WO2014193115A1 - 혈당측정센서 - Google Patents

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WO2014193115A1
WO2014193115A1 PCT/KR2014/004556 KR2014004556W WO2014193115A1 WO 2014193115 A1 WO2014193115 A1 WO 2014193115A1 KR 2014004556 W KR2014004556 W KR 2014004556W WO 2014193115 A1 WO2014193115 A1 WO 2014193115A1
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WO
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blood glucose
core
optical fiber
optical
light source
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PCT/KR2014/004556
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English (en)
French (fr)
Inventor
홍성민
박순섭
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Korea Electronics Technology Institute
Original Assignee
Korea Electronics Technology Institute
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J9/00—Measuring optical phase difference; Determining degree of coherence; Measuring optical wavelength
    • G01J9/02—Measuring optical phase difference; Determining degree of coherence; Measuring optical wavelength by interferometric methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/14—Devices for taking samples of blood ; Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration within the blood, pH-value of blood

Definitions

  • the present invention relates to a blood glucose measurement sensor, and more particularly to a blood glucose measurement sensor for detecting blood sugar by the polarization phase difference of the optical signal.
  • Integrated optical sensors have the advantages of high resolution, miniaturization, surface plasmon resonance sensors, Bragg grating sensors, and Mahzander interferometer sensors.
  • a sensor using polarimetric interference is configured with an optical waveguide.
  • the polarizing interference surface detection device is configured by exposing an optical waveguide to a surface.
  • the principle is to detect a phase change of waveguide light according to a change in refractive index of a surface material. That is, the polarization interference type surface detection apparatus uses a phenomenon in which the traveling speed of the waveguides with respect to the two polarizations is different.
  • the polarization component outputted after simultaneously injecting two polarizations as the reference to the waveguide is analyzed, and the phase difference between the two reference polarizations is different due to the phase change amount of the two reference polarizations due to the material change on the surface of the waveguide. . Therefore, since the change in phase difference between the reference polarization in the output light is proportional to the change in the refractive index of the surface material, the amount of change in the surface material can be detected through the analysis of the output polarization.
  • FIG. 9 is a view schematically showing a conventional polarization interference surface detection device 10.
  • the conventional polarization interference surface detection apparatus 10 includes a light generator 11, a first polarizer 12, a first condenser lens 13, an optical waveguide 14, and a second condenser lens 15. ), A quarter phase delay unit 16, a second polarizer 17, a polarizer driving motor 18, a light detector 19, and an analyzer 20.
  • the light incident from the light generator 11 is primarily adjusted through the first polarizer 12 and the polarization is focused and collected by the first condenser lens 13 so that the optical waveguide 14 Incident In the optical waveguide 14, the phase change between the two polarizations occurs due to the change of the surface material, and the polarizer is driven after the phase of the light output from the quarter phase delay unit 16 located at the output of the optical waveguide 14 is delayed.
  • Light is filtered by the second polarizer 17 which rotates continuously through the motor 18. The light intensity of the light passing through the second polarizer 17 is converted into an electrical signal by the light detector 19 and analyzed by the analyzer 20 again.
  • the polarization interference surface detection apparatus 10 configured as described above may function as a biosensor, for example, and may be used as a blood glucose measurement sensor.
  • a substance related to blood glucose for example, glucose
  • the polarization phase difference may change to detect the amount and analyze the signal.
  • the second polarizer 17 must be continuously rotated through the polarizer driving motor 18 (to detect the rotational speed and the total rotational speed and the polarization signal). ), The noise and vibration of the entire device is severe due to the drive of the polarizer drive motor 18 and there is a problem that the power consumption is large. Therefore, it is difficult to manufacture the sensor in a small size for portable, there is a problem that continuous measurement is difficult due to power consumption problems.
  • the conventional waveguide sensor fabrication method is a sensor fabricated by a general semiconductor process including PECVD (Plasma Enhanced Chemical Vapor Depostion), it is a method of detecting the reaction amount of glucose by configuring the channel and measuring the change in optical interference.
  • the sensor may be manufactured through polarization transmission characteristic analysis and single polarization transmission waveguide optimization by applying a high refractive index thin film.
  • a photoresist is coated on the waveguide surface and a microfluidic channel is established through a photolithography process. Thereafter, a thin spin coating of UV epoxy on pyrex glass was performed to cover the channel to complete the microfluidic channel.
  • Such an optical waveguide sensor detects a polarization phase difference by inducing a sinusoidal optical signal through a continuous rotating polarizer and analyzing the phase thereof. For example, when a substance related to blood sugar is injected into the sensor, the polarization phase difference is changed, and the signal can be analyzed by detecting the amount thereof.
