 배제한 연속식 혈당측정장치, 상기 장치를 포함한 시스템 및 연속 혈당 측정방법을 제공하는 것이다.

상기 기술적 과제를 달성하기 위하여, 본 발명은 글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 바이오센서를 통해 측정함으로써 혈당량을 측정하는 연속 혈당 측정장치에 있어서, 상기 바이오센서에서 전기화학적 산화반응을 유도하는 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 인가되도록 한 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치를 제공한다.

또한, 본 발명은 상기 바이오센서가 중형기공성 백금층을 포함한 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치를 제공한다.

또한, 본 발명은 상기 전압이 Ag/AgCl 전극을 기준으로 (-)0.1 내지 (+)0.3V 범위로 인가되는 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치를 제공한다.

또한, 본 발명은 상기 바이오센서가 글루코스 선택층 및 항면역 물질층을 더 포함하며 피하 통점 깊이 이내로 침습하는 하나 이상의 바늘 형태인 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치를 제공한다.

또한, 본 발명은 상기 바이오센서에 전압을 인가하는 전압원 및; 상기 인가된 전압에 따른 전류-전압관계를 산출하여 혈액 내의 혈당량을 연산하는 프로세서 유닛(micro processor)을 더 포함한 연속 혈당 측정장치를 제공한다.

본 발명의 또 다른 목적을 달성하기 위하여, 본 발명의 또 다른 측면은 글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 측정하는 바이오센서, 상기 바이오센서에 전압을 인가하는 전압원, 상기 인가된 전압에 따른 전류-전압관계를 산출하여 혈액 내의 혈당량을 연산하는 프로세서 유닛(micro processor) 및 상기 프로세스 유닛에서 연산된 혈당량을 유선 또는 무선통신을 이용하여 외부에 전송하는 제1통신부를 포함하되, 상기 바이오센서에 인가된 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 조절한 연속 혈당측정장치 및; 상기 연속 혈당 측정장치가 전송한 혈당값을 수신하는 제2통신부와, 상기 수신된 혈당값을 처리하는 프로세서 유닛 및 상기 처리된 혈당값을 표시하는 디스플레이를 표시하는 단말을 포함한 연속 혈당 측정시스템을 제공한다.

또한, 본 발명은 상기 무선 통신이 SWAP(Shared Wireless Access Protocol), 블루투스(bluetooth), IrDA(Infrared Data Association), 지그비(zigbee), 와이파이(wifi), NFC(Near Field Communication), 셀룰러(cellular) 및 LTE(Long Term Evolution) 통신 규약 중 어느 하나 이상인 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정시스템을 제공한다.

또한, 본 발명의 또 다른 목적을 달성하기 위하여, 본 발명은 글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 바이오센서를 통해 연속 또는 단속적으로 측정함으로써 혈당량을 측정하는 연속 혈당 측정방법에 있어서, 상기 바이오센서에서 전기화학적 산화반응을 유도하는 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 인가되도록 한 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정방법을 제공한다.

또한, 본 발명은 상기 전압이 Ag/AgCl 전극을 기준으로 (-)0.1 내지 (+)0.3V 범위인 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정방법을 제공한다.

본 발명은 아세트아미노펜 등 혈당측정시 정확한 혈당 측정에 부정적 영향을 주는 간섭물질의 영향을 배제하여 보다 정확한 혈당량을 측정할 수 있는 연속식 혈당측정장치 및 연속 혈당 측정방법을 제공한다.

