WO2017061727A1 - 바이오 센서 및 그의 센싱 방법 - Google Patents

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WO2017061727A1
WO2017061727A1 PCT/KR2016/010886 KR2016010886W WO2017061727A1 WO 2017061727 A1 WO2017061727 A1 WO 2017061727A1 KR 2016010886 W KR2016010886 W KR 2016010886W WO 2017061727 A1 WO2017061727 A1 WO 2017061727A1
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WO
WIPO (PCT)
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current
needle array
target material
biosensor
concentration
Prior art date
Application number
PCT/KR2016/010886
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
최형선
조철호
조성제
김광복
이승민
정선태
조재걸
Original Assignee
삼성전자 주식회사
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue

Definitions

  • the present invention relates to a sensor device, and more particularly, to a biosensor capable of accurate concentration measurement by shortening the time it takes for the substance to be measured in the blood to diffuse into the intercellular fluid and a sensing method thereof.
  • Quantitative determination of analytes in biological fluids is useful for the diagnosis and treatment of physiological abnormalities. For example, the amount of glucose (blood glucose) should be checked periodically in diagnosing and preventing diabetes.
  • An electrochemical biosensor is an apparatus for measuring the amount of a substance to be measured by detecting an electrochemical signal through an enzyme reaction with a substance to be measured by using an enzyme electrode having an enzyme fixed to an electrode.
  • the biosensor can measure the amount of the substance to be measured in various ways.
  • the blood glucose measurement may vary depending on the proficiency of the blood collection method. There was a problem that it was impossible to detect the change in concentration perfectly.
  • the minimally invasive biosensor can be inserted into the subcutaneous tissue instead of blood vessels, thereby avoiding direct contact with the blood. Therefore, the biosensor is made of a biocompatible material and can be operated for several days, and can be inserted by the patient without the operation of a specialist. There was an advantage.
  • an object of the present invention is to provide a biosensor capable of accurate concentration measurement by shortening the time required for the measurement target material in the blood to diffuse into the cell liver fluid and its sensing method. .
  • Bio-sensor for achieving the above object, a needle array that can be inserted into the body to measure the concentration of the target material, the target material is moved to the needle array, the living body of the needle array And a controller configured to calculate a concentration of the target material based on a signal generated by the needle array and a power applying unit applying current to the contact region.
  • the controller may control the power applying unit to adjust the amount of current applied according to the signal generated by the needle array.
  • the controller may increase the amount of current applied when the concentration change rate of the target material is greater than or equal to a preset value based on the signal generated by the needle array, and if the concentration change rate of the target material is less than a preset value.
  • the power applying unit may be controlled to reduce the amount of applied current.
  • the power applying unit may include a plurality of electrodes for applying a current to the living area, and the plurality of electrodes may be disposed adjacent to the needle array.
  • the plurality of electrodes may be shaped to be disposed on the skin surface.
  • the plurality of electrodes may have a needle shape.
  • the needle array may include a counter electrode, a reference electrode, and a working electrode provided with an enzyme capable of reacting with the target material.
  • the controller may control the power applying unit so that current is applied at predetermined intervals.
  • the needle array may include a support in which a plurality of needles are arranged.
  • the support portion may be a wearable band shape.
  • the biosensor according to an embodiment of the present invention may further include a heat generating unit for applying heat to the peripheral bio-contact area adjacent to the bio-contact area of the needle array.
  • the controller increases the calorific value when the concentration change rate of the target material is greater than or equal to a preset value based on the signal generated by the needle array.
  • the heating unit may be controlled to reduce.
  • the step of applying a current to the bio-contact area of the needle array to move the target material to the needle array the needle Measuring a concentration of the target material using an array to generate a measurement signal and calculating a concentration of the target material based on the generated measurement signal.
  • applying the current may adjust the amount of current applied according to the generated measurement signal.
  • the step of applying the current if the concentration change rate of the target material is more than a predetermined value based on the generated measurement signal, the applied current amount is increased, the concentration change rate of the target material is a predetermined value If less, the amount of current applied can be reduced.
  • the current may be applied through a plurality of electrodes included in the biosensor.
  • the generating of the measurement signal may include using a counter electrode, a reference electrode, and a working electrode provided with an enzyme capable of reacting with the target material included in the needle array.
  • the measurement signal can be generated.
  • the current may be applied at a predetermined interval.
  • the sensing method may further include applying heat to a peripheral biocontact region adjacent to the biocontact region of the needle array through a heat generator included in the biosensor.
  • the step of applying the heat, based on the generated measurement signal, if the concentration change rate of the target material is more than a predetermined value increases the calorific value, and if the concentration change rate of the target material is less than the predetermined value, It is possible to reduce the calorific value.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a biosensor according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is a view for explaining the movement of the target material according to the application of the current of the biosensor according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 3 is a view showing a needle array of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a view for explaining an application example of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • 5A to 6B are diagrams for comparing and comparing a case in which a current is not applied to a biosensor and a case in which a current is applied;
  • FIG. 7 is a view for explaining the time delay shortening effect by the biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a view for explaining an application example of a biosensor according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining a case where pressure is applied to a measurement site and a case where no pressure is applied.
  • FIG. 10 is a flowchart illustrating a sensing method of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a view for explaining the configuration of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • the biosensor 100 includes a needle array 110, a power applying unit 120, and a controller 130.
  • the biosensor 100 may use an electrochemical method and may be divided into amperometric, potentionmetric, and conductimetric according to the measuring principle.