  • the continuous rotation polarizer continuously rotates the polarizer with an electric motor to detect the rotational speed applied, that is, the frequency, to know the total rotational speed and to detect a signal polarized at a specific rotational speed.
  • Embodiments of the present invention provide a blood glucose measurement sensor that can be miniaturized while maximizing the effective area that can be sensed by using an optical fiber in a blood glucose measurement sensor that can be continuously measured through an optical waveguide.
  • a blood glucose measurement sensor capable of measuring blood glucose by detecting a polarization phase difference corresponding to a material on a sensing surface, comprising: a light source unit for providing an optical signal; Optically connected to the light source to generate a polarization phase difference in the optical signal, comprising a core and a clad, wherein the core is at least partially exposed out of the clad to form a sensing surface, high refractive index on the exposed surface of the core An optical fiber on which a layer is deposited; And a detector optically connected to the optical fiber and detecting a polarization phase difference of the optical signal.
  • the glucose measuring sensor according to the embodiments of the present invention can improve the detection performance by increasing the sensing area, while the optical fiber is easy to manufacture and does not require optical integration. Even if the sensor is not distorted. In addition, it can be miniaturized so that there is no inconvenience even if attached to the user's body and living.
  • FIG. 1 is a schematic view showing a blood glucose measurement sensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic view showing the optical fiber shown in FIG. 1.
  • FIG. 3 is a schematic view showing a 45 degree tilting arrangement between the PM fiber and the light source shown in FIG. 1.
  • Figure 4 is a schematic diagram showing a casing is provided in the blood glucose measurement sensor shown in FIG.
  • FIG. 5 is a perspective view of the casing shown in FIG. 4.
  • FIG. 5 is a perspective view of the casing shown in FIG. 4.
  • FIG. 6 is a perspective view illustrating a state in which a cover part is removed from the casing of FIG. 5.
  • FIG. 7 is a perspective view illustrating a state in which the LC retarder module is separated from the casing of FIG. 5.
  • FIG. 8 is a test example showing a blood glucose measurement result of the blood glucose measurement sensor shown in FIG. 1.
  • FIG. 9 is a view schematically showing a conventional polarization interference surface detection device.
  • FIG. 1 is a schematic view showing a blood glucose measurement sensor 100 according to an embodiment of the present invention.
  • the blood glucose measurement sensor 100 includes a light source unit 110, a PM fiber (Polarization-maintaining optical fiber) 120, an optical connector unit 130, an optical fiber 140, and an LC rita.
  • LC retarder 150 and detector 160 may be configured.
  • the blood glucose measurement sensor 100 is the optical signal from the light source unit 110 is guided to the optical fiber 140 through the PM fiber 120 and the optical connector 130, the interstitial fluid (tissue fluid) in the optical fiber 140 When the polarization phase difference is generated by), blood glucose measurement is performed by detecting the amount of the polarization phase difference in the detector 160.
  • a method of measuring blood glucose using an optical signal has been known through Patent Publication No. 10-11455669.
  • FIG. 2 is a schematic view showing the optical fiber 140 shown in FIG.
  • the blood glucose measurement sensor 100 may be manufactured using the optical fiber 140.
  • the optical fiber 140 may function as a kind of optical wave guide with respect to the optical signal provided from the light source unit 110.
  • the optical fiber 140 may include a high refractive index layer 143 as described below, and may be used according to the amount of change of the surface material. Phase difference can be generated in the signal.
  • the optical fiber 140 may include a core 141 and a clad 142 surrounding the core 141.
  • the core 141 may be exposed to the outside of the clad 142.
  • the clad 142 is removed over a portion or the entire length of the longitudinal direction so that the optical fiber 140 is exposed out of the clad 142 of the inner core 141.
  • the exposed portion of the core 141 may form a sensing surface for sensing the interstitial fluid to be measured.
  • the core 141 exposed out of the clad 142 forms a sensing surface, and a phase difference is generated in the optical signal according to the amount of change in the material (interstitial fluid) on the sensing surface.
  • a high refractive layer 143 may be deposited on the exposed surface of the core 141.
  • the high refractive layer 143 may be deposited over the entire sensing surface of the exposed core 141.
  • the core 141 may be partially wrapped by the clad 142, and the remaining part (ie, the exposed sensing surface) may be wrapped by the high refractive layer 143.
  • the high refractive layer 143 may be formed of a material having a higher refractive index than the core 141.
  • the high refractive layer 143 may include a material such as TiO 2, Ta 2 O 5, or Si 3 N 4.
  • the high refractive layer 143 improves the sensing sensitivity of the surface material (interstitial fluid) by inducing the distribution of the optical signal guided through the core 141 to the surface.