도 1은 글루코즈의 농도를 달리하며 글루코즈의 산화전위를 측정한 순환전압전류곡선(cyclic voltammogram, CV)
도 2는 아세트아미노펜의 농도에 따른 순환전압전류곡선(cyclic voltammogram, CV)
도 3은 Ag/AgCl 기준 전극 대비 0.4V의 전압을 인가하고 글루코즈 및 아세트아미노펜을 첨가하며 전류를 측정한 결과
도 4는 Ag/AgCl 기준 전극 대비 0.34V의 전압을 인가하고 글루코즈 및 아세트아미노펜을 첨가하며 전류를 측정한 결과
도 5는 Ag/AgCl 기준 전극 대비 0.28V의 전압을 인가하고 글루코즈 및 아세트아미노펜을 첨가하며 전류를 측정한 결과
도 6은 Ag/AgCl 기준 전극 대비 0.4V의 전압을 인가하고 2시간 후 아세트아미노펜을 첨가한 후 9시간 까지의 전류변화를 측정한 결과
도 7은 Ag/AgCl 기준 전극 대비 0.34V의 전압을 인가하고 2시간 후 아세트아미노펜을 첨가한 후 9시간까지의 전류변화를 측정한 결과
도 8은 Ag/AgCl 기준 전극 대비 0.28V의 전압을 인가하고 2시간 후 아세트아미노펜을 첨가한 후 9시간까지의 전류변화를 측정한 결과

이하에서 본 명세서에 첨부된 도면을 참조하여 본 발명을 상세히 설명한다.

본 발명의 명세서에 기재된 "중형 기공"이라는 용어는 2 내지 50 nm 범위의 기공을 의미하며, 경우에 따라 1 내지 100 nm 범위를 의미할 수도 있다. 또한, 본 명세서에서 '연속'의 의미는 연속(contiuous) 또는 단속(continual)을 의미한다.

본 발명의 연속 혈당 측정장치 및 방법은 글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 바이오센서를 통해 측정함으로써 혈당량을 측정하며, 상기 바이오센서에서 전기화학적 산화반응을 유도하는 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 인가되도록 한 것을 특징으로 한다.

본 발명의 연속식 혈당 측정장치 및 측정방법에 있어서 바이오센서, 즉 작업전극(working electrode)의 전위의 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 전위 범위에서 인가되어야 한다. 전술한 바와 같이, 효소식 연속혈당측정장치 사용시 아세트아미노펜에 의해 심각한 측정오류이 발생할 수 있으며, 최근 학술논문을 통해 정량적인 오차 및 영향이 장시간에 걸쳐 발생한다는 사실이 증명된 바 있다. Basu 등에 의하면, 실제 채혈을 통한 혈당수치와 효소식 연속 혈당 측정장치의 수치를 비교하면, 실제 혈당수치에는 변화가 없으나 연속 혈당 측정장치는 아세트아미노펜이 인체 내에서 자연분해되는 6시간 이상에 걸쳐 최대 2배 이상의 잘못된 혈당 수치를 표시함을 확인할 수 있었다(Basu. A. et. al., DIABETES TECHNOLOGY & THERAPEUTICS, Volume 18, Supplement 2, 2016, pp. S2-43-47). 이러한 오류는 매우 심각한 것으로, 당뇨병 환자가 타이레놀^TM로 알려진 상비약인 아세트아미노펜을 복용한 후 연속혈당 측정장치에서 실제 혈당수치에 비해 높은 수치를 표시할 경우 저혈당에 빠져 위험한 사태를 초래할 위험이 있다. 이러한 위험은 효소식 혈당 측정장치의 원리에서 기인한다. 효소식 혈당 측정은 효소가 글루코즈를 분해하며 발생하는 과산화수소를 전극에서 산화반응을 진행시켜 간접적으로 글루코즈의 양을 측정하는 방식이다. 도 2는 아세트아미노펜의 순환전압전류곡선(cyclic voltammogram, CV)이다. 도 2에서 볼 수 있는 바와 같이, 아세트아미노펜의 산화전위는 Ag/AgCl 전극을 기준으로 약 0.3V 정도로 과산화수소의 산화전위로 알려진 약 0.5V보다 낮다. 이는 곧 과산화수소의 산화반응을 측정하기 위하여는 Ag/AgCl 전극을 기준으로 (+)0.5V 이상, 일반적으로 0.5 내지 0.6V의 전압을 인가하여야 하고, 이 과정에서 아세트아미노펜의 전기화학적 산화반응이 선행 내지 동반되어야 함을 의미한다. 따라서, 본 발명자들은 상기 바이오센서에서 전기화학적 산화반응을 유도하는 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 조절함으로써 글루코즈의 전기화화적 산화만을 일으키고 아세트아미노펜의 산화를 방지하여 연속 혈당 측정장치의 사용자가 통상의 해열제 성분인 아세트아미노펜을 복용하더라도 이에 영향을 받지 않고 항상 정확한 혈당량을 측정하여 제공할 수 있도록 하였다. 상기 전압은 전기화학 분야에서 기준이 되는 수소환원전위를 기준으로 한 절대적 산화전위값으로 표시할 수 있고, 또한 전기화학분야에서 일반적으로 사용되는 여러 가지 기준 전극에 대한 상대전압으로 표시할 수도 있다. 본 발명의 일실시예에서는 Ag/AgCl 전극을 기준전극으로 전압을 측정하였고, 이를 기준으로 보면 (-)0.1 내지 0.3V 범위로 표시될 수 있으나, 기준전극에 교체되는 경우에는 상기 전압 역시 상대적으로 변경될 수 있음은 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 모두 파악할 수 있을 것이다. 도 3 내지 5는 각각 Ag/AgCl 기준 전극 대비 0.4V, 0.34V 및 0.28V의 전압을 인가하고 글루코즈 및 아세트아미노펜을 첨가하며 전류를 측정한 결과이다. 도 3 내지 5에서 볼 수 있는 바와 같이, Ag/AgCl 전극을 기준으로 인가전압이 낮아질수록 아세트아미노펜에 대한 감도가 낮아지고 0.3V 이하의 전압인 0.28V에서 아세트아미노펜의 산화반응이 일어나지 않음을 알 수 있다. 따라서, 본 발명에 따른 연속 혈당 측정방법 및 연속 혈당 측정장치는 혈당 측정시 악영향을 미치는 아세트아미노펜의 간섭으로부터 자유로울 수 있다.