  • amperometric is a method of measuring the current generated during the enzymatic reaction at the working electrode
  • potentionmetric is a voltage measurement method such as an ion-sensitive field effect transistor (ISFET)
  • conductimetric is a chemiresistor or Impedance is measured like black lipid membrane (BLM).
  • the needle array 110 is a component for sensing the concentration of the target substance to be measured in the body.
  • the needle array 110 may include a plurality of needle-shaped electrodes that electrochemically detect the concentration of the target material.
  • the needle array may include a support (not shown) in which a plurality of needle-shaped electrodes are arranged. With respect to the support will be described in more detail through FIG.
  • the plurality of electrodes of the needle array 110 may include a working electrode and a working electrode. It may be configured as a three electrode system of a reference electrode and a counter electrode.
  • the three-electrode system can measure the concentration of a target substance using enzymes and electron transfer mediators. Since the method for measuring the concentration of the target material using the three-electrode system is apparent to those skilled in the art, the following description will be made briefly.
  • an enzyme is fixed to the working electrode.
  • the enzyme include various kinds of oxidoreductases such as glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, and alcohol oxidase, and glucose.
  • oxidoreductases such as glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, and alcohol oxidase, and glucose.
  • Dehydrogenase GOT (glutamate oxaloacetate trnasmianse), GPT (glutamate pyruvate trnasmianse), and various kinds of transferases and hydrolases.
  • electron transfer mediators examples include potassium ferricyanide, potassium ferrocyanide, hexaamineruthenium chloride, ferrocene and its derivatives, quinones and derivatives thereof. Materials that can be oxidized or reduced by reaction with enzymes can be used.
  • the counter electrode has an opposite polarity with respect to the working electrode and becomes a passage of current between the electrodes, so that the counter electrode can be made of an electrode material having high electrical conductivity.
  • the reference electrode allows a constant electric potential to be applied to the working electrode and no current flows toward the electrode due to the high impedance.
  • Reference electrodes include, for example, standard hydrogen electrodes (SHE), calomel (Hg / Hg 2 Cl 2 ) electrodes, and silver-silver chloride (Ag / AgCl) electrodes. Since they have a relatively constant potential difference, a constant electrode potential can be applied.
  • SHE standard hydrogen electrodes
  • Hg / Hg 2 Cl 2 calomel
  • AgCl silver-silver chloride
  • the needle array 110 includes a voltage source for applying a voltage to the plurality of electrodes as described above, and the voltage source includes any one of a direct current (DC) voltage, an alternating current (AC) voltage, or a voltage in which the direct current voltage and the alternating voltage are overlapped. It is possible to apply a form of voltage.
  • DC direct current
  • AC alternating current
  • the magnitude of the voltage applied by the voltage source of the needle array 110 may be greater than 0 and less than 1V when the Ag and AgCl electrodes are used as the reference electrode. If the substance of interest is glucose, the excess of 1V, the oxidation / reduction process of other substances in the blood is more dominant than the oxidation process, it is impossible to accurately measure the amount of glucose. Since the voltage value applied through the working electrode and the reference electrode is a voltage value suitable for oxidizing only glucose in the blood, it is possible to prevent other substances in the blood from oxidizing and participating in the current component. Therefore, more accurate blood glucose value can be obtained.
  • the frequency is greater than 0 and less than or equal to 0.1 MHz when an alternating voltage is applied.
  • the blood glucose level can be calculated by measuring this amount of current.
  • the plurality of needle-shaped electrodes of the needle array 110 as described above may be manufactured using, for example, carbon, graphite, platinum treated carbon, silver, gold, palladium or platinum components.
  • the length of the plurality of needle-shaped electrodes of the needle array 110 passes through the stratum corneum, but is not inserted into the subcutaneous layer in which blood vessels are distributed. Therefore, it can be appropriately selected within the range of 100 ⁇ m to 5 mm. In addition, their density, shape and aspect ratio may be appropriately selected in consideration of workability and mechanical strength and the like.
  • the power applying unit 120 is configured to apply a current to the biocontact area of the needle array 110 so that the target material to be measured moves to the needle array 110. That is, the power supply unit 120 is configured to shorten the time that the target material of the blood vessel is diffused to reach the needle array 110.
  • the power applying unit 120 includes a power source (eg, a battery) and includes a plurality of electrodes including a cathode and an anode for applying a current into the body.
  • a power source eg, a battery
  • the power applying unit 120 includes a plurality of electrodes including a cathode and an anode for applying a current into the body.
  • the iontophoresis phenomenon is induced by the current applied through the electrode from the power applying unit 120, and thus, the electroosmosis flow (EOF) is induced in the needle array 110.
  • EEF electroosmosis flow
  • Itophoresis refers to a process in which positive ions are attracted to a negative electrode, and negative ions are attracted to a positive electrode, and electroosmotic flow refers to the movement of ions in a liquid. It is a phenomenon in which a constant flow is formed and the solution around the ions moves along with the ions.
  • the wall of the path where the ions will move must have a negative charge, and a positive electrode and a negative electrode are applied to both sides of the path.
  • the positive ions inside the passage should be attracted to the negative electrode by Itophoresis. These pathways can be regions between cells in the body. This electroosmotic flow phenomenon will be described in more detail with reference to FIG. 2.
  • FIG. 2 is a view for explaining the electroosmotic flow in the body by the power applying unit 120 according to an embodiment of the present invention.
  • the negative electrode 122 having the negative polarity is shown among the electrodes included in the power applying unit 120, and the electrode having the positive polarity thereof is not shown.
  • the negative electrode 122 of the power applying unit 120 has a needle shape and is inserted into the body from the skin according to an embodiment of the present invention.
