WO2013147351A1 - 바이오 센싱장치 - Google Patents

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WO2013147351A1
WO2013147351A1 PCT/KR2012/002432 KR2012002432W WO2013147351A1 WO 2013147351 A1 WO2013147351 A1 WO 2013147351A1 KR 2012002432 W KR2012002432 W KR 2012002432W WO 2013147351 A1 WO2013147351 A1 WO 2013147351A1
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reaction
main substrate
unit
bio
substrate
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PCT/KR2012/002432
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French (fr)
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이진우
최재규
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주식회사 세라젬메디시스
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    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
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    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
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    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/48785—Electrical and electronic details of measuring devices for physical analysis of liquid biological material not specific to a particular test method, e.g. user interface or power supply

Definitions

  • the present invention relates to a biosensing device, and more particularly, to a biosensing device in which a biosensor and a measuring device are integrally implemented.
  • Biosensor refers to a means of investigating the properties of a target substance by using a function of a living organism. Since a biomaterial is used as a detection device, it has excellent sensitivity and reaction specificity. Biosensors include an enzyme assay and an immunoassay according to an analytical reaction, and an optical biosensor and an electrochemical biosensor according to a method of quantitatively analyzing a target substance in a biological sample. Enzyme assay biosensors utilize specific reactions of enzymes and substrates, enzymes and enzyme inhibitors, and immunoassay biosensors utilize specific reactions of antigens and antibodies.
  • the optical biosensor is a method of measuring the concentration of a target substance by measuring light transmittance, absorbance or wavelength change, and is the most commonly used method.
  • the biosensor in order to check the value measured by the biosensor, the biosensor should be inserted into the measuring device.
  • the measuring device detects the insertion and analyzes the concentration of the target substance by electrochemical method.
  • an error may occur in the result value measured by the biosensor by the contact impedance value generated by the connection node (eg, socket, connector, etc.) to which the biosensor and the measuring device are connected.
  • the measuring device may have an error in detecting that the biosensor is connected.
  • the impedances of the connection nodes of the individual measuring devices may be different from each other.
  • the impedance may vary. In these situations, however, the accuracy and reproducibility of the measurements cannot be guaranteed.
  • the present invention derived to solve the problems of the prior art aims to increase the accuracy and reproducibility of the measured value in the biosensing device.
  • the present invention provides an electrochemical biosensing device, comprising: a main substrate, a reaction reagent for reacting an analyte with a redox reaction, and a reaction electrode for generating an analog electric signal by causing the redox reaction to occur; A reaction unit positioned at one end of the main substrate; a signal processor disposed on a first surface of the main substrate; a signal processor configured to process the analog electric signal; a screen display configured to display processing results of the signal processor; and a housing to accommodate the main substrate.
  • the screen display unit is three-dimensionally disposed on the signal processing unit, characterized in that the space for mounting the body blood vessel is formed in the housing.
  • the present invention also provides an electrochemical bio-sensing device comprising: a main substrate having one end protruding, a reaction reagent for reacting redox with an analyte, and a reaction electrode for generating an analog electric signal by causing the redox reaction to occur; And a reaction unit positioned at one end of the main substrate, a signal processor disposed on a first surface of the main substrate to process the analog electric signal, and a screen display unit configured to display a processing result of the signal processor.
  • the screen display unit may be disposed on a second surface opposite to the first surface of the main board, and a space for mounting a blood donor may be formed on the opposite side of one end of the main board.
  • the biosensing device has a structure in which a measuring device is directly connected to a biosensor without a connection node such as a connector or a socket. Therefore, since there is no impedance due to the connection between the reaction unit and the measuring device as a connection node, there is no distortion of the signal due to the contact impedance, so the measurement accuracy is very high. In addition, since an electrode for detecting sensor insertion and a type of analyte required for the biosensor is not required, such as when the biosensor is connected to the measuring device, there is no error in detection. Therefore, the bio sensing operation can be performed more reliably.
  • the biosensor and the blood donor can be formed integrally with the sensing device, it is convenient to carry and use.
  • the biosensing device of the present invention can minimize the manufacturing cost because the capillary is formed through the bracket without using a complicated switch suitable for single use.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a bio-sensing device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of FIG.
  • FIG. 3 is a perspective view showing the main part of FIG.
  • FIG. 4 is a perspective view showing a state in which the main part of Figure 3 assembled.
  • FIG. 5 is a side perspective view of FIG. 4.
  • Figure 6 is a perspective view showing the fastening of the bracket and the reaction portion of FIG.
  • FIG. 8 is a detailed perspective view of the bracket of FIG.
  • FIG. 8 is a perspective view illustrating a power supply disconnection release of FIG. 1.
  • 11 to 13 is a perspective view showing a bio-sensing device according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 14 is a perspective view showing a bio-sensing device according to another embodiment of the present invention.
  • 15 to 24 is a perspective view showing a bio-sensing device according to another embodiment of the present invention.
  • Biosensing device of the present invention the reaction unit 1001, the bracket 1002, the reaction unit 1003, the blood donor mounting space 1004, the blood donor 1005, the power cutoff unit 1006, the main substrate 1007 , Main board power pin 1008, battery 1009, battery terminal 1010, screen display unit 1011, auxiliary substrate 1012, signal processing unit 1013, temperature sensor 1014, audio / sound output unit ( Speaker, buzzer, etc.) 1015, an upper housing 1016, and a lower housing 1017.
  • the biosensing device of the present invention implements a biosensor and a measuring device as an integrated unit, and may also be attached to and detached from a blood donor by including a blood donor mounting space.
  • the user pulls the power cutoff unit 1006 from the bio-sensing device to make the power-off state the power-on state.
  • the finger portion coming out of the blood is brought into contact with the reaction unit 1001, and after a predetermined time, the blood glucose value is checked through the screen display unit 1011.
  • the biosensing device used to check its blood sugar value is discarded by the user.
  • the reaction part 1001 of the reaction chamber structure is constituted by the bracket 1002 and the reaction part 1003 to improve the sample introduction function by the capillary action.
  • the battery power supply can be cut off / release using a simple configuration of the power cut-off unit 1006, thereby improving the function and manufacturing cost savings to prevent battery power consumption when the bio-sensing device is not in use.
  • the body blood vessel mounting space 1004 is formed in the bio-sensing device to increase the convenience of use by integrating the body blood vessel 1005 together with the biosensor and the measuring apparatus.
  • the screen display unit 1011 is disposed three-dimensionally with respect to the signal processing unit 1013 on the main substrate 1007 to increase the size of the biosensing device (length and area increase) due to the body blood cell mounting space 1004. prevent.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of FIG. 1
  • FIG. 3 is a perspective view showing main parts of FIG. 2.
  • 4 is a perspective view showing the main part of Figure 3 assembled
  • Figure 5 is a side perspective view of FIG.
  • the upper housing 1016 and the lower housing 1017 serve as a case of the bio sensing device.
  • One left end of the lower housing 1017 has a supporting surface for fixing the reaction part 1001, and a left end of the upper housing 1016 has a groove for external exposure of the reaction part 1001.
  • the signal processing unit 1013 is disposed on the upper surface of the main substrate 1007, and a reaction unit 1001 composed of the bracket 1002 and the reaction unit 1003 is disposed at one end of the upper surface of the main substrate 1007.
  • the reaction part 1003 formed at one end on the main substrate 1007 includes a reaction electrode (not shown by the reaction reagent) and a reaction reagent placed on the reaction electrode, and the signal processing part 1013 and the reaction part ( Conductors (not shown) are formed for the signal transfer function between the reaction electrodes of 1003).
  • the screen display unit 1011 is three-dimensionally disposed on the upper portion of the signal processing unit 1013 of the main substrate 1007, and the screen display unit 1011 is mounted on the upper surface of the auxiliary substrate 1012.
  • the data / power pins of the auxiliary substrate 1012 are connected to the main substrate 1007.
  • the screen display unit 1011 and the auxiliary substrate 1012 are configured separately, but it is preferable that the screen display unit 1011 and the auxiliary substrate 1012 is one component for a display function.
  • the screen display unit 1011 and the signal processing unit 1013 may be disposed on the other side of the main substrate 1007. In this case, a separate auxiliary substrate for three-dimensionally arranging the screen display unit 1011 with respect to the signal processing unit 1013 is not necessary.
  • the main board 1007 may further include a temperature sensor 1014, and provides temperature information used to perform temperature correction on the blood glucose value measured by the reaction unit 1001.
  • the temperature sensor 1014 is preferably arranged near the reaction unit 1001 as shown in FIG.
  • the biosensing device may further include a voice / sound output unit 1015 for a blood glucose patient having difficulty in recognizing various information through the screen display unit 1011 due to a decrease in vision.
  • the reaction unit 1001 may be mounted on the main substrate 1007, and the reaction unit 1001 and the signal processing unit 1013 of the main substrate 1007 may be electrically connected to each other by conducting wires.
  • the reaction electrode of the reaction unit 1001 may be integrally formed by being electrically connected to the conductive wire by wire bonding.
  • the reaction unit 1001 may be formed on a separate substrate instead of the main substrate 1007, and the separate substrate on which the reaction unit 1001 is formed may be electrically connected to the main substrate 1007 using a rigid / flex printed circuit board bonding technology. Can be connected.