  • the use of the optical fiber 140 as described above is easy to manufacture, which is advantageous for ensuring mass production, and has an advantage of minimizing the number of optical components for optical integration. Furthermore, minimizing the number of components is advantageous for miniaturization, and since the optical integration is not required, it is possible to reduce the distortion of the sensor signal due to the optical integration.
  • the use of the optical fiber 140 as described above has the advantage that the sensing area is significantly increased compared to the sensor fabricated on the conventional fused silica. For example, in the case of the present embodiment, it can be seen that the width of the sensing area is increased by approximately 40 times and the length of 1.5 times as compared with the conventional sensor, thereby increasing the sensing area area by about 100 times as a whole.
  • the optical fiber 140 as described above may be manufactured in a chemical method (etching), a mechanical method, or a combination of a chemical method and a mechanical method.
  • the light source unit 110 and the optical fiber 140 may use the PM fiber 120 to maximize the intensity of the optical signal output from the light source unit 110. And it may be optically bonded by the optical connector 130.
  • the PM fiber 120 and the optical connector 130 are optically bonded between the light source unit 110 and the optical fiber 140 so that the optical signal of the light source unit 110 can be provided to the optical waveguide provided by the core 141. .
  • FIG. 3 is a schematic view showing a 45 degree tilting arrangement between the PM fiber 120 and the light source 110 shown in FIG. 1.
  • the PM fiber 120 may be tilted 45 degrees at an initial input terminal in an axial direction. tilting).
  • the PM fiber 120 may be disposed to tilt 45 degrees with respect to the axial direction of the light source unit 110.
  • an optical component such as a polarizer and a half-wave plate, required to transmit an optical signal to an optical waveguide in a conventional sensor, may be used.
  • Wave plate), quarter-wave plate, lens, etc. can be removed, thereby minimizing the number of components of the blood glucose measurement sensor 100, while reducing the weight and size of the blood glucose measurement sensor ( 100 can be miniaturized.
  • the optical signal of the light source unit 110 is provided through the path minimized to the optical fiber 140, the loss of the optical signal can also be minimized, thereby maximizing the sensing area operable in the optical fiber 140. have.
  • the optical connector 130 may include an LC connector 131, an LC adapter 132, and an LC ferrule 133.
  • FIG. 4 is a schematic view showing a casing 170 provided in the blood glucose measurement sensor 100 illustrated in FIG. 1, and FIGS. 5 to 7 are perspective views of the casing 170 illustrated in FIG. 4.
  • FIG. 6 illustrates a state in which the cover part 171 is removed from the casing 170 of FIG. 5, and FIG. 7 illustrates a state in which the LC retarder module 173 is separated from the casing 170 of FIG. 5. Let me know.
  • the blood glucose measurement sensor 100 may include a casing 170.
  • the casing 170 forms an overall appearance and a seating groove (not shown) is formed along the longitudinal direction to be fastened to the body portion 171 and the body portion 171 on which the optical fiber 140 and the like are mounted to cover the seating groove.
  • the cover part 172 may be provided.
  • the cover part 172 may be provided with a space for storing the interstitial fluid therein, the interstitial fluid for which blood glucose measurement is completed may be stored in the space as described above.
  • the structure so that the measured interstitial fluid is stored in the cover part 172 enables the stability of parts and temperature preservation inside the cover part 172.
  • the casing 170 may include an LC retarder module 173 and a detector module 174 provided on one side of the body portion 171.
  • the LC retarder module 173 may be provided with an LC retarder 150 (see FIG. 1) for phase delay, and the detector module 174 may be a detector 160 for detecting and analyzing an optical signal (see FIG. 1). Can be arranged.
  • the LC retarder module 173 may be provided with a toothed gear 173a to adjust the polarization to polarize the optical signal from the sensor as needed.
  • the interstitial fluid for measurement can be flowed into the seating groove in which the optical fiber 140 is disposed, and at one side of the casing 170, a micro motor (not shown) for the flow of such interstitial fluid is provided.
  • a micro motor (not shown) for the flow of such interstitial fluid is provided.
  • a piezo-type motor may be used as the micromotor.
  • the casing 170 may be made of acrylic or the like, and a material having a refractive index similar to that of the sensor may be used as the bonding material in order to minimize the loss of the incident optical signal.
  • FIG. 8 is a test example showing a blood glucose measurement result of the blood glucose measurement sensor 100 shown in FIG.
  • the glucose measuring sensor 100 detects a difference in blood glucose through a polarization phase difference of an optical signal.
  • the driving mechanism of the sensor may obtain an optical signal from the sensor as a converted value of the maximum voltage value of the LC retarder 150 and the detector 160 voltage, and the resolution may vary depending on the performance of the sensor.
  • the LC retarder 150 was driven at 0.1V intervals, and can be implemented at a maximum of 0.01V as needed.
  • the resolution can be amplified by approximately 10 times, and the signal of the detector 160 can also be amplified 100 times.