  • the cell walls of the cells 21 in the body have a negative charge on the outside and a positive charge on the inside, and are negative on the wall of the passage under the conditions for generating the electroosmotic flow described above. It satisfies the condition of having a charge.
  • the power applying unit 120 applies a current into the body, positive ions such as Na + and K + present in the body pass through the cell walls of the cells 21 to pass the negative electrode 122. ), And the interstitial fluid (ISF) near the positive ions is also moved toward the negative electrode 122 together with the positive ions by the electroosmotic flow.
  • the intercellular fluid (ISF) including the target substance 30 to be measured near the blood vessel can be quickly moved toward the needle array 110. That is, the time required for the target material 30 included in the intercellular fluid (ISF) to reach the needle array 110 can be shortened.
  • the amount of current applied to the body through the electrode of the power applying unit 120 may be selected in an amount sufficient to form the aforementioned electrical osmotic flow while minimizing the influence on the user.
  • the amount of current may vary depending on the shape of the electrode of the power applying unit 120.
  • the electrode of the power applying unit 120 has a needle shape like the needle-shaped electrodes of the needle array 110, since the electrode can contact the body fluid through the stratum corneum, resistance can be reduced. In this case, the amount of current can be selected from 0.001 to 2 mA. If the electrode of the power applying unit 120 is not a form that can be inserted into the body, but a form that can be disposed on the skin surface, the amount of current may be selected within a larger range than when the electrode is inserted into the body. When the shape can be disposed on the skin surface, it can be produced in the form provided with an adhesive material that can be attached to the skin.
  • the power supply unit 120 may be applied to the current continuously (continuous), or may be applied in a pulse (ie, a predetermined interval).
  • FIG 3 is a diagram illustrating an example of the biosensor 100 when the electrode of the power applying unit 120 has a needle shape like the electrode of the needle array 110 according to an embodiment of the present invention.
  • the biosensor 100 includes the support 140 and the electrodes 111, 112, and 113 of the needle array 110 arranged on the support 140 and the electrodes of the power applying unit 120. (121, 122).
  • the support 140 may be formed of a nonconductive material.
  • the support 140 may be formed of a flexible material, and in particular, may be formed of an elastic body (for example, rubber).
  • an elastic body for example, rubber
  • the electrodes 111, 112, 113, 121, and 122 may be tightly inserted into the body.
  • the support 140 is formed of an elastic body, it is easy to be worn on a body part such as an arm, and by pressing the worn part, the speed of moving the target material to be measured to the needle array 110 may be increased.
  • the support 140 may have a band shape.
  • the needle array 110 may include a three-electrode system including a counter electrode 111, an operating electrode 112 provided with an enzyme capable of reacting with a target material to be measured, and a reference electrode 113.
  • the power applying unit 120 includes a positive electrode 121 and a negative electrode 122, and thereby applies a current into the body.
  • the positive electrode 121 and the negative electrode 122 may be disposed adjacent to the electrodes 111, 112, and 113 of the needle array 110 on the support 140.
  • the arrangement state shown in FIG. 3 is merely an example, but is not limited thereto.
  • the amount of current applied to the body through this may be selected from 0.001 to 2 mA.
  • the length of the positive electrode 121 and the negative electrode 122 passes through the stratum corneum it is preferable not to be inserted into the subcutaneous layer in which blood vessels are distributed. Therefore, it can be appropriately selected within the range of 100 ⁇ m to 5 mm.
  • their density, shape and aspect ratio may be appropriately selected in consideration of workability and mechanical strength and the like.
  • the positive electrode 121 and the negative electrode 122 may be formed of metals, for example, precious metals such as platinum, gold, and silver, or may be formed of an alloy including them.
  • precious metals such as platinum, gold, and silver
  • platinum and silver are hygienically advantageous because they have a bactericidal effect by the catalytic action.
  • FIG 4 illustrates an application example of the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention.
  • the counter electrode 111, the working electrode 112, the reference electrode 113, the positive electrode 121, and the negative electrode 122 described in FIG. 3 may be inserted into the body.
  • a current for forming an electroosmotic flow is applied through the positive electrode 121 and the negative electrode 122. In this case, a constant amount of current is applied.
  • an electric current is applied, as shown in FIG. 4, an electroosmotic flow is formed in which the cell interstitial fluid (ISF) including the substance to be measured in the blood of the subcutaneous layer moves along with the flow of the anion and / or the cation.
  • ISF cell interstitial fluid
  • the counter electrode 111, the working electrode 112, and the reference electrode 113 can be quickly moved without time delay.
  • the controller 130 is a component for controlling the overall operation of the biosensor 100.
  • the controller 130 may calculate the concentration of the target material to be measured based on the signal generated by the needle array 110.
  • the needle array 110 includes a voltage source for applying a voltage to the plurality of electrodes as described above
  • the control unit 130 is a voltage source alternating current (DC) voltage, AC (AC) voltage or DC voltage The voltage may be controlled to apply a voltage of any one of the overlapping voltages.
  • the controller 130 may set the magnitude of the voltage applied by the voltage source of the needle array 110 to more than 0 and less than 1 V relative to the reference electrode (Ag, AgCl as the reference electrode). If it exceeds 1V, the oxidation / reduction process of other substances in the blood is more dominant than the oxidation process, and thus the glucose amount cannot be accurately measured.
  • the voltage value applied to the working electrode 112 and the reference electrode 113 is a voltage value suitable for oxidizing only glucose in the blood, so that other substances in the blood can be prevented from oxidizing and participating in the current component. Therefore, more accurate blood glucose value can be obtained. As the glucose in the blood increases, the amount of oxidized glucose increases, indicating that the current value increases. Therefore, the blood glucose level can be calculated by measuring this amount of current.