  • a separate substrate on which the reaction unit 1001 is formed may be integrally formed by being electrically connected to the main substrate 1007 and the heat seal.
  • FIG. 6 illustrates a state before the bracket 1002 constituting the reaction unit 1001 and the reaction unit 1003 are fastened (ie, product assembly), and FIG. 7 is a view after the bracket 1002 is fastened to the reaction unit 1003.
  • the figure is shown. That is, the bracket 1002 is fastened by sliding at the front end of the reaction part 1003, and the protrusion 1002a formed inside the bracket 1002 is located at the bottom of the reaction part 1003. It is fixed by being caught by the grooves 1007a on both sides.
  • FIG. 8 is a detailed perspective view of the bracket of FIG. 2.
  • the protrusion 1002a is formed at an inner side of the bracket 1002, and the upper portion of the bracket 1002 positioned above the reaction unit 1003 is covered with one surface according to the fastening.
  • the lower portion of the bracket 1002 positioned below the reaction portion 1003 according to the fastening is open, and one end of the upper surface of the bracket 1002 is curved inwardly (1002b).
  • the upper surface and the inner surface of the bracket 1002 and the upper surface of the reaction unit 1003 have a reaction chamber structure. That is, the upper surface and the inner surface of the bracket 1002 and the upper surface of the reaction portion 1003 form a capillary tube to ensure rapid sample introduction.
  • the bracket 1002 functions as a protective cover, an air outlet, a space structure layer for a predetermined reaction space, a cover, and a vent layer for inducing a capillary phenomenon to inhale a sample.
  • the inwardly curved shape 1002b of the bracket 1002 further raises the capillary action so that the sample introduced from one end of the bracket 1002 can be introduced to the reaction portion 1003 faster.
  • the curved shape 1002b also serves to guide the user to which part of the reaction part 1001 the sample should be contacted.
  • the material of the bracket 1002 is, for example, formed of a plastic injection molded material of a transparent PC material, so that the user can visually check whether the sample is well introduced to the reaction part 1003.
  • FIG. 9 illustrates a state in which the power cutoff unit 1006 is attached before the use of the biosensing device
  • FIG. 10 illustrates a state in which the power cutoff unit 1006 is detached when the biosensing device is used.
  • a power cut-off unit 1006 is disposed between the main board power pin 1008 and the battery terminal 1010 so as not to come into contact with each other. Supply of power to the main substrate 1007 is cut off.
  • the power cutoff unit 1006 is detached as shown in FIG. 10
  • the main board power pin 1008 and the battery terminal 1010 are in contact with each other, and power is supplied from the battery 1009 to the main board 1007. .
  • the power cut-off unit 1006 is formed of a flat film of a non-conductive material, it is preferable to cut off the electrical connection between the main board power pin 1008 of the metal material and the battery terminal 1010. As such, when manufacturing the power cutoff unit 1006 using a film, cost reduction for preventing battery power consumption may be achieved.
  • a somatic system mounting space 1004 for mounting the somatic system 1005 is formed on the right side of the upper housing 1016 and the right side of the lower housing 1017.
  • the right end of the upper housing 1016 and the right end of the lower housing 1017 are formed with grooves for detachable operation convenience of the blood donor 1005.
  • FIG. 11 to 13 is a perspective view showing a bio-sensing device according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a top perspective view of a bio sensing device equipped with a reaction unit having a transit hole A 132
  • FIG. 12 is a bottom perspective view of the bio sensing device shown in FIG. 11.
  • the bio-sensing device according to the present embodiment includes the screen display unit 110, the conductive wire 120, the passage hole A 132, the passage oil hole B 131, and the signal processing unit 130. , An insulator layer 140, a reaction electrode 151, a reaction reagent layer 160, a space layer 170, and a cover 180.
  • the insulator layer 140 may be any material capable of forming a conductive electrode on the insulating substrate.
  • Industrial techniques related to forming the conductive electrode on the insulating substrate include a method of forming the conductive electrode by sputtering using a shadow mask, a method of forming the electrode by conventional sputtering and using conventional photolithography or a laser.
  • Various methods such as a method of forming an electrode using screen printing, an electroless plating method, an electrolytic plating method, and the like may be applied.
  • the insulator layer 140 may be realized by forming a pattern with conductive ink, conductive paste, etc. using various materials such as film, glass, silicon, plastic, fiber, paper, etc. using printing electronics as a substrate.
  • PCB which is widely used industrially, is a representative example of the insulator layer 140. This insulator layer is equally applicable to other embodiments of the present invention.
  • the reaction part is where the reaction electrode 151, the reaction reagent layer 160, the space layer 170, and the cover 180 are located.
  • the reaction part refers to a place where a chemical reaction occurs due to the material provided.
  • the reaction chamber is implemented by the reaction reagent layer 160, the space layer 170, and the cover 180.
  • the reaction reagent layer 160 is where the material for the biosensing device to perform the predetermined reaction operation is disposed.
  • the space layer 170 is a layer surrounding the reaction reagent layer 160.
  • the cover 180 is a layer covering the reaction reagent layer 160.
  • the space formed by the space layer 170 and the cover 180 is a space where the capillary phenomenon can proceed.
  • the insulator layer 140 is a substrate on which a circuit is disposed.
  • the reaction electrode 151 is an electrode for generating an electric signal corresponding to a chemical reaction occurring in the reaction reagent layer. That is, the reaction electrode 151 generates an analog electric signal corresponding to the redox reaction generated by the reaction reagent and the analyte (eg, blood glucose, etc.).
  • One of the reaction electrodes 151 is a working electrode, and the other is a reference electrode. In this case, at least two electrodes are required for the electrochemical measurement, and the number of reaction electrodes is three, five, eight, and the like.
  • the screen display unit 110 is for displaying a bio sensing result.
  • the screen display unit 110 is a means for informing the user of the measurement result value, and in addition to the screen display unit, voice / sound output means (speakers, buzzers, etc.) may be possible.
  • the screen display unit 110 may be an LCD, an electronic paper, or an LED.
  • the signal processor 130 may include a signal converter configured to convert an analog electric signal generated by the reaction electrode 151 and received through the via hole A 132, the conductive wire 120, and the via hole B 131 into a digital electric signal. And an operation unit configured to generate a measurement result value of the analysis target material from the digital electrical signal, and an output unit to display the generated measurement result value. That is, the signal processor 130 receives the electric signal for the reaction result from the reaction reagent layer provided through the conductive wire 120 so that the result value corresponding thereto may be displayed on the screen display unit.
  • the insulator layer 140 is a layer on which the conductive wire 120 is formed.
  • the conductive wire 120 is a means for electrically connecting the reaction unit and the signal processing unit, that is, transmitting an applied voltage between the reaction electrode 151 and the signal processing unit 130 and an analog electric signal (current or voltage, etc.) according to an electrochemical reaction. .
  • a conductor is a signal transmission unit in the present invention.
  • FIGS. 11 and 5B The operation of the biosensing device shown in FIGS. 11 and 5B will be described taking blood glucose measurement by an electrochemical current (ampero metry) as an example.
  • the voltage is applied by the signal processor 130, the voltage is applied to the reaction electrode 151 via the via hole B 131, the conductive wire 120, and the via hole A 132.
  • an analog signal (current) is generated according to an electrochemical reaction between the reaction reagent and an analyte (eg, blood glucose) introduced thereon.
  • This current is transmitted from the reaction electrode 151 to the signal processor 130 via the via hole A 132, the conductive wire 120, and the via hole B 131.
  • the signal processor 130 derives a measurement result value (for example, a blood glucose value of a concentration of an analyte) corresponding to a current through arithmetic processing.
  • the characteristic of this embodiment is to have a signal transmission path through the via holes 131 and 132, and thus the conductor 120 is arranged under the insulator layer.
  • the conductive wire 120 may be implemented on the second insulator layer 142, or the conductive wire 120 may be formed under the first insulator layer 141, and the second insulator layer 142 may cover the conductive wire 120. It can also be implemented as a structure.
  • the passage holes B 131 are configured not to deform the general signal processor, but various modifications are possible. That is, in FIGS. 11 to 13, the conductive wire is disposed between the signal processing unit and the via hole B 131, but only the via hole is formed in front of the signal processing unit pin terminal without the conductive wire, or the conductive wire and the via hole B 131 are formed.
  • the pin terminals of the signal processing unit may be pulled out below the insulator layer so that the pin terminals and the conductors are directly connected.
  • the biosensing device 100A includes a screen display unit 110A, a conductive wire 120A, a signal processor 130A, an insulator layer 140A, a reaction electrode 151A, and a reaction.
  • Reagent layer 160A, space layer 170A, and cover 180A is for displaying a bio sensing result.
  • the reaction part is where the reaction electrode 151A, the reaction reagent layer 160A, the space layer 170A, and the cover 180A are located.
  • the reaction part refers to a place where a chemical reaction occurs due to the material provided.
  • the reaction chamber is formed by the reaction reagent layer 160A, the space layer 170A, and the cover 180A, and the reaction reagent layer 160A is where the material for the biosensor to perform a predetermined reaction operation is disposed.