  • the change in blood glucose was relatively low because of a small change compared to other substances, but this can be realized higher through signal amplification.
  • all of the blood glucose measurement results deviate from the measurement error range, and in particular, since the LC retarder 150 responds to the applied voltage, it can be seen that a stable measurement value can be obtained.

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Abstract

혈당측정센서가 개시된다. 본 발명의 일 측면에 따르면, 센싱 표면의 물질에 대응한 편광 위상차를 검출하여 혈당을 측정 가능한 혈당측정센서에 있어서, 광신호를 제공하는 광원부; 상기 광원부와 광 접속되어 상기 광신호에 편광 위상차를 발생시키는 것으로, 코어 및 클래드를 구비하되, 상기 코어는 적어도 일부가 상기 클래드 밖으로 노출되어 센싱 표면을 형성하고, 노출된 상기 코어의 센싱 표면에는 고굴절층이 증착된 광파이버; 및 상기 광파이버에 광 접속되어 상기 광신호의 편광 위상차를 검출하는 디텍더;를 포함하는 혈당측정센서가 제공될 수 있다.

Description

혈당측정센서
본 발명은 혈당측정센서에 관한 것으로, 보다 상세하게는 광신호의 편광 위상차에 의해 혈당을 검출하는 혈당측정센서에 관한 것이다.
근래 집적형 광학을 이용한 화학 센서, 바이오 센서 등이 보고되고 있다. 집적형 광학 방식의 센서는 높은 분해능을 갖고 있고, 소형화가 가능하다는 장점을 가지고 있으며 표면 플라즈몬 공명 센서, 브레그격자 센서, 마흐젠더 간섭계 센서 등이 그 주를 이루고 있다. 이러한 센서들 중에서 편광 간섭(polarimetric interference)을 이용한 센서는 광도파로를 구비한 형태로 구성된다.
편광 간섭을 이용한 센서는 제작이 용이하고 표면 변화에 대한 감도가 탁월하므로 주목을 받고 있다. 이러한 편광 간섭 표면 검출장치(센서)는 광도파로를 표면에 노출시켜 구성되는데, 원리는 표면 물질의 굴절률 변화에 따른 도파광의 위상변화를 감지하는 것이다. 즉, 두 편극에 대한 도파광의 진행속도가 다른 현상을 이용한 것이 편광 간섭형 표면 검출장치이다.
구체적으로, 도파로에 기준이 되는 두 편광을 동시에 입사시킨 후에 출력되는 편광 성분을 분석하게 되는데, 도파로 표면의 물질 변화에 대한 두 기준 편광의 위상 변화량이 달라 출력되는 두 기준 편광 간의 위상차가 발생하게 된다. 따라서, 출력광에서 기준 편광 간의 위상차 변화가 표면물질의 굴절률 변화와 비례하므로 출력편광의 분석을 통해 표면 물질의 변화량을 검출할 수 있게 되는 것이다.
도 9는 종래 편광간섭 표면 검출장치(10)를 개략적으로 도시한 도면이다.
도 9를 참조하면, 종래 편광간섭 표면 검출장치(10)는 광 발생부(11), 제1 편광자(12), 제1 집광렌즈(13), 광도파로(14), 제2 집광렌즈(15), 1/4 위상지연기(16), 제2 편광자(17), 편광자 구동 모터(18), 광 검출부(19) 및 분석기(20)를 포함하여 구성될 수 있다.
상기 검출장치를 간략하게 설명하면, 광 발생부(11)로부터 입사되는 광이 제1 편광자(12)를 거쳐 편광이 1차적으로 조정되고 제1 집광렌즈(13)에서 집광되어 광도파로(14)로 입사한다. 광도파로(14)에서는 표면 물질의 변화에 의해 두 편광간의 위상변화가 발생하고 광도파로(14)의 출력부에 위치하는 1/4 위상지연기(16)에서 출력된 광의 위상이 지연된 후에 편광자 구동 모터(18)를 통해 연속해서 회전하는 제2 편광자(17)에 의해 광이 필터링된다. 그리고 제2 편광자(17)를 통과한 광의 광세기가 광 검출부(19)에서 전기적 신호로 변환되고 다시 분석기(20)에서 상기 신호를 분석하게 된다.
이와 같이 구성되는 편광간섭 표면 검출장치(10)는 바이오 센서 등으로 기능할 수 있으며, 예컨대 혈당 측정 센서로 이용될 수 있다. 상기와 같이 구성되는 혈당 측정 센서에서는 혈당과 관련된 물질(예컨대, 글루코스(glucose))이 센서에 주입되면 편광 위상차가 변화하여 그 양을 검출하고 신호를 분석할 수 있다.
