WO2016200104A1 - 바이오 센서 및 그 형성 방법과 글루코오스 조절 시스템, 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법, 및 상기 글루코오스 조절 시스템을 이용한 글루코오스 조절 방법 - Google Patents

바이오 센서 및 그 형성 방법과 글루코오스 조절 시스템, 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법, 및 상기 글루코오스 조절 시스템을 이용한 글루코오스 조절 방법 Download PDF

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glucose
sensor
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forming
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김대형
현택환
최승홍
이현재
최태규
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서울대학교산학협력단
기초과학연구원
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    • G01N33/66—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving blood sugars, e.g. galactose

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor, a method for forming the same, a glucose control system, a method for forming the glucose control system, and a glucose control method using the glucose control system.
  • Electrochemical based biosensors combine the analytical power of electrochemical methods with the specificity of biological recognition. That is, biological recognition is detected by current or potential change by immobilizing or containing a biospecific reagent such as an enzyme, an antigen, an antibody, a biochemical, or the like on a surface of an electrode.
  • a biospecific reagent such as an enzyme, an antigen, an antibody, a biochemical, or the like on a surface of an electrode.
  • the resistance of the electrode itself and the interfacial properties in which the electrochemical reaction occurs are very important.
  • Graphene is drawing attention as one of the nanomaterials that can be used to produce electrochemical based biosensors with improved performance.
  • graphene is chemically inert, there are difficulties in implementing an electrochemical-based biosensor. Therefore, in order to manufacture an electrochemical-based biosensor using graphene, surface activation of graphene is required.
  • graphene oxide graphene oxide
  • Korean Patent No. 10-1355933 name of the invention: a method of adsorbing various biomaterials on chemically modified graphene.
  • name of the invention a method of adsorbing various biomaterials on chemically modified graphene.
  • hydrophilic biomaterial on graphene which is basically hydrophobic, nitrogen for adsorbing reducing and hydrophilic biomaterial to restore electrical properties of graphene oxide prepared by oxidizing graphite
  • the biomaterial is selectively adsorbed only on the modified graphene through the modification process of simultaneously doping, the biomaterial is selectively adsorbed and provides a method of manufacturing a composite substrate including a patterned graphene layer.
  • Korean Patent Registration No. 10-0553801 (name of the invention: a closed-loop real-time insulin pump using a skin-contact blood glucose detection sensor) uses a skin-contact blood glucose detection sensor, which is safe, accurate and real-time. Insulin pumps can be used to detect blood glucose and control the insulin administration in an open-loop manner, allowing blood glucose measurement and insulin administration to be controlled in real time, thereby providing the most accurate blood glucose control to patients.
  • a closed loop real-time insulin pump using a skin contact blood glucose detection sensor is provided.
  • the present invention provides a highly reliable biosensor.
  • the present invention provides a biosensor excellent in flexibility and elasticity.
  • the present invention provides a biosensor comprising various sensors on one platform.
  • the present invention provides a method of forming the biosensor.
  • the present invention provides a glucose control system that can measure glucose concentration non-invasively.
  • the present invention provides a glucose control system that can adjust the glucose concentration in the body of the user.
  • the present invention provides a glucose control system excellent in flexibility and elasticity.
  • the present invention provides a method of forming the glucose control system.
  • the present invention provides a glucose control method using the glucose control system.
  • the biosensor according to the embodiments of the present invention includes at least one sensor including a sensing unit, a bridge unit connected to the sensing unit, and an electrode unit connected to the bridge unit, and the sensing unit includes a graphene layer.
  • the graphene layer may include a doped conductive material.
  • the conductive material may include at least one selected from metal nanoparticles and metal nanowires.
  • the sensing unit may further include a conductive electrode layer disposed below the graphene layer and a reaction layer disposed on the graphene layer.
  • the conductive electrode layer may include a net pattern or a mesh pattern.
  • the sensing unit may further include an upper insulating layer disposed on the graphene layer, and the upper insulating layer may have an opening part exposing the graphene layer.
  • the reaction layer may contact the graphene layer through the opening part.
  • the reaction layer may be formed of different materials according to the type of the sensor.
  • the reaction layer may be formed of silver / silver chloride or PEDOT.
  • the reaction layer may be surface treated with one or more materials selected from polyaniline, Prussian blue, and glucose oxidase.
  • the bridge portion may have a multiple bent shape.
  • the sensor may include one or more sensors selected from humidity sensors, pH sensors, glucose sensors, and strain gauges.
  • the biosensor may further include a power supply unit providing power to the electrode unit, and a processing unit collecting the signal of any one of current, voltage, and impedance from the electrode unit to convert the signal.
  • a method of forming a biosensor according to embodiments of the present invention is a method of forming a biosensor including one or more sensors including a sensing unit, a bridge unit connected to the sensing unit, and an electrode unit connected to the bridge unit. Forming a lower insulating layer, forming a conductive electrode layer on the lower insulating layer, forming a graphene layer on the conductive electrode layer, and forming a reaction layer on the graphene layer.
  • the method of forming the biosensor may include forming an upper insulating layer having an opening portion exposing the graphene layer on the graphene layer and doping a conductive material into the graphene layer through the opening portion before forming the reaction layer. It may further include.
  • the conductive material may include at least one selected from metal nanoparticles and metal nanowires.
  • the reaction layer may be formed on the graphene layer through the opening part.
  • the conductive electrode layer may be formed to include a net pattern or a mesh pattern.
  • the conductive electrode layer may be formed of a material including at least one selected from gold, aluminum, platinum, nickel, graphene, silver nanowire film, a metal grid, and indium tin oxide.
  • the reaction layer may be formed of different materials according to the type of the sensor.
  • the sensing unit, the bridge unit, and the electrode unit may be formed together by the same process.
  • the sensor may include one or more sensors selected from humidity sensors, pH sensors, glucose sensors, and strain gauges.
  • the glucose control system includes a sensor unit including a glucose sensor, a glucose control unit for adjusting a glucose concentration in a user's body, and a control unit for controlling the sensor unit and the glucose control unit.
  • the sensor unit may further include one or more selected from a humidity sensor, a pH sensor, and a strain gauge.
  • the control unit may collect a signal from the glucose sensor to measure glucose concentration in the sweat of the user, collect a signal from the pH sensor to measure a pH value, and measure the measured glucose value according to the pH value. The concentration can be corrected.
  • the controller may measure humidity by collecting a signal from the humidity sensor, measure a strain by collecting a signal from the strain gauge, and measure the measured glucose according to the pH value, the humidity, and the strain.
  • the concentration can be corrected.
  • the control unit may measure humidity by collecting a signal from the humidity sensor, and when the humidity is greater than or equal to a predetermined humidity, collect the signal from the glucose sensor to measure the glucose concentration in the sweat of the user.
  • the controller may diagnose a blood glucose state of the user based on the corrected glucose concentration.
  • the controller may control the glucose control unit to inject a glucose control drug to the user according to the diagnosed body blood glucose state.
  • the controller may measure a strain by collecting a signal from the strain gauge, and may diagnose the blood glucose state of the user as a hypoglycemic state based on the strain.
  • the glucose control unit may include a drug delivery unit including a microneedle including a glucose control drug and a heating unit disposed on the drug delivery unit and heating the drug delivery unit to increase a temperature of the drug delivery unit.
  • the surface of the drug delivery part may be coated with a phase change material that undergoes a phase change above a critical temperature, and the glucose regulating drug may be released from the microneedle by heating the exothermic part.
  • the drug delivery unit may inject the glucose control drug through the skin of the user by the microneedle, and the glucose control drug may include a hypoglycemic agent.
  • the heat generating unit includes a first heat generating unit, a second heat generating unit disposed adjacent to the first heat generating unit, and disposed between the first heat generating unit and the second heat generating unit, and the first heat generating unit and the second heat generating unit. It may include a temperature sensor for measuring the temperature. The controller may control the temperature of the first heat generating unit and the second heat generating unit when the temperature measured by the temperature sensor is equal to or higher than a predetermined temperature.
  • the heating unit may include a multi-bent pattern.
  • the sensor unit may include a sensing unit, a bridge unit connected to the sensing unit, and an electrode unit connected to the bridge unit, and the sensing unit may include a graphene layer.
  • the graphene layer may include a doped conductive material, and the conductive material may include one or more selected from metal nanoparticles and metal nanowires.
  • the sensing unit may further include a conductive electrode layer disposed below the graphene layer and a reaction layer disposed on the graphene layer, the conductive electrode layer may include a mesh pattern or a mesh pattern, and the reaction layer may include the sensing unit. It may be formed of different materials depending on the type.
  • the bridge portion may have a multiple bent shape.
  • the glucose control system may further include a network transceiver, and the network transceiver may transmit the blood glucose state of the user diagnosed by the controller to a user terminal linked with a glucose control system.
  • a method of forming a glucose control system includes forming a sensor part including a glucose sensor, forming a glucose control part, and packaging the sensor part and the glucose control part.
  • the step of forming the glucose control unit, forming a heating unit, forming a drug delivery unit comprising a fine needle containing a glucose drug, combining the drug delivery unit and the heating unit, and the surface of the drug delivery unit It may include the step of coating a phase change material.
  • the sensor unit may include one or more sensors including a sensing unit, a bridge unit connected to the sensing unit, and an electrode unit connected to the bridge unit, and the forming of the sensor unit may include forming a lower insulating layer;
  • the method may include forming a conductive electrode layer on a lower insulating layer, forming a graphene layer on the conductive electrode layer, and forming a reaction layer on the graphene layer.
  • the method of forming the glucose control system may include forming an upper insulating layer having an opening portion exposing the graphene layer on the graphene layer and doping a conductive material to the graphene layer through the opening portion before forming the reaction layer.
  • the method may further include a step, wherein the conductive material may include at least one selected from metal nanoparticles and metal nanowires.
  • the reaction layer may be formed on the graphene layer through the opening portion, and may be formed of another material according to the type of the sensor.
  • a glucose control method includes a sensor part including a glucose sensor and a pH sensor, a glucose control part for adjusting a glucose concentration in a user's body, and a controller for controlling the sensor part and the glucose control part.
  • a method of controlling glucose by using a glucose control system comprising: collecting a signal from the glucose sensor to measure glucose concentration in the sweat of the user; collecting a signal from the pH sensor to measure a pH value; correcting the measured glucose concentration according to the pH value.
  • the sensor unit may further include at least one selected from a humidity sensor and a strain gauge.
  • the glucose control method may include collecting a signal from the humidity sensor to measure humidity and collecting a signal from the strain gauge to measure strain. It may further comprise the step, wherein the measured glucose concentration may be corrected according to the pH value, the humidity, and the strain.
  • the glucose control method may further include diagnosing a blood glucose state of the user based on the corrected glucose concentration.
  • the glucose control method may further include injecting a glucose control drug into the user by the glucose control unit according to the diagnosed body blood glucose state.
  • the sensor unit may further include a humidity sensor, and the glucose control method may further include collecting a signal from the humidity sensor to measure humidity, and when the humidity is above a certain humidity, from the glucose sensor By collecting a signal, the sweat glucose concentration of the user can be measured.
  • the glucose control method may further include measuring a strain by collecting a signal from the strain gauge, and the blood glucose state of the user may be diagnosed as a hypoglycemic state based on the strain.
  • Biosensors according to embodiments of the present invention may have excellent reliability, such as improved interfacial properties.
  • the biosensor may have excellent flexibility and elasticity and thus may be easily and variously applied to a wearable device.
  • the biosensor may include various sensors on one platform to detect various substances at the same time.
  • the biosensor may simultaneously implement the reference electrode and the working electrode on one platform, and thus does not need to have a separate reference electrode.
  • the biosensor may comprise one or more sensors, and the one or more sensors may be easily formed in a simple process.
  • a glucose control system can measure glucose concentration non-invasively.
  • the glucose control system can accurately measure the glucose concentration in the user's body by correcting the measured glucose concentration in consideration of pH value, humidity, strain, and the like.
  • the glucose control system may adjust glucose concentration in the body of a user while measuring glucose concentration in real time.
  • the glucose control system can have excellent flexibility and elasticity and can be easily attached to a living body.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 shows a configuration of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a view for explaining the configuration of the biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a view for explaining a sensing unit of the biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is an enlarged view of a conductive electrode layer formed on an upper portion of a lower insulating layer of a bridge part of a biosensor according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a flowchart illustrating a method of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a view for explaining a method of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 schematically illustrates a process of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a view for explaining a surface treatment process of the biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is an image of a biosensor formed in accordance with one embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 shows the deposition result of polyethylene dioxythiophene according to the structure of the electrode constituting the biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a graph analyzing the characteristics of the electrode according to the deposition result of the polyethylene dioxythiophene according to the structure of the electrode constituting the biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 is a graph illustrating electrochemical characteristics according to structures of electrodes constituting a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 14 is a graph analyzing operating characteristics of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • Figure 16 shows the configuration of a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 17 shows the glucose control part of the glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 19 is a cross-sectional view of a heating part of a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 20 illustrates a drug delivery unit in a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • Figure 21 shows the microneedle of the drug delivery in the glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 22 is a flowchart illustrating a method of forming a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 23 is a flowchart illustrating a method of forming a glucose regulator according to an embodiment of the present invention.
  • 24 is a flowchart illustrating a method of forming a heating unit of a glucose control unit according to an embodiment of the present invention.
  • 25 is a view illustrating a method of forming a drug delivery unit and combining the drug delivery unit and a heating unit according to an embodiment of the present invention.
  • 26 is an image of a sensor unit and a glucose control unit formed according to an embodiment of the present invention.
  • 27 is an image of a glucose control system formed in accordance with one embodiment of the present invention.
  • FIG. 28 is a flowchart illustrating a method of controlling glucose using a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • 29 is a view for explaining the operation of the sensor unit in the glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 30 is a view for explaining the operation of the glucose control unit in the glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • first and second are used herein to describe various elements, the elements should not be limited by such terms. These terms are only used to distinguish the elements from one another. Again, where an element is said to be above another element it means that it can be formed directly on another element or a third element can be interposed therebetween.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a biosensor according to an embodiment of the present invention
  • Figure 2 shows a configuration of a biosensor according to an embodiment of the present invention
  • Figure 3 is a configuration of a biosensor according to an embodiment of the present invention A diagram for explaining.
  • the biosensor 10 includes a sensing unit 100, a bridge unit 200, and an electrode unit 300.
  • the sensing unit 100 may include a plurality of sensing units disposed according to an arbitrary pattern.
  • the sensing unit 100 may include a first sensing unit 110, a second sensing unit 120, a third sensing unit 130, and a fourth sensing unit 140.
  • the first sensing unit 110 may be a humidity sensing unit capable of measuring humidity
  • the second sensing unit 120 may be a pH sensing unit capable of measuring pH
  • the third sensing unit 130 may measure glucose.
  • the glucose sensing unit may be measured
  • the fourth sensing unit 140 may be a strain gauge capable of measuring strain.
  • One or more than one first sensing unit 110, second sensing unit 120, third sensing unit 130, and fourth sensing unit 140 may be disposed.
  • the biosensor 10 may include a first sensor 11, a second sensor 12, a third sensor 13, and a fourth sensor 14.
  • the first sensor 11 may be a humidity sensor
  • the second sensor 12 may be a pH sensor
  • the third sensor 13 may be a glucose sensor
  • the fourth sensor 14 may be a strain gauge. have.
  • the first sensor 11 may include a first sensing unit 110, a first bridge unit 210, and a first electrode unit 310
  • the second sensor 12 may include a second sensing unit 120.
  • the third sensor 13 may include a third sensing unit 130, a third bridge unit 230, and a third electrode unit 330
  • the fourth sensor 14 may include the fourth sensing unit 140.
  • a fourth bridge part 240, and a fourth electrode part 340 may be a humidity sensor
  • the second sensor 12 may be a pH sensor
  • the third sensor 13 may be a glucose sensor
  • the fourth sensor 14 may be a strain gauge. have.
  • the bridge unit 200 connects the sensing unit 100 and the electrode unit 300.
  • the electrode unit 300 may provide a voltage to the sensing unit 100 or collect a signal such as a potential difference, a current, or an impedance measured from the sensing unit 100.
  • the electrode unit 300 may include two or three electrode patterns to collect the signal.
  • the biosensor 10 may provide a power supply unit for supplying power to the electrode unit 300 and a signal such as a potential difference, a current, or an impedance collected through the electrode unit 300 by a redox reaction.
  • the method may further include a processing unit converting the amount of change of ions or the amount of change of the concentration of a chemical substance into account.
  • the power supply unit may provide power to the electrode unit 300 using a power cable, a rechargeable or disposable battery.
  • FIG. 4 is a view for explaining a sensing unit of the biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • the sensing unit 100 may include a lower insulating layer 101, a conductive electrode layer 102, a graphene layer 103, an upper insulating layer 105, and a reaction layer 106.
  • the lower insulating layer 101 may be formed of a transparent polymer material having no conductivity.
  • the polymer material may be, for example, a photosensitive polymer.
  • the polymer material may be, for example, an epoxy resin, polyimide, or parylene.
  • the conductive electrode layer 102 is disposed on the lower insulating layer 10s.
  • the outer shape of the conductive electrode layer 102 may be the same as the lower insulating layer 101, but the inner shape may include a net pattern or a mesh pattern.
  • the conductive electrode layer 102 may be formed of a conductive material through which current can flow.