본 발명에 있어서 상기 바이오센서, 즉 작업전극은 중형기공성 백금층을 포함할 수 있다. 본 발명자의 전기 대한민국 특허 제481663호에서 언급된 바와 같이, 중형기공성 백금층을 구비한 바이오센서의 경우 중형기공성 백금층이 형성되지 않은 것에 비해 글루코즈에 대한 감도가 최대 약 250배 가량 상승하기 때문에 상기 바이오센서에 중형기공성 백금층을 포함하는 것이 바람직하다. 중형 기공성 백금 층은 중형 기공성 물질 제조방법에 따라 제조할 수 있으며, 바람직하게는 본 발명자의 전기 대한민국 특허 제481663호에 개시된 바와 같이 비이온성 계면활성제(octaethylene glycol monohexadecyl ether, C16EO8)로 구성된 육방 액체 결정상으로부터 전해석출(electrodeposition)방법으로 실시하거나, 대한민국 특허 제736252호에 개시된 바와 같은 용매, 구조지시제(surface-directing agent) 및 금속원(metal source)의 혼합물에서 화학적 또는 전기적 환원에 의해 메조포러스 금속 전극을 얻되 상기 혼합물을 비액정상으로 유지한 채 금속-유기물질 복합물을 기판상에 증착시키는 방법 등에 의해 제조할 수 있다. 중형 기공성 백금은 금속 기재 표면에 일정하게 도금된다. 바람직하게는 중형 기공성 백금 층은 직경 1.5 내지 3 nm의 구멍이 육방배열구조로 이루어지며, 중형 기공성 백금 층은 금속 전극 표면에서 50 내지 1,000 nm의 두께로 코팅되는 것이 바람직하다. 상기 중형 기공성 백금층의 두께가 50 nm 미만으로 형성되면 중형 기공 구조가 충분히 형성되지 못하여 글루코스 선택성이 낮을 수 있으며, 반면 1,000 nm 초과할 경우 중형 기공 구조의 생성과정에서 기공이 막힐 위험성이 있다. 상기 중형기공성 백금층의 자세한 형성방법 및 작용기작 등의 내용은 본 발명자의 전기 대한민국 특허 제481663호 및 대한민국 특허 제736252호 등을 참조할 수 있을 것이다.