  • the space layer 170A is a layer surrounding the reaction reagent layer 160.
  • Cover 180A is a layer covering reaction reagent layer 160A.
  • the space formed by the space layer 170A and the cover 180A is a space where the capillary phenomenon can proceed.
  • the reaction electrode 151A is an electrode for generating an electrical signal corresponding to a chemical reaction occurring in the reaction reagent layer.
  • the display unit 110A may use an LCD device or an LED device, and any device that displays other screens may be used. In particular, recently developed electronic paper can be used.
  • the conductive line 120A is for electrically connecting the reaction electrode 151A and the signal processor 130A.
  • the reaction electrode 151A and the conductive wire 120A are divided, and the reaction electrode and the conductive wire may be integrally patterned according to the manufacturing process of the biosensor.
  • the signal processor 130A receives the electrical signal for the reaction result from the reaction reagent layer provided through the conductive wire 120A and displays the result value corresponding thereto.
  • the insulator layer 140A is a layer on which the conductive wire 120A is formed.
  • a biosensor and a measuring device that are physically separated from each other may be connected to a socket, and thus, an analog electric signal corresponding to the redox reaction occurring in the biosensor may be transmitted to the measuring device to check the reaction state.
  • the impedance value of the connection part was an obstacle to measuring the value of the analyte, which reduced the accuracy.
  • the biosensing device according to the present invention includes a reaction part and a signal processing part capable of processing a result of the reaction in the reaction part on one substrate, the socket for the biosensor is physically connected to the measuring device, unlike the prior art. There is no impedance component by the connection node of.
  • the present invention does not require an electrode as a means for sensor insertion detection, analyte detection, etc. required for a conventional biosensor, and errors due to the error of the electrode can be completely excluded.
  • the biosensing device can measure more precisely because the reaction part can process the signal generated by the electrochemical reaction more sensitively.
  • the electrical connection between the reaction electrode and the signal processor of the reaction unit as a signal transmission unit which can be seen that the reaction electrode and the signal transmission unit includes an electrically conductive material.
  • the bio-sensing device may further include storage means (not shown) for storing identification information on the bio-sensing device on the insulator layer 140.
  • the identification information may be displayed through the screen display unit 110 or through a display unit additionally provided.
  • the identification information may include at least one of a type of analyte, a measurement condition, production information, and user information.
  • the biosensing device may store and display identification information so that it is easy to identify who the specific biosensing device is among the family members.
  • biosensing device 15 to 21 illustrate various embodiments of the biosensing device of the present invention.
  • the biosensing device according to various embodiments described below will be described only for the features, and may be provided with the internal components of the above-described bio-sensing device.
  • each feature in the various embodiments described below may be combined in various ways to constitute a bio-sensing device.
  • the biosensor according to the present embodiment includes a screen display 211, a conductive wire 212, a signal processor 213, an insulator layer 214, reaction electrodes 221 and 222, and a reaction reagent. Layer 223, space layer 224, and cover 225.
  • the biosensor according to the present embodiment is composed of a first substrate 210 and a second substrate 220, the first substrate 210 can be implemented with an insulator layer shown in FIG. 220 may be implemented as a flexible insulator layer including an electrode.
  • the first substrate 210 and the second substrate 220 may be implemented as a substrate of the same material.
  • the first substrate 210 may be implemented as a PCB
  • the second substrate 220 may be implemented as a flexible PCB.
  • the first substrate is a part corresponding to the measuring device of the present invention
  • the second substrate is a part corresponding to the reaction unit of the present invention.
  • the first substrate 210 and the second substrate 220 may be bonded using a rigid / flex printed circuit board bonding technique (for example, a rigid / flexible PCB bonding technique widely used in industry) (see 215). ) Is a feature of the biosensor according to the present embodiment.
  • a manufacturing process of a biosensing device is made by separately preparing a substrate on which a reaction reagent having a great influence on the accuracy and reproducibility of the biosensing result and bonding a substrate having a signal processing unit composed of the remaining electronic components. Reliability can be improved.
  • the bio-sensing device includes the screen display unit 211, the conducting wire 212, the signal processor 213, the insulator layer 214, the reaction electrodes 321 and 322, and the reaction reagent layer 323. ), A space layer 324 and a cover 325.
  • the biosensor according to the present embodiment includes a first substrate 210 and a second substrate 320, the first substrate 210 and the second substrate 320 is a heat seal (310) It is characterized by connecting using.
  • the bio-sensing device 400 includes a screen display unit 430, a conductive wire 420, a signal processor 440, an insulator layer 410, reaction electrodes 461 and 462, and a reaction reagent. Layer 470, space layer 480, and cover 490.
  • the reaction electrodes 461 and 462 are connected to the conductive wire 420 using the wire bonding 450.
  • the bio-sensing device according to the present embodiment includes the screen display unit 510, the conductive wire 550, the signal processor 520, the insulator layer 530, the reaction electrodes 561 and 562, and the reaction reagent layer 570. ) And cover 590.
  • the biosensor according to the present embodiment is characterized in that the reaction electrodes 561 and 562 are connected to the conductive wires 550 using the electrically conductive bumps 540.
  • the electrically conductive bump 540 in the present embodiment, a capillary space is formed between the electrically conductive bump 540 and the reaction electrodes 561 and 562, so that a separate space layer and a vent hole are formed. It is not necessary. For example, since the reaction reagent layer 570 is connected to the electrically conductive bump 540, no separate vent hole is required. In addition, when the electrically conductive bumps 540 are configured in various forms, the reaction reagent layer 570 may be inclined, and thus, sample introduction may be better. In addition, the electrically conductive bumps 540 can effectively make only the area that is purely reacted into the reaction reagent layer, thereby reducing cost and improving yield. At the bottom of FIG. 18, an electrically conductive bump, a reaction electrode, and a reaction reagent layer are illustrated.
  • the biosensor according to the present embodiment includes a first substrate 610, a second substrate 620, a third substrate 630, reaction electrodes 661 and 662, a reaction reagent layer 670, and the like. Cover 690.
  • the biosensor according to the present embodiment is characterized by including a plurality of substrates, each substrate 610, 620, 630 may be used as an insulator layer, respectively.
  • the wiring required for the biosensor may be formed on any one of the substrates 610, 620, and 630, and a portion of the wirings may be formed on the substrates 610, 620, and 630, respectively.
  • the biosensing apparatus shown in FIG. 19 omits the description of other necessary components to emphasize the use of a plurality of substrates, but includes each component necessary for the operation of the above-described biosensing apparatus.
  • the biosensor 600A includes a first substrate 610, a second substrate 620, a third substrate 630, reaction electrodes 661 and 662, and a reaction reagent layer ( 670, a space layer 680, and a cover 690.
  • the biosensor according to the present embodiment is characterized by including a plurality of substrates, each substrate 610, 620, 630 may be used as an insulator layer, respectively.
  • the wiring required for the biosensing device may be formed on any one of the substrates 610, 620, and 630, and a portion of the wirings may be formed on the substrates 610, 620, and 630, respectively.
  • the biosensing device according to the present embodiment is characterized in that the space layer 680 is provided in contrast to the biosensor shown in FIG. 19.
  • the bio-sensing device of FIG. 19 functions as a dome with the structure of the cover 690 as a dome, so that the structure of the space layer does not have to be provided.
  • the structure of this cover can be applied to all other embodiments of the present invention.
  • the bio-sensing device includes a screen display unit 700, an integrated circuit (IC) 710, a conductive wire 720, reaction electrodes 761 and 762, and a reaction reagent layer 770. ), A space layer 780 and a cover 790.
  • the biosensing device configures the integrated circuit 710 to include various types of information such as code information in the device, including a signal processor as an active and passive device. That is, the integrated circuit 710 is implemented by including code information in the signal processing unit without additionally configuring a separate storage means for storing information in the biosensor.
  • the integrated circuit 710 may be implemented as one IC chip commonly referred to as a system on chip (SoC).
  • SoC system on chip
  • two substrates may be formed using a rigid / flexible printed circuit board bonding technology (eg, a rigid / flexible PCB bonding technology). Junction 730 may be used.
  • a rigid / flexible printed circuit board bonding technology eg, a rigid / flexible PCB bonding technology
  • FIGS. 22 to 24 a bio sensing device capable of performing various types of bio sensing by providing a plurality of reaction units will be described with reference to FIGS. 22 to 24.
  • FIG. 22 is a perspective view illustrating a biosensing device including a plurality of reaction parts according to still another embodiment of the present invention.
  • FIG. 23 is a perspective view illustrating a biosensing device including a plurality of reaction parts according to still another embodiment of the present invention.
  • 24 is a perspective view illustrating a biosensing device including a plurality of reaction parts according to still another embodiment of the present invention.
  • a plurality of reaction units may be used.
  • Various bio sensing operations can be performed.
  • the plurality of reaction units each include a reaction electrode and a material for bio sensing.
  • conducting wires for transmitting electrical signals from the electrodes provided to the signal processing units are disposed corresponding to the number of reaction units.
  • the material for the bio-sensing operation is provided in the reaction chamber disposed in the reaction unit, and the reaction chamber may apply various embodiments described above.