  • the conductive material may be a metal such as gold (Au), aluminum (Al), platinum (Pt), nickel (Ni), graphene, silver nanowire film, metal grid, And metal oxides such as indium tin oxide (ITO) and the like.
  • the graphene layer 103 is disposed on the conductive electrode layer 102.
  • the graphene layer 103 may include carbon-based materials such as graphene and graphene, carbon nanotubes (CNTs), and the like.
  • the graphene layer 103 may be doped with the conductive material 104.
  • the conductive material 104 may be disposed in all or part of the graphene layer 103 in the form of metal nanoparticles or metal nanowires.
  • the conductive material 104 may include, for example, gold (Au) nanoparticles, and the conductivity of the graphene layer 103 may be improved by the doped conductive material 104.
  • the upper insulating layer 105 is disposed on the graphene layer 103.
  • the upper insulating layer 105 may have an opening portion 105a exposing a portion of the graphene layer 103.
  • the reaction layer 106 is disposed on the graphene layer 103 exposed by the opening portion 105a.
  • the reaction layer 106 may be used as a reference electrode of a glucose sensor or a material such as silver (Ag) / silver chloride (AgCl) or polyethylenedioxythiophene (Poly (3,4-ethylenedioxythiophene), PEDOT) to measure humidity. It may be formed by deposition.
  • At least one of the reaction layers 106 may be formed by depositing a material for forming a counter electrode. Therefore, the electrochemical based biosensor according to another embodiment of the present invention forms a plurality of sensing units 100 on one platform, and a reaction layer for detecting different materials in each sensing unit 100. By implementing 106, various materials can be detected simultaneously. In addition, in the conventional electrochemical sensor, unlike the commercial reference electrode had to be configured separately, the present invention can simultaneously implement the reference electrode and the working electrode on one platform.
  • the surface of the reaction layer 106 is surface-treated with polyaniline to measure acidity (pH), or glucose oxidase, a glucose degrading enzyme, to decompose hydrogen peroxide, a product of glucose decomposition, to measure glucose in sweat. It may be surface treated with a material such as prussian blue that serves as a catalyst. The material forming the reaction layer 106 may vary depending on the material to be detected by the sensing unit 100.
  • the sensing unit 100 may include a reaction layer 106 for detecting different materials on one platform, whereby a plurality of sensors 11 to 14 detecting various materials may be implemented.
  • a reaction layer 106 for detecting different materials on one platform, whereby a plurality of sensors 11 to 14 detecting various materials may be implemented.
  • a separate commercialized reference electrode is not required.
  • the bridge part 200 may include a lower insulating layer, a conductive electrode layer, a graphene layer, and an upper insulating layer.
  • the electrode unit 300 may include a lower insulating layer and a conductive electrode layer.
  • the electrode unit 300 may include an upper insulating layer on the conductive electrode layer, and the upper insulating layer may include an opening part like the upper insulating layer 105 of the sensing part 100, and the power source of the power supply part may be provided through the opening part.
  • the electrode unit 300 may be provided.
  • the lower insulating layer, the conductive electrode layer, the graphene layer, and the upper insulating layer of the bridge part 200 and the lower insulating layer, the conductive electrode layer, and the upper insulating layer of the electrode part 300 are respectively a lower insulating layer of the sensing part 100 ( 101), the conductive electrode layer 102, the graphene layer 103, and the upper insulating layer 105 may be formed together by performing the same process with the same material.
  • the graphene layer of the bridge portion 200 may not be doped with a conductive material.
  • the biosensor 10 may include a plurality of sensing units 100 on one platform, and each sensing unit 100 may detect another substance.
  • the lower insulating layers constituting the sensing unit 100, the bridge unit 200, and the electrode unit 300 may be formed to be connected to each other even if the sensors are different.
  • the conductive electrode layers constituting the sensing unit 100, the bridge unit 200, and the electrode unit 300 are formed such that the sensing unit, the bridge unit, and the electrode unit are electrically connected to each sensor so as to operate as one sensor. Can be.
  • the sensing unit 100, the bridge unit 200, and the electrode unit 300 may be connected to each other to operate as one sensor, and may separately collect signals.
  • FIG. 5 is an enlarged view of a conductive electrode layer formed on an upper portion of a lower insulating layer of a bridge part of a biosensor according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • the lower insulating layer constituting the bridge part 200 may include a pattern that is multiplely bent vertically or horizontally.
  • the conductive electrode layer disposed on the lower insulating layer of the bridge part 200 may be formed of a conductive material along the shape of the lower insulator that is bent in a mesh pattern or a mesh pattern.
  • the biosensor may have elasticity. It can be easily applied to a wearable device that is worn and used on a body without giving a sense of rejection to a user.
  • FIG. 6 is a flowchart illustrating a method of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 7 is a view illustrating a method of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • the method of forming the biosensor may include forming a lower insulating layer 101 (S110), forming a conductive electrode layer 102 on the lower insulating layer 101 (S120), Forming a graphene layer 103 on the conductive electrode layer 102 (S130), forming an upper insulating layer 105 on the graphene layer 103 (S140), the upper insulating layer 105 of the sensing unit and the electrode unit Forming an opening portion 105a in the step S150, doping the conductive material 104 in the graphene layer 103 exposed by the opening portion 105a formed in the sensing unit in operation S160, and a conductive material ( 104 may include forming a reaction layer 106 on the graphene layer 103 doped (S170).
  • a lower insulating layer 101 is formed on the sacrificial substrate 400 (S110).
  • the sacrificial substrate 400 a glass substrate, a quartz substrate, a silicon substrate, a germanium substrate, or the like may be used.
  • a sacrificial layer 410 may be formed to separate the biosensor into the substrate.
  • the sacrificial layer 410 may be formed of, for example, a metal such as nickel (Ni), copper (Cu), aluminum (Al), or poly (methyl methacrylate) (PMMA).
  • the lower insulating layer 101 may be formed by applying a photosensitive polymer material on the sacrificial substrate 400 and performing a photolithography or e-beam lithography process.
  • the polymer material may include at least one selected from an epoxy resin, a polyimide, and perylene.
  • the lower insulating layer 101 may be formed in a different pattern according to the arrangement area of the sensing unit 100, the bridge unit 200, and the electrode unit 300, but in order to facilitate the forming process, the sensing unit 100 ),
  • the bridge unit 200, and the lower insulating layer 101 included in the electrode unit 300 may be patterned to be connected as one.
  • the conductive electrode layer 102 is formed on the lower insulating layer 101 (S120).
  • the conductive electrode layer 102 may be formed by depositing a conductive material on the lower insulating layer 101 and then performing a photolithography or electron beam lithography process.
  • the conductive material may be a metal such as gold (Au), aluminum (Al), platinum (Pt), nickel (Ni), graphene, silver nanowire film, metal grid, And metal oxides such as indium tin oxide (ITO) and the like.
  • Each of the plurality of sensing units 100, the bridge unit 200, and the conductive electrode layers 102 constituting the electrode unit 300 may be formed together through a single process.
  • the conductive electrode layer 102 formed on the sensing unit and the bridge unit may be formed in a net pattern or a mesh pattern.
  • the pattern of the conductive electrode layer 102 of each of the sensing unit 100, the bridge unit 200, and the electrode unit 300 constituting one sensor is formed to be connected to each other.
  • each sensor may be formed with a conductive electrode layer 102 to be electrically insulated.
  • the graphene layer 103 is formed on the conductive electrode layer 102 (S130).
  • the graphene 103a may be grown by performing chemical vapor deposition (CVD) and then transferred onto the conductive electrode layer 102.
  • the graphene 103a may be formed as a single layer or multiple layers of two or more layers, and may be directly grown on the conductive electrode layer 102.
  • the graphene layer 103 may be formed on the sensing unit 100 and the bridge unit 200 by patterning the graphene 103a in the same shape as the conductive electrode layer 102 except for the electrode unit 300.
  • An upper insulating layer 105 is formed on the graphene layer 103.
  • the upper insulating layer 105 is coated with a non-conductive photosensitive polymer material on the graphene layer 103 of the sensing unit 100 and the bridge unit 200 and the conductive electrode layer 102 of the electrode unit 300, and then the lower insulating layer. It can be formed by patterning the same shape as the (101). Since the method of forming the upper insulating layer 105 is the same as the method of forming the lower insulating layer 101 described above, a detailed description thereof will be omitted.
  • An opening is formed in the upper insulating layer of the sensing unit 100 and the electrode unit 300 (S150).
  • the upper insulating layer 105 of the sensing unit 100 and the electrode unit 300 may be removed using a photolithography or electron beam lithography process.
  • the upper insulating layer 105 on the sensing unit 100 and the electrode unit 300 is removed, and the graphene layer 103 of the sensing unit 100 and the conductive electrode layer 102 of the electrode unit 300 are opened. May be exposed through 105a.
  • the forming of the upper insulating layer 105 (S140) and the forming of the opening portion 105a in the sensing portion 100 and the upper insulating layer 105 of the electrode portion 300 (S150) is performed by using a mask. Can be performed simultaneously in one process.
  • the conductive material 104 may be doped into the graphene layer 103 exposed by the opening portion 105a formed on the upper insulating layer 105 of the sensing unit 100 (S160).
  • the conductive material 104 may include one or more selected from metal nanoparticles and metal nanowires.
  • Conductive material 104 may include, for example, gold nanoparticles.
  • gold nanoparticles may be doped into the graphene layer 103 by drop casting a gold chloride solution onto the exposed graphene layer 103.
  • the reaction layer 106 is formed on the graphene layer 103 doped with the conductive material 104 (S170).
  • the reaction layer 106 capable of detecting a specific material may be formed in the graphene layer of the sensing unit 100 exposed by the opening unit 105a.
  • the method of forming the biosensor may further include surface treating the reaction layer 106 with organic molecules that selectively react with a specific material.
  • the surface of the reaction layer 106 may be surface treated with a material such as polyaniline, glucose oxidase, or Prussian blue.
  • the reaction layer 106 constituting the sensing unit 100 may be formed of different materials according to sensors, or may be surface treated with different materials.
  • the reaction layer 106 is selectively provided by supplying power to the electrode unit 300 connected to the sensing unit 100 to form the reaction layer 106 and flowing a current through the conductive electrode layer 102 of the sensing unit 100. Can be formed.
  • the reaction layers 106 constituting the sensing unit 100 may be formed of different materials according to sensors. That is, by supplying power to the electrode unit 300 connected to the sensing unit 100 to form the reaction layer 106, the current flows in the plurality of graphene layer 103 exposed by the opening portion 105a
  • the reaction layer 106 may be selectively formed only on the graphene layer 103 existing on the electrode layer 102.
  • the reaction layer 106 may be formed by performing an electroplating process.
  • the reaction layer 106 may be surface treated with organic molecules or specific chemicals that selectively react with specific materials. Surface treatment of the reaction layer 106 may be selectively performed by connecting a power to an electrode part 300 connected to the conductive electrode layer 102 disposed under the reaction layer 106 to be surface-treated to flow a current. have.
  • reaction layer 106 In the formation of the reaction layer 106 and the surface treatment of the reaction layer 106, cross contamination that may occur between the material forming the reaction layer 106 or the chemicals formed on the surface of the reaction layer 106 may occur. In order to minimize), it can proceed sequentially from the process using the material with the least reactivity.
  • the method of forming the biosensor may be doped with a conductive material in the graphene layer 103 exposed by the opening formed in the upper insulating layer of the sensing unit 100.
  • the method may further include transferring the structure on which the upper insulating layer is formed onto the silicon patch 600 using the PDMS stamp 500.
  • the conductive electrode layer disposed under the graphene layer 103 to form the reaction layer 106 among the graphene layers 103 exposed by the opening after the structure formed by the upper insulating layer 105 is transferred to the silicon patch 600.
  • a current flows through the conductive electrode layer 102 of the sensing unit 100, the electroplating process is performed to silver (Ag) / silver chloride (AgCl) It may be deposited to form a reference electrode.
  • PEDOT poly (3,4-ethylenedioxythiophene)
  • the humidity sensor may be formed such that the first electrode and the second electrode are formed in a comb shape, and the groove of the first electrode and the groove of the second electrode cross each other.
  • a glucose sensor is formed by sequentially processing Prussian blue, which serves as a catalyst for hydrogen peroxide decomposition, a glucose decomposition product, glucose oxidase, and Nafion®, a glucose decomposition enzyme.
  • Prussian blue serves as a catalyst for hydrogen peroxide decomposition
  • a glucose decomposition product e.g., glucose oxidase
  • Nafion® a glucose decomposition enzyme
  • FIG. 8 schematically illustrates a process of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • nickel metal is deposited on the silicon substrate Si to form a nickel layer Ni, which is a sacrificial layer.
  • Ni nickel layer
  • a photolithography process is performed to form a bottom epoxy layer.
  • a thermal evaporation process is performed to deposit 7 nm of chromium (Cr) and 70 nm of gold (Au), followed by a photolithography process to form a conductive electrode layer (Au mesh).
  • the conductive electrode layer (Au mesh) may be formed in a net pattern or a mesh pattern.
  • Graphene is transferred onto the conductive electrode layer (Au mesh). Graphene is patterned in the same shape as the conductive electrode layer to form a graphene layer GP.
  • a photolithography process is performed to form a top epoxy layer having the same pattern as the bottom epoxy layer.
  • the upper insulating layer of the sensing unit and the electrode unit is removed to form an opening.
  • the structure is transferred onto a silicon patch using a PDMS stamp.
  • reaction layer constituting each sensing unit is formed and surface treated.
  • the biosensor may form a plurality of reaction layers including a working electrode and a counter electrode on a graphene layer doped with gold nanoparticles to detect humidity, acidity, glucose, and the like.
  • a reaction layer made of a material having the least reactivity may be formed first.
  • the humidity sensing unit 110 is formed by depositing PEDOT (poly (3,4-ethylenedioxythiophene)) (c).
  • PEDOT poly (3,4-ethylenedioxythiophene)
  • the humidity sensing unit 110 may be formed such that the first electrode and the second electrode have a comb shape, and the groove of the first electrode and the groove of the second electrode cross each other.
  • a glucose decomposition product After forming the pH sensing unit 120 using polyaniline (d), by sequentially processing the Prussian blue, a glucose decomposition enzyme glucose oxidase and Nafion which serves as a catalyst for the decomposition of hydrogen peroxide, a glucose decomposition product
  • the glucose sensing units 130a and 130b are formed (e) to (f).
  • a biosensor in which the humidity sensor, the pH sensor, and the glucose sensor are implemented on one platform may be formed.
  • FIG. 10 is an image of a biosensor formed in accordance with one embodiment of the present invention.
  • a conductive electrode layer having a mesh pattern and a graphene layer doped with gold operate as a working electrode, and an active layer formed of Prussian blue is present on the graphene layer.
  • the active layer is encapsulated by a substance called glucose oxidase and Nafion.
  • glucose oxidase reacts to produce hydrogen peroxide, and procian blue acts as a catalyst to decompose it, generating electrons, and the working electrode captures the electrons. That is, it is possible to electrically measure the change in glucose present in the sweat.
  • FIG 11 illustrates the deposition result of polyethylene dioxythiophene according to the structure of the electrode constituting the biosensor according to an embodiment of the present invention
  • Figure 12 is a view of the electrode constituting the biosensor according to an embodiment of the present invention It is a graph analyzing the characteristics of the electrode according to the deposition result of polyethylene dioxythiophene according to the structure.
  • an electrode made of only a gold film (Au film), a gold electrode formed of a mesh pattern (Au mesh) and a gold electrode of a mesh pattern and gold nanoparticles A graphene hybrid electrode (GP hybrid) according to an embodiment of the present invention including a doped graphene layer was analyzed.
  • GP hybrid graphene hybrid electrode
  • FIG. 13 is a graph illustrating electrochemical characteristics according to structures of electrodes constituting a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • the electrochemical property of the graphene hybrid electrode formed according to the exemplary embodiment of the present invention is better than that of the electrode formed of the gold film, and surface treatment is also improved. It can be seen that this is the result of the interface characteristics of the electrode is improved by the graphene. In addition, the electrochemical activity indicating how much more electrons can be exchanged in the same electrode area is also higher in the graphene hybrid electrode formed according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 14 is a graph analyzing operating characteristics of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • the biosensor exhibits a very stable performance of the sensor.
  • a biosensor formed according to an embodiment of the present invention may have excellent elasticity by a bridge portion having multiple bent shapes. Therefore, testing the sensor's performance with 30% shrinkage or 30% increase showed no deterioration of the sensor's characteristics.
  • Biosensor according to an embodiment of the present invention can be easily applied to a wearable device because it is very flexible and excellent in elasticity.
  • Figure 16 shows the configuration of a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • the glucose control system 1 may include a sensor unit 10, a glucose control unit 20, a control unit 30, and a network transceiver unit 40. Since the sensor unit 10 is the same as the biosensor described in the above embodiments, a redundant description thereof will be omitted.
  • FIG. 17 shows the glucose control part of the glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • the glucose control unit 20 may include a heating unit 21 and a drug delivery unit 23 disposed below the heating unit 21.
  • Figure 19 is a cross-sectional view of the heating unit of the glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • the heat generating unit 21 may include a first heat generating unit 21A, a second heat generating unit 21B, and a temperature sensor 22.
  • the first heating part 21A and the second heating part 21B may gradually adjust the amount of the drug injected into the skin.
  • the temperature sensor 22 may measure the temperatures of the first and second heat generating units 21A and 21B and control the temperature of the first and second heat generating units 21A and 21B so as not to rise above a predetermined temperature. Can be.