그런데 상기와 같이 구성되는 종래 편광간섭 표면 검출장치(10)에서는 제2 편광자(17)를 편광자 구동 모터(18)를 통해 연속해서 회전을 가해야 하는데(회전수를 감지하여 전체 회전수 및 편광 신호를 검출함), 편광자 구동 모터(18)의 구동으로 인해 장치 전체의 소음과 진동이 심할뿐더러 전원 소모량이 크다는 문제가 있었다. 따라서 센서를 휴대용을 위한 소형 크기로 제작하기 힘들고, 전원 소모상의 문제로 연속 측정이 어렵다는 문제점이 있었다.
한편, 기존의 도파로 센서 제작 방법은 PECVD(Plasma Enhanced Chemical Vapor Depostion)를 포함한 일반 반도체 공정으로 센서를 제작 하였으며, 채널을 구성하고 광 간섭 변화를 측정하여 글루코스의 반응량을 검출하는 방법이다. 이때, 센서는 고굴절률 박막 도포에 의한 편광 투과 특성 분석 및 단일 편광 투과 도파로 최적화를 통하여 제작되게 된다. 제작 과정에 대해 부연하면, 먼저 도파로 표면 위에 포토레지스트를 코팅하고 포토리소그래피 공정을 통해 마이크로 유체 채널을 구축한다. 이후 내열유리(pyrex glass) 위에 UV 에폭시를 얇게 스핀 코팅(spin coating)하고 상기 채널을 덮어 마이크로 유체 채널을 완성하였다.
상기와 같은 광도파로 센서는 연속 회전 편광자를 통해 정현파 광신호를 유도하고 이의 위상을 분석하여 편광 위상차를 검출하게 된다. 예컨대, 혈당과 관련된 물질이 센서에 주입될 경우 편광 위상차가 변화하게 되며, 그 양을 검출함으로써 신호를 분석할 수 있다. 이때, 연속 회전 편광자는 편광자를 전기 모터로 연속 해서 회전을 가하며 가해지는 회전수, 즉, 주파수를 감지하여 전체 회전수를 알 수 있으며 특정 회전수에서 편광되는 신호를 검출 할 수 있다.
그러나 상기와 같은 기존의 센서 시스템은 용융 실리카(fused silica) 위에 제작을 하기 때문에 양산성과 제작을 하는 데에 있어서 많은 노하우가 필요하다. 또한 광 집적을 위한 고가의 광학 부품이 많이 필요하며 광 집적을 위해서 인위적으로 진행을 해야 하는 불편함과 오차가 발생될 수 있다. 또한, 소형화나 휴대용 타입에 있어서 사용자가 움직일 경우 광 집적이 틀어져서 센서 신호의 왜곡이 발생될 수 있다.
본 발명의 실시예들은, 광도파로를 통해 연속 측정이 가능한 혈당측정센서에 있어서, 광파이버를 사용함으로써, 센싱 가능한 유효 면적을 극대화하는 한편, 소형화가 가능한 혈당측정센서를 제공하고자 한다.
본 발명의 일 측면에 따르면, 센싱 표면의 물질에 대응한 편광 위상차를 검출하여 혈당을 측정 가능한 혈당측정센서에 있어서, 광신호를 제공하는 광원부; 상기 광원부와 광 접속되어 상기 광신호에 편광 위상차를 발생시키는 것으로, 코어 및 클래드를 구비하되, 상기 코어는 적어도 일부가 상기 클래드 밖으로 노출되어 센싱 표면을 형성하고, 노출된 상기 코어의 센싱 표면에는 고굴절층이 증착된 광파이버; 및 상기 광파이버에 광 접속되어 상기 광신호의 편광 위상차를 검출하는 디텍더;를 포함하는 혈당측정센서가 제공될 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 혈당측정센서는, 센싱 영역을 증대시켜 검출 성능의 개선이 가능한 한편, 광파이버를 이용함으로써 제작이 간편하고 광 집적이 요구되지 않으며, 사용자가 측정 중 이동하거나 일상 생활을 하더라도 센서의 왜곡이 발생되지 않는다. 또한, 소형화가 가능하여 사용자의 몸에 부착을 하고 생활을 하더라도 불편함이 없게 된다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈당측정센서를 보여주는 개략도이다.
도 2는 도 1에 도시된 광파이버를 보여주는 개략도이다.
도 3은 도 1에 도시된 PM파이버와 광원부 간 45도 틸팅 배치를 보여주는 개략도이다.
도 4는 도 1에 도시된 혈당측정센서에 케이싱이 구비된 모습을 보여주는 개략도이다.
도 5는 도 4에 도시된 케이싱의 사시도이다.
도 6는 도 5의 케이싱에서 커버부를 제거한 모습을 도시한 사시도이다.