  • one substrate may be used, and a first substrate (eg, 98 in FIG. 23) and a plurality of second substrates 91, 92, and 93 may be used.
  • a first substrate eg, 98 in FIG. 23
  • a plurality of second substrates 91, 92, and 93 may be used.
  • FIGS. 9, 17, 18, 19, and 20 may be used, and in the case of using the first substrate and the plurality of second substrates, FIGS. 15 and 16.
  • FIG. 21 The part where the reaction part is located is called an auxiliary substrate, and the part where the signal processing part is located is called a main board.
  • a plurality of reaction units may be arranged on only one side, or as shown in FIG. Can be placed on.
  • a package unit (95 in FIG. 23) in which the reaction unit is packaged may be further provided to perform a moisture proof function.
  • the biosensing device according to all the above-described embodiments may further include a package for moisture proof described above with reference to FIG. 23.
  • the screen display unit may use an LCD device, an LED device, or any display device capable of displaying other information.
  • each reaction electrode and a chemical pair of at least two electrodes are provided in one reaction unit 94 to provide different types of reactions. Bio-sensing operation may be configured to be performed in one reaction unit.
  • a power supply for example, a battery and a USB connection
  • a few inputs for example, a key button and a liquid crystal display menu
  • a biosensing device in which at least one or a plurality of features included in the various embodiments described above are selected and combined may be implemented as necessary.
  • bio-sensing device of the present invention can be suitably applied to implement a bio-sensing device that can measure together the substances to be clinically measured, for example, blood sugar, glycated hemoglobin (HbA1c), hemoglobin (Hb), etc. have.
  • a bio-sensing device that can measure together the substances to be clinically measured, for example, blood sugar, glycated hemoglobin (HbA1c), hemoglobin (Hb), etc. have.

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Abstract

본 발명은 반응부와 측정장치가 하나로 구현된 바이오 센싱장치에 관한 것이다. 본 발명의 전기화학적 바이오 센싱장치는 메인기판과 반응부와 신호처리부와 화면표시부와 하우징을 포함한다. 반응부는 분석대상물질과 산화환원 반응을 하는 반응시약과, 산화환원 반응이 일어나도록 하여 아날로그 전기신호를 생성하는 반응전극을 구비하며 메인기판의 일단에 위치한다. 신호처리부는 메인기판의 제1 면에 위치하며 아날로그 전기신호를 처리한다. 화면표시부는 신호처리부의 처리 결과를 표시한다. 하우징은 메인기판을 수용한다. 화면표시부는 신호처리부의 상부에 3차원적으로 배치되고, 하우징에 체혈기의 실장을 위한 공간이 형성된다.

Description

[규칙 제26조에 의한 보정 18.06.2012]　바이오 센싱장치
본 발명은 바이오 센싱장치에 관한 것으로, 보다 자세하게는 바이오센서와 측정장치가 일체로 구현된 바이오 센싱장치에 관한 것이다.
바이오센서(biosensor)는 생물이 가지고 있는 기능을 이용하여 목적물질의 성질 등을 조사하는 수단을 말하며, 생체물질을 탐지소자로 사용하므로 감도와 반응 특이성이 우수하다. 바이오센서는 분석 반응에 따라 효소 분석법과 면역 분석법이 있고, 생체 시료 내 목적물질을 정량 분석하는 방법에 따라 광학적 바이오센서와 전기화학적 바이오센서가 있다. 효소 분석법 바이오센서는 효소와 기질, 효소와 효소 저해제의 특이적인 반응을 이용한 것이고, 면역 분석법 바이오센서는 항원과 항체의 특이적 반응을 이용한 것이다. 광학적 바이오센서는 광투과도, 흡광도 또는 파장 변화를 측정하여 목적 물질의 농도를 측정하는 방법으로서, 가장 일반적으로 사용되어 온 방법이다.
일반적으로 바이오센서에 의해 측정된 값을 확인하기 위해서는 바이오센서를 측정장치에 삽입하여야 한다. 바이오센서가 측정장치에 삽입되면 측정장치는 삽입을 감지하고, 목적물질의 농도 등을 전기화학법 등으로 분석한다. 이때 바이오센서와 측정장치가 연결되는 연결노드(예: 소켓, 커넥터 등)에 의해 발생하는 접촉 임피던스 값에 의해 바이오센서에서 측정한 결과값에 오차가 발생할 수 있다. 또한, 측정장치가 바이오센서가 접속된 것에 대한 감지에 오류가 생길 수 있다. 예를 들어, 측정장치를 대량으로 제조하는 경우에 개개의 측정장치의 연결노드의 임피던스가 서로 다를 수 있으며, 바이오센서의 전극 또는 커넥터 등이 불완전한 상태로 측정장치에 연결되는 경우에 임피던스가 변동되는데, 이러한 상황에서는 측정값의 정확성, 재현성 등을 보장할 수 없다.
또한 바이오센서를 측정장치에 삽입하는 종래의 경우에는 바이오센서와 측정장치와 란셋장치를 별개로 구비해야 하므로 휴대와 사용이 불편하다는 문제점이 있다.
이러한 종래기술의 문제점을 해결하기 위해 도출된 본 발명은 바이오 센싱장치에서 측정값의 정확성과 재현성을 높이는 것을 일 목적으로 한다.
또한 본 발명은 휴대와 사용이 편리한 바이오 센싱장치를 제공하는 것을 다른 목적으로 한다.
본 발명은 전기화학적 바이오 센싱장치에 있어서, 메인기판과, 분석대상물질과 산화환원 반응을 하는 반응시약과, 상기 산화환원 반응이 일어나도록 하여 아날로그 전기신호를 생성하는 반응전극을 구비하며 상기 메인기판의 일단에 위치하는 반응부와, 상기 메인기판의 제1 면에 위치하며 상기 아날로그 전기신호를 처리하는 신호처리부와, 상기 신호처리부의 처리 결과를 표시하는 화면표시부와, 상기 메인기판을 수용하는 하우징을 포함하며, 상기 화면표시부는 상기 신호처리부의 상부에 3차원적으로 배치되고, 상기 하우징에 체혈기의 실장을 위한 공간이 형성되는 것을 일 특징으로 한다.
또한 본 발명은 전기화학적 바이오 센싱장치에 있어서, 일단이 돌출된 메인기판과, 분석대상물질과 산화환원 반응을 하는 반응시약과, 상기 산화환원 반응이 일어나도록 하여 아날로그 전기신호를 생성하는 반응전극을 구비하며 상기 메인기판의 일단에 위치하는 반응부와, 상기 메인기판의 제1 면에 위치하며 상기 아날로그 전기신호를 처리하는 신호처리부와, 상기 신호처리부의 처리 결과를 표시하는 화면표시부를 포함하며, 상기 화면표시부는 상기 메인기판에서 상기 제1 면의 반대쪽의 제2 면에 배치되고, 상기 메인기판의 일단의 반대쪽에 체혈기의 실장을 위한 공간이 형성되는 것을 다른 특징으로 한다.
본 발명에 따른 바이오 센싱장치는 측정장치가 커넥터 또는 소켓 등의 연결노드 없이 직접 전기적으로 바이오센서와 연결되어 있는 구조이다. 따라서 반응부와 측정장치 사이를 연결노드로 연결하는 것에 따른 임피던스가 없으므로 접촉 임피던스에 따른 신호의 왜곡이 없어서 측정의 정확도가 매우 높다. 또한, 바이오센서를 측정장치에 연결할 때와 같이 바이오센서에 필요한 센서 삽입 감지, 분석 대상 물질의 종류 감지를 위한 전극이 필요하지 않기 때문에 감지에 대한 오류가 생기지 않는다. 따라서 바이오 센싱 동작을 보다 신뢰성 있게 수행할 수 있다. 또한, 본 발명에 따르면 바이오센서와 체혈기가 센싱장치와 일체로 형성될 수 있으므로 휴대 및 사용이 편리하다. 또한, 본 발명의 바이오 센싱장치는 일회용에 적합하게 복잡한 스위치를 사용하지 않고, 브라켓을 통해 모세관을 형성하므로 제조 비용을 최소화할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도.
도 2는 도 1의 분해 사시도.
도 3은 도 2의 주요 부분을 보여주는 사시도.
도 4는 도 3의 주요 부분이 조립된 모습을 보여주는 사시도.
도 5는 도 4의 측면 사시도.
도 6은 도 2의 브라켓과 반응부의 체결을 보여주는 사시도.
도 8은 도 2의 브라켓의 상세 사시도.
도 8은 도 1의 전원 공급 차단 해제를 보여주는 사시도.
도 11 내지 도 13는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도.
도 14는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도.
도 15 내지 도 24는 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자(당업자)가 본 발명의 기술적 사상을 용이하게 실시할 수 있을 정도로 상세히 본 발명의 바람직한 실시예를 설명한다. 여기서는 전기화학 전류법(ampero metry)으로 혈액 내 혈당의 농도를 측정하는 것을 예시적으로 설명하지만 본 발명은 혈당 측정을 비롯해 모든 전기화학적 바이오 센싱 기술분야에 적용될 수 있음을 당업자는 쉽게 이해할 수 있을 것이다.