  • the first and second heating parts 21A and 21B may include a net or a mesh pattern.
  • the first and second heat generating parts 21A and 21B include a plurality of horizontal linear patterns formed in the horizontal direction and a plurality of vertical linear patterns formed in the vertical direction.
  • the horizontal linear pattern or the vertical linear pattern between each intersection may be multiple bent in the vertical direction, and may include an intersection formed by crossing the horizontal linear pattern and the vertical linear pattern. Therefore, the length of the horizontal linear pattern or the length of the vertical linear pattern may be formed longer than the distance between each intersection point.
  • the heat generating unit 21 may have an excellent heat generating effect.
  • the heat generator 21 may include a lower insulating layer 21a, a conductive electrode layer 21b, a graphene layer 21c, and an upper insulating layer 21d that are sequentially stacked.
  • FIG. 20 illustrates a drug delivery unit in a glucose control system according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 21 illustrates a microneedle of a drug delivery unit in a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • the drug delivery unit 23 may include micro-sized microneedle 24 disposed at regular intervals.
  • the fine needle 24 may be formed of a polymer material, for example, vinyl pyrrolidone.
  • the fine needle 24 may include a coating layer 24a formed of a phase change material (PCM) on an outer surface thereof, and may include a glucose modulating drug 55 therein.
  • the phase change material may undergo phase change at a predetermined temperature or more.
  • the phase change material may be, for example, tridecanoic acid.
  • the glucose control system 1 may further include a power supply device for supplying power to the sensor unit 10 and the heat generating unit 21.
  • the power supply device may provide power to the sensor unit 10 and the heat generating unit 21 using a power cable, a rechargeable or disposable battery.
  • the power supply device When power is supplied to the sensor unit 10 and / or the heating unit 21 of the glucose control system 1 by the power supply device, current flows to the sensor unit 10 and / or the heating unit 21.
  • the controller 30 collects signals from the sensors 11, 12, 13, and 14 included in the sensor unit 10.
  • the controller 30 collects a humidity signal from the humidity sensor 11 and measures humidity.
  • the control unit 30 collects a glucose signal from the glucose sensor to measure the glucose concentration present in the user's sweat.
  • the controller 30 collects a signal from the pH sensor 12 and measures a pH value.
  • the controller 30 collects a signal from the strain gauge 14 and measures strain.
  • the controller 30 corrects the measured glucose concentration. Enzyme-based electrochemical sensors can distort signals when the pH is lowered, which can lead to measurement errors.
  • the controller 30 may correct the measured glucose concentration according to the measured pH value.
  • the signal may be distorted due to the change in humidity according to the amount of sweat, the change in strain due to movement, and the like.
  • the controller 30 may more accurately correct the glucose concentration according to the measured humidity and strain together with the measured pH value.
  • the controller 30 increases the temperature of the heat generating unit 21 by flowing a current through the heat generating unit 21 of the glucose control unit 20.
  • a phase change occurs in the polymer material of the fine needle 24 of the drug delivery unit 23 at a predetermined temperature or more, and the glucose control drug 55 inside the fine needle 24 is injected into the skin.
  • the strain gauge 14 included in the sensor unit 10 measures the shaking of the user and diagnoses the hypoglycemic state.
  • the network transceiver 40 may receive a diagnosis result from the controller 30 and transmit the diagnosis result to a wireless terminal of a user linked to the glucose control system 1 or a company that provides a specific hospital, a family, or a service.
  • a network refers to a connection structure capable of exchanging information between wired and wireless terminals and servers, and includes a local area network (LAN), a wide area network (WAN), and a value added network (VAN). It may be implemented as a wired or wireless communication network such as a mobile radio communication network, a satellite communication network, or the like.
  • the wireless terminal may comprise a portable terminal and / or a computer.
  • the portable terminal is a wireless communication device that guarantees portability and mobility, and includes a personal communication system (PCS), a global system for mobile communications (GSM), a personal digital cellular (PDC), a personal handyphone system (PHS), and a personal digital assistant (PDA). ), International mobile telecommunication (IMT) -2000, code division multiple access (CDMA) -2000, W-code division multiple access (W-CDMA), wireless broadband internet (WiBro) terminals, smartphones, smart pads (smart pad) and the like.
  • the computer may include, for example, a desktop equipped with a web browser, a laptop, a tablet PC, and the like.
  • FIG. 22 is a flowchart illustrating a method of forming a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • the method of forming a glucose control system includes forming a sensor unit (S100), forming a glucose control unit (S200), and packaging a sensor unit and a glucose control unit (S300).
  • the forming order may be changed.
  • the step of forming the sensor unit has been described with reference to FIG. 6 in the above-described embodiment, and thus will be omitted here.
  • FIG. 23 is a flowchart illustrating a method of forming a glucose control unit according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 24 is a flowchart illustrating a method of forming a heat generating unit of a glucose control unit according to an embodiment of the present invention.
  • the step of forming the glucose control unit (S200) may include forming a heating unit (S210), forming a drug delivery unit (S220), and combining the drug delivery unit and the heating unit (S230). , And coating a phase change material on the surface of the drug delivery unit (S240).
  • Forming the heat generating unit (S210) includes forming a lower insulating layer (S211), forming a conductive electrode layer on the lower insulating layer (S212), forming a graphene layer (S213), and forming an upper insulating layer.
  • a step S214 is included.
  • a sacrificial substrate may be used to facilitate the forming process.
  • a glass substrate, a quartz substrate, a silicon substrate, a germanium substrate, or the like may be used as the sacrificial substrate.
  • a sacrificial layer may be formed on the sacrificial substrate to separate the glucose control unit from the substrate.
  • the sacrificial layer may be formed of, for example, metal such as nickel (Ni), copper (Cu), aluminum (Al), or poly (methyl methacrylate) (PMMA).
  • a lower insulating layer 21a is formed on the sacrificial substrate (S211).
  • the lower insulating layer 21a may be formed by spin coating a polymer material having no conductivity on the sacrificial substrate on which the sacrificial layer is formed.
  • the polymer material may include a photosensitive polymer, and may include, for example, an epoxy resin, polyimide, parylene, or the like.
  • the lower insulating layer 21a may be formed by applying a photosensitive polymer material on the sacrificial substrate and then performing a photolithography or electron beam lithography process.
  • the lower insulating layer 21a includes a plurality of horizontal linear patterns formed to extend in the horizontal direction, a plurality of vertical linear patterns formed to extend in the vertical direction, and an intersection formed by crossing the horizontal linear pattern and the vertical linear pattern with each other. This can be formed.
  • a conductive electrode layer 21b is formed on the lower insulating layer 21a (S212).
  • the conductive electrode layer 21b may be formed by depositing a conductive material on the lower insulating layer 21a and patterning the same as the lower insulating layer 21a by performing a photolithography or electron beam lithography process.
  • the conductive electrode layer 21b may be formed in a mesh shape or a mesh shape to reduce the overall resistance of the heat generating part 21.
  • the graphene layer 21c is formed on the conductive electrode layer 21b (S213).
  • the graphene layer 21c may be formed by transferring the graphene grown by a chemical vapor deposition process onto the conductive electrode layer 21c and then patterning the graphene in the same shape as the conductive electrode layer 21b.
  • the graphene may be formed in a single layer or multiple layers of two or more layers, or may be directly grown on the conductive electrode layer 21b.
  • An upper insulating layer 21d is formed on the graphene layer 21c (S214).
  • the upper insulating layer 21d may be formed by applying a non-conductive photosensitive polymer material on the graphene layer 30c and patterning the same as the lower insulating layer 21a.
  • the temperature sensor 22 may be formed together between the first heat generating unit 21A and the second heat generating unit 21B.
  • the temperature sensor 22 may not include the conductive electrode layer 21b but may include only the graphene layer 21c.
  • 25 is a view illustrating a method of forming a drug delivery unit and combining the drug delivery unit and a heating unit according to an embodiment of the present invention.
  • the drug delivery unit 23 is formed using the mold 80 (S220).
  • the mold 80 By using the mold 80, the process of forming the drug delivery unit 23 can be simplified without a complicated process.
  • the mixed solution 50 of the polymer material and the drug is poured into the mold 80 and then cured to form a drug delivery part 23 having micro-sized fine needles arranged at regular intervals.
  • the mold 80 may include a recess corresponding to the fine needle, and the recess may have, for example, a diameter of about 250 ⁇ m and a height of about 1 mm.
  • the mixed solution 50 may include a commercially available hypoglycemic agent, a polymer, a curing agent, and the like.
  • the mixed solution 50 may include, for example, metformin, vinylpyrrolidone, and Azobisisobutyronitrile.
  • the drug delivery unit 23 and the heating unit 21 are combined (S230).
  • the heating unit 21 is disposed on one side of the drug delivery unit 23, dried in a vacuum chamber at room temperature, and then irradiated with UV light for about 30 minutes to one side of the drug delivery unit 23.
  • the heat generating unit 21 may be combined.
  • the structure in which the drug delivery unit 23 and the heating unit 21 are combined is separated from the mold 80.
  • the phase change material is coated on the surface of the fine needle of the drug delivery unit 23 (S240).
  • the surface of the fine needle 24 may be coated with the phase change material 24a by performing a process such as spray coating, dip coating, and drop casting.
  • the phase change material 24a may be, for example, tridecanoic acid.
  • the sensor unit 10 and the glucose control unit 20 are packaged in one patch (S300).
  • the patch may be formed of a transparent polymer material that adheres well to the skin.
  • the sensor unit 10 and the glucose control unit 20 may be surrounded by a transparent patch that adheres well to the skin.
  • the patch may include a separate film to control the sweat. Thereby, the glucose control system can minimize water evaporation by the patch.
  • 26 is an image of a sensor unit and a glucose control unit formed according to an embodiment of the present invention.
  • the sensor unit 10 and the glucose control unit 20 of the glucose control system may be packaged as one by a transparent patch, and are flexible and excellent in elasticity.
  • 27 is an image of a glucose control system formed in accordance with one embodiment of the present invention.
  • the sensor part and the glucose control part may be formed in one patch and attached to the skin.
  • the control unit of the glucose control system may diagnose the hypoglycemia or hyperglycemic state according to the glucose concentration in the user's body, and may wirelessly transmit the diagnosis result to the terminal of the user linked to the glucose control system. Thereby, the user can adjust the glucose concentration in his body in real time.
  • FIG. 28 is a flowchart illustrating a method of controlling glucose using a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • the glucose control method collecting a signal from a humidity sensor of a sensor unit to measure humidity (S410), collecting a signal from a glucose sensor to measure glucose concentration in sweat (S420), and pH Collecting the signal from the sensor to measure the pH value (S430), collecting the signal from the strain gauge to measure the strain (S440), correcting the measured glucose concentration (S450), according to the corrected glucose concentration Diagnosing the blood glucose state of the user (S460), injecting drugs by increasing the temperature of the heating unit according to the blood sugar state of the user (S470), and transmitting the diagnostic result to the user terminal (S480) It may include.
  • FIG. 29 is a view illustrating an operation process of a sensor unit in a glucose control system according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 30 is a view illustrating an operation process of a glucose control unit in a glucose control system according to an embodiment of the present invention.
  • the glucose control system 1 includes a sensor unit 10 for measuring glucose concentration in one package and a glucose control unit for controlling glucose concentration in the body ( 20).
  • the sensor unit 10 may include a humidity sensor 11, a pH sensor 12, a glucose sensor 13, and a strain gauge 14.
  • the sweat is captured by the sweat capture layer P present in the patch of the glucose control system.
  • the controller 30 collects a signal from the humidity sensor 11 and measures humidity in order to confirm whether a certain level of sweat is captured before analyzing the glucose concentration in the body (S410).
  • the control unit 30 collects a signal from the sensing units 130a and 130b of the glucose sensor 13 and measures glucose concentration in the sweat (S420).
  • the glucose sensor 13 is an electrochemical sensor, in which a conductive electrode layer of a mesh pattern and a graphene layer doped with gold operate as working electrodes.
  • An active layer formed of Prussian blue may be disposed on the graphene layer, and the active layer may be encapsulated by a material such as glucose oxidase and Nafion.
  • the control unit 30 may collect a signal from the glucose sensor 13 and measure the glucose concentration present in the sweat.
  • the controller 30 collects a signal from the pH sensor 12 and measures a pH value (S430). PH change according to the lactic acid contained in the sweat (S) can be measured.
  • the controller 30 collects a signal from the strain gauge 14 and measures strain (S440). Strain changes due to movement can be measured.
  • the controller 30 corrects the measured glucose concentration (S450). Enzyme-based electrochemical sensors can distort signals when the pH is lowered, which can lead to measurement errors.
  • the controller 30 may correct the measured glucose concentration according to the measured pH value.
  • the signal may be distorted due to the change in humidity according to the amount of sweat, the change in strain due to movement, and the like.
  • the controller 30 may more accurately correct the glucose concentration according to the measured humidity and strain together with the measured pH value.
  • the controller 30 diagnoses the user's blood glucose state as a high blood sugar state or a low blood sugar state according to the corrected glucose concentration (S460).
  • the control unit 30 injects the drug by increasing the temperature of the heating unit (21A, 21B) according to the user's blood sugar state (S470).
  • the control unit 30 increases the temperature of the heat generating units 21A and 21B by supplying power to the glucose control unit 20 to flow current to the heat generating units 21A and 21B. You can.
  • the temperature of the heat generating parts 21A and 21B increases and reaches about 41 to 42 ° C.
  • the drug delivery part 23 is heated by the heat generating parts 21A and 21B and coated on the surface of the fine needle 24.
  • a phase change of the phase change substance occurs, the glucose regulating drug 55 surrounded by the phase change substance penetrates into the skin, and the glucose concentration in the body can be controlled.
  • the heating parts 21A and 21B may be divided into the first heating part 21A and the second heating part 21B, and the amount of the drug injected into the skin may be adjusted step by step.
  • the controller 30 may periodically diagnose the state of the user. In the first cycle, when the state of the user is diagnosed as a hyperglycemic state, the controller 30 raises the temperature of the first heat generating unit 21A, thereby causing the first state. Drugs contained in the fine needle 24 of the drug delivery unit 23 disposed below the heating unit 21A may be injected to the user.
  • the temperature of the second heating unit 21B is raised, and the drug delivery unit 23 disposed below the second heating unit 21B.
  • the drug contained in the fine needle 24 may be injected to the user.
  • the drug delivery unit 23 may be formed to be replaceable. By replacing the drug delivery unit 23 the glucose control system 1 can be used continuously.
  • the temperature sensor 22 is disposed between the first heat generating unit 21A and the second heat generating unit 21B to measure the temperature in real time, so that the temperature of the first and second heat generating units 21A and 21B is higher than or equal to a predetermined temperature.
  • the amount of current flowing through the first and second heat generating units 21A and 21B may be controlled so as not to rise.
  • control unit 30 may measure the movement of the user from the strain gauge 14 in real time, and when the shaking symptom occurs to the user, the controller 30 may diagnose the user's state as a hypoglycemic state.
  • the control unit 30 may transmit the diagnosed user's state to the wireless terminal of the user linked with the glucose control system or a company that provides a specific hospital, family or medical service through the network transceiver 40 (S480).
  • the controller 30 may be implemented in the form of a recording medium including, for example, instructions executable by a computer, such as a program module executed by the computer.
  • Computer readable media can be any available media that can be accessed by a computer and can include volatile and nonvolatile media and / or removable and non-removable media.
  • Computer-readable media can include computer storage media and communication media.
  • Biosensors according to embodiments of the present invention may have excellent reliability, such as improved interfacial properties.
  • the biosensor may have excellent flexibility and elasticity and thus may be easily and variously applied to a wearable device.
  • the biosensor may include various sensors on one platform to detect various substances at the same time.
  • the biosensor may simultaneously implement the reference electrode and the working electrode on one platform, and thus does not need to have a separate reference electrode.
  • the biosensor may comprise one or more sensors, and the one or more sensors may be easily formed in a simple process.
  • a glucose control system can measure glucose concentration non-invasively.
  • the glucose control system can accurately measure the glucose concentration in the user's body by correcting the measured glucose concentration in consideration of pH value, humidity, strain, and the like.
  • the glucose control system may adjust glucose concentration in the body of a user while measuring glucose concentration in real time.
  • the glucose control system can have excellent flexibility and elasticity and can be easily attached to a living body.

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Abstract

바이오 센서 및 그 형성 방법과 글루코오스 조절 시스템, 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법, 및 상기 글루코오스 조절 시스템을 이용한 글루코오스 조절 방법이 제공된다. 상기 바이오 센서는, 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함하고, 상기 센싱부는 그래핀층을 포함한다. 상기 바이오 센서의 형성 방법은, 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함하는 바이오 센서를 형성하는 방법으로서, 하부 절연층을 형성하는 단계, 상기 하부 절연층 위에 전도성 전극층을 형성하는 단계, 상기 전도성 전극층 위에 그래핀층을 형성하는 단계, 상기 그래핀층 위에 반응층을 형성하는 단계를 포함한다. 상기 글루코오스 조절 시스템은, 글루코오스 센서를 포함하는 센서부, 사용자의 체내 글루코오스 농도를 조절하는 글루코오스 조절부, 및 상기 센서부 및 상기 글루코오스 조절부를 제어하는 제어부를 포함한다. 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법은, 글루코오스 센서를 포함하는 센서부를 형성하는 단계, 글루코오스 조절부를 형성하는 단계, 및 상기 센서부 및 상기 글루코오스 조절부를 패키징하는 단계를 포함한다.