  • the controller 130 may detect a current according to a voltage applied by the voltage source of the needle array 110 as a generation signal, and calculate a concentration of a target material to be measured using the amount of current. That is, the concentration of the target material may be calculated by detecting a current value corresponding to the applied voltage and performing a calculation using the same.
  • the controller 130 may include an analog digital converter (ADC), a calculator, and a memory.
  • ADC can receive the current value and convert it to a digital value.
  • the calculator outputs the concentration value of the target material using the digital current value output from the ADC.
  • the calculated concentration value is stored in the memory.
  • the controller 130 may control the power applying unit 120 to adjust the amount of current applied to the biological region in which the needle array 110 is disposed according to the signal generated by the needle array 110. That is, the controller 130 may determine the amount of current to be applied according to the measured concentration value of the target material.
  • the controller 130 increases the amount of current applied when the change rate of the concentration of the target material is greater than or equal to a preset value, and decreases the amount of current applied when the rate of change of the concentration of the target material is less than the preset value.
  • the power applying unit 120 may be controlled so as to be controlled.
  • the concentration needs to be measured quickly, thereby increasing the amount of applied current.
  • it is important to measure blood glucose in a timely manner because a blood glucose shock may occur when the blood glucose level of a diabetic patient changes suddenly. Therefore, it is necessary to increase the amount of current applied.
  • controller 130 may control the power applying unit 120 to be applied at predetermined intervals instead of continuously applying current to reduce power consumption.
  • the calculated concentration value may be displayed on a display device (not shown) provided in the biosensor 100 or transmitted to an external device through a communication unit (not shown) of the biosensor 100.
  • the blood glucose level can be checked in a device such as a smartphone.
  • FIG. 5A shows that no ionic tophoresis phenomenon is induced by applying no current to the biosensor (No Iontophoresis), and thus, the actual vascular glucose concentration and cell liver fluid (ISF) with time in the case where no electroosmotic flow is formed.
  • Figure 5b is for explaining the glucose concentration
  • Figure 5b is the actual over time in the case that the electroosmotic flow is formed by applying a current to the biosensor according to an embodiment of the present invention induced the iontophoresis phenomenon (Iontophoresis)
  • Iontophoresis intracellular fluid
  • FIG. 6A shows that when no current is applied to the biosensor, no iontophoresis phenomenon is induced (No Iontophoresis), and thus an electroosmotic flow is not formed, the actual blood and glucose concentrations and the height from blood vessels are shown.
  • FIG. 6B illustrates an iontophoresis phenomenon induced by applying a current to the biosensor according to an embodiment of the present invention, thereby forming an electroosmotic flow.
  • glucose concentrations in intracellular fluid (ISF) according to actual blood and glucose concentrations and heights from blood vessels are described.
  • FIG. 7 illustrates a case in which an electric osmosis flow is formed by applying a current according to an embodiment of the present invention to measure concentration (a value measured according to the embodiment), and a case in which concentration is measured without applying a current (in Comparative Example). Measured values), and the actual concentration of analyte in the blood (actual value).
  • FIG. 7 shows a shorter time delay in the case of measuring the concentration of the target substance by applying an electric current and measuring the concentration of the target substance, rather than measuring the concentration of the target substance without applying a current, that is, analyzing the actual blood. It shows close to the concentration value of the substance.
  • a method of applying a pressure may be used.
  • pressure may be increased toward the blood vessel wall, thereby increasing the speed at which the target material in the blood diffuses out of the blood vessel. This embodiment will be described in more detail with reference to FIG. 8 below.
  • FIG. 8 is a view showing an application example of the biosensor 100 according to another embodiment of the present invention.
  • the biosensor 100 may be manufactured by combining with the band 200.
  • the user may wear it on a body part, such as the arm as shown in FIG. 8.
  • the pressure exerted by the band 200 may increase the rate at which the substance to be measured in the blood diffuses out of the blood vessel.
  • the biosensor 100 since it is manufactured in the form of a band as described above, there is an advantage in that the biosensor 100 can be more conveniently carried.
  • FIG. 9 is a view for explaining a result of measuring the concentration of glucose as a target substance when a pressure is applied to a biosensor placement site with or without a band.
  • the air is thinned inside the bowl-shaped apparatus, and the apparatus is attached to the skin to push blood toward the blood vessel wall.
  • the biosensor 100 may be applied to the site. In other words, it uses principles of mechanisms such as depression. In this case, the biosensor 100 may be combined with a device such as sulfur.
  • the biosensor 100 may further include a heat generating unit (not shown) for applying heat to the peripheral biocontact area adjacent to the biocontact area of the needle array 110.
  • the heating unit may be implemented by electric heating wire.
  • This embodiment uses the principle that the analyte in the blood can diffuse faster by applying heat.
  • the controller 130 may control the heating unit to adjust the amount of heat applied to the biological region in which the needle array 110 is disposed according to the signal generated by the needle array 110. That is, the controller 130 may determine the calorific value according to the measured concentration value of the target material.
  • the controller 130 may control the heating unit to increase the calorific value when the rate of change of the concentration of the target material is greater than or equal to a preset value and to reduce the calorific value when the rate of change of the concentration of the target material is less than the preset value.
  • the target substance is glucose and the rate of change of the concentration thereof is high, the concentration needs to be measured promptly, so that the calorific value is increased so that glucose diffusion can be accelerated.
  • it is important to measure blood glucose in a timely manner because a blood glucose shock may occur when the blood glucose level of a diabetic patient changes suddenly. Therefore, it is necessary to increase the applied heat.