도 1 내지 도 8을 참조하여 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센싱장치에 대해 설명한다. 본 발명의 바이오 센싱장치는 반응부(1001), 브라켓(1002), 반응부(1003), 체혈기 실장공간(1004), 체혈기(1005), 전원 차단부(1006), 메인기판(1007), 메인기판 전원핀(1008), 배터리(1009), 배터리 터미널(1010), 화면표시부(1011), 보조기판(1012), 신호처리부(1013), 온도센서(1014), 음성/음향 출력부(스피커, 부저 등)(1015), 상부 하우징(1016), 하부 하우징(1017)을 포함한다. 도시된 바와 같이, 본 발명의 바이오 센싱장치는 바이오센서와 측정장치를 일체형으로 구현한 것이며, 체혈기 실장 공간도 함께 구비하여 체혈기까지도 탈부착할 수 있다.
도 1을 참조하여 바이오 센싱장치의 사용 예를 설명하면 다음과 같다. 먼저 사용자는 바이오 센싱장치로부터 전원 차단부(1006)를 뽑아서 전원 오프 상태를 전원 온 상태로 만든다. 다음에는 바이오 센싱장치로부터 체혈기(1005)를 꺼내서 체혈침 발사를 통해 자신의 손가락에서 혈액이 나오게 한다. 다음에는 혈액이 나오는 손가락 부분을 반응부(1001)에 접촉시키고 소정 시간 경과 후에 화면표시부(1011)를 통해 자신의 혈당값을 확인한다. 자신의 혈당값 확인에 사용된 바이오 센싱장치는 사용자에 의해 폐기된다.
본 발명의 바이오 센싱장치의 주요한 특징은 다음과 같다. 첫째, 브라켓(1002)과 반응부(1003)로 반응챔버 구조의 반응부(1001)를 구성하여 모세관 작용에 의한 시료 도입 기능을 향상시킨다. 둘째, 간단한 구성의 전원 차단부(1006)를 이용하여 배터리 전원 공급 차단/해제를 할 수 있어 바이오 센싱장치의 미사용 시 배터리 전원 소모를 방지하는 기능 및 제조 원가 절감을 향상시킨다. 셋째, 바이오 센싱장치에 체혈기 실장공간(1004)을 형성하여 바이오센서 및 측정장치와 함께 체혈기(1005)까지 일체화하여 사용 편의성을 증대시킨다. 넷째, 화면표시부(1011)를 메인기판(1007) 상의 신호처리부(1013)에 대해 3차원적으로 배치하여 체혈기 실장공간(1004)으로 인해 바이오 센싱장치가 대형화되는 것(길이 및 면적 증가)을 방지한다.
이하에서는 전술한 바이오 센싱장치의 주요한 특징에 관련된 구성을 관련 도면들을 참조하여 구체적으로 설명한다. 도 2는 도 1의 분해 사시도이고, 도 3은 도 2의 주요 부분을 보여주는 사시도이다. 도 4는 도 3의 주요 부분이 조립된 모습을 보여주는 사시도이고, 도 5는 도 4의 측면 사시도이다.
먼저 상부 하우징(1016) 및 하부 하우징(1017)은 바이오 센싱장치의 케이스 기능을 한다. 하부 하우징(1017)의 좌측 일단은 반응부(1001)의 고정을 위한 지지면을 가지고, 상부 하우징(1016)의 좌측 일단은 반응부(1001)의 외부 노출을 위한 홈이 형성되어 있다.
메인기판(1007)의 상면에는 신호처리부(1013)가 배치되어 있고, 메인기판(1007) 상면의 일단에 브라켓(1002)과 반응부(1003)로 구성되는 반응부(1001)가 배치되어 있다. 메인기판(1007) 상에서 일단에 형성되어 있는 반응부(1003)는 반응전극(반응시약에 의해 가려져 보이지 않음)과 이 반응전극 위에 올려진 반응시약으로 구성되며, 신호처리부(1013)와 반응부(1003)의 반응전극 사이의 신호전달 기능을 위한 도선(도시되지 않음)이 형성되어 있다.
도 5에 도시된 것과 같이 메인기판(1007)의 신호처리부(1013)의 상부에 화면표시부(1011)가 3차원적으로 배치되어 있으며, 화면표시부(1011)는 보조기판(1012)의 상면에 장착되어 보조기판(1012)의 데이터/전원핀이 메인기판(1007)에 연결되어 있다. 이 예에서는 화면표시부(1011)와 보조기판(1012)가 별도로 구성되어 있으나, 화면표시부(1011)와 보조기판(1012)은 디스플레이 기능을 위한 하나의 부품인 것으로 이해하는 것이 바람직하다.
화면표시부(1011)와 신호처리부(1013)는 메인기판(1007)의 다른 면에 배치될 수 있다. 이 경우는 화면표시부(1011)를 신호처리부(1013)에 대해 3차원적으로 배치하기 위한 별도의 보조기판이 필요하지 않다.
메인기판(1007)에는 온도센서(1014)가 더 구비될 수 있으며, 반응부(1001)를 통해 측정한 혈당값에 관한 온도 보정 수행에 사용되는 온도 정보를 제공한다. 온도센서(1014)는 도 5에 도시된 바와 같이 반응부(1001)의 근처에 배치되는 것이 바람직하다. 시력 저하로 화면표시부(1011)를 통해 각종 정보 인지가 어려운 혈당 환자 등을 위해 바이오 센싱장치에는 음성/음향 출력부(1015)를 더 구비할 수 있다.
반응부(1001)는 메인기판(1007) 상에 장착될 수 있으며, 반응부(1001)와 메인기판(1007)의 신호처리부(1013)는 도선에 의해 전기적 연결되어 일체로 형성될 수 있다. 특히, 반응부(1001)의 반응전극이 와이어본딩으로 도선에 전기적으로 연결되어 일체로 형성될 수 있다.
반응부(1001)는 메인기판(1007)이 아닌 별도의 기판에 형성될 수 있으며, 반응부(1001)가 형성된 별도의 기판은 메인기판(1007)과 경성/연성 인쇄 회로 기판 접합 기술로 전기적으로 연결될 수 있다. 또한 반응부(1001)가 형성된 별도의 기판은 메인기판(1007)과 히트 실로 전기적 연결되어 일체로 형성될 수 있다.
도 6는 반응부(1001)를 구성하는 브라켓(1002)과 반응부(1003)가 체결(즉 제품 조립)되기 전의 모습을, 도 7는 반응부(1003)에 브라켓(1002)이 체결된 후의 모습을 도시하고 있다. 즉, 반응부(1003)의 전단에서 브라켓(1002)이 슬라이딩으로 체결되는데, 브라켓(1002)의 내측에 형성되어 있는 돌기(1002a)가 반응부(1003)의 하단에 놓인 메인기판(1007)의 양측면의 홈(1007a)에 걸려서 고정되는 것이다.
도 8은 도 2의 브라켓의 상세 사시도이다. 도 6 및 도 8에 도시된 것과 같이 브라켓(1002)은 내측에 돌기(1002a)가 형성되어 있으며, 체결에 따라 반응부(1003)의 위에 위치되는 브라켓(1002)의 상부는 일면으로 덮여 있다. 체결에 따라 반응부(1003)의 아래에 위치되는 브라켓(1002)의 하부는 개방된 형태이며, 브라켓(1002)의 상부면 일단은 안쪽으로 만곡된 형태(1002b)이다.
위와 같이 브라켓(1002)과 반응부(1003)가 체결된 구조를 살펴보면, 브라켓(1002)의 상부면 및 내측면과 반응부(1003)의 상부면이 반응챔버 구조를 가지게 됨을 확인할 수 있다. 즉, 브라켓(1002)의 상부면 및 내측면과 반응부(1003)의 상부면이 모세관을 형성하여 빠른 시료 도입을 보장할 수 있는 것이다. 브라켓(1002)은 모세관 현상을 유도하여 시료를 흡입할 수 있는 보호덮개, 공기 배출구, 예정된 반응 공간을 위한 스페이스 구조층, 커버 및 밴트층의 기능을 한다.
브라켓(1002)의 안쪽으로 만곡된 형태(1002b)는 모세관 작용을 더욱 상승시켜 브라켓(1002) 일단으로부터 도입된 시료가 반응부(1003)까지 더 빨리 도입될 수 있게 한다. 만곡된 형태(1002b)는 사용자가 시료를 반응부(1001)의 어느 부분에 접촉시켜야 되는지 가이드하는 기능도 한다.
브라켓(1002)의 재질은 예를 들어 투명 PC 재질의 플라스틱 사출물로 형성하여, 시료가 반응부(1003)까지 잘 도입되는지를 사용자가 시각적으로 확인할 수 있다.
도 9에는 바이오 센싱장치의 사용 전에 전원 차단부(1006)가 부착된 상태가, 도 10에는 바이오 센싱장치의 사용 시에 전원 차단부(1006)가 탈착된 상태가 도시되어 있다. 도 9에 도시된 것과 같이 바이오 센싱장치의 사용 전에는 전원 차단부(1006)가 메인기판 전원핀(1008)과 배터리 터미널(1010)이 접촉되지 않게 그 사이에 배치되어 있어, 배터리(1009)로부터의 전원이 메인기판(1007)에 공급되는 것이 차단된다. 도 10에 도시된 것과 같이 전원 차단부(1006)가 탈착되는 경우에는 메인기판 전원핀(1008)과 배터리 터미널(1010)이 접촉되어, 배터리(1009)로부터 전원이 메인기판(1007)에 공급된다.