Description

바이오 센서 및 그 형성 방법과 글루코오스 조절 시스템, 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법, 및 상기 글루코오스 조절 시스템을 이용한 글루코오스 조절 방법
본 발명은 바이오 센서 및 그 형성 방법과 글루코오스 조절 시스템, 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법, 및 상기 글루코오스 조절 시스템을 이용한 글루코오스 조절 방법에 관한 것이다.
전기 화학 기반의 바이오 센서는 전기 화학적 방법이 지니는 분석 능력과 생물학적인 인식(biological recognition)의 특이성(specificity)을 결합시킨 것이다. 즉, 효소, 항원, 항체, 생화학 물질 등의 생물학적 특이성을 지니는 물질(biospecific reagent)을 전극 표면에 고정시키거나 함유하게 함으로써, 생물학적 인식 현상을 전류 혹은 전위 변화로 검출한다. 이러한 전기 화학 기반의 바이오 센서는 전극 자체의 저항과 전기 화학 반응이 일어나는 계면 특성이 매우 중요하다.
향상된 성능을 가진 전기 화학 기반의 바이오 센서를 제조할 수 있는 나노 물질 중 하나로써, 그래핀이 주목 받고 있다. 그러나 그래핀은 화학적으로 불활성이기 때문에, 전기 화학 기반의 바이오 센서를 구현하는 점에 있어서 어려움이 있다. 따라서, 그래핀을 이용하여 전기 화학 기반의 바이오 센서를 제조하기 위해서는 그래핀의 표면 활성화가 필요하다. 또한, 기존의 그래핀을 활용한 바이오 센서의 경우, 용액 공정 기반의 산화 그래핀(graphene oxide)을 주로 사용하였기 때문에, 공정상에 어려움이 있었다.
앞서 전술한 예는, 대한민국 등록 특허 제10-1355933호(발명의 명칭: 화학적으로 개질된 그래핀에 다양한 바이오물질을 흡착시키는 방법)에 개시되어 있다. 구체적으로, 기본적으로 소수성을 띠는 그래핀 상에 친수성을 띠는 바이오물질을 흡착시키기 위하여, 그래파이트를 산화시켜 제조한 산화 그래핀의 전기적 특성 복원을 위한 환원 및 친수성의 바이오 물질을 흡착시키기 위한 질소 도핑을 동시에 진행하는 개질 과정을 통해, 개질한 그래핀 상에만 선택적으로 바이오 물질이 흡착하므로, 바이오 물질이 선택적으로 흡착되고 패턴화된 그래핀층을 포함하는 복합기판을 제조하는 방법을 제공한다.
한편, 고령화 사회, 서구화된 생활 습관 등으로 당뇨병의 유병률이 증가하고 있다. 당뇨병은 장기적으로 적절한 혈당 조절이 안될 경우, 체내 주요 장기에 합병증을 일으킨다. 따라서, 혈당을 정상적으로 유지하는 것은 매우 중요하다.
적절한 혈당 조절을 하기 위해서는 정확한 혈당 측정이 매우 중요하다. 그러나, 기존의 혈당 측정기의 대부분은 침습적인 방식으로, 혈액을 채취하여 혈당을 측정하였기 때문에 환자에게 고통과 불편함을 주는 단점이 있었다. 따라서, 채혈을 하지 않고 혈당을 측정하는 비침습적 혈당 측정기의 개발에 대한 연구가 진행되고 있다.
또한, 당뇨병 환자의 경우 인슐린 치료로 인한 저혈당이 빈번히 일어나기 때문에, 혈당 측정기의 중요성이 강조되고 있다. 따라서, 정확한 혈당 농도의 측정뿐만 아니라 동시에 혈당을 조절할 수 있는 혈당 측정 및 조절 기기의 개발이 필요하다.
이와 관련하여, 대한민국 등록 특허 제10-0553801호(발명의 명칭: 피부 접촉식 혈당 검출 센서를 이요한 폐쇄루프방식의 실시간 인슐린 펌프)는 피부접촉식 혈당 검출 센서를 사용하여 안전하고 정확하며, 실시간적인 혈당 검출이 될 수 있도록 하고, 또한 개방루프 방식에서 정확한 인슐린 투여를 제어해주는 인슐린 펌프를 응용하여, 혈당의 측정 및 인슐린 투여가 실시간으로 제어되게 함으로써, 환자에게 가장 정확한 혈당량 조절이 될 수 있도록 하는 피부 접촉식 혈당 검출 센서를 이용한 폐쇄루프방식의 실시간 인슐린 펌프를 제공한다.
상기와 같은 문제점을 해결하기 위하여, 본 발명은 신뢰성이 우수한 바이오 센서를 제공한다.
본 발명은 유연성 및 신축성이 우수한 바이오 센서를 제공한다.
본 발명은 하나의 플랫폼 위에 다양한 센서를 포함하는 바이오 센서를 제공한다.
본 발명은 상기 바이오 센서의 형성 방법을 제공한다.
본 발명은 비침습적으로 글루코오스 농도를 측정할 수 있는 글루코오스 조절 시스템을 제공한다.
본 발명은 사용자의 체내 글루코오스 농도를 조절할 수 있는 글루코오스 조절 시스템을 제공한다.
본 발명은 유연성 및 신축성이 우수한 글루코오스 조절 시스템을 제공한다.
본 발명은 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법을 제공한다.
본 발명은 상기 글루코오스 조절 시스템을 이용한 글루코오스 조절 방법을 제공한다.
본 발명의 다른 목적들은 다음의 상세한 설명과 첨부한 도면으로부터 명확해 질 것이다.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센서는, 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함하고, 상기 센싱부는 그래핀층을 포함한다.
상기 그래핀층은 도핑된 전도성 물질을 포함할 수 있다. 상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다.
상기 센싱부는 상기 그래핀층 아래에 배치된 전도성 전극층 및 상기 그래핀층 위에 배치된 반응층을 더 포함할 수 있다. 상기 전도성 전극층은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴을 포함할 수 있다
상기 센싱부는 상기 그래핀층 위에 배치되는 상부 절연층을 더 포함할 수 있고, 상기 상부 절연층은 상기 그래핀층을 노출하는 오프닝부를 가질 수 있다. 상기 반응층은 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층과 접촉할 수 있다.
상기 반응층은 상기 센서의 종류에 따라 다른 물질로 형성될 수 있다. 상기 반응층은 은/염화은 또는 PEDOT로 형성될 수 있다. 상기 반응층은 폴리아닐린, 프러시안 블루, 및 글루코오스 옥시다아제 중에서 선택된 하나 이상의 물질로 표면 처리될 수 있다.
상기 브릿지부는 다중 절곡된 형상을 가질 수 있다.
상기 센서는 습도 센서, pH 센서, 글루코오스 센서, 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상의 센서를 포함할 수 있다.
상기 바이오 센서는 상기 전극부에 전원을 제공하는 전원부 및 상기 전극부로부터 전류, 전압, 또는 임피던스 중 어느 하나의 신호를 수집하여 상기 신호를 변환하는 프로세싱부를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센서의 형성 방법은, 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함하는 바이오 센서를 형성하는 방법으로서, 하부 절연층을 형성하는 단계, 상기 하부 절연층 위에 전도성 전극층을 형성하는 단계, 상기 전도성 전극층 위에 그래핀층을 형성하는 단계, 및 상기 그래핀층 위에 반응층을 형성하는 단계를 포함한다.
상기 바이오 센서의 형성 방법은, 상기 그래핀층 위에 상기 그래핀층을 노출시키는 오프닝부를 갖는 상부 절연층을 형성하는 단계 및 상기 반응층을 형성하기 전에 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층에 전도성 물질을 도핑하는 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다.
상기 반응층은 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층 위에 형성될 수 있다.
상기 전도성 전극층은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴을 포함하도록 형성될 수 있다. 상기 전도성 전극층은 금, 알루미늄, 백금, 니켈, 그래핀, 은 나노와이어 필름, 금속 그리드, 및 인듐주석산화물 중에서 선택된 하나 이상을 포함하는 물질로 형성될 수 있다.
상기 반응층은 상기 센서의 종류에 따라 다른 물질로 형성될 수 있다.
상기 센싱부, 상기 브릿지부, 및 상기 전극부는 동일 공정에 의해 함께 형성될 수 있다.
상기 센서는 습도 센서, pH 센서, 글루코오스 센서, 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상의 센서를 포함할 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 글루코오스 조절 시스템은, 글루코오스 센서를 포함하는 센서부, 사용자의 체내 글루코오스 농도를 조절하는 글루코오스 조절부, 및 상기 센서부 및 상기 글루코오스 조절부를 제어하는 제어부를 포함한다.
상기 센서부는 습도 센서, pH 센서, 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상을 더 포함할 수 있다.
상기 제어부는, 상기 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 상기 사용자의 땀 속 글루코오스 농도를 측정할 수 있고, 상기 pH 센서로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정할 수 있으며, 상기 pH 값에 따라 상기 측정된 글루코오스 농도를 보정할 수 있다.
상기 제어부는, 상기 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정할 수 있고, 상기 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정할 수 있으며, 상기 pH 값, 상기 습도, 및 상기 스트레인에 따라 상기 측정된 글루코오스 농도를 보정할 수 있다.
상기 제어부는, 상기 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정할 수 있고, 상기 습도가 일정 습도 이상일 경우, 상기 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 상기 사용자의 상기 땀 속 글루코오스 농도를 측정할 수 있다.
상기 제어부는, 상기 보정된 글루코오스 농도에 기초하여 상기 사용자의 체내 혈당 상태를 진단할 수 있다. 상기 제어부는, 상기 진단된 체내 혈당 상태에 따라 상기 사용자에게 글루코오스 조절 약물을 주입하도록 상기 글루코오스 조절부를 제어할 수 있다.
상기 제어부는, 상기 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정할 수 있고, 상기 스트레인에 기초하여 상기 사용자의 체내 혈당 상태를 저혈당 상태로 진단할 수 있다.
상기 글루코오스 조절부는, 글루코오스 조절 약물을 포함하는 미세 바늘을 포함하는 약물 전달부 및 상기 약물 전달부 위에 배치되고, 상기 약물 전달부를 가열하여 상기 약물 전달부의 온도를 증가시키는 발열부를 포함할 수 있고, 상기 약물 전달부의 표면은 임계온도 이상에서 상변화가 일어나는 상변화 물질로 코팅될 수 있으며, 상기 발열부의 가열에 의해 상기 글루코오스 조절 약물이 상기 미세 바늘로부터 방출될 수 있다.
상기 약물 전달부는 상기 미세 바늘에 의해 상기 사용자의 피부를 통하여 상기 글루코오스 조절 약물을 주입할 수 있고, 상기 글루코오스 조절 약물은 혈당강하제를 포함할 수 있다.
상기 발열부는, 제1 발열부, 상기 제1 발열부에 인접하게 배치된 제2 발열부, 상기 제1 발열부와 상기 제2 발열부 사이에 배치되고 상기 제1 발열부와 상기 제2 발열부의 온도를 측정하는 온도 센서를 포함할 수 있다. 상기 제어부는, 상기 온도 센서에 의해 측정된 상기 온도가 일정 온도 이상인 경우 상기 제1 발열부와 상기 제2 발열부의 온도를 제어할 수 있다. 상기 발열부는 다중 절곡된 패턴을 포함할 수 있다.
상기 센서부는 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함할 수 있고, 상기 센싱부는 그래핀층을 포함할 수 있다.
상기 그래핀층은 도핑된 전도성 물질을 포함할 수 있고, 상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다.
상기 센싱부는 상기 그래핀층 아래에 배치된 전도성 전극층 및 상기 그래핀층 위에 배치된 반응층을 더 포함할 수 있고, 상기 전도성 전극층은 그물 패턴 도는 메쉬 패턴을 포함할 수 있고, 상기 반응층은 상기 센싱부의 종류에 따라 다른 물질로 형성될 수 있다.
상기 브릿지부는 다중 절곡된 형상을 가질 수 있다.
글루코오스 조절 시스템은 네트워크 송수신부를 더 포함할 수 있고, 상기 네트워크 송수신부는, 상기 제어부에 의하여 진단된 상기 사용자의 체내 혈당 상태를 글루코오스 조절 시스템과 연동된 사용자 단말로 전송할 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법은, 글루코오스 센서를 포함하는 센서부를 형성하는 단계, 글루코오스 조절부를 형성하는 단계, 및 상기 센서부 및 상기 글루코오스 조절부를 패키징하는 단계를 포함한다.
상기 글루코오스 조절부를 형성하는 단계는, 발열부를 형성하는 단계, 글루코오스 약물을 포함하는 미세 바늘을 포함하는 약물 전달부를 형성하는 단계, 상기 약물 전달부 및 상기 발열부를 결합시키는 단계, 및 상기 약물 전달부의 표면에 상변화 물질을 코팅하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 센서부는 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함할 수 있고, 상기 센서부를 형성하는 단계는, 하부 절연층을 형성하는 단계, 상기 하부 절연층 위에 전도성 전극층을 형성하는 단계, 상기 전도성 전극층 위에 그래핀층을 형성하는 단계, 및 상기 그래핀층 위에 반응층을 형성하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법은, 상기 그래핀층 위에 상기 그래핀층을 노출시키는 오프닝부를 갖는 상부 절연층을 형성하는 단계 및 상기 반응층을 형성하기 전에 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층에 전도성 물질을 도핑하는 단계를 더 포함할 수 있고, 상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다.
상기 반응층은 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층 위에 형성될 수 있고, 상기 센서의 종류에 따라 다른 물질로 형성될 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 글루코오스 조절 방법은, 글루코오스 센서와 pH 센서를 포함하는 센서부, 사용자의 체내 글루코오스 농도를 조절하는 글루코오스 조절부, 및 상기 센서부 및 상기 글루코오스 조절부를 제어하는 제어부를 포함하는 글루코오스 조절 시스템을 이용하여 글루코오스를 조절하는 방법으로서, 상기 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 상기 사용자의 땀 속 글루코오스 농도를 측정하는 단계, 상기 pH 센서로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정하는 단계, 상기 pH 값에 따라 상기 측정된 글루코오스 농도를 보정하는 단계를 포함한다.
상기 센서부는 습도 센서 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상을 더 포함할 수 있고, 상기 글루코오스 조절 방법은, 상기 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정하는 단계 및 상기 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정하는 단계를 더 포함할 수 있으며, 상기 측정된 글루코오스 농도는 상기 pH 값, 상기 습도, 및 상기 스트레인에 따라 보정될 수 있다.
상기 글루코오스 조절 방법은, 상기 보정된 글루코오스 농도에 기초하여 상기 사용자의 체내 혈당 상태를 진단하는 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 글루코오스 조절 방법은, 상기 진단된 체내 혈당 상태에 따라 상기 글루코오스 조절부에 의해 상기 사용자에게 글루코오스 조절 약물을 주입하는 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 센서부는 습도 센서를 더 포함할 수 있고, 상기 글루코오스 조절 방법은, 상기 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정하는 단계를 더 포함할 수 있으며, 상기 습도가 일정 습도 이상일 경우, 상기 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 상기 사용자의 상기 땀 속 글루코오스 농도가 측정될 수 있다.
상기 글루코오스 조절 방법은, 상기 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정하는 단계를 더 포함할 수 있으며, 상기 스트레인에 기초하여 상기 사용자의 체내 혈당 상태가 저혈당 상태로 진단될 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센서는 계면 특성이 향상되는 등 우수한 신뢰성을 가질 수 있다. 상기 바이오 센서는 우수한 유연성과 신축성을 가질 수 있어 생체 부착형 웨어러블 장치에 용이하고 다양하게 적용될 수 있다. 상기 바이오 센서는 하나의 플랫폼 위에 다양한 센서를 포함할 수 있어 다양한 물질을 동시에 검출할 수 있다. 상기 바이오 센서는 하나의 플랫폼에 기준 전극과 작업 전극을 동시에 구현할 수 있어 별도의 기준 전극을 구비할 필요가 없다. 상기 바이오 센서는 하나 이상의 센서를 포함할 수 있고, 상기 하나 이상의 센서는 간단한 공정으로 용이하게 형성될 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 글루코오스 조절 시스템은 비침습적으로 글루코오스 농도를 측정할 수 있다. 상기 글루코오스 조절 시스템은 pH 값, 습도, 스트레인 등을 고려하여 측정된 글루코오스 농도를 보정함으로써 사용자의 체내 글루코오스 농도를 정확하게 측정할 수 있다. 상기 글루코오스 조절 시스템은 실시간으로 글루코오스 농도를 측정하면서 사용자의 체내 글루코오스 농도를 조절할 수 있다. 상기 글루코오스 조절 시스템은 우수한 유연성 및 신축성을 가질 수 있어 생체에 부착되어 용이하게 사용될 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 모식도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 구성을 나타낸다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 구성을 설명하기 위한 도면이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 센싱부를 설명하기 위한 도면이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 브릿지부의 하부 절연층의 상부에 형성된 전도성 전극층을 확대한 도면이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 형성하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 형성 과정을 개략적으로 나타낸다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 표면처리 과정을 설명하기 위한 도면이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 바이오 센서의 이미지이다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 폴리에틸렌디옥시싸이오펜의 증착 결과를 나타낸다.