또한, 본 발명에 있어서 상기 바이오센서의 형태는 특별히 제한되는 것은 아니나, 피하 통점 깊이 이내로 침습하는 하나 이상의 바늘 형태인 것이 바람직하다. 하나 이상의 바늘 형태를 갖는 바이오센서에 관련된 자세한 내용은 본 출원인의 대한민국 특허 제1288400호를 참조할 수 있을 것이므로 본 명세서에서 더 이상의 상세한 설명은 하지 않기로 한다. 또한, 본 발명에 있어서 상기 바이오센서는 중형기공성 백금층 외에 검출효율을 높이고 인체 면역반응 억제를 위하여 글루코즈 선택층 및/또는 항면역 물질층을 더 포함할 수 있다. 혈액 내의 다른 물질이 중형기공성 백금층과 접촉하여 화학반응을 일으키면 정확한 혈당값을 측정할 수 없으므로, 혈액 내의 글루코스를 선택적으로 투과시켜 그 하부의 중형기공성 백금층과 접촉하게 할 수 있게끔 글루코스 선택층이 중형기공성 백금층의 상부에 형성되는 것이 바람직하다. 이러한 구성을 통하여 글루코스 선택성을 높이고, 혈당 측정값의 정확성을 향상시킬 수 있다. 또한, 상기 바이오센서는 금속물질로 형성되므로 계속적으로 혈당을 측정하고자 하는 측정자가 본 발명에 따른 연속 혈당 측정장치를 장시간 장착한 경우에는 피부 아래로 침습한 바이오센서에 인체의 면역기작이 동작하여 염증 등의 반응이 있을 수 있다. 따라서 바늘에 대한 인체 면역기작을 동작시키지 않고 인체에 미치는 부작용을 최소화시키기 위하여 바늘의 표면에 항면역 물질층을 바이오센서의 최외부에 더 형성할 수 있다. 상기 글루코스 선택층은 나피온(nafion) 또는 사이클로덱스트린(Cyclodextrine)일 수 있고, 상기 항면역 물질층은 폴리클로로트리플루오로에틸렌(Polychlorotrifluoroethylene, PCTFE, Kel-F), 나피온(nafion) 및 MPC(2-methacryloyloxyethyl phosphorylcholine)으로 구성된 군으로부터 선택된 1종 이상일 수 있으며, 이에 제한되는 것은 아니다. 글루코스 선택층과 항면역 물질층은 코팅법을 이용하여 바이오센서의 표면에 형성된다. 일 예로, 글루코스 선택층과 항면역 물질층을 코팅하는 방법은 딥 코팅(dip coating), 스핀 코팅(spin coating) 또는 드롭 코팅법(drop coating)을 이용하여 형성할 수 있다.

상기 프로세서 유닛은 상기 인가된 전압에 따른 전류-전압관계를 산출하여 혈액 내의 혈당량을 연산한다. 상기 혈당량을 연산하는 단계는, 직류 전압을 인가하였을 때의 저항값, 교류 전압을 인가하였을 때의 임피던스 값을 산출하여 혈당량을 연산하여 수행할 수 있다. 본 발명의 일 실시예에서, 전압원이 인가한 전압에 따른 전류값을 감지한 후, 이를 디지털 값으로 변환한다. 프로세서는 ADC에서 출력한 전류값과 전압값을 이용한 연산과정을 수행하여 연산결과에 대응되는 혈당값을 출력한다. 이러한 연산은 하드웨어적 또는 소프트웨어적으로 구현이 가능하다. 일 실시예에서, 연산결과 도출된 혈당량 값을 메모리에 저장한다. 일 실시예에서, 통신부는 프로세서 유닛이 연산하거나, 메모리에 저장된 혈당량 값을 유선 또는 무선 통신으로 외부 단말에 전송한다. 일 예로서, 통신부는 외부 단말과 유선 또는 무선으로 통신한다. 다른 실시예에서, 디스플레이부는 연속 혈당 측정장치의 표면에 위치하여 프로세서 유닛이 연산하거나, 메모리에 저장된 혈당량 값을 표시한다. 일 예에서, 디스플레이부에서 표시되는 혈당값은 아라비아 숫자로 표시될 수 있으며, 이와 동시에 시간에 따라 혈당값의 변동을 파악할 수 있는 꺾은선 그래프로도 표시될 수 있다. 본 발명에 의한 연속 혈당 측정장치에 형성된 바이오센서(바늘)는 피하 통점(pain spot)이 위치하는 깊이 직전까지의 깊이로 침습하므로, 채혈법에 비하여 출혈량이 적고 측정자가 느끼는 고통 및 부담감이 적다. 본 발명에 있어서 상기 연속 혈당 측정 시스템의 구조는 전기한 본 출원인의 대한민국 특허 제1288400호에 개시된 구조일 수 있다.