전원 차단부(1006)는 비전도성 소재의 평면 형태의 필름으로 형성되어, 금속 소재의 메인기판 전원핀(1008)과 배터리 터미널(1010) 사이의 전기 연결을 차단하는 것이 바람직하다. 이와 같이 필름으로 전원 차단부(1006)를 제조하는 경우에 배터리 전원 소모 방지를 위한 원가 절감을 이룰 수 있다.
상부 하우징(1016)의 우측과 하부 하우징(1017)의 우측에는 체혈기(1005)의 실장을 위한 체혈기 실장공간(1004)이 형성되어 있다. 상부 하우징(1016)의 우측 일단과 하부 하우징(1017)의 우측 일단은 체혈기(1005)의 탈부착 동작 편의성을 위한 홈이 형성되어 있다.
도 11 내지 도 13는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도 11는 경유구멍A(132)을 갖는 반응부가 구비된 바이오 센싱장치의 상단 사시도이며, 도 12는 도 11에 도시된 바이오 센싱장치의 하단 사시도이다. 도 11와 도 12에 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 화면표시부(110), 도선(120), 경유구멍A(132), 경유구멍B(131), 신호처리부(130), 절연체층(140), 반응전극(151), 반응 시약층(160), 스페이스층(170) 및 커버(180)를 포함한다.
절연체층(140)은 절연성 기판 상에 전도성 전극을 형성할 수 있는 어떠한 소재라도 무방하다. 전도성 전극을 절연성 기판 상에 형성하는 것과 관련된 산업적 기술로는 쉐도우 마스크를 사용하는 스퍼터링에 의해 전도성 전극을 형성하는 방식, 전극을 통상의 스퍼터링으로 형성하고 통상의 포토리소그래피 또는 레이저를 이용하여 형성하는 방식, 스크린 프린팅, 무전해 도금법, 전해질 도금법 등을 사용하여 전극을 형성하는 방식 등 다양한 방식을 적용할 수 있다. 예를 들어 인쇄 전자(printing electronics)를 이용해 필름, 유리, 실리콘, 플라스틱, 섬유, 종이 등의 다양한 소재를 기판으로 하여 전도성 잉크, 전도성 페이스트 등으로 패턴을 형성하여 절연체층(140)을 구현할 수 있으며, 산업적으로 널리 사용되고 있는 PCB 등이 절연체층(140)의 대표적이 예시이다. 이러한 절연체층은 본 발명의 다른 실시예에서도 동일하게 적용된다.
반응 전극(151), 반응 시약층(160), 스페이스층(170) 및 커버(180)가 있는 곳이 반응부이다. 반응부는 구비된 물질로 인해 화학반응이 생기는 곳을 말한다. 반응 시약층(160), 스페이스층(170) 및 커버(180)에 의해 반응 챔버가 구현된다. 반응 시약층(160)은 바이오센싱 장치가 예정된 반응동작을 하기 위한 물질이 배치되는 곳이다.
스페이스층(170)은 반응 시약층(160)의 주변을 감싸고 있는 층이다. 커버(180)는 반응 시약층(160)을 덮고 있는 층이다. 스페이스층(170) 및 커버(180)에 의해 형성된 공간은 모세관 현상이 진행될 수 있는 공간이다. 절연체층(140)은 회로가 배치되는 기판이다.
반응전극(151)은 반응 시약층에서 일어나는 화학 반응에 대응하는 전기전 신호를 발생시키기 위한 전극이다. 즉, 반응전극(151)은 반응시약과 분석 대상 물질(예: 혈액의 혈당 등)에 의해 일어난 산화환원 반응에 상응하는 아날로그 전기신호를 생성하는 것이다. 반응전극(151) 중 하나는 작동전극이고, 나머지 하나는 기준전극이 된다. 여기서 반응전극은 전기화학적 측정에 있어 최소한 2개 전극이 필요해서 이를 표현한 것이며, 3개, 5개, 8개 등 그 개수는 다양하게 될 수 있다.
화면표시부(110)는 바이오 센싱 결과를 표시하기 위한 것이다. 화면표시부(110)는 측정 결과값을 사용자에게 알려주기 위한 수단이며, 화면표시부 외에 음성/음향 출력수단(스피커, 부저 등)도 가능하다. 화면표시부(110)로는 LCD, 전자종이, LED도 가능하다.
신호 처리부(130)는 반응 전극(151)에서 발생되어 경유구멍A(132), 도선(120), 경유구멍B(131)를 거쳐 전달받은 아날로그 전기신호를 디지털 전기신호로 변환하는 신호 변환부와, 상기 디지털 전기신호로부터 상기 분석 대상 물질의 측정 결과값을 생성하는 연산부와, 상기 생성된 측정 결과값을 표시하는 출력부를 포함한다. 즉, 신호처리부(130)는 도선(120)을 통해 제공되는 반응 시약층에서의 반응결과에 대한 전기신호를 수신받아 화면표시부에 그에 대응하는 결과값이 표시될 수 있도록 한다. 절연체층(140)은 도선(120)이 형성되는 층이다.
도선(120)은 반응부와 신호 처리부를 전기적으로 연결, 즉 반응 전극(151)과 신호 처리부(130)간의 인가 전압, 전기화학반응에 따른 아날로그 전기신호(전류 또는 전압 등)를 전달하는 수단이다. 이러한 도선은 본 발명에서 신호 전달부인 것이다.
도 11 및 5b에 도시된 바이오 센싱장치의 동작 과정을 전기화학 전류법(ampero metry)의 혈당 측정을 예로 들어 설명한다.
신호처리부(130)에서 전압을 인가하면 이 전압은 경유구멍B(131), 도선(120), 경유구명A(132)를 거쳐 반응전극(151)에 인가된다. 반응전극(151)에 전압이 인가됨에 따라, 반응시약과 그 위에 도입된 분석 대상 물질(예: 혈액의 혈당)간의 전기화학반응에 따라 아날로그 신호(전류)가 발생된다. 이 전류는 반응전극(151)으로부터 경유구멍A(132), 도선(120), 경유구멍B(131)를 거쳐 신호처리부(130)로 전달된다. 신호처리부(130)는 연산처리를 통해 전류에 해당되는 측정 결과값(예: 분석 대상 물질의 농도인 혈당값)을 도출한다. 이 실시예의 특징은 경유구멍(131,132)를 통해 신호 전달 경로를 갖도록 한 것이며, 이에 따라 도선(120)이 절연체층 하측에 배치되는 구성을 가지고 있다.
도 13는 멀티기판을 구비하는 경우를 나타내는 구조이다. 도 13를 참조하여 살펴보면, 도선(120)을 제2 절연체층(142) 상에 구현하거나, 제1 절연체층(141) 하측에 도선(120)을 구성하고 이를 제2 절연체층(142)가 덮는 구조로 구현할 수도 있다.
도 11 내지 도 13에서는 일반적인 신호처리부의 구성을 변형하지 않기 위해 경유구멍B(131)를 구성했으나, 이는 다양하게 변형이 가능하다. 즉, 도 11 내지 도 13에서는 신호처리부와 경유구멍B(131) 사이에 도선이 배치된 형태로 되어 있으나, 이 도선 없이 신호처리부 핀단자 바로 앞에 경유구멍 만을 구성하거나, 도선 및 경유구멍B(131) 없이 신호처리부의 핀단자를 절연체층의 하측으로 뽑아서 핀단자와 도선이 직접 연결되도록 구성할 수도 있다.
도 14는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도 14에 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치(100A)는 화면표시부(110A), 도선(120A), 신호처리부(130A), 절연체층(140A), 반응전극(151A), 반응 시약층(160A), 스페이스층(170A) 및 커버(180A)를 포함한다. 화면표시부(110A)는 바이오 센싱 결과를 표시하기 위한 것이다. 여기서 반응 전극(151A), 반응 시약층(160A), 스페이스층(170A) 및 커버(180A)가 있는 곳이 반응부이다.
반응부는 구비된 물질로 인해 화학반응이 생기는 곳을 말한다. 반응 시약층(160A), 스페이스층(170A) 및 커버(180A)에 의해 반응 챔버가 형성되며, 반응 시약층(160A)은 바이오센서가 예정된 반응동작을 하기 위한 물질이 배치되는 곳이다. 스페이스층(170A)은 반응 시약층(160)의 주변을 감싸고 있는 층이다. 커버(180A)는 반응 시약층(160A)을 덮고 있는 층이다. 스페이스층(170A) 및 커버(180A)에 의해 형성된 공간은 모세관 현상이 진행될 수 있는 공간이다. 반응전극(151A)은 반응 시약층에서 일어나는 화학 반응에 대응하는 전기적 신호를 발생시키기 위한 전극이다. 화면표시부(110A)는 LCD 장치 또는 LED 장치를 이용할 수 있으며, 기타 화면을 표시하는 어떤 장치도 가능하다. 특히 최근에 개발되고 있는 전자종이를 이용할 수 있다. 도선(120A)은 반응전극(151A)과 신호처리부(130A)를 전기적으로 연결하기 위한 것이다. 여기서 반응전극(151A)과 도선(120A)이 구분되어 있는데, 바이오 센싱장치의 제조 공정에 따라 반응전극과 도선이 일체로 패턴화되어 형성될 수 있다. 신호처리부(130A)는 도선(120A)을 통해 제공되는 반응 시약층에서의 반응결과에 대한 전기신호를 수신받아 화면표시부에 그에 대응하는 결과값이 표시될 수 있도록 한다. 절연체층(140A)은 도선(120A)이 형성되는 층이다.