도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 폴리에틸렌디옥시싸이오펜의 증착 결과에 따른 전극의 특성을 분석한 그래프이다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 전기 화학 특성을 분석한 그래프이다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 동작 특성을 분석한 그래프이다.
도 15는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 신축성을 나타낸다.
도 16은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 구성을 나타낸다.
도 17은 본 발명의 일 실실예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 글루코오스 조절부를 나타낸다.
도 18은 본 발명의 일 실시예에 따른 발열부의 이미지이다.
도 19는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 발열부의 단면을 나타낸다.
도 20은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 약물 전달부를 나타낸다.
도 21은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 약물 전달부의 미세 바늘을 나타낸다.
도 22는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템을 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 23은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절부를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 24는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절부의 발열부를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 25는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달부의 형성 및 약물전달부와 발열부를 결합시키는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 26은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 센서부 및 글루코오스 조절부의 이미지이다.
도 27은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 글루코오스 조절 시스템의 이미지이다.
도 28는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템을 이용하여 글루코오스를 조절하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 29는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 센서부의 동작 과정을 설명하기 위한 도면이다.
도 30은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 글루코오스 조절부의 동작 과정을 설명하기 위한 도면이다.
이하, 실시예들을 통하여 본 발명을 상세하게 설명한다. 본 발명의 목적, 특징, 장점은 이하의 실시예들을 통해 쉽게 이해될 것이다. 본 발명은 여기서 설명되는 실시예들에 한정되지 않고, 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 여기서 소개되는 실시예들은 개시된 내용이 철저하고 완전해질 수 있도록 그리고 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 본 발명의 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 제공되는 것이다. 따라서, 이하의 실시예들에 의하여 본 발명이 제한되어서는 안 된다.
본 명세서에서 제1, 제2 등의 용어가 다양한 요소들(elements)을 기술하기 위해서 사용되었지만, 상기 요소들이 이 같은 용어들에 의해서 한정되어서는 안 된다. 이러한 용어들은 단지 상기 요소들을 서로 구별시키기 위해서 사용되었을 뿐이다. 또, 어떤 요소가 다른 요소 위에 있다고 언급되는 경우에 그것은 다른 요소 위에 직접 형성될 수 있거나 또는 그들 사이에 제3의 요소가 개재될 수도 있다는 것을 의미한다.
도면들에서 요소의 크기, 또는 요소들 사이의 상대적인 크기는 본 발명에 대한 더욱 명확한 이해를 위해서 다소 과장되게 도시될 수 있다. 또, 도면들에 도시된 요소의 형상이 제조 공정상의 변이 등에 의해서 다소 변경될 수 있을 것이다. 따라서, 본 명세서에서 개시된 실시예들은 특별한 언급이 없는 한 도면에 도시된 형상으로 한정되어서는 안 되며, 어느 정도의 변형을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
본 명세서에서, 어떤 부분이 다른 부분과 "연결"되어 있다고 할 때, 이는 "직접적으로 연결"되어 있는 경우뿐 아니라, 그 중간에 다른 구성요소를 사이에 두고 "전기적으로 연결"되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 모식도이고, 도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 구성을 나타내며, 도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 구성을 설명하기 위한 도면이다.
도 1 내지 도 3을 참조하면, 바이오 센서(10)는 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)를 포함한다.
센싱부(100)는 임의의 패턴에 따라 배치된 복수의 센싱부를 포함할 수 있다. 센싱부(100)는 제1 센싱부(110), 제2 센싱부(120), 제3 센싱부(130), 및 제4 센싱부(140)를 포함할 수 있다. 제1 센싱부(110)는 습도를 측정할 수 있는 습도 센싱부일 수 있고, 제2 센싱부(120)는 pH를 측정할 수 있는 pH 센싱부일 수 있고, 제3 센싱부(130)는 글루코오스를 측정할 수 있는 글루코오스 센싱부일 수 있으며, 제4 센싱부(140)는 스트레인을 측정할 수 있는 스트레인 게이지일 수 있다. 제1 센싱부(110), 제2 센싱부(120), 제3 센싱부(130), 및 제4 센싱부(140)는 각각 하나 또는 둘 이상 배치될 수 있다.
바이오 센서(10)는 제1 센서(11), 제2 센서(12), 제3 센서(13), 및 제4 센서(14)를 포함할 수 있다. 제1 센서(11)는 습도 센서일 수 있고, 제2 센서(12)는 pH 센서일 수 있고, 제3 센서(13)는 글루코오스 센서일 수 있으며, 제4 센서(14)는 스트레인 게이지일 수 있다. 제1 센서(11)는 제1 센싱부(110), 제1 브릿지부(210), 및 제1 전극부(310)를 포함할 수 있고, 제2 센서(12)는 제2 센싱부(120), 제2 브릿지부(220), 및 제2 전극부(320)를 포함할 수 있다. 제3 센서(13)는 제3 센싱부(130), 제3 브릿지부(230), 및 제3 전극부(330)를 포함할 수 있고, 제4 센서(14)는 제4 센싱부(140), 제4 브릿지부(240), 및 제4 전극부(340)를 포함할 수 있다.
브릿지부(200)는 센싱부(100)와 전극부(300)를 연결한다. 전극부(300)는 센싱부(100)에 전압을 제공하거나, 센싱부(100)로부터 측정된 전위차, 전류, 또는 임피던스 등의 신호를 수집할 수 있다. 전극부(300)는 상기 신호를 수집하기 위해 2개 또는 3개의 전극 패턴을 포함할 수 있다.
도면에 도시되지는 않았으나, 바이오 센서(10)는, 전극부(300)에 전원을 제공하는 전원부 및 전극부(300)를 통해 수집된 전위차, 전류, 또는 임피던스 등의 신호를 산화 환원 반응에 의하여 나타나는 이온 변화량 또는 화학 물질의 농도 변화량 등으로 변환하는 프로세싱부를 더 포함할 수 있다. 상기 전원부는 전력 케이블, 재충전식 또는 일회용 배터리를 이용하여 전극부(300)에 전력을 제공할 수 있다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 센싱부를 설명하기 위한 도면이다.
도 4를 참조하면, 센싱부(100)는 하부 절연층(101), 전도성 전극층(102), 그래핀층(103), 상부 절연층(105), 및 반응층(106)을 포함할 수 있다.
하부 절연층(101)은 전도성이 없는 투명한 고분자 물질로 형성될 수 있다. 상기 고분자 물질은, 예를 들어, 감광성 고분자일 수 있다. 또, 상기 고분자 물질은, 예를 들어, 에폭시 수지, 폴리이미드(polyimide), 페릴린(parylene)일 수 있다.
전도성 전극층(102)은 하부 절연층(10s) 위에 배치된다. 전도성 전극층(102)의 외부 형상은 하부 절연층(101)과 동일할 수 있으나, 그 내부 형상은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴을 포함할 수 있다. 전도성 전극층(102)은 전류가 흐를 수 있는 전도성 물질로 형성될 수 있다. 상기 전도성 물질은 금(Au), 알루미늄(Al), 백금(Pt), 니켈(Ni) 등의 금속, 그래핀(graphene), 은 나노와이어 필름(silver nanowire film), 금속 그리드(metal grid), 및 인듐주석산화물(indium tin oxide, ITO) 등의 금속 산화물 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다.
그래핀층(103)은 전도성 전극층(102) 위에 배치된다. 그래핀층(103)은 그래핀, 그래핀과 같은 탄소 계열 물질, 탄소나노튜브(carbon nanotube, CNT) 등을 포함할 수 있다. 그래핀층(103)은 전도성 물질(104)이 도핑될 수 있다. 전도성 물질(104)은 금속 나노입자(nanoparticles) 또는 금속 나노와이어의 형태로 그래핀층(103)의 전체 또는 일부 영역에 배치될 수 있다. 전도성 물질(104)은, 예를 들어, 금(Au) 나노입자를 포함할 수 있으며, 도핑된 전도성 물질(104)에 의해 그래핀층(103)의 전도성이 향상될 수 있다.
상부 절연층(105)는 그래핀층(103) 위에 배치된다. 상부 절연층(105)은 그래핀층(103)의 일부 영역을 노출하는 오프닝부(105a)를 가질 수 있다.
반응층(106)은 오프닝부(105a)에 의해 노출된 그래핀층(103) 위에 배치된다. 반응층(106)은 글루코오스 센서의 기준 전극으로 사용되거나 습도를 측정하기 위하여 은(Ag)/염화은(AgCl) 또는 폴리에틸렌디옥시싸이오펜(Poly(3,4-ethylenedioxythiophene), PEDOT) 등의 물질을 증착시켜 형성될 수 있다.
반응층(106) 중 적어도 어느 하나는 상대 전극(counter electrode)을 형성하기 위한 물질을 증착시켜 형성될 수 있다. 따라서, 본 발명의 다른 실시예에 따른 전기 화학 기반의 바이오 센서는 하나의 플랫폼 위에, 복수 개의 센싱부(100)를 형성하고, 각각의 센싱부(100)에 각기 다른 물질을 검출하기 위한 반응층(106)을 구현함으로써, 다양한 물질을 동시에 검출할 수 있다. 또한, 종래의 전기 화학 센서에서, 상용화된 기준 전극을 별도로 구성해야 했던 것과 달리, 본 발명은 하나의 플랫폼에 기준 전극과 작업 전극(working electrode)을 동시에 구현할 수 있다.
반응층(106)의 표면은 산성도(pH)를 측정하기 위해 폴리아닐린(polyaniline)으로 표면 처리되거나, 땀 속 글루코오스를 측정하기 위하여 글루코오스 분해 효소인 글루코오스 옥시다아제(glucose oxidase), 글루코오스 분해 산물인 과산화수소 분해의 촉매 역할을 하는 프러시안 블루(prussian blue) 등의 물질로 표면 처리될 수 있다. 반응층(106)을 형성하는 물질은 센싱부(100)에 의하여 검출하고자 하는 물질에 따라 달라질 수 있다.
센싱부(100)는 하나의 플랫폼 위에 각각 다른 물질을 검출하기 위한 반응층(106)을 포함할 수 있고, 이에 의해 다양한 물질을 검출하는 복수 개의 센서(11 내지 14)가 구현될 수 있다. 또, 하나의 플랫폼에 상대 전극과 작업 전극(working electrode)을 동시에 구현하여 센서를 형성함으로써, 상용화된 별도의 기준 전극을 필요로 하지 않는다.
도면에 도시되지 않았지만, 브릿지부(200)는 하부 절연층, 전도성 전극층, 그래핀층 및 상부 절연층을 포함할 수 있다. 전극부(300)는 하부 절연층 및 전도성 전극층을 포함할 수 있다. 전극부(300)는 상기 전도성 전극층 위에 상부 절연층을 포함할 수 있으며, 상기 상부 절연층은 센싱부(100)의 상부 절연층(105)과 마찬가지로 오프닝부를 포함하고, 상기 오프닝부를 통해 전원부의 전원이 전극부(300)에 제공될 수 있다. 브릿지부(200)의 하부 절연층, 전도성 전극층, 그래핀층, 및 상부 절연층과 전극부(300)의 하부 절연층, 전도성 전극층, 및 상부 절연층은 각각 센싱부(100)의 하부 절연층(101), 전도성 전극층(102), 그래핀층(103) 및 상부 절연층(105)과 동일한 물질로 동일한 공정을 수행하는 것에 의해 함께 형성될 수 있다. 브릿지부(200)의 그래핀층에는 전도성 물질이 도핑되지 않을 수 있다.
바이오 센서(10)는 하나의 플랫폼에 복수 개의 센싱부(100)를 포함할 수 있고, 각각의 센싱부(100)는 다른 물질을 검출할 수 있다. 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)를 구성하는 하부 절연층은 센서가 달라도 서로 연결되도록 형성될 수 있다. 그러나, 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)를 구성하는 전도성 전극층은 센싱부, 브릿지부, 및 전극부가 연결되어 하나의 센서로 동작하도록 센서별로 전기적으로 구분되도록 형성될 수 있다. 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)가 연결되어 하나의 센서로 동작할 수 있고, 개별적으로 신호를 수집할 수 있다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 브릿지부의 하부 절연층의 상부에 형성된 전도성 전극층을 확대한 도면이다.
도 5를 참조하면, 브릿지부(200)를 구성하는 하부 절연층은 상하 또는 좌우로 다중 절곡된 패턴을 포함할 수 있다. 또, 브릿지부(200)의 하부 절연층 위에 배치되는 전도성 전극층은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴으로 다중 절곡된 하부 절연체의 형상을 따라 전도성 물질로 형성될 수 있다.
센싱부(100)와 전극부(300)를 연결하는 브릿지부(200)가 다중 절곡된 패턴으로 형성되기 때문에 바이오 센서는 신축성을 가질 수 있다. 사용자에게 거부감을 주지 않고 신체에 착용하여 사용하는 웨어러블(wearable) 장치에 용이하게 적용될 수 있다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이고, 도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 형성하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 6 및 도 7을 참조하면, 바이오 센서의 형성 방법은, 하부 절연층(101)을 형성하는 단계(S110), 하부 절연층(101) 위에 전도성 전극층(102)을 형성하는 단계(S120), 전도성 전극층(102) 위에 그래핀층(103)을 형성하는 단계(S130), 그래핀층(103) 위에 상부 절연층(105)을 형성하는 단계(S140), 센싱부 및 전극부의 상부 절연층(105)에 오프닝부(105a)를 형성하는 단계(S150), 센싱부에 형성된 오프닝부(105a)에 의하여 노출된 그래핀층(103)에 전도성 물질(104)을 도핑하는 단계(S160), 및 전도성 물질(104)이 도핑된 그래핀층(103) 위에 반응층(106)을 형성하는 단계(S170)를 포함할 수 있다.
희생 기판(400) 위에 하부 절연층(101)을 형성한다(S110). 희생 기판(400)으로 유리(Glass) 기판, 석영(Quartz) 기판, 실리콘(Si) 기판, 게르마늄(Ge) 기판 등이 사용될 수 있다. 희생 기판(400) 위에 하부 절연층(101)을 형성하기 전에 바이오 센서를 기판으로 분리하기 위한 희생층(410)이 형성될 수 있다. 희생층(410)은, 예를 들어, 니켈(Ni), 구리(Cu), 알루미늄(Al)과 같은 금속 또는 PMMA(poly(methyl methacrylate) 등으로 형성될 수 있다.
하부 절연층(101)은 감광성 고분자 물질을 희생 기판(400)위에 도포하고, 포토리소그래피(Photolithography) 또는 전자빔리소그래피(e-beam lithography) 공정을 수행하여 형성될 수 있다. 상기 고분자 물질은 에폭시 수지, 폴리이미드, 및 페릴린 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다.
하부 절연층(101)은 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)의 배치 영역에 따라 다른 패턴으로 형성될 수 있으나, 형성 공정을 용이하게 하기 위하여, 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)에 포함되는 하부 절연층(101)이 하나로 연결되도록 패터닝될 수 있다.
하부 절연층(101) 위에 전도성 전극층(102)을 형성한다(S120). 전도성 전극층(102)은 하부 절연층(101) 위에 전도성 물질을 증착한 후 포토리소그래피 또는 전자빔리소그래피공정을 수행하여 형성될 수 있다. 상기 전도성 물질은 금(Au), 알루미늄(Al), 백금(Pt), 니켈(Ni) 등의 금속, 그래핀(graphene), 은 나노와이어 필름(silver nanowire film), 금속 그리드(metal grid), 및 인듐주석산화물(indium tin oxide, ITO) 등의 금속 산화물 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다.
복수 개의 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)를 구성하는 각각의 전도성 전극층(102)은 한번의 공정을 통하여 함께 형성될 수 있다. 센싱부 및 브릿지부에 형성되는 전도성 전극층(102)은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴으로 형성될 수 있다. 하나의 센서를 구성하는 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300) 각각의 전도성 전극층(102)의 패턴은 서로 연결되도록 형성된다. 그러나, 각각의 센서는 전기적으로 절연되도록 전도성 전극층(102)이 형성될 수 있다.
복수 개의 센서를 구성하는 하부 절연층(101)이 서로 연결되어 있더라도, 각각의 센서는 전도성 전극층(102)에 의하여 전기적으로 구분되어 형성되기 때문에, 서로 독립적으로 신호를 측정 및 수집할 수 있다.
전도성 전극층(102) 위에 그래핀층(103)을 형성한다(S130). 그래핀(103a)은 화학기상 증착(chemical vapor deposition, CVD)을 수행하여 성장된 후 전도성 전극층(102) 위로 전사될 수 있다. 그래핀(103a)은 단층 또는 이층 이상의 다층으로 형성될 수 있으며, 전도성 전극층(102) 위에서 직접 성장될 수도 있다. 그래핀층(103)은 그래핀(103a)을 전극부(300)를 제외한 전도성 전극층(102)과 동일한 형상으로 패터닝하는 것에 의해 센싱부(100) 및 브릿지부(200) 위에 형성될 수 있다.
그래핀층(103) 위에 상부 절연층(105)을 형성한다. 상부 절연층(105)은 센싱부(100) 및 브릿지부(200)의 그래핀층(103)과 전극부(300)의 전도성 전극층(102) 위에 전도성이 없는 감광성 고분자 물질을 도포한 후 하부 절연층(101)과 동일한 형상으로 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 상부 절연층(105)을 형성하는 방법은 전술한 하부 절연층(101)을 형성하는 방법과 동일하므로 상세한 설명은 생략한다.