  • Embodiments described in the present invention include Application Specific Integrated Circuits (ASICs), digital signal processors (DSPs), digital signal processing devices (DSPDs), programmable logic devices (PLDs), field programmable gate arrays (FPGAs), and processors (processors). It may be implemented using at least one of controllers, micro-controllers, microprocessors, and electrical units for performing other functions. In some cases, the embodiments described herein may be implemented by the controller 130 itself. According to the software implementation, embodiments such as the procedures and functions described herein may be implemented as separate software modules. Each of the software modules may perform one or more functions and operations described herein.
  • FIG. 10 is a flowchart illustrating a sensing method of a biosensor including a needle array insertable into a body according to an embodiment of the present invention.
  • a current is applied to the biocontact area of the needle array so that the target material to be measured moves to the needle array (S1010).
  • the controller 130 controls the power applying unit 120 to apply a constant current per time.
  • the amount of current is set as much as the target material to be measured can be moved to the needle array by the electroosmotic flow, and at the same time, the amount of current is not set by the user. Preferably between 0.001 and 2 mA.
  • the controller 130 may apply a current at a predetermined interval, and the current applied thereto may be set to be the same.
  • the amount of current is set as much as the target material to be measured can be moved to the needle array by the electroosmotic flow, and at the same time, the amount of current is not set by the user. Preferably between 0.001 and 2 mA.
  • a measurement signal is generated by measuring the concentration of the target material using the needle array.
  • the needle array includes a working electrode provided with an enzyme capable of reacting with a target material, and the controller 130 may measure the current values of the generated working electrode and the counter electrode with respect to the voltage applied between the working electrode and the reference electrode. Can be generated as a measurement signal.
  • the concentration of the target substance is calculated based on the generated measurement signal (S1030).
  • the controller 130 may calculate the concentration of the target material by performing a calculation using a relationship between the measured current and the applied voltage.
  • the method for calculating the concentration of the target substance using the enzyme is obvious to those skilled in the biosensor field, and thus a detailed description thereof will be omitted.
  • the concentration of the target material to be measured is described by using an electrochemical detection method, but is not limited thereto. That is, as long as the various embodiments of the present invention for rapidly spreading the target material into the cell liver fluid are applicable techniques, any concentration measuring method may be used.
  • a surface-enhanced Raman spectroscopy (SERS), a near-infrared (NIR), a mid-infrared (MID-Infrared), or the like may be used as the optical detection method.
  • the above-described embodiments have been described with emphasis on using the iontophoresis phenomenon by applying current in order to rapidly spread the target material into the cell liver fluid, but is not limited thereto.
  • various methods may be used, such as applying pressure to a concentration measurement site (eg, using a band), or attaching a vacuum device to the skin to draw blood toward the skin.
  • the amount of current applied according to the generated measurement signal can be adjusted. For example, based on the generated measurement signal, when the concentration change rate of the target material is above a certain value, the amount of current applied may be increased, and when the concentration change rate is below a certain value, the amount of current applied may be decreased.
  • the concentration change rate is determined by the measured gradient value of the concentration, and when a predetermined base current value is applied, when the absolute value of the concentration slope is 0.5 or more, a current larger than the base current value may be applied.
  • the current may be applied through a plurality of electrodes included in the biosensor 100.
  • the plurality of electrodes may be in a shape attachable to the skin surface or in the shape of a needle insertable into the body.
  • the current may be continuously applied or may be applied at a predetermined interval in the form of a pulse. This can be set by the user.
  • the calorific value can be increased, and if the rate of change of concentration is less than a certain value, the calorific value can be reduced.
  • the concentration change rate is determined by the measured gradient value of the concentration, and when the preset default calorific value is applied, if the absolute value of the concentration gradient is 0.5 or more, a calorific value greater than the calorific value may be applied.
  • a sensing method may be implemented as a program including an executable algorithm executable on a computer, and the program may be stored and provided in a non-transitory computer readable medium.
  • the program may be stored and provided in a non-transitory computer readable medium.
  • Such non-transitory readable media can be mounted and used in a variety of devices.
  • the non-transitory readable medium refers to a medium that stores data semi-permanently and is readable by a device, not a medium storing data for a short time such as a register, a cache, a memory, and the like.
  • programs for performing the above-described various methods may be stored and provided in a non-transitory readable medium such as a CD, a DVD, a hard disk, a Blu-ray disk, a USB, a memory card, or a ROM.

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Abstract

바이오 센서가 개시된다. 본 바이오 센서는, 대상 물질의 농도 측정을 위해 체내로 삽입 가능한 니들 어레이, 대상 물질이 니들 어레이로 이동하도록, 니들 어레이의 생체 접촉 영역에 전류를 인가하는 전원 인가부 및 니들 어레이에서 생성된 신호에 기초하여 대상 물질의 농도를 산출하는 제어부를 포함한다.

Description

바이오 센서 및 그의 센싱 방법
본 발명은 센서 장치에 대한 것으로, 더 상세하게는, 혈액 내 측정 대상 물질이 세포 간액으로 확산되는데 소요되는 시간을 단축함으로써 정확한 농도 측정이 가능한 바이오 센서 및 그의 센싱 방법에 대한 것이다.
생물학적 유체(biological fluids)에서 분석물(analyte)의 정량 결정은 생리학적 이상의 진단 및 치료에 유용하다. 예를 들면, 당뇨병을 진단하고 예방하는데 있어서 글루코오스(혈당 : blood glucose)의 양을 주기적으로 체크해야 한다.