도 7은 도 5의 케이싱에서 LC리타더모듈을 분리한 모습을 도시한 사시도이다.
도 8은 도 1에 도시된 혈당측정센서의 혈당 측정 결과를 나타낸 시험예이다.
도 9는 종래 편광간섭 표면 검출장치를 개략적으로 도시한 도면이다.
이하, 본 발명의 실시예들을 첨부된 도면을 참조하여 설명하도록 한다. 다만, 이하의 실시예들은 본 발명의 이해를 돕기 위해 제공되는 것이며, 본 발명의 범위가 이하의 실시예들에 한정되는 것은 아님을 알려둔다. 또한, 이하의 실시예들은 당업계에서 평균적인 지식을 가진 자에게 본 발명을 보다 완전하게 설명하기 위해서 제공되는 것으로, 불필요하게 본 발명의 기술적 요지를 흐릴 수 있다고 판단되는 공지의 구성에 대해서는 상세한 기술을 생략하기로 한다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 혈당측정센서(100)를 보여주는 개략도이다.
도 1을 참고하면, 본 실시예에 따른 혈당측정센서(100)는, 광원부(110), PM파이버(Polarization-maintaining optical fiber, 120), 광커넥터부(130), 광파이버(140), LC리타더(LC retarder, 150) 및 디텍터(160) 를 포함하여 구성될 수 있다.
상기와 같은 혈당측정센서(100)는 광원부(110)로부터의 광신호가 PM파이버(120) 및 광커넥터부(130)를 통해 광파이버(140)로 유도되게 되며, 광파이버(140)에서 간질액(조직액)에 의해 편광 위상차가 발생되면, 그 양을 디텍터(160) 에서 검출함으로써, 혈당 측정이 이뤄지게 된다. 이와 같이 광신호를 이용하여 혈당을 측정하는 방법은 등록특허공보 제10-11455669호 등을 통해 공지된 바 있다.
도 2는 도 1에 도시된 광파이버(140)를 보여주는 개략도이다.
도 2를 참고하면, 본 실시예에 따른 혈당측정센서(100)는 광파이버(140)를 사용하여 제작될 수 있다. 광파이버(140)는 광원부(110)에서 제공되는 광신호에 대해 일종의 광도파로(optical wave guide)로 기능할 수 있으며, 후술할 바와 같이 고굴절층(143)을 구비하고, 표면 물질의 변화량에 따라 광신호에 위상차를 발생시킬 수 있다.
보다 구체적으로, 광파이버(140)는 내부의 코어(141)와 코어(141)를 감싸는 클래드(142)를 구비할 수 있다. 이때, 코어(141)는 적어도 일부가 클래드(142) 밖으로 노출될 수 있다. 또는, 본 실시예에 따른 광파이버(140)는 길이방향의 일부구간 또는 전구간에 걸쳐 클래드(142)가 제거되어 내측의 코어(141)의 클래드(142) 밖으로 노출되게 된다. 이러한 코어(141)의 노출 부위는 피측정물인 간질액을 센싱하기 위한 센싱 표면을 형성할 수 있다. 예컨대, 본 실시예와 같은 경우, 광파이버(140)가 종방향으로 컷팅된 형태로 클래드(142) 제거되어 길이방향을 따라 코어(141)가 클래드(142) 밖에 노출된 경우를 예시하였다. 이와 같은 경우, 클래드(142) 밖으로 노출된 코어(141)는 센싱 표면을 형성하게 되며, 상기 센싱 표면의 물질(간질액) 변화량에 따라 광신호에 위상차가 발생되게 된다.
또한, 코어(141)의 노출 표면에는 고굴절층(143)이 증착될 수 있다. 고굴절층(143)은 노출된 코어(141)의 센싱 표면 전면적에 걸쳐 증착될 수 있다. 다시 말하면, 코어(141)는 일부가 클래드(142)에 의해 감싸지고, 나머지 일부(즉, 노출된 센싱 표면)는 고굴절층(143)에 의해 감싸질 수 있다. 고굴절층(143)은 코어(141)에 비해 굴절률이 높은 물질로 형성될 수 있다. 예컨대, 고굴절층(143)은 TiO2, Ta2O5, Si3N4 등의 물질을 포함할 수 있다. 고굴절층(143)은 코어(141)를 통해 안내되는 광신호의 분포를 표면으로 유도하여 표면 물질(간질액)에 대한 센싱 감도를 향상시키게 된다.