본 발명의 연속 혈당 측정시스템은 글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 측정하는 바이오센서, 상기 바이오센서에 전압을 인가하는 전압원, 상기 인가된 전압에 따른 전류-전압관계를 산출하여 혈액 내의 혈당량을 연산하는 프로세서 유닛(micro processor) 및 상기 프로세스 유닛에서 연산된 혈당량을 유선 또는 무선통신을 이용하여 외부에 전송하는 제1통신부를 포함하되, 상기 바이오센서에 인가된 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 조절한 연속 혈당측정장치 및; 상기 연속 혈당 측정장치가 전송한 혈당값을 수신하는 제2통신부와, 상기 수신된 혈당값을 처리하는 프로세서 유닛 및 상기 처리된 혈당값을 표시하는 디스플레이를 표시하는 단말을 포함한다. 상기 연속 혈당 측정장치의 제1통신부와 상기 단말의 제2통신부는 유선 또는 무선으로 통신한다. 상기 무선 통신은 SWAP(Shared Wireless Access Protocol), 블루투스(bluetooth), IrDA(Infrared Data Association), 지그비(zigbee), 와이파이(wifi), NFC(Near Field Communication), 셀룰러(cellular) 및 LTE(Long Term Evolution) 통신 규약로 구성된 군으로부터 선택된 1종 이상일 수 있다. 또한, 본 발명에 있어서 상기 단말은 스마트폰, 태블릿 PC, 스마트워치 등 스마트기기일 수 있으며 특별히 제한되는 것은 아니고, 무선통신이 가능하고 사용자의 기타 건강상황을 진단할 수 있고 긴급상황 발생시 사용자에 대한 알람이나 의료기관, 응급출동기관 호출등 연계기능을 어플리케이션 프로그램의 형태로 구현이 가능한 스마트기기가 바람직하다. 상기 제1통신부 및 제2통신부의 상세한 구조나 통신방법은 특별히 제한되는 것은 아니고 통신방식 등에 의해 결정될 것이고, 공지의 통신방식을 적용할 수 있으며 본 명세서에서 더 이상의 상세한 설명은 하지 않기로 한다.

이하 실시예를 통해 본 발명을 보다 상세히 설명한다. 그러나 하기 실시예는 본 발명의 이해를 돕기 위한 예시적인 것으로서, 본 발명의 범위가 이에 한정되는 것은 아니다.

실시예 1(다공성 백금 전극 (roughness factor : 465) 제조)

다공성 백금 전극은 아래와 같은 과정을 제작하였다. 백금과 이리듐의 합금으로 이루어진 Pt-Ir wire(지름 0.127 mm, 길이 3.0 mm)를 준비하였다. 이와 별개로, Triton X-100(l):0.3M NaCl(aq):H₂PtCl₆(s)=50:45:5 중량비(wt%)로 혼합한 다음, 위의 도금액 100mL의 온도를 40 ℃로 유지하면서 Pt-Ir wire를 도금액에 담그고 -0.2V vs. Ag/AgCl의 전위를 인가하여 Pt-Ir wire에 다공성 백금을 도금하였다. 도금량은 15 C/cm²이며 도금 후에 70 ℃ 증류수에 전극을 넣은 후 교반하면서 계면활성제인 Triton X-100을 제거하여 다공성 백금 전극을 제조하였다.