종래엔 전기화학적 방법을 이용한 바이오 센서가 주로 이용되었다. 전기화학적 바이오 센서는 효소를 전극에 고정한 효소 전극을 이용하여, 측정 대상 물질과의 효소 반응을 통한 전기화학적 신호를 검출해내는 방법으로 측정 대상 물질의 양을 측정하는 장치이다.
바이오 센서는 다양한 방식으로 측정 대상 물질의 양을 측정할 수 있는데, 그 중 채혈이 요구되는 방식에선, 채혈 방식의 숙련도에 따라 혈당 측정치가 달라질 수 있다는 점, 단속적인 측정 몇 번으로 혈중 측정 대상 물질의 농도 변화를 완벽하게 감지해내기는 불가능하다는 문제가 있었다.
이에 따라 최근엔 채혈을 하지 않고도 정확하게 측정 대상 물질의 농도를 모니터링할 수 있는 장치가 개발되었고, 대표적으로 바이오 센서 자체를 완전히 체내에 이식시키는 완전 이식형과, 피하조직에 삽입 가능한 바늘 모양 센서를 삽입하는 최소 침습(minimally invasive) 방식이 있었다.
한편, 최소 침습 방식의 바이오 센서는 혈관 대신 피하 조직에 삽입됨으로써 혈액과의 직접 접촉을 피할 수 있으므로, 생체적합 재료로 제작되어 수일 동안 동작할 수 있으며, 전문가의 수술 없이 환자에 의해서도 삽입될 수 있다는 장점이 있었다.
그러나 최소 침습 방식의 바이오 센서는 피하조직의 세포 간액(ISF, Interstitial fluid)으로부터 측정 대상 물질, 예컨대 글루코오스의 농도를 측정하는데, 혈액 내에 있는 글루코오스가 세포 간액으로 확산하여 바이오 센서까지 도달하는데 시간이 소요된다. 따라서 실제 혈중 글루코오스 농도 변화 시기보다 약 10분가량 늦게 혈당 정보가 전달된다는 문제가 있었다. 당뇨병 환자는 극단적인 경우, 저혈당 쇼크 발생 시 수 분 안에 사망에까지 이를 수 있으므로, 이와 같은 시간 지연 문제에 대한 해결이 필요하다.
본 발명은 상술한 필요성에 따라 안출된 것으로, 본 발명의 목적은, 혈액 내 측정 대상 물질이 세포 간액으로 확산되는데 소요되는 시간을 단축함으로써 정확한 농도 측정이 가능한 바이오 센서 및 그의 센싱 방법을 제공함에 있다.
이상과 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서는, 대상 물질의 농도 측정을 위해 체내로 삽입 가능한 니들 어레이, 상기 대상 물질이 상기 니들 어레이로 이동하도록, 상기 니들 어레이의 생체 접촉 영역에 전류를 인가하는 전원 인가부 및 상기 니들 어레이에서 생성된 신호에 기초하여 상기 대상 물질의 농도를 산출하는 제어부를 포함한다.
이 경우, 상기 제어부는, 상기 니들 어레이에서 생성된 신호에 따라 상기 인가되는 전류량을 조절하도록 상기 전원 인가부를 제어할 수 있다.
이 경우, 상기 제어부는, 상기 니들 어레이에서 생성된 신호에 기초하여, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 이상이면 상기 인가되는 전류량을 증가시키고, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 미만이면, 상기 인가되는 전류량을 감소시키도록 상기 전원 인가부를 제어할 수 있다.
한편, 상기 전원 인가부는, 전류를 상기 생체 영역에 인가하기 위한 복수의 전극을 포함하고, 상기 복수의 전극은, 상기 니들 어레이에 인접하여 배치될 수 있다.
이 경우, 상기 복수의 전극은, 피부 표면에 배치가능한 형상일 수 있다.
한편, 상기 복수의 전극은, 니들 형상일 수 있다.
한편, 상기 니들 어레이는, 대전극(counter electrode), 기준 전극(reference electrode) 및 상기 대상 물질과 반응할 수 있는 효소가 마련된 작동 전극(working electrode)을 포함할 수 있다.
한편, 상기 제어부는, 전류가 기 설정된 간격으로 인가되도록 상기 전원 인가부를 제어할 수 있다.
한편, 상기 니들 어레이는 복수의 니들이 배열된 지지부를 포함할 수 있다.
이 경우, 상기 지지부는, 착용 가능한 밴드 형상일 수 있다.
한편, 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서는 상기 니들 어레이의 생체 접촉 영역과 인접한 주변 생체 접촉 영역에 열을 인가하는 발열부를 더 포함할 수 있다.
이 경우, 상기 제어부는, 상기 니들 어레이에서 생성된 신호에 기초하여, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 이상이면 발열량을 증가시키고, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 미만이면, 발열량을 감소시키도록 상기 발열부를 제어할 수 있다.
한편, 본 발명의 일 실시 예에 따른 체내 삽입 가능한 니들 어레이를 포함하는 바이오 센서의 센싱 방법은, 대상 물질이 상기 니들 어레이로 이동하도록 상기 니들 어레이의 생체 접촉 영역에 전류를 인가하는 단계, 상기 니들 어레이를 이용하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하여 측정 신호를 생성하는 단계 및 상기 생성된 측정 신호에 기초하여 상기 대상 물질의 농도를 산출하는 단계를 포함한다.
이 경우, 상기 전류를 인가하는 단계는, 상기 생성된 측정 신호에 따라 인가되는 전류량을 조절할 수 있다.
이 경우, 상기 전류를 인가하는 단계는, 상기 생성된 측정 신호에 기초하여, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 이상이면 상기 인가되는 전류량을 증가시키고, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 미만이면, 상기 인가되는 전류량을 감소시킬 수 있다.