상기와 같은 광파이버(140)의 사용은 제작이 용이하여 양산성 확보에 유리하며, 광 집적(Optical integration)을 위한 광학부품의 수를 최소화할 수 있다는 이점이 있다. 나아가, 부품 수를 최소화하여 소형화에 유리하며, 광 집적이 요구되지 않기 때문에 광 집적이 틀어져 센서 신호의 왜곡이 발생되는 것을 줄일 수 있게 된다. 또한, 상기와 같은 광파이버(140)의 사용은 기존의 용융 실리카 상에 제작된 센서에 비해 센싱 영역이 크게 증가되는 이점이 있다. 예컨대, 본 실시예와 같은 경우, 종래의 센서에 비해 센싱 영역의 폭을 대략 40배, 길이를 1.5배 증가시켜 전체적으로 약 100배의 센싱 영역 면적 증대효과를 가져옴을 확인할 수 있었다.
한편, 상기와 같은 광파이버(140)는 화학적인 방법(에칭), 기계적인 방법 또는, 화학적인 방법과 기계적인 방법을 병행하여 제작될 수 있다.
다시 도 1을 참고하면, 본 실시예에 따른 혈당측정센서(100)는 광원부(110)에서 출력되는 광신호의 세기를 최대한 이용할 수 있도록 광원부(110)와 광파이버(140)가 PM파이버(120) 및 광커넥터부(130)에 의해 광 접합될 수 있다. PM파이버(120) 및 광커넥터부(130)는 광원부(110)의 광신호가 코어(141)에 의해 제공되는 광도파로로 제공될 수 있도록 광원부(110)와 광파이버(140) 간을 광 접합시키게 된다.
한편, 도 3은 도 1에 도시된 PM파이버(120)와 광원부(110) 간 45도 틸팅 배치를 보여주는 개략도로서, 이를 참고하면, PM파이버(120)는 축 방향을 초기 입력단에서 45도 틸팅(tilting)되도록 형성될 수 있다. 다시 말하면, PM파이버(120)는 광원부(110)의 축 방향에 대해 45도 틸팅되도록 배치될 수 있다.
상기와 같이 광원부(110) 및 PM파이버(120) 간이 45도로 틸팅 정렬되면, 종래의 센서에서 광신호를 광도파로까지 전달하기 위해 요구되었던 광학 부품, 예컨대, 편광판(polarizer), 반파장판(Half-wave plate), 1/4파장판(Quarter-wave plate), 렌즈 등이 제거될 수 있게 되며, 따라서 혈당측정센서(100)의 구성 부품수를 최소화하는 한편, 무게 및 크기를 줄여 혈당측정센서(100)의 소형화를 가능하게 한다. 또한, 광원부(110)의 광신호가 광파이버(140)로 최소화된 경로를 통해 제공되게 되는 바, 광신호의 소실도 최소화될 수 있으며, 이로 인해, 광파이버(140)에서 동작 가능한 센싱 면적 또한 최대화될 수 있다.
한편, 광커넥터부(130)는 LC커넥터(131), LC어댑터(132) 및 LC페룰(LC Ferrule, 133)을 포함하여 구성될 수 있다.
도 4는 도 1에 도시된 혈당측정센서(100)에 케이싱(170)이 구비된 모습을 보여주는 개략도이며, 도 5 내지 7은 도 4에 도시된 케이싱(170)의 사시도이다. 도 6는 도 5의 케이싱(170)에서 커버부(171)를 제거한 모습을 도시한 것이며, 도 7은 도 5의 케이싱(170)에서 LC리타더모듈(173)을 분리한 모습을 도시한 것임을 알려둔다.
도 4 내지 7을 참고하면, 본 실시예에 따른 혈당측정센서(100)는 케이싱(170)을 구비할 수 있다. 케이싱(170)은 전체적인 외관을 형성하고 길이방향을 따라 안착홈(미표기)이 형성되어 광파이버(140) 등이 장착되는 바디부(171)와, 바디부(171)에 체결되어 상기 안착홈을 덮는 커버부(172)를 구비할 수 있다. 이때, 커버부(172)는 내부에 간질액 보관을 위한 공간부가 마련될 수 있으며, 혈당 측정이 완료된 간질액은 상기와 같은 공간부에 보관될 수 있다. 이와 같이 측정된 간질액이 커버부(172) 내에 보관되도록 하는 구조는 커버부(172) 내측의 부품 안정성 확보 및 온도 보존을 가능하게 한다.
또한, 케이싱(170)은 바디부(171)의 일측에 마련되는 LC리타더모듈(173) 및 디텍터모듈(174)을 구비할 수 있다. LC리타더모듈(173)에는 위상 지연을 위한 LC리타더(150, 도 1 참고)가 배치될 수 있으며, 디텍터모듈(174)에는 광신호의 감지 및 분석을 위한 디텍터(160. 도 1 참고)가 배치될 수 있다. 또한, 필요에 따라 센서에서 나오는 광신호를 편광할 수 있도록 LC리타더모듈(173)에는 편광을 조절할 수 있는 톱니 형태의 기어(173a)가 마련될 수 있다.