실시예 2(글루코즈 산화조건 결정)

상기 실시예 1에서 제조한 다공성 백금 전극을 작업전극으로, 기준전극으로는 Ag/AgCl 전극을, 상대전극으로는 백금 wire를 이용하여 Scan rate : 50 mV/sec의 조건하에서 PBS 완충용액(pH 7.4)에 글루코즈를 첨가하며 순환전위전류법으로 그 변화를 관찰하였다. 도 1은 글루코즈의 농도, 즉 첨가량을 달리하며 글루코즈의 산화전위를 측정한 순환전압전류곡선(cyclic voltammogram, CV)이며, 본 발명자들이 이미 논문을 통해서도 발표한 바 있다(Electrochimaca Acta, 53(2008) 6143-6148). 도 1에서 볼 수 있는 바와 같이, PBS 만 존재하는 경우에는 0.2 V 영역에서 산화 신호가 보이지 않으나 글루코즈를 추가함에 따라 산화 신호가 점점 더 증가하는 것을 확인할 수 있었으며, 이것은 위의 전위에서 글루코즈가 다공성 백금 전극에 의하여 산화되는 것을 의미한다.

실시예 3(전위변화에 따른 글루코즈와 아세트아미노펜의 감도 측정)

기능성 고분자막이 코팅된 다공성 백금 전극 (roughness factor : 1200) 작업 전극은 실시예 2에서 제시된 다공성 백금층상에, 20% Nafion 용액 2 μL를 코팅한 후 25 ℃ 진공오븐에서 16 시간동안 건조하고 0.5% MPC 용액에 5 초간 넣었다 꺼낸 후 60 ℃ 진공오븐에서 1 시간 동안 건조하여 기능성 고분자층을 코팅하였다. 기준전극 및 상대 전극은 상기 실시예 2와 동일하였고, 이들 전극을 혈청(시그마알드리치에서 구매)에 침지하였다.

그 다음 작업전극, 즉 다공성 백금층 및 기능성 고분자층이 형성된 산화전극에 각 실험시 Ag/AgCl 기준 전극 대비 (+)0.4 V, 0.34 V 및 0.28 V를 인가하며 글루코즈와 아세트아미노펜을 첨가하며 전류를 측정하였다. 도 3 내지 5는 Ag/AgCl 기준 전극 대비 각각 0.4V, 0.34V 및 0.28V의 전압을 인가하고 글루코즈 및 아세트아미노펜을 첨가하며 전류를 측정한 결과이다. 도 3 내지 5에서 볼 수 있는 바와 같이, 인가전압이 낮아질수록 아세트 아미노펜에 대한 감도가 낮아지고 0.3V 미만의 전압에서 아세트아미노펜의 산화반응이 일어나지 않음을 알 수 있다. 즉, 전위가 0.4 V 인 조건에서는 AP를 첨가하였을 때, 산화 전류가 크게 증가하는 것을 관찰할 수 있으며, 이 때 산화 전류의 크기는 56 μA/mM·cm²에 이름. 한편, 글루코즈에 대한 감도는 0.43 μA/mM·cm²으로 측정되었고, 인가 전위를 0.34 V로 낮추면 글로코즈의 감도는 0.46 μA/mM·cm²로 거의 변화가 없으나 AP의 감도는 15 μA/mM·cm²로 감소하는 것을 볼 수 있었다. 다만, 인가 전위를 0.28 V로 더 낮추면 글루코즈의 감도는 0.42 μA/mM·cm²로 크게 변화가 없으나, AP에 의한 산화 전류는 검출되지 않는 것을 확인할 수 있었다. 하기 표 1에 이러한 결과를 정리하였다.

[표 1]

실시예 4(전위변화에 따른 장시간 전류변화 관찰)