한편, 상기 전류를 인가하는 단계는, 상기 바이오 센서에 포함된 복수의 전극을 통하여 전류를 인가할 수 있다.
한편, 상기 측정 신호를 생성하는 단계는, 상기 니들 어레이에 포함된 대전극(counter electrode), 기준 전극(reference electrode) 및 상기 대상 물질과 반응할 수 있는 효소가 마련된 작동 전극(working electrode)을 이용하여 상기 측정 신호를 생성할 수 있다.
한편, 상기 전류를 인가하는 단계는, 기 설정된 간격으로 전류를 인가할 수 있다.
한편, 본 발명의 일 실시 예에 따른 센싱 방법은, 상기 바이오 센서에 포함된 발열부를 통해, 상기 니들 어레이의 생체 접촉 영역과 인접한 주변 생체 접촉 영역에 열을 인가하는 단계를 더 포함할 수 있다.
이 경우, 상기 열을 인가하는 단계는, 상기 생성된 측정 신호에 기초하여, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 이상이면 발열량을 증가시키고, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 미만이면, 발열량을 감소시킬 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서를 설명하기 위한 블록도,
도 2는 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서의 전류 인가에 따른 대상 물질의 이동을 설명하기 위한 도면,
도 3은 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서의 니들 어레이를 나타낸 도면,
도 4는 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서의 적용 예를 설명하기 위한 도면,
도 5a 내지 도 6b는 바이오 센서에 전류를 인가하지 않은 경우와, 전류를 인가한 경우를 비교 설명하기 위한 도면,
도 7은 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서에 의한 시간 지연 단축 효과를 설명하기 위한 도면,
도 8은 본 발명의 또 다른 실시 예에 따른 바이오 센서의 적용 예를 설명하기 위한 도면,
도 9는 측정 부위에 압력이 가해진 경우와, 압력이 가해지지 않은 경우를 비교 설명하기 위한 도면, 그리고,
도 10은 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서의 센싱 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
이하에서는 도면을 참조하여 본 발명을 더욱 상세하게 설명한다. 그리고 본 발명을 설명함에 있어서, 관련된 공지기능 혹은 구성에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단된 경우 그 상세한 설명은 생략한다. 그리고 후술되는 용어들은 본 발명에서의 기능을 고려하여 정의된 용어들로서 이는 사용자, 운용자의 의도 또는 관계 등에 따라 달라질 수 있다. 그러므로 그 정의는 본 명세서 전반에 걸친 내용을 토대로 내려져야 할 것이다.
도 1은 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서의 구성을 설명하기 위한 도면이다.
도 1을 참고하면, 바이오 센서(100)는 니들 어레이(110), 전원 인가부(120) 및 제어부(130)를 포함한다.
바이오 센서(100)는 전기화학적 방식을 이용할 수 있고, 그 측정 원리에 따라 amperometric, potentionmetric, conductimetric으로 나눌 수 있다. 그 중에서 전류측정법(amperometric)은 작동 전극(Working electrode)에서의 효소 반응시 생성되는 전류를 측정하는 방식이며, potentionmetric은 ISFET(ion-sensitive field effect transistor) 등과 같이 voltage 측정 방식으로, conductimetric은 chemiresistor 또는 black lipid membrane(BLM) 등과 같이 임피던스를 측정하는 방식이다.
니들 어레이(110)는 체내의 측정하고자 하는 대상 물질의 농도를 감지하기 위한 구성이다.
니들 어레이(110)는 전기 화학적으로 대상 물질의 농도를 감지하는 니들 형상의 복수의 전극을 포함할 수 있다. 그리고 니들 어레이는 니들 형상의 복수의 전극이 배열된 지지부(미도시)를 포함할 수 있다. 지지부와 관련하여선 도 3을 통하여 좀 더 자세히 설명하도록 한다.
일 예로, 바이오 센서(100)가 일정한 전위 하에서 전극 간에 흐르는 전류의 크기를 측정하는 원리인 전류측정법(amperometric)을 이용하는 경우, 니들 어레이(110)의 복수의 전극은 작동 전극(Working electrode)과, 기준전극(Reference electrode) 및 대전극(Counter electrode)의 3 전극 시스템(Three electrode system)으로 구성될 수 있다.
3 전극 시스템은 효소 및 전자전달매개물질을 이용하여 대상 물질의 농도를 측정할 수 있다. 이와 같은 3 전극 시스템을 이용한 대상 물질의 농도 측정방법은 당업자에게 자명하므로 간략하게 설명하자면 다음과 같다.
구체적으로, 측정하고자 하는 대상 물질이 글루코오스인 경우 작동 전극에는 효소가 고정되고, 효소의 예로는 글루코오스 산화효소, 락테이트 산화효소, 콜레스테롤 산화효소, 알코올 산화효소 등 여러 종류의 산화환원효소와, 글루코오스 탈수소효소, GOT(glutamate oxaloacetate trnasmianse), GPT(glutamate pyruvate trnasmianse)등 여러 종류의 전이효소와 가수분해효소가 있다.
전자전달매개물질로는 포타슘페리시안나이드(potassium ferricyanide), 포타슘페로시안나이드(potassium ferrocyanide), 헥사아민루세늄클로라이드(hexaamineruthenium chloride), 페로센(ferrocene) 및 그 유도체, 퀴논(quinine) 및 그 유도체 등 효소와 반응하여 산화 또는 환원할 수 있는 물질들이 사용될 수 있다.