센싱부(100) 및 전극부(300)의 상부 절연층에 오프닝부를 형성한다(S150). 포토리소그래피 또는 전자빔리소그래피 공정을 이용하여 센싱부(100) 및 전극부(300)의 상부 절연층(105)을 제거할 수 있다. 센싱부(100) 및 전극부(300) 위에 존재하는 상부 절연층(105)이 제거되고, 센싱부(100)의 그래핀층(103)과 전극부(300)의 전도성 전극층(102)이 오프닝부(105a)를 통해 노출될 수 있다.
상부 절연층(105)을 형성하는 단계(S140)와 센싱부(100) 및 전극부(300)의 상부 절연층(105)에 오프닝부(105a)를 형성하는 단계(S150)는 하나의 마스크를 이용하여 한번의 공정으로 동시에 수행될 수 있다.
센싱부(100)의 상부 절연층(105)에 형성된 오프닝부(105a)에 의하여 노출된 그래핀층(103)에 전도성 물질(104)을 도핑할 수 있다(S160). 전도성 물질(104)은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다. 전도성 물질(104)은, 예를 들어, 금 나노입자를 포함할 수 있다. 예를 들어, 염화 금(gold chloride) 용액을 노출된 그래핀층(103)에 드랍 캐스팅(drop casting) 하는 것에 의해 그래핀층(103)에 금 나노입자가 도핑될 수 있다.
전도성 물질(104)이 도핑된 그래핀층(103) 위에 반응층(106)을 형성한다(S170). 오프닝부(105a)에 의하여 노출된 센싱부(100)의 그래핀층에 특정 물질을 검출할 수 있는 반응층(106)을 형성할 수 있다.
도면에 도시되지는 않았으나, 상기 바이오 센서의 형성 방법은 특정 물질과 선택적으로 반응하는 유기 분자로 반응층(106)을 표면 처리하는 단계를 더 포함할 수 있다. 예를 들어, 반응층(106)의 표면은 폴리아닐린, 글루코오스 옥시다아제, 또는 프러시안 블루 등의 물질로 표면 처리될 수 있다.
하나의 플랫폼에 다양한 센서를 구성하기 위하여, 센싱부(100)를 구성하는 반응층(106)을 센서에 따라 각각 다른 물질로 형성하거나, 각각 다른 물질로 표면 처리를 할 수 있다.
반응층(106)을 형성하고자 하는 센싱부(100)에 연결된 전극부(300)에 전원을 제공하고, 센싱부(100)의 전도성 전극층(102)에 전류를 흐르게 함으로써 선택적으로 반응층(106)을 형성할 수 있다. 이에 의해, 센싱부(100)를 구성하는 반응층(106)을 센서에 따라 각각 다른 물질로 형성할 수 있다. 즉, 반응층(106)을 형성하고자 하는 센싱부(100)에 연결된 전극부(300)에 전원을 제공함으로써, 오프닝부(105a)에 의하여 노출된 복수의 그래핀층(103) 중에서 전류가 흐르는 전도성 전극층(102) 위에 존재하는 그래핀층(103)에만 선택적으로 반응층(106)을 형성할 수 있다. 반응층(106)은 전기 도금 공정을 수행하는 것에 의해 형성될 수 있다.
특정 물질과 선택적으로 반응하는 유기 분자 또는 특정 화학 물질로 반응층(106)을 표면 처리할 수 있다. 반응층(106)의 표면 처리는 표면 처리하고자 하는 반응층(106) 아래에 배치된 전도성 전극층(102)에 연결된 전극부(300)에 전원을 연결하여 전류를 흐르게 하는 것에 의해 선택적으로 수행될 수 있다.
반응층(106)의 형성 및 반응층(106)의 표면처리시, 반응층(106)을 형성하는 물질 또는 반응층(106)의 표면에 형성되는 화학 물질 사이에 발생할 수 있는 교차 오염(cross contamination)을 최소화 하기 위하여, 반응성이 가장 낮은 물질을 이용하는 공정부터 순차적으로 진행할 수 있다.
도 7의 (f) 및 (g)에 도시된 바와 같이, 바이오 센서의 형성 방법은, 센싱부(100)의 상부 절연층에 형성된 오프닝부에 의하여 노출된 그래핀층(103)에 전도성 물질을 도핑하는 단계(S160) 이전에, 상부 절연층이 형성된 구조물을 PDMS 스탬프(500)를 이용하여 실리콘 패치(silicone patch)(600) 위로 전사하는 단계를 더 포함할 수 있다.
상부 절연층(105) 형성된 구조물이 실리콘 패치(600)에 옮겨진 후 오프닝부에 의하여 노출된 그래핀층(103) 중에서, 반응층(106)을 형성하고자 하는 그래핀층(103) 아래에 배치된 전도성 전극층(102)에 연결된 전극부(300)에 전원을 제공하여, 센싱부(100)의 전도성 전극층(102)에 전류를 흐르게 한 후, 전기 도금 공정을 수행하여 은(Ag)/염화은(AgCl)을 증착시켜 기준 전극을 형성할 수 있다. 이어서, 상술한 방법과 마찬가지로, PEDOT(poly(3,4-ethylenedioxythiophene))을 증착하여 습도 센서를 형성할 수 있다. 예를 들어, 상기 습도 센서는, 제1 전극과 제2 전극이 빗 형상으로 형성되며, 제1 전극의 홈과 제2 전극의 홈이 서로 교차되도록 형성될 수 있다. 폴리아닐린을 이용하여 pH 센서를 형성한 후, 글루코오스 분해 산물인 과산화 수소 분해의 촉매 역할을 하는 프러시안블루, 글루코오스 분해 효소인 글루코오스 옥시다아제 및 나피온(Nafion®)을 순차적으로 처리하여 글루코오스 센서를 형성할 수 있다. 이에 의해, 습도 센서, pH 센서 및 글루코오스 센서가 하나의 플랫폼에 구현되는 바이오 센서가 형성될 수 있다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 형성 과정을 개략적으로 나타낸다.
도 8을 참조하면, 실리콘 기판(Si) 위에 니켈 금속을 증착하여 희생층인 니켈층(Ni)을 형성한다. 니켈층(Ni) 위에 에폭시 수지를 스핀 코팅한 후 포토리소그래피 공정을 수행하여 하부 절연층(Bottom epoxy)을 형성한다.
열 증착(thermal evaporation) 공정을 수행하여 크롬(Cr) 7nm, 금(Au) 70nm를 증착한 후, 포토리소그래피 공정을 수행하여 전도성 전극층(Au mesh)을 형성한다. 센싱부 및 브릿지부에서 전도성 전극층(Au mesh)은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴으로 형성될 수 있다.
전도성 전극층(Au mesh) 위에 그래핀을 전사시킨다. 그래핀을 전도성 전극층과 동일한 형상으로 패터닝하여 그래핀층(GP)을 형성한다.
그래핀층(GP) 위에 에폭시 수지를 스핀 코팅한 후 포토리소그래피 공정을 수행하여 하부 절연층(Bottom epoxy)과 동일한 패턴을 갖는 상부 절연층(Top epoxy)을 형성한다. 이때, 센싱부 및 전극부의 상부 절연층이 제거되어 오프닝부가 형성된다. PDMS 스탬프를 이용하여 구조체를 실리콘 패치(Silicone patch) 위로 전사한다.
오프닝부에 의하여 노출된 센싱부의 그래핀층에 20mM의 AuCl3 용액을 드랍 캐스팅한 후 약 5분 동안 반응시켜, 센싱부의 그래핀층에 금 나노입자를 도핑한다.
하나의 플랫폼에 다양한 센서를 구성하기 위하여, 각각의 센싱부를 구성하는 반응층을 형성하고 표면 처리한다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 표면처리 과정을 설명하기 위한 도면이다. 상기 바이오 센서는 습도, 산성도, 및 글루코오스 등을 검출하기 위하여, 작업 전극과 상대 전극 등을 포함하는 복수의 반응층을 금 나노입자가 도핑된 그래핀층 위에 형성할 수 있다. 이때, 교차 오염을 최소화하기 위하여, 반응성이 가장 낮은 물질로 구성되는 반응층을 먼저 형성할 수 있다.
도 9를 참조하면, 상부 절연층이 형성된 구조물이 실리콘 패치에 옮겨진 후(a), 반응층을 형성하고자 하는 그래핀층 아래에 배치된 전도성 전극층에 연결된 전극부에 전원을 제공하여, 센싱부의 전도성 전극층에 전류를 흐르게 한 후, 전기 도금 공정을 진행하여 은(Ag)/염화은(AgCl)을 증착하여 기준 전극(130a)을 형성한다(b).
상술한 방법과 마찬가지로, PEDOT(poly(3,4-ethylenedioxythiophene))을 증착하여 습도 센싱부(110)를 형성한다(c). 이때, 습도 센싱부(110)는, 제1 전극과 제2 전극이 빗 형상으로 형성되며, 제1 전극의 홈과 제2 전극의 홈이 서로 교차되도록 형성될 수 있다.
다음으로, 폴리아닐린을 이용하여 pH 센싱부(120)를 형성한 후(d), 글루코오스 분해 산물인 과산화수소 분해의 촉매 역할을 하는 프러시안블루, 글루코오스 분해 효소인 글루코오스 옥시다아제 및 나피온을 순차적으로 처리하여 글루코오스 센싱부(130a,130b)를 형성 한다(e)~(f). 이에 의해, 습도 센서, pH 센서 및 글루코오스 센서가 하나의 플랫폼에 구현되는 바이오 센서가 형성될 수 있다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 바이오 센서의 이미지이다.
도 10을 참조하면, 바이오 센서는 메쉬 패턴의 전도성 전극층 및 금이 도핑된 그래핀층이 작업 전극으로 동작하고, 상기 그래핀층 위에 프러시안 블루로 형성된 액티브 레이어가 존재한다. 또, 액티브 레이어는 글루코오스 옥시다아제와 나피온이라는 물질에 의하여 인캡슐레이션된다.
땀 속에 글루코오스가 존재하면, 글루코오스 옥시다아제가 반응하여 과산화수소를 생성하고, 프로시안 블루가 이를 분해하는 촉매 역할을 하여 전자가 생성되며, 작업 전극은 상기 전자를 포획하게 된다. 즉, 땀속에 존재하는 글루코오스의 변화를 전기적으로 측정하는 것이 가능하다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 폴리에틸렌디옥시싸이오펜의 증착 결과를 나타내고, 도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 폴리에틸렌디옥시싸이오펜의 증착 결과에 따른 전극의 특성을 분석한 그래프이다.
도 11 및 도 12를 참조하면, 바이오 센서의 전극 특성을 분석하기 위하여 금 필름으로만 구성된 전극(Au film)과, 메쉬 패턴으로 형성된 금 전극(Au mesh) 및 메쉬 패턴의 금 전극과 금 나노입자가 도핑된 그래핀층을 포함하는 본 발명의 일 실시예에 따른 그래핀 하이브리드 전극(GP hybrid)을 비교 분석하였다. 특히, 습도를 측정하기 위한 PEDOT을 증착한 결과를 비교 분석한 결과, 금 필름의 전극의 경우는 전극의 모든 면적에 전류가 흐르므로, PEDOT이 전극 전체에 증착이 되나, 메쉬 패턴의 금 전극은 메쉬 패턴을 기준으로 PEDOT이 증착되지 않는 부분이 존재한다. 그러나, 본 발명의 그래핀 하이브리드 전극은 PEDOT이 전극 전체에 증착됨을 알 수 있다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 전기 화학 특성을 분석한 그래프이다.
도 13을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 그래핀 하이브리드 전극의 전기 화학적 특성이 금 필름으로 형성된 전극보다 더 우수하고, 표면 처리도 향상된다. 이는 그래핀에 의하여 전극의 계면 특성이 향상되어 나타난 결과임을 알 수 있다. 또, 같은 전극 면적에서 얼마나 더 많은 전자를 주고받을 수 있는가를 나타내는 전기 화학적인 활성도 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 그래핀 하이브리드 전극이 더 높게 나타난다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 동작 특성을 분석한 그래프이다.
도 14에 도시된 바와 같이, 습도 센서, 글루코오스 센서, pH 센서가 하나의 플랫폼에 형성되었음에도 상기 바이오 센서는 매우 안정적으로 센서의 성능을 나타낸다.
도 15는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 신축성을 나타낸다.
도 15를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 바이오 센서는 다중 절곡된 형상의 브릿지부에 의해 우수한 신축성을 가질 수 있다. 따라서, 30% 수축 또는 30% 늘려가며 센서의 성능을 테스트한 결과 센서의 특성 저하가 나타나지 않았다. 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서는 매우 유연하고 신축성이 우수하기 때문에 웨어러블 디바이스에 용이하게 적용할 수 있다.
도 16은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 구성을 나타낸다.
도 16을 참조하면, 글루코오스 조절 시스템(1)은 센서부(10), 글루코오스 조절부(20), 제어부(30), 및 네트워크 송수신부(40)를 포함할 수 있다. 센서부(10)는 전술한 실시예들에서 설명한 바이오 센서와 동일하므로 중복되는 설명은 생략한다.
도 17은 본 발명의 일 실실예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 글루코오스 조절부를 나타낸다.
도 17을 참조하면, 글루코오스 조절부(20)는 발열부(21) 및 발열부(21) 아래에 배치된 약물 전달부(23)를 포함할 수 있다.
도 18은 본 발명의 일 실시예에 따른 발열부의 이미지이고, 도 19는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 발열부의 단면을 나타낸다.
도 18 및 도 19를 참조하면, 발열부(21)는 제1 발열부(21A), 제2 발열부(21B), 및 온도 센서(22)를 포함할 수 있다. 제1 발열부(21A) 및 제2 발열부(21B)는 피부에 주입되는 약물의 양을 단계적으로 조절할 수 있다. 온도 센서(22)는 제1 및 제2 발열부(21A,21B)의 온도를 측정할 수 있고, 제1 및 제2 발열부(21A,21B)의 온도가 일정 온도 이상으로 상승하지 않도록 제어할 수 있다.
제1 및 제2 발열부(21A,21B)는 그물 또는 메쉬 패턴을 포함할 수 있다. 제1 및 제2 발열부(21A,21B)는 가로 방향으로 형성된 복수 개의 가로 선형 패턴 및 세로 방향으로 형성된 복수 개의 세로 선형 패턴을 포함한다. 각 교차점 사이의 가로 선형 패턴 또는 세로 선형 패턴은 상하 방향으로 다중 절곡될 수 있으며, 가로 선형 패턴과 세로 선형 패턴이 서로 교차하여 형성된 교차점을 포함할 수 있다. 따라서, 가로 선형 패턴의 길이 또는 세로 선형 패턴의 길이는 각 교차점 사이의 거리보다 길게 형성될 수 있다. 이와 같이, 가로 선형 패턴 또는 세로 선형 패턴은 다중 절곡되어 각 교차점 사이의 거리보다 길게 형성됨으로써 발열부(21)는 우수한 발열 효과를 가질 수 있다.
발열부(21)는 차례로 적층된 하부 절연층(21a), 전도성 전극층(21b), 그래핀층(21c) 및 상부 절연층(21d)을 포함할 수 있다.
도 20은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 약물 전달부를 나타내고, 도 21은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 약물 전달부의 미세 바늘을 나타낸다.
도 20 및 도 21을 참조하면, 약물 전달부(23)는 일정 간격으로 배치된 마이크로 크기의 미세 바늘(24)을 포함할 수 있다. 미세 바늘(24)은 고분자 물질, 예를 들어, 비닐피롤리돈(vinyl pyrrolidone)으로 형성될 수 있다. 미세 바늘(24)은 그 외부면에 상변화 물질(phase change material, PCM)로 형성된 코팅층(24a)을 포함할 수 있고, 그 내부에 글루코오스 조절 약물(55)을 포함할 수 있다. 상기 상변화 물질은 일정 온도 이상에서 상변화가 일어날 수 있다. 상기 상변화 물질은, 예를 들어, 트리데카노익 에시드(tridecanoic acid)일 수 있다. 온도가 임계온도(Tc)이상으로 올라가면, 미세 바늘(24)의 코팅층(24a)은 액체 상태로 상변화가 일어나고, 미세 바늘(24) 내부에 있던 글루코오스 조절 약물(55)이 흘러나와 피부로 스며들게 된다.
도면에 도시되지는 않았으나, 글루코오스 조절 시스템(1)은 센서부(10) 및 발열부(21)에 전원을 제공하는 전원 장치를 더 포함할 수 있다. 상기 전원 장치는 전력 케이블, 재충전식 또는 일회용 배터리를 이용하여 센서부(10) 및 발열부(21)에 전력을 제공할 수 있다. 상기 전원 장치에 의하여 글루코오스 조절 시스템(1)의 센서부(10) 및/또는 발열부(21)에 전원이 제공되면, 센서부(10) 및/또는 발열부(21)에 전류가 흐르게 된다.