종래에는 서로 물리적으로 분리된 바이오센서와 측정장치가 소켓 등으로 연결되어야 바이오센서에서 일어난 산화환원 반응에 상응하는 아날로그 전기신호를 측정장치로 전달하여 그 반응상태를 확인할 수 있었다. 이 과정에서 연결부분의 임피던스 값이 분석 대상 물질의 값을 측정하는데 방해요소가 되어 정확도를 떨어뜨렸다. 그러나 본 발명에 의한 바이오 센싱장치는 하나의 기판에 반응부와 이 반응부에서 반응된 결과를 신호 처리할 수 있는 신호처리부가 있기 때문에, 종래 기술과 달리 바이오센서가 측정장치에 물리적 연결되는 소켓 등의 연결노드에 의한 임피던스 성분이 없어지게 된다. 또한, 본 발명에서는 종래의 바이오센서에 필요한 센서 삽입 감지, 분석 대상 물질 감지 등의 수단으로서의 전극이 필요없고, 이러한 전극의 오류로 인한 에러를 완전히 배제할 수 있다. 또한 접촉 임피던스가 없기 때문에 반응부에서 전기화학반응에 의해 생성되는 신호를 더욱 민감하게 내부적으로 처리할 수 있기 때문에 바이오 센싱장치는 더욱 정확한 측정이 가능해진다. 이러한 본 발명에 있어 반응부의 반응 전극과 신호 처리부 간을 신호 전달부로서 전기적 연결을 한 것인데, 이는 반응 전극과 신호 전달부가 전기전도성 물질을 포함한 것임을 알 수 있다.
또한, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 절연체층(140) 상에 바이오 센싱장치에 대한 식별정보를 저장하기 위한 기억수단(도시되지 않음)을 더 포함할 수 있다. 식별정보는 화면표시부(110)를 통해서 표시할 수도 있고 추가로 구비된 표시부를 통해서 할 수도 있다. 여기서 식별정보는 분석 대상 물질의 종류, 측정 조건, 생산정보, 사용자 정보 중 적어도 어느 하나로 구성할 수 있다. 예를 들어, 가족 구성원 중에 특정한 바이오 센싱장치는 누구를 위한 것인지 식별하기 쉽도록, 바이오 센싱장치가 식별정보를 저장하고 표시할 수 있는 것이다.
도 15 내지 도 21은 본 발명의 바이오 센싱장치에 대한 다양한 실시예를 도시하고 있다. 이하에 설명하는 다양한 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 특징되는 부분만 설명하며, 전술한 바이오 센싱장치의 내부 구성요소를 선택적으로 구비할 수 있다. 또한, 이하에서 설명하는 다양한 실시예에 있는 각 특징은 서로 다양하게 조합되어 바이오 센싱장치를 구성할 수 있다.
도 15은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도 15에 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 화면표시부(211), 도선(212), 신호처리부(213), 절연체층(214), 반응전극(221, 222), 반응 시약층(223), 스페이스층(224), 및 커버(225)를 포함한다.
본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 제1 기판(210)와 제2 기판(220)로 구성되어 있고, 제1 기판(210)는 도 9에 도시된 절연체층 등으로 구현할 수 있고 제2 기판(220)는 전극을 포함하는 플렉시블(Flexible) 절연체층 등으로 구현할 수 있다. 물론 제1 기판(210)와 제2 기판(220)를 동일한 소재의 기판으로 구현할 수도 있다. 바람직한 예시로서 제1 기판(210)는 PCB 등으로 구현할 수 있고 제2 기판(220)는 Flexible PCB 등으로 구현할 수 있다. 제1 기판은 본발명의 측정장치에 해당되는 부분이며, 제2 기판은 본발명의 반응부에 해당되는 부분이다.
제1 기판(210)과 제2 기판(220)은 경성/연성 인쇄 회로 기판 접합 기술(예: 산업적으로 널리 사용되고 있는 R/F(rigid/flexible) PCB 접합 기술 등)을 이용하여 접합(215 참조)하는 것이 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치의 특징이다. 이렇게 2개의 기판을 이용함으로써 바이오 센싱 결과의 정확성, 재현성 등에 큰 영향을 미치는 반응 시약이 배치된 기판을 별도로 제작하고, 나머지 전자 부품으로 구성되는 신호 처리부가 있는 기판을 접합함으로서 바이오 센싱장치의 제조공정 신뢰성을 향상시킬 수 있다.
도 16은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 화면표시부(211), 도선(212), 신호처리부(213), 절연체층(214), 반응전극(321, 322), 반응 시약층(323), 스페이스층(324) 및 커버(325)를 포함한다. 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 제1 기판(210)와, 제2 기판(320)를 포함하고, 제1 기판(210)와, 제2 기판(320)는 히트 실(Heat Seal,310)을 이용하여 연결하는 것이 특징이다.
도 17는 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치(400)는 화면표시부(430), 도선(420), 신호처리부(440), 절연체층(410), 반응전극(461, 462), 반응 시약층(470), 스페이스층(480) 및 커버(490)를 포함한다. 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 반응전극(461, 462)이 와이어본딩(450)을 이용하여 도선(420)과 연결되어 있는 것이 특징이다.
도 18은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 화면표시부(510), 도선(550), 신호처리부(520), 절연체층(530), 반응전극(561, 562), 반응 시약층(570) 및 커버(590)를 포함한다. 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 전기 전도성 범프(bump, 540)를 이용하여 반응 전극(561,562)과 도선(550)을 연결한 것이 특징이다.
즉, 이러한 전기 전도성 범프(540)를 이용함으로써, 본 실시예에서는 전기 전도성 범프(540)와 반응 전극(561,562) 사이에 모세관 공간이 형성되며, 따라서 별도의 스페이스층과 밴트홀(vent hole)이 필요하지 않다. 예컨대, 반응 시약층(570)이 전기 전도성 범프(540)와 연결되어 있기 때문에, 별도의 밴트홀이 필요 없다. 또한, 전기 전도성 범프(540)를 다양한 형태로 구성하게 되면, 반응 시약층(570)이 기울어 지게 할 수도 있으며, 그로 인해 시료 도입이 더 잘 될 수 있다. 또한, 전기 전도성 범프(540)에 의해, 순수하게 반응하는 면적만 반응 시약층으로 효율적으로 만들 수 있어, 원가절감 및 수율 향상을 기대할 수 있다. 도 18의 하단에는 전기 전도성 범프와 반응 전극 및 반응 시약층이 결합된 것이 도시되어 있다.
도 19는 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 제1 기판(610), 제2 기판(620), 제3 기판(630), 반응전극(661, 662), 반응 시약층(670) 및 커버(690)를 포함한다. 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 다수의 기판을 포함하고 있는 것을 특징으로 하며, 각 기판(610,620,630)는 각각 절연체층으로 사용될 수 있다. 각 기판(610,620,630) 중 어느 하나의 기판에 바이오 센싱장치에 필요한 배선을 형성할 수도 있고, 각 기판(610,620,630)에 일부분의 배선을 각각 형성할 수도 있다. 도 19에 도시된 바이오 센싱장치는 다수의 기판을 사용하는 것을 강조하기 위해 다른 필요한 부품에 대한 표기를 생략하였으나, 전술한 바이오 센싱장치의 동작에 필요한 각 부품을 포함한다.
도 20는 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치(600A)는 제1 기판(610), 제2 기판(620), 제3 기판(630), 반응전극(661, 662), 반응 시약층(670), 스페이스층(680) 및 커버(690)를 포함한다. 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 다수의 기판을 포함하고 있는 것이 특징이며, 각 기판(610,620,630)는 각각 절연체층으로 사용될 수 있다. 즉, 각 기판(610,620,630) 중 어느 하나의 기판에 바이오 센싱장치에 필요한 배선을 형성할 수도 있고, 각 기판(610,620,630)에 일부분의 배선을 각각 형성할 수도 있다. 또한, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 스페이스층(680)을 구비하고 있는 것이 도 19에 도시된 바이오 센싱장치와 대비되는 특징이다. 예컨대, 도 19의 바이오 센싱장치는 커버(690)의 구조를 돔과 같이 하여 스페이스층의 기능을 함께 하며, 이는 스페이스층의 구성이 구비되지 않아도 되도록 한 것이다. 이러한 커버의 구조는 본 발명의 다른 모든 실시예에도 적용될 수 있다.