한편, 광파이버(140) 등이 배치되는 안착홈으로는 측정을 위한 간질액이 유동될 수 있으며, 케이싱(170)의 일측에는 이와 같은 간질액의 유동을 위한 초소형모터(미도시) 등이 마련될 수 있다. 예컨대, 상기 초소형모터로는 피에조(Piezo) 타입의 모터가 사용될 수 있다. 또한, 케이싱(170)은 아크릴 등을 재질로 제작될 수 있으며, 입사되는 광신호의 손실을 최소화하기 위해 접합 재료로는 굴절률이 센서의 굴절률과 유사한 재료가 사용될 수 있다.
도 8은 도 1에 도시된 혈당측정센서(100)의 혈당 측정 결과를 나타낸 시험예이다.
도 8을 참고하면, 본 실시예에 따른 혈당측정센서(100)는 광신호의 편광 위상차를 통해 혈당의 차이를 검출하게 된다. 이때, 센서의 구동 메카니즘은 센서에서 나오는 광신호가 LC리타더(150)의 최대 전압 값과 디텍터(160) 전압의 변환된 값으로 얻을 수 있으며, 이때 각각의 성능에 따라서 분해능은 달라질 수 있다. 본 시험예에서 LC리타더(150)는 0.1V 간격으로 구동되었으며, 필요에 따라 최대 0.01V로 구현이 가능하다. 또한, 분해능은 대략 10배 정도 증폭이 가능하며, 디텍터(160) 의 신호 또한 100배 증폭이 가능하다.
한편, 예시된 시험예의 경우, 혈당의 변화가 다른 물질에 비해서 변화폭이 작기 때문에 상대적으로 낮게 나타났지만, 이는 신호 증폭을 통해 좀 더 높게 구현될 수 있다. 또한, 혈당 측정 결과 모두 측정 에러 범위에서 벗어나며, 특히, LC리타더(150)가 인가 전압에 대해 안정적인 반응을 하기 때문에 안정적인 측정값을 얻을 수 있음을 알 수 있다.
이상, 본 발명의 일 실시예에 대하여 설명하였으나, 해당 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 특허청구범위에 기재된 본 발명의 사상으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서, 구성 요소의 부가, 변경, 삭제 또는 추가 등에 의해 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있을 것이며, 이 또한 본 발명의 권리범위 내에 포함된다고 할 것이다.

Claims (9)

  1. 센싱 표면의 물질에 대응한 편광 위상차를 검출하여 혈당을 측정 가능한 혈당측정센서에 있어서,
    광신호를 제공하는 광원부;
    상기 광원부와 광 접속되어 상기 광신호에 편광 위상차를 발생시키는 것으로, 코어 및 클래드를 구비하되, 상기 코어는 적어도 일부가 상기 클래드 밖으로 노출되어 센싱 표면을 형성하는 광파이버; 및
    상기 광파이버에 광 접속되어 상기 광신호의 편광 위상차를 검출하는 디텍더;를 포함하는 혈당측정센서.
  2. 청구항 1에 있어서,
    노출된 상기 코어의 센싱 표면에는 고굴절층이 증착된 혈당측정센서.
  3. 청구항 2에 있어서,
    상기 고굴절층은 상기 코어보다 높은 굴절률을 가지는 혈당측정센서.
  4. 청구항 2에 있어서,
    상기 고굴절층은 이산화타이타늄(TiO2), 산화탄탈륨(Ta2O5) 및 질화규소(Si4N4) 중 적어도 하나를 포함하는 혈당측정센서.
  5. 청구항 1에 있어서,
    상기 광파이버는, 상기 코어가 길이방향을 따라 소정길이 노출되어 상기 센싱 표면을 형성하는 혈당측정센서.
  6. 청구항 1에 있어서,
    상기 광원부와 상기 광파이버 간을 광 접속시키는 PM파이버(Polarization-maintaining optical fiber) 및 광커넥터부를 더 포함하는 혈당측정센서.
  7. 청구항 6에 있어서,
    상기 PM파이버는, 상기 광원부의 축 방향에 대해 45도 틸팅(tilting) 배치된 혈당측정센서.
  8. 청구항 1에 있어서,
    상기 광원부, 상기 광파이버 및 상기 디텍터가 수용되는 케이싱을 더 포함하되,
    상기 케이싱은, 길이방향을 따라 안착홈이 형성되어 상기 광파이버가 장착되는 바디부와, 상기 바디부를 덮는 커버부를 구비하는, 혈당측정센서.
  9. 청구항 8에 있어서,
    상기 커버부는 내부에 공간부를 구비하며, 상기 공간부에는 피측정물인 간질액이 보관되는 혈당측정센서.
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