다시 도 2 및 도 16을 참조하면, 제어부(30)는 센서부(10)에 포함된 센서(11,12,13,14)로부터 신호를 수집한다. 제어부(30)는 습도 센서(11)로부터 습도 신호를 수집하여 습도를 측정한다. 일정 습도 이상이 되었을 때, 제어부(30)는 글루코오스 센서로부터 글루코오스 신호를 수집하여 사용자의 땀 속에 존재하는 글루코오스 농도를 측정한다. 제어부(30)는 pH 센서(12)로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정한다. 제어부(30)는 스트레인 게이지(14)로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정한다. 제어부(30)는 측정된 글루코오스 농도를 보정한다. 효소 기반의 전기화학 센서는 pH 가 낮아지면 신호가 왜곡될 수 있고, 이에 의해 측정 오류가 발생할 수 있다. 제어부(30)는 측정된 pH 값에 따라 측정된 글루코오스 농도를 보정할 수 있다. 또, 땀의 양에 따른 습도 변화, 움직임에 따른 스트레인 변화 등에 따라 신호가 왜곡될 수 있다. 제어부(30)는 측정된 pH 값과 함께 측정된 습도와 스트레인에 따라 글루코오스 농도를 더욱 정밀하게 보정할 수 있다. 사용자의 글루코오스 농도가 높을 경우, 제어부(30)는 글루코오스 조절부(20)의 발열부(21)에 전류를 흐르게 하여 발열부(21)의 온도를 증가시킨다. 이에 의해, 일정 온도 이상에서 약물 전달부(23)의 미세 바늘(24)의 고분자 물질이 상변화가 일어나고 미세 바늘(24) 내부에 있던 글루코오스 조절 약물(55)이 피부로 주입된다. 약물이 과다하게 주입되면 센서부(10)에 포함된 스트레인 게이지(14)를 통하여 사용자의 손떨림을 측정하고 저혈당 상태를 진단한다.
네트워크 송수신부(40)는, 제어부(30)로부터 진단된 진단 결과를 수신하고, 글루코오스 조절 시스템(1)과 연동된 사용자의 무선 단말 또는 특정 병원, 가족 또는 서비스를 제공하는 업체로 전송할 수 있다. 네트워크는 유무선 단말들 및 서버들 상호 간에 정보 교환이 가능한 연결 구조를 의미하는 것으로, 근거리 통신망(local area network; LAN), 광역 통신망(wide area network; WAN), 부가가치 통신망(value added network; VAN), 이동 통신망(mobile radio communication network), 위성 통신망 등과 같은 유무선 통신망으로 구현될 수 있다.
무선 단말은 휴대용 단말기 및/또는 컴퓨터를 포함할 수 있다. 상기 휴대용 단말기는 휴대성과 이동성이 보장되는 무선 통신 장치로서, PCS(personal communication system), GSM(global system for mobile communications), PDC(personal digital cellular), PHS(personal handyphone system), PDA(personal digital assistant), IMT(international mobile telecommunication)-2000, CDMA(code division multiple access)-2000, W-CDMA(W-code division multiple access), WiBro(wireless broadband internet) 단말, 스마트폰(smart phone), 스마트 패드(smart pad) 등을 포함할 수 있다. 상기 컴퓨터는 예를 들어, 웹 브라우저(WEB browser)가 탑재된 데스크톱(desktop), 랩톱(laptop), 테블릿 PC(tablet PC) 등을 포함할 수 있다.
도 22는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템을 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 22를 참조하면, 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법은 센서부를 형성하는 단계(S100), 글루코오스 조절부를 형성하는 단계(S200), 및 센서부 및 글루코오스 조절부를 패키징하는 단계(S300)를 포함한다. 상기 형성 순서는 변경될 수 있다. 센서부를 형성하는 단계는 전술한 실시예에서 도6을 참조하여 설명하였으므로 여기서는 생략한다.
도 23은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절부를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이고, 도 24는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절부의 발열부를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 23 및 도 24를 참조하면, 상기 글루코오스 조절부의 형성 단계(S200)는 발열부를 형성하는 단계(S210), 약물 전달부를 형성하는 단계(S220), 약물 전달부 및 발열부를 결합시키는 단계(S230), 및 약물 전달부의 표면에 상변화 물질을 코팅하는 단계(S240)를 포함한다.
발열부를 형성하는 단계(S210)는 하부 절연층을 형성하는 단계(S211), 하부 절연층 위에 전도성 전극층을 형성하는 단계(S212), 그래핀층을 형성하는 단계(S213), 및 상부 절연층을 형성하는 단계(S214)를 포함한다.
다시 도 18, 도 19, 도 23, 및 도 24를 참조하면, 발열부를 형성하는 단계(S210)에서는 형성 공정을 용이하게 하기 위하여 희생 기판을 이용할 수 있다. 상기 희생 기판으로 유리 기판, 석영 기판, 실리콘 기판, 게르마늄 기판 등이 사용될 수 있다. 상기 희생 기판 위에 글루코오스 조절부를 기판으로부터 분리하기 위한 희생층이 형성될 수 있다. 상기 희생층은, 예를 들어, 니켈(Ni), 구리(Cu), 알루미늄(Al)과 같은 금속 또는 PMMA(poly(methyl methacrylate) 등으로 형성될 수 있다.
상기 희생 기판 위에 하부 절연층(21a)을 형성한다(S211). 하부 절연층(21a)은 상기 희생층이 형성된 상기 희생 기판 위에, 전도성이 없는 고분자 물질을 스핀 코팅하여 형성될 수 있다. 상기 고분자 물질은 감광성 고분자를 포함할 수 있고, 예를 들어, 에폭시 수지, 폴리이미드(polyimide), 페릴린(parylene) 등을 포함할 수 있다. 예를 들어, 하부 절연층(21a)은 감광성 고분자 물질을 상기 희생 기판 위에 도포한 후 포토리소그래피 또는 전자빔리소그래피 공정을 수행하여 형성될 수 있다. 이에 의해, 가로 방향으로 연장되도록 형성된 복수 개의 가로 선형 패턴, 세로 방향으로 연장되도록 형성된 복수 개의 세로 선형 패턴, 및 가로 선형 패턴과 세로 선형 패턴이 서로 교차하여 형성된 교차점을 포함하는 하부 절연층(21a)이 형성될 수 있다.
하부 절연층(21a) 위에 전도성 전극층(21b)을 형성한다(S212). 전도성 전극층(21b)은 하부 절연층(21a) 위에 전도성 물질을 증착한 후 포토리소그래피 또는 전자빔리소그래피공정을 수행하여 하부 절연층(21a)과 같은 형상으로 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 전도성 전극층(21b)은 발열부(21)의 전체 저항을 감소시키기 위하여 그물 형상 또는 메쉬 형상으로 형성될 수 있다.
전도성 전극층(21b) 위에 그래핀층(21c)을 형성한다(S213). 그래핀층(21c)은 화학기상 증착 공정에 의해 성장된 그래핀을 전도성 전극층(21c) 위로 전사시킨 후 상기 그래핀을 전도성 전극층(21b)과 동일한 형상으로 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 상기 그래핀은 단층 또는 이층 이상의 다층으로 형성될 수 있고, 전도성 전극층(21b) 위에 직접 성장되어 형성될 수도 있다.
그래핀층(21c) 위에 상부 절연층(21d)을 형성한다(S214). 상부 절연층(21d)은 그래핀층(30c) 위에 전도성이 없는 감광성 고분자 물질을 도포한 후 하부 절연층(21a)과 동일한 형상으로 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다.
전도성 전극층(21b) 및/또는 그래핀층(21c)을 형성할 때, 제1 발열부(21A)와 제2 발열부(21B) 사이에 온도 센서(22)를 함께 형성할 수 있다. 온도 센서(22)는 전도성 전극층(21b)을 포함하지 않고, 그래핀층(21c)만 포함할 수 있다.
도 25는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달부의 형성 및 약물전달부와 발열부를 결합시키는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 23 및 도 25를 참조하면, 몰드(80)를 이용하여 약물 전달부(23)를 형성한다(S220). 몰드(80)를 이용하는 것에 의해 복잡한 공정 없이 약물 전달부(23)의 형성 과정을 단순화시킬 수 있다. 몰드(80)에 고분자 물질 및 약물의 혼합 용액(50)을 부은 후 경화시켜 마이크로 크기의 미세 바늘이 일정한 간격으로 배치된 약물 전달부(23)가 형성될 수 있다. 몰드(80)는 상기 미세 바늘에 대응하는 오목부를 포함하고, 상기 오목부는, 예를 들어, 약 250um의 직경과 약 1mm의 높이를 가질 수 있다. 혼합 용액(50)은 상용화된 혈당강하제, 고분자, 경화제 등을 포함할 수 있다. 혼합 용액(50)은, 예를 들어, 메트포민(metformin), 비닐피롤리돈, 및 아조비스이소뷰티로나이트릴(Azobisisobutyronitrile)을 포함할 수 있다.
약물 전달부(23) 및 발열부(21)를 결합시킨다(S230). 약물 전달부(23)의 일측면에 발열부(21)를 배치하고, 상온의 진공 챔버 내에서 건조시킨 후 자외선(UV light)을 약 30분 동안 조사시켜 약물 전달부(23)의 일측면에 발열부(21)를 결합시킬 수 있다. 약물 전달부(23) 및 발열부(21)가 결합된 구조체를 몰드(80)로부터 분리시킨다.
약물 전달부(23)의 미세 바늘 표면에 상변화 물질을 코팅한다(S240). 스프레이 코팅(spray coating), 딥 코팅(dip coating) 및 드랍 캐스팅(drop casting) 등의 공정을 수행하여 미세 바늘(24) 표면이 상변화 물질(24a)로 코팅될 수 있다. 상변화 물질(24a)은, 예를 들어, 트리데카노익 에시드일 수 있다.
다시 도 22를 참조하면, 센서부(10) 및 글루코오스 조절부(20)를 하나의 패치에 패키징한다(S300). 상기 패치는 피부에 잘 부착되는 투명한 고분자 물질로 형성될 수 있다. 센서부(10) 및 글루코오스 조절부(20)는 피부에 잘 부착되는 투명한 패치에 의하여 둘러싸일 수 있다. 상기 패치는 땀을 컨트롤할 수 있는 별도의 필름을 포함할 수 있다. 이에 의해, 글루코오스 조절 시스템은 상기 패치에 의하여 수분 증발을 최소한으로 줄일 수 있다.
도 26은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 센서부 및 글루코오스 조절부의 이미지이다
도 26을 참조하면, 글루코오스 조절 시스템의 센서부(10) 및 글루코오스 조절부(20)는 투명한 패치에 의하여 하나로 패키징될 수 있으며, 유연하고 신축성이 우수하다.
도 27은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 글루코오스 조절 시스템의 이미지이다.
도 27을 참조하면, 상기 글루코오스 조절 시스템은 센서부 및 글루코오스 조절부가 하나의 패치에 형성되어 피부에 부착될 수 있다. 상기 글루코오스 조절 시스템의 제어부는 사용자 체내의 글루코오스 농도에 따라 저혈당 또는 고혈당 상태를 진단하며, 글루코오스 조절 시스템과 연동된 사용자의 단말에 무선으로 진단 결과를 전송할 수 있다. 이에 의해, 사용자는 자신의 체내의 글루코오스 농도를 실시간으로 조절할 수 있다.
도 28는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템을 이용하여 글루코오스를 조절하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 28을 참조하면, 상기 글루코오스 조절 방법은, 센서부의 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정하는 단계(S410), 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 땀 속의 글루코오스 농도를 측정하는 단계(S420), pH 센서로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정하는 단계(S430), 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정하는 단계(S440), 측정된 글루코오스 농도를 보정하는 단계(S450), 보정된 글루코오스 농도에 따라 사용자의 체내 혈당 상태를 진단하는 단계(S460), 사용자의 체내 혈당 상태에 따라, 발열부의 온도를 증가시켜 약물을 주입하는 단계(S470), 및 사용자 단말 등으로 진단 결과를 전송하는 단계(S480)를 포함할 수 있다.
도 29는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 센서부의 동작 과정을 설명하기 위한 도면이고, 도 30은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 글루코오스 조절부의 동작 과정을 설명하기 위한 도면이다.
도 2, 도 16, 도 28, 도 29 및 도 30을 참조하면, 글루코오스 조절 시스템(1)은 하나의 패키지에 글루코오스 농도를 측정하는 센서부(10)와 체내 글루코오스 농도를 조절하는 글루코오스 조절부(20)를 포함할 수 있다. 센서부(10)는 습도 센서(11), pH 센서(12), 글루코오스 센서(13), 및 스트레인 게이지(14)를 포함할 수 있다.
상기 글루코오스 조절 시스템이 피부에 부착되면, 글루코오스 조절 시스템의 패치에 존재하는 땀 포획층(P)에 의하여 땀이 포획된다. 제어부(30)는 체내 글루코오스 농도를 분석하기 전에 일정 수준의 땀이 포획되었는지를 확인하기 위하여 습도 센서(11)로부터 신호를 수집하여 습도를 측정한다(S410).
일정 습도 이상이 되었을 때, 제어부(30)는 글루코오스 센서(13)의 센싱부(130a,130b)부터 신호를 수집하여 땀 속의 글루코오스 농도를 측정한다(S420). 글루코오스 센서(13)는 전기화학 기반의 센서로서, 메쉬 패턴의 전도성 전극층 및 금이 도핑된 그래핀층이 작업 전극으로 동작한다. 상기 그래핀층 위에 프러시안 블루로 형성된 액티브 레이어가 배치되고, 상기 액티브 레이어는 글루코오스 옥시다아제와 나피온이라는 물질에 의하여 인캡슐레이션될 수 있다.
땀(S) 속에 글루코오스(G)가 존재하면, 글루코오스 옥시다아제가 반응하여 과산화수소를 생성하고, 프러시안 블루가 이를 분해하는 촉매 역할을 하여 전자가 생성되며, 작업 전극은 생성된 전자를 포획한다. 제어부(30)는 일정 습도 이상이 되었을때, 글루코오스 센서(13)로부터 신호를 수집하여 땀속에 존재하는 글루코오스 농도를 측정할 수 있다.
제어부(30)는 pH 센서(12)로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정한다(S430). 땀(S)에 들어있는 젖산에 따른 pH 변화를 측정할 수 있다.
제어부(30)는 스트레인 게이지(14)로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정한다(S440). 움직임 등에 따른 스트레인 변화를 측정할 수 있다.
제어부(30)는 측정된 글루코오스 농도를 보정한다(S450). 효소 기반의 전기화학 센서는 pH 가 낮아지면 신호가 왜곡될 수 있고, 이에 의해 측정 오류가 발생할 수 있다. 제어부(30)는 측정된 pH 값에 따라 측정된 글루코오스 농도를 보정할 수 있다. 또, 땀의 양에 따른 습도 변화, 움직임에 따른 스트레인 변화 등에 따라 신호가 왜곡될 수 있다. 제어부(30)는 측정된 pH 값과 함께 측정된 습도와 스트레인에 따라 글루코오스 농도를 더욱 정밀하게 보정할 수 있다.
제어부(30)는 보정된 글루코오스 농도에 따라 사용자의 체내 혈당 상태를 고혈당 상태 또는 저혈당 상태로 진단한다(S460).
제어부(30)는 사용자의 체내 혈당 상태에 따라 발열부(21A,21B)의 온도를 증가시켜 약물을 주입한다(S470). 사용자의 상태가 고혈당 상태로 진단될 경우, 제어부(30)는 글루코오스 조절부(20)에 전원을 제공하여 발열부(21A, 21B)에 전류를 흐르게 함으로써 발열부(21A,21B)의 온도를 증가시킬 수 있다. 발열부(21A,21B)의 온도가 증가하여 약 41~42℃에 도달하면, 약물 전달부(23)는 발열부(21A,21B)에 의해 가열되어 미세 바늘(24)의 표면에 코팅되어 있는 상변화 물질의 상변화가 일어나고, 상변화 물질에 의하여 둘러싸여 있던 글루코오스 조절 약물(55)이 피부로 스며들고, 체내의 글루코오스 농도가 조절될 수 있다.
발열부(21A,21B)를 제1 발열부(21A) 및 제2 발열부(21B)로 구분하여, 피부에 주입되는 약물의 양을 단계적으로 조절할 수 있다. 예를 들어, 제어부(30)는 주기적으로 사용자의 상태를 진단할 수 있으며, 첫번째 주기에서, 사용자의 상태가 고혈당 상태로 진단될 경우, 제1 발열부(21A)의 온도를 상승시켜, 제1 발열부(21A) 아래에 배치된 약물 전달부(23)의 미세 바늘(24)에 포함된 약물을 사용자에게 주입할 수 있다. 이후 일정 시간이 흘러, 두번째 주기에서 사용자의 상태가 고혈당 상태로 진단될 경우, 제2 발열부(21B)의 온도를 상승시켜, 제2 발열부(21B) 아래에 배치된 약물 전달부(23)의 미세 바늘(24)에 포함된 약물을 사용자에게 주입할 수 있다. 약물 전달부(23)는 교체 가능하도록 형성될 수 있다. 약물 전달부(23)를 교체하는 것에 의해 글루코오스 조절 시스템(1)은 지속적으로 사용될 수 있다.
제1 발열부(21A)와 제2 발열부(21B) 사이에 온도 센서(22)를 배치하여 실시간으로 온도를 측정함으로써 제1 및 제2 발열부(21A,21B)의 온도가 일정 온도 이상으로 올라가지 않도록 제1 및 제2 발열부(21A,21B)에 흐르는 전류의 양이 제어될 수 있다.
또, 제어부(30)는 스트레인 게이지로(14)부터 사용자의 움직임을 실시간으로 측정하여, 사용자에게 떨림 증상이 발생하였을 때, 사용자의 상태를 저혈당 상태로 진단할 수 있다.