도 21은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 화면표시부(700), 집적회로(Integrated Circuit : IC)(710), 도선(720), 반응 전극(761, 762), 반응 시약층(770), 스페이스층(780) 및 커버(790)를 포함한다. 본 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 능동, 수동 소자로 신호 처리부를 포함해 소자 내에 코드 정보 등과 같은 각종 정보까지도 포함될 수 있도록 집적회로(710)를 구성한 것이다. 즉 정보 저장을 위한 별도의 기억수단을 바이오 센싱장치에 추가적으로 구성하지 않고서 신호 처리부에 코드 정보 등을 포함시켜 집적회로(710)로 구현한 것이다. 예시적으로 이러한 집적회로(710)는 통상적으로 SoC(System on Chip)라 불리우는 하나의 IC 칩 등으로 구현할 수 있다.
한편, 이와 같은 본 실시예의 구성은 본 명세서에서 설명하는 다른 모든 실시예에 적용 가능하다. 또한, 도 15에 도시된 또 다른 실시예에 따른 바이오 센싱장치와 같이, 2개의 기판을 경성/연성 인쇄 회로 기판 접합 기술(예: R/F(rigid/flexible) PCB 접합 기술 등)을 이용하여 접합(730 참조)할 수도 있다.
이하에서는 반응부를 다수 구비하여 다양한 종류의 바이오 센싱을 수행할 수 있는 바이오 센싱장치를 도 22 내지 도 24를 참조하여 설명한다.
도 22은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 다수의 반응부를 구비한 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도 23은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 다수의 반응부를 구비한 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다. 도 24는 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 다수의 반응부를 구비한 바이오 센싱장치를 나타내는 사시도이다.
도 22과 도 23에 도시된 바와 같이, 바이오 센싱장치가 하나의 화면표시부(예를 들어 도 22의 81, 도 23의 97)와 신호처리부에 다수의 반응부를 구비하게 되면, 하나의 바이오 센싱장치로 다양한 바이오 센싱동작을 수행할 수 있다. 다수의 반응부(예를 들어 도 22의 82, 도 23의 91,92,93)는 각각 반응전극과, 바이오 센싱동작을 위한 물질을 구비한다. 또한 다수의 반응부에는 각각 구비된 전극에서 신호처리부로 전기신호를 전달하기 위한 도선(신호 전달부)이 반응부의 수에 대응하여 배치되어 있다.
바이오 센싱 동작을 위한 물질은 반응부에 배치되는 반응 챔버에 구비되며, 반응 챔버는 전술한 다양한 실시예를 다양하게 적용할 수 있다. 특히, 이때 하나의 기판을 이용할 수도 있고, 제1 기판(예를 들면 도 23의 98)와 다수의 제2 기판(91, 92, 93)를 이용할 수도 있다. 하나의 기판을 이용하는 경우에는 도 9, 도 17, 도 18, 도 19, 및 도 20에 있는 반응부의 실시예를 이용할 수 있으며, 제1 기판와 다수의 제2 기판을 이용하는 경우에는 도 15, 도 16 및 도 21에 도시된 다수의 반응부의 실시예를 이용할 수 있다. 여기서 반응부가 위치한 부분을 '보조기판'이라 하고, 신호 처리부가 위치한 부분을 '메인기판'이라고 한다.
또한, 도 22에서와 같이 바이오 센싱장치를 구성할 때에는 일측에만 다수의 반응부를 배치시킬 수도 있고, 도 23에서와 같이 화면표시부를 가운데 배치하고, 반응부(91,92,93 참조)를 모든 측면에 배치할 수 있다. 또한, 바이오 센싱장치는 그 특성상 반응부에 화학 반응을 위한 물질이 배치되기 때문에, 각 반응부를 패키징한 패키지부(도 23의 95)가 더 구비되어 방습 기능을 할 수 있도록 한다. 전술한 모든 실시예에 따른 바이오 센싱장치는 앞서 도 23를 참조해 설명한 방습을 위한 패키지를 추가로 구비할 수 있다. 또한, 화면표시부는 LCD 장치, LED 장치 또는 기타 정보를 표시할 수 있는 모든 디스플레이 장치를 이용할 수 있다. 또한, 도 24에 도시된 바와 같이, 하나의 반응부(94)에 적어도 2개 이상의 전극(a,b,c,d 참조)으로 이루어진 각각의 반응전극 및 화학물질 쌍을 구비시켜, 다른 종류의 바이오 센싱동작을 하나의 반응부에서 수행할 수 있도록 구성할 수도 있다.
전술한 실시예들에서 전원부, 버튼 등과 같은 부가적인 구성요소에 대해서는 그 상세한 설명을 생략하였으나, 전원부(예: 배터리, USB 연결 등), 소수의 입력부(예: 키 버튼, 액정 화면 메뉴 등) 등을 구비할 수 있다.
지금까지 설명한 다양한 실시예에 포함된 특징을 적어도 하나 또는 다수를 선택하여 결합시킨 바이오 센싱장치를 필요에 따라 구현할 수 있다.
전술한 본 발명의 바이오 센싱장치는 임상적으로 함께 측정되어야 하는 물질, 예를 들면 혈당, 당화혈색소(HbA1c), 헤모글로빈(Hb) 등을 함께 측정할 수 있는 바이오 센싱장치를 구현하는데 적합하게 적용될 수 있다.
이상에서 대표적인 실시예를 통하여 본 발명에 대하여 상세하게 설명하였으나, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 상술한 실시예에 대하여 본 발명의 범주에서 벗어나지 않는 한도 내에서 다양한 변형이 가능함을 이해할 것이다. 그러므로 본 발명의 권리범위는 설명된 실시예에 국한되어 정해져서는 안되며, 후술하는 특허청구범위뿐만 아니라 이 특허청구범위와 균등한 것들에 의해 정해져야 한다.

Claims (13)

  1. 전기화학적 바이오 센싱장치에 있어서,
    메인기판(main substrate)과,
    분석대상물질과 산화환원 반응을 하는 반응시약과, 상기 산화환원 반응이 일어나도록 하여 아날로그 전기신호를 생성하는 반응전극을 구비하며 상기 메인기판의 일단에(at an end of the main substrate) 위치하는 반응부와,
    상기 메인기판의 제1 면에 위치하며(located on a first side of the main substrate) 상기 아날로그 전기신호를 처리하는 신호처리부와,
    상기 신호처리부의 처리 결과를 표시하는 화면표시부와,
    상기 메인기판을 수용하는 하우징을 포함하며,
    상기 화면표시부는 상기 신호처리부의 상부에 3차원적으로 배치되고,
    상기 하우징에 체혈기의 실장을 위한 공간이 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 하우징에서 체혈기의 실장 공간은 상기 메인기판의 일단의 반대쪽에(opposite to the end of the main substrate) 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 화면표시부는 상기 신호처리부의 상부에 위치하는 제2 기판(second substrate) 상에 배치되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 메인기판의 일단에 체결되며 상기 반응부로의(into the reaction part) 모세관을 형성하는 브라켓을 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 메인기판과 상기 브라켓은 홈과 돌기에 의해 체결되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  6. 제 4 항에 있어서,
    상기 브라켓은 상부가 막혀있고 하부가 개방된 형태인 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  7. 제 4 항에 있어서,
    상기 브라켓의 상부는 안쪽으로 만곡된 형태인 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  8. 제 4 항에 있어서,
    상기 브라켓은 투명한 재질의 플라스틱인 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 신호처리부에 전원을 공급하는 배터리를 추가로 포함하며,
    상기 배터리는 배터리 터미널을 구비하고,
    상기 메인기판의 어느 하나의 면에는(on at least one side of the main substrate) 상기 배터리 터미널과 전기적으로 연결되는 전원핀이 형성되며,
    상기 전원핀과 상기 배터리 터미널의 사이에는 전기적 연결을 임시적으로 차단하는(disconnect temporarily) 전원 차단부가 배치되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  10. 제 9 항에 있어서,
    상기 전원 차단부는 비전도성 소재의 평면 형태의 필름인 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 반응부와 상기 신호처리부는 하나의 기판에 배치되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  12. 제 1 항에 있어서,
    상기 반응부와 상기 신호처리부는 다른 기판에 배치되며 기판 접합 또는 히트 실에 의해 전기적으로 연결되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
  13. 전기화학적 바이오 센싱장치에 있어서,
    일단이 돌출된 메인기판(main substrate)과,
    분석대상물질과 산화환원 반응을 하는 반응시약과, 상기 산화환원 반응이 일어나도록 하여 아날로그 전기신호를 생성하는 반응전극을 구비하며 상기 메인기판의 일단에(at an end of the main substrate) 위치하는 반응부와,
    상기 메인기판의 제1 면에 위치하며(located on a first side of the main substrate) 상기 아날로그 전기신호를 처리하는 신호처리부와,
    상기 신호처리부의 처리 결과를 표시하는 화면표시부를 포함하며,
    상기 화면표시부는 상기 메인기판에서 상기 제1 면의 반대쪽의 제2 면에(on a second side of the main substrate and opposite to the first side) 배치되고,
    상기 메인기판의 일단의 반대쪽에(opposite to the end of the main substrate) 체혈기의 실장을 위한 공간이 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱장치.
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