정상인 혈당 농도인 5 ~ 7 mM 범위의 글루코즈를 함유한 혈청에 작업 전극을 넣고 각각의 전위를 인간하면서 AP를 첨가할 때의 거동을 관찰하였다. 도 6 내지 도 8은 각각 Ag/AgCl 기준 전극 대비 0.4V, 0.34V 및 0.28V의 전압을 인가하고 2시간 후 아세트아미노펜을 첨가한 후 9시간까지의 전류변화를 측정한 결과이다. 도 6 내지 도 8에서 볼 수 있는 것과 같이, 시간이 지남에 따라 작업전극에서 글루코즈의 산화가 진행되어 전류, 즉 글루코즈의 농도가 지수함수적으로 감소함을 알 수 있고, 2시간 후 AP를 첨가하면 인가 전위가 0.4 V인 경우 산화 전류가 22 nA까지 증가하는 것을 관찰할 수 있었고, 인가 전위를 0.34 V로 변화하고 AP를 첨가했을 때, 산화 전류가 6 nA로 감소하는 것을 알 수 있었으나, 마지막으로 인가 전위를 0.28 V로 낮추면 AP를 첨가하더라도 AP에 의한 전류 변화가 나타나지 않음을 알 수 있다. 이러한 결과는 본 발명의 연속 혈당 측정방법 및 측정장치를 사용할 경우 사용자의 아세트아미노펜 복용여부에 영향을 받지 않고 정확한 혈당수치를 측정할 수 있음을 의미한다.

앞에서 설명된 본 발명의 일실시예는 본 발명의 기술적 사상을 한정하는 것으로 해석되어서는 안 된다. 본 발명의 보호범위는 청구범위에 기재된 사항에 의하여만 제한되고, 본 발명의 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상을 다양한 형태로 개량 변경하는 것이 가능하다. 따라서 이러한 개량 및 변경은 통상의 지식을 가진 자에게 자명한 것인 한 본 발명의 보호범위에 속하게 될 것이다.

Claims

글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 바이오센서를 통해 측정함으로써 혈당량을 측정하는 연속 혈당 측정장치에 있어서,
상기 바이오센서에서 전기화학적 산화반응을 유도하는 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 인가되도록 한 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치.
제1항에 있어서,
상기 바이오센서는 중형기공성 백금층을 포함한 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치.
제1항에 있어서,
상기 전압은 Ag/AgCl 전극을 기준으로 (-)0.1 내지 (+)0.3V 범위로 인가되는 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치.
제2항에 있어서,
상기 바이오센서는 글루코스 선택층 및 항면역 물질층을 더 포함하며 피하 통점 깊이 이내로 침습하는 하나 이상의 바늘 형태인 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정장치.
제1항에 있어서,
상기 바이오센서에 전압을 인가하는 전압원 및;
상기 인가된 전압에 따른 전류-전압관계를 산출하여 혈액 내의 혈당량을 연산하는 프로세서 유닛(micro processor)을 더 포함한 연속 혈당 측정장치.
글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 측정하는 바이오센서, 상기 바이오센서에 전압을 인가하는 전압원, 상기 인가된 전압에 따른 전류-전압관계를 산출하여 혈액 내의 혈당량을 연산하는 프로세서 유닛(micro processor) 및 상기 프로세스 유닛에서 연산된 혈당량을 유선 또는 무선통신을 이용하여 외부에 전송하는 제1통신부를 포함하되, 상기 바이오센서에 인가된 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 조절한 연속 혈당측정장치 및;
상기 연속 혈당 측정장치가 전송한 혈당값을 수신하는 제2통신부와, 상기 수신된 혈당값을 처리하는 프로세서 유닛 및 상기 처리된 혈당값을 표시하는 디스플레이를 표시하는 단말을 포함한 연속 혈당 측정시스템.
제6항에 있어서,
상기 무선 통신은 SWAP(Shared Wireless Access Protocol), 블루투스(bluetooth), IrDA(Infrared Data Association), 지그비(zigbee), 와이파이(wifi), NFC(Near Field Communication), 셀룰러(cellular) 및 LTE(Long Term Evolution) 통신 규약 중 어느 하나 이상인 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정시스템.
글루코즈의 전기화학적 산화반응시 발생하는 전류량을 바이오센서를 통해 연속 또는 단속적으로 측정함으로써 혈당량을 측정하는 연속 혈당 측정방법에 있어서,
상기 바이오센서에서 전기화학적 산화반응을 유도하는 전압은 그 상한이 글루코즈의 산화가 개시되는 전압 이상이고 아세트아미노펜의 산화가 개시되는 전압 이하의 범위에서 인가되도록 한 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정방법.
제8항에 있어서,
상기 전압은 Ag/AgCl 전극을 기준으로 (-)0.1 내지 (+)0.3V 범위인 것을 특징으로 하는 연속 혈당 측정방법.