제어부(30)는 진단된 사용자의 상태를 네트워크 송수신부(40)를 통하여 글루코오스 조절 시스템과 연동되는 사용자의 무선 단말 또는 특정 병원, 가족 또는 의료 서비스를 제공하는 업체 등으로 전송할 수 있다(S480).
제어부(30)는, 예를 들어, 컴퓨터에 의해 실행되는 프로그램 모듈과 같은 컴퓨터에 의해 실행가능한 명령어를 포함하는 기록 매체의 형태로 구현될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 컴퓨터에 의해 액세스될 수 있는 임의의 가용 매체일 수 있고, 휘발성 및 비휘발성 매체 및/또는 분리형 및 비분리형 매체를 포함할 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 컴퓨터 저장 매체 및 통신 매체를 포함할 수 있다.
이제까지 본 발명에 대한 구체적인 실시예들을 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센서는 계면 특성이 향상되는 등 우수한 신뢰성을 가질 수 있다. 상기 바이오 센서는 우수한 유연성과 신축성을 가질 수 있어 생체 부착형 웨어러블 장치에 용이하고 다양하게 적용될 수 있다. 상기 바이오 센서는 하나의 플랫폼 위에 다양한 센서를 포함할 수 있어 다양한 물질을 동시에 검출할 수 있다. 상기 바이오 센서는 하나의 플랫폼에 기준 전극과 작업 전극을 동시에 구현할 수 있어 별도의 기준 전극을 구비할 필요가 없다. 상기 바이오 센서는 하나 이상의 센서를 포함할 수 있고, 상기 하나 이상의 센서는 간단한 공정으로 용이하게 형성될 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 글루코오스 조절 시스템은 비침습적으로 글루코오스 농도를 측정할 수 있다. 상기 글루코오스 조절 시스템은 pH 값, 습도, 스트레인 등을 고려하여 측정된 글루코오스 농도를 보정함으로써 사용자의 체내 글루코오스 농도를 정확하게 측정할 수 있다. 상기 글루코오스 조절 시스템은 실시간으로 글루코오스 농도를 측정하면서 사용자의 체내 글루코오스 농도를 조절할 수 있다. 상기 글루코오스 조절 시스템은 우수한 유연성 및 신축성을 가질 수 있어 생체에 부착되어 용이하게 사용될 수 있다.

Claims (49)

  1. 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함하고,
    상기 센싱부는 그래핀층을 포함하는 바이오 센서.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 그래핀층은 도핑된 전도성 물질을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 센싱부는 상기 그래핀층 아래에 배치된 전도성 전극층 및 상기 그래핀층 위에 배치된 반응층을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 전도성 전극층은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  6. 제 4 항에 있어서,
    상기 센싱부는 상기 그래핀층 위에 배치되는 상부 절연층을 더 포함하고,
    상기 상부 절연층은 상기 그래핀층을 노출하는 오프닝부를 갖고,
    상기 반응층은 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층과 접촉하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  7. 제 4 항에 있어서,
    상기 반응층은 상기 센서의 종류에 따라 다른 물질로 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  8. 제 4 항에 있어서,
    상기 반응층은 은/염화은 또는 PEDOT로 형성된 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  9. 제 4 항에 있어서,
    상기 반응층은 폴리아닐린, 프러시안 블루, 및 글루코오스 옥시다아제 중에서 선택된 하나 이상의 물질로 표면 처리된 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  10. 제 1 항에 있어서,
    상기 브릿지부는 다중 절곡된 형상을 갖는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 센서는 습도 센서, pH 센서, 글루코오스 센서, 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상의 센서를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  12. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극부에 전원을 제공하는 전원부 및
    상기 전극부로부터 전류, 전압, 또는 임피던스 중 어느 하나의 신호를 수집하여 상기 신호를 변환하는 프로세싱부를 더 포함하는 바이오 센서.
  13. 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함하는 바이오 센서를 형성하는 방법으로서,
    하부 절연층을 형성하는 단계;
    상기 하부 절연층 위에 전도성 전극층을 형성하는 단계;
    상기 전도성 전극층 위에 그래핀층을 형성하는 단계; 및
    상기 그래핀층 위에 반응층을 형성하는 단계를 포함하는 바이오 센서의 형성 방법.
  14. 제 13 항에 있어서,
    상기 그래핀층 위에 상기 그래핀층을 노출시키는 오프닝부를 갖는 상부 절연층을 형성하는 단계 및
    상기 반응층을 형성하기 전에 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층에 전도성 물질을 도핑하는 단계를 더 포함하는 바이오 센서의 형성 방법.
  15. 제 14 항에 있어서,
    상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서의 형성 방법.
  16. 제 14 항에 있어서,
    상기 반응층은 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층 위에 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센서의 형성 방법.
  17. 제 13 항에 있어서,
    상기 전도성 전극층은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴을 포함하도록 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센서의 형성 방법.
  18. 제 13 항에 있어서,
    상기 전도성 전극층은 금, 알루미늄, 백금, 니켈, 그래핀, 은 나노와이어 필름, 금속 그리드, 및 인듐주석산화물 중에서 선택된 하나 이상을 포함하는 물질로 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센서의 형성 방법.
  19. 제 13 항에 있어서,
    상기 반응층은 상기 센서의 종류에 따라 다른 물질로 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센서의 형성 방법.
  20. 제 13 항에 있어서,
    상기 센싱부, 상기 브릿지부, 및 상기 전극부는 동일 공정에 의해 함께 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센서의 형성 방법.
  21. 제 13 항에 있어서,
    상기 센서는 습도 센서, pH 센서, 글루코오스 센서, 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상의 센서를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서의 형성 방법.
  22. 글루코오스 센서를 포함하는 센서부;
    사용자의 체내 글루코오스 농도를 조절하는 글루코오스 조절부; 및
    상기 센서부 및 상기 글루코오스 조절부를 제어하는 제어부를 포함하는 글루코오스 조절 시스템.
  23. 제 22 항에 있어서,
    상기 센서부는 습도 센서, pH 센서, 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  24. 제 23 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 상기 사용자의 땀 속 글루코오스 농도를 측정하고,
    상기 pH 센서로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정하고,
    상기 pH 값에 따라 상기 측정된 글루코오스 농도를 보정하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  25. 제 24 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정하고,
    상기 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정하며,
    상기 pH 값, 상기 습도, 및 상기 스트레인에 따라 상기 측정된 글루코오스 농도를 보정하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  26. 제 24 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정하고,
    상기 습도가 일정 습도 이상일 경우, 상기 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 상기 사용자의 상기 땀 속 글루코오스 농도를 측정하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  27. 제 24 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 보정된 글루코오스 농도에 기초하여 상기 사용자의 체내 혈당 상태를 진단하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  28. 제 27 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 진단된 체내 혈당 상태에 따라 상기 사용자에게 글루코오스 조절 약물을 주입하도록 상기 글루코오스 조절부를 제어하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  29. 제 23 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정하고,
    상기 스트레인에 기초하여 상기 사용자의 체내 혈당 상태를 저혈당 상태로 진단하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  30. 제 22 항에 있어서,
    상기 글루코오스 조절부는,
    글루코오스 조절 약물을 포함하는 미세 바늘을 포함하는 약물 전달부 및
    상기 약물 전달부 위에 배치되고, 상기 약물 전달부를 가열하여 상기 약물 전달부의 온도를 증가시키는 발열부를 포함하고,
    상기 약물 전달부의 표면은 임계온도 이상에서 상변화가 일어나는 상변화 물질로 코팅되고,
    상기 발열부의 가열에 의해 상기 글루코오스 조절 약물이 상기 미세 바늘로부터 방출되는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  31. 제 30 항에 있어서,
    상기 약물 전달부는 상기 미세 바늘에 의해 상기 사용자의 피부를 통하여 상기 글루코오스 조절 약물을 주입하고,
    상기 글루코오스 조절 약물은 혈당강하제를 포함하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템
  32. 제 30 항에 있어서,
    상기 발열부는,
    제1 발열부,
    상기 제1 발열부에 인접하게 배치된 제2 발열부,
    상기 제1 발열부와 상기 제2 발열부 사이에 배치되고 상기 제1 발열부와 상기 제2 발열부의 온도를 측정하는 온도 센서를 포함하고,
    상기 제어부는,
    상기 온도 센서에 의해 측정된 상기 온도가 일정 온도 이상인 경우 상기 제1 발열부와 상기 제2 발열부의 온도를 제어하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  33. 제 30 항에 있어서,
    상기 발열부는 다중 절곡된 패턴을 포함하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  34. 제 22 항에 있어서,
    상기 센서부는 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하고,
    상기 센싱부는 그래핀층을 포함하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  35. 제 34 항에 있어서,
    상기 그래핀층은 도핑된 전도성 물질을 포함하고,
    상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  36. 제 34 항에 있어서,
    상기 센싱부는 상기 그래핀층 아래에 배치된 전도성 전극층 및 상기 그래핀층 위에 배치된 반응층을 더 포함하며,
    상기 전도성 전극층은 그물 패턴 도는 메쉬 패턴을 포함하고,
    상기 반응층은 상기 센싱부의 종류에 따라 다른 물질로 형성되는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  37. 제 34 항에 있어서,
    상기 브릿지부는 다중 절곡된 형상을 갖는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  38. 제 22 항에 있어서,
    네트워크 송수신부를 더 포함하고,
    상기 네트워크 송수신부는,
    상기 제어부에 의하여 진단된 상기 사용자의 체내 혈당 상태를 글루코오스 조절 시스템과 연동된 사용자 단말로 전송하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템.
  39. 글루코오스 센서를 포함하는 센서부를 형성하는 단계;
    글루코오스 조절부를 형성하는 단계; 및
    상기 센서부 및 상기 글루코오스 조절부를 패키징하는 단계를 포함하는 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법.
  40. 제 39 항에 있어서,
    상기 글루코오스 조절부를 형성하는 단계는,
    발열부를 형성하는 단계,
    글루코오스 약물을 포함하는 미세 바늘을 포함하는 약물 전달부를 형성하는 단계,
    상기 약물 전달부 및 상기 발열부를 결합시키는 단계, 및
    상기 약물 전달부의 표면에 상변화 물질을 코팅하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법.
  41. 제 39 항에 있어서,
    상기 센서부는 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함하고,
    상기 센서부를 형성하는 단계는,
    하부 절연층을 형성하는 단계,
    상기 하부 절연층 위에 전도성 전극층을 형성하는 단계,
    상기 전도성 전극층 위에 그래핀층을 형성하는 단계, 및
    상기 그래핀층 위에 반응층을 형성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법.
  42. 제 41 항에 있어서,
    상기 그래핀층 위에 상기 그래핀층을 노출시키는 오프닝부를 갖는 상부 절연층을 형성하는 단계 및
    상기 반응층을 형성하기 전에 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층에 전도성 물질을 도핑하는 단계를 더 포함하고,
    상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법.
  43. 제 42 항에 있어서,
    상기 반응층은 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층 위에 형성되고, 상기 센서의 종류에 따라 다른 물질로 형성되는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법.
  44. 글루코오스 센서와 pH 센서를 포함하는 센서부, 사용자의 체내 글루코오스 농도를 조절하는 글루코오스 조절부, 및 상기 센서부 및 상기 글루코오스 조절부를 제어하는 제어부를 포함하는 글루코오스 조절 시스템을 이용하여 글루코오스를 조절하는 방법에 있어서,
    상기 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 상기 사용자의 땀 속 글루코오스 농도를 측정하는 단계;
    상기 pH 센서로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정하는 단계; 및
    상기 pH 값에 따라 상기 측정된 글루코오스 농도를 보정하는 단계를 포함하는 글루코오스 조절 방법.
  45. 제 44 항에 있어서,
    상기 센서부는 습도 센서 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상을 더 포함하고,
    상기 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정하는 단계, 및
    상기 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정하는 단계를 더 포함하며,
    상기 측정된 글루코오스 농도는 상기 pH 값, 상기 습도, 및 상기 스트레인에 따라 보정되는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 방법.
  46. 제 45 항에 있어서,
    상기 보정된 글루코오스 농도에 기초하여 상기 사용자의 체내 혈당 상태를 진단하는 단계를 더 포함하는 글루코오스 조절 방법.
  47. 제 46 항에 있어서,
    상기 진단된 체내 혈당 상태에 따라 상기 글루코오스 조절부에 의해 상기 사용자에게 글루코오스 조절 약물을 주입하는 단계를 더 포함하는 글루코오스 조절 방법.
  48. 제 44 항에 있어서,
    상기 센서부는 습도 센서를 더 포함하고,
    상기 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정하는 단계를 더 포함하며,
    상기 습도가 일정 습도 이상일 경우, 상기 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 상기 사용자의 상기 땀 속 글루코오스 농도가 측정되는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 방법.
  49. 제 44 항에 있어서,
    상기 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정하는 단계를 더 포함하고,
    상기 스트레인에 기초하여 상기 사용자의 체내 혈당 상태가 저혈당 상태로 진단되는 것을 특징으로 하는 글루코오스 조절 방법.
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Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107727723A (zh) * 2017-09-29 2018-02-23 清华大学 一种类皮肤的超薄柔性葡萄糖测量传感器及其制备方法
US20190293540A1 (en) * 2018-03-21 2019-09-26 United States Of America As Represented By Secretary Of The Navy Anti-Biofouling Graphene Coated Micro Sensors and Methods for Fabricating the Same
WO2021112802A1 (en) * 2019-12-04 2021-06-10 Ege Universitesi Impedimetric/capacitive reusable blood glucose measurement with molecular imprinted polymers
CN112957039A (zh) * 2021-02-05 2021-06-15 深圳大学 一种柔性传感器电极和柔性传感器的制备方法
CN112986356A (zh) * 2019-12-12 2021-06-18 福建海峡石墨烯产业技术研究院有限公司 一种石墨烯场效应晶体管生物传感器及其制备方法
CN113907753A (zh) * 2021-09-07 2022-01-11 东南大学 一种无创血糖检测电极贴片及其制造方法和反离子电渗体外实验装置
CN114127548A (zh) * 2019-07-12 2022-03-01 株式会社恩西提 有害化学物质的检测装置

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20080021413A1 (en) * 2006-05-17 2008-01-24 Cesario Dos Santos Drug Casting
US20090312615A1 (en) * 2005-11-10 2009-12-17 Andreas Caduff Device for Determining the Glucose Level in Body Tissue
JP2011224381A (ja) * 2004-07-13 2011-11-10 Dexcom Inc 経皮的検体センサ
KR20110129528A (ko) * 2010-05-26 2011-12-02 고려대학교 산학협력단 전기화학적 바이오센서 및 그 제조방법
DE102010044341A1 (de) * 2010-09-03 2012-03-08 Deutsches Zentrum für Luft- und Raumfahrt e.V. Verfahren zum Erkennen einer Hypoglykämie
JP5631215B2 (ja) * 2007-11-21 2014-11-26 メドトロニック ミニメド インコーポレイテッド 血糖管理維持システム
WO2015018973A1 (en) * 2013-08-07 2015-02-12 Nokia Corporation An apparatus and associated methods for analyte detection

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011224381A (ja) * 2004-07-13 2011-11-10 Dexcom Inc 経皮的検体センサ
US20090312615A1 (en) * 2005-11-10 2009-12-17 Andreas Caduff Device for Determining the Glucose Level in Body Tissue
US20080021413A1 (en) * 2006-05-17 2008-01-24 Cesario Dos Santos Drug Casting
JP5631215B2 (ja) * 2007-11-21 2014-11-26 メドトロニック ミニメド インコーポレイテッド 血糖管理維持システム
KR20110129528A (ko) * 2010-05-26 2011-12-02 고려대학교 산학협력단 전기화학적 바이오센서 및 그 제조방법
DE102010044341A1 (de) * 2010-09-03 2012-03-08 Deutsches Zentrum für Luft- und Raumfahrt e.V. Verfahren zum Erkennen einer Hypoglykämie
WO2015018973A1 (en) * 2013-08-07 2015-02-12 Nokia Corporation An apparatus and associated methods for analyte detection

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107727723A (zh) * 2017-09-29 2018-02-23 清华大学 一种类皮肤的超薄柔性葡萄糖测量传感器及其制备方法
US20190293540A1 (en) * 2018-03-21 2019-09-26 United States Of America As Represented By Secretary Of The Navy Anti-Biofouling Graphene Coated Micro Sensors and Methods for Fabricating the Same
CN114127548A (zh) * 2019-07-12 2022-03-01 株式会社恩西提 有害化学物质的检测装置
CN114127548B (zh) * 2019-07-12 2023-12-26 株式会社恩西提 有害化学物质的检测装置
WO2021112802A1 (en) * 2019-12-04 2021-06-10 Ege Universitesi Impedimetric/capacitive reusable blood glucose measurement with molecular imprinted polymers
CN112986356A (zh) * 2019-12-12 2021-06-18 福建海峡石墨烯产业技术研究院有限公司 一种石墨烯场效应晶体管生物传感器及其制备方法
CN112957039A (zh) * 2021-02-05 2021-06-15 深圳大学 一种柔性传感器电极和柔性传感器的制备方法
CN112957039B (zh) * 2021-02-05 2024-01-09 深圳大学 一种柔性传感器电极和柔性传感器的制备方法
CN113907753A (zh) * 2021-09-07 2022-01-11 东南大学 一种无创血糖检测电极贴片及其制造方法和反离子电渗体外实验装置
CN113907753B (zh) * 2021-09-07 2022-11-11 东南大学 一种无创血糖检测电极贴片和反离子电渗体外实验装置

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