대전극(Counter electrode)은 작동 전극에 대해 반대 극성을 가지게 되며 전극 간의 전류의 통로가 되므로 전기전도성이 큰 전극물질로 조성될 수 있다.
기준전극(Reference electrode)은 작동 전극에 일정한 전위가 인가되도록 하며 높은 임피던스에 의하여 이 전극 쪽으로는 전류가 흐르지 않게 된다. 기준 전극에는 예컨대 표준수소전극(standard hydrogen electrode, SHE), 칼로멜(Calomel, Hg/Hg2Cl2)전극, 은-염화은(Ag/AgCl) 전극이 있다. 이들은 비교적 일정한 전위차를 가지므로 일정한 전극 전위를 인가할 수 있다. 이러한 구성은 3 전극 시스템에서 대상물질이 효소 반응들을 통해 생성된 전기 활성물질은 작동 전극에서 산화 혹은 환원되며 이때 생성된 전류를 측정하여 대상 물질의 농도를 알 수 있게 된다. 즉, 전압원을 통해 인가된 전압에 따른 전류-전압 관계를 산출하여 대상 물질의 농도 산출이 가능하다.
니들 어레이(110)는 상술한 것과 같은 복수의 전극에 전압을 인가하기 위한 전압원을 포함하고, 전압원은 직류(DC) 전압, 교류(AC) 전압 또는 직류 전압과 교류 전압이 중첩된 전압 중 어느 한 형태의 전압을 인가할 수 있다.
니들 어레이(110)의 전압원이 인가하는 전압의 크기는 기준전극으로 Ag, AgCl 전극을 사용하는 경우, 기준전극 대비 0 초과 1V 이내일 수 있다. 대상 물질이 글루코오스인 경우, 1V를 초과하면 산화과정에 비하여 혈액 내의 다른 물질의 산화/환원 과정이 더 우세하여 글루코오스 양을 정확히 측정할 수 없다. 작동 전극과 기준 전극을 통하여 인가되는 전압 값은 혈액 내의 글루코오스만을 산화시키기에 적합한 전압 값이므로, 혈액 내의 다른 물질이 산화하여 전류성분에 참가하는 것을 막을 수 있다. 따라서, 더 정밀한 혈당값을 얻을 수 있다. 일 예에서, 교류 전압을 인가하는 경우 주파수는 0 초과 0.1MHz 이하이다.
혈액 내의 글루코오스가 많을수록 산화된 글루코오스의 양도 많아 전류 값이 증가함을 알 수 있다. 따라서, 이러한 전류량을 측정하면 혈당량을 산출할 수 있다.
상술한 것과 같은 니들 어레이(110)의 니들 형상의 복수의 전극들은 예컨대 탄소, 흑연, 백금 처리된 탄소, 은, 금, 팔라듐 또는 백금 성분 등을 이용하여 제작될 수 있다.
그리고 니들 어레이(110)의 니들 형상의 복수의 전극들의 길이는 각질층을 통과하되, 혈관이 분포하는 피하층에는 삽입되지 않는 것이 바람직하다. 따라서, 100 ㎛ 내지 5mm의 범위 내에서 적절히 선택될 수 있다. 또한, 이들의 밀도, 형상 및 종횡비는 가공성 및 기계적 강도 등을 고려하여 적절히 선택될 수 있다.
전원 인가부(120)는 측정하고자 하는 대상 물질이 니들 어레이(110)로 이동하도록, 니들 어레이(110)의 생체 접촉 영역에 전류를 인가하는 구성이다. 즉, 전원 인가부(120)는 혈관의 대상물질이 확산되어 니들 어레이(110)까지 도달하는 시간을 단축시키기 위한 구성이다.
전원 인가부(120)는 전원 소스(ex. 전지)를 포함하고, 전류를 체내로 인가하기 위한 음극 및 양극으로 구성되는 복수의 전극을 포함한다.
구체적으로, 전원 인가부(120)에서 전극을 통해 의해 인가되는 전류에 의해, 이온토포레시스(Iontophoresis)현상이 유도되고, 이에 따라 전기삼투흐름(Electro Osmosis Flow, EOF)이 니들 어레이(110) 쪽으로 형성되어 대상물질이 니들 어레이(110)에 빠르게 도달될 수 있다. 이에 따라, 혈액 내의 측정 대상물질의 농도를 시간 지연 없이 측정할 수 있다.
이오토포레시스란, 양(+)이온은 음(-)전극으로, 음(-)이온은 양(+)전극으로 끌려가는 과정을 의미하는 것이고, 전기삼투 흐름이란 액체 내 이온의 이동에 따라 일정한 흐름이 형성되어 이온 주변에 있는 용액도 이온을 따라 함께 이동하는 현상을 말하는 것이다.
이와 같은 전기삼투흐름 현상이 일어나기 위해서는, 이온이 이동하게 될 통로(Path)의 벽면이 음(-)전하를 띄어야하며, 통로의 양쪽에 양(+)전극 및 음(-)전극이 인가되어, 이오토포레시스에 의해 통로 내부에 있는 양(+)이온들이 음(-)전극 쪽으로 끌려가는 힘을 받게 되어야한다. 이러한 통로는 체내에서 세포들 사이 영역이 될 수 있다. 이러한 전기삼투흐름 현상을 도 2를 참고하여 좀 더 자세히 설명하도록 한다.
도 2는 본 발명의 일 실시 예에 따른, 전원 인가부(120)에 의한 체내의 전기삼투흐름을 설명하기 위한 도면이다.
도 2엔 단순화를 위해, 전원 인가부(120)에 포함된 전극 중, (-)극성을 띄는 음전극(122)만을 도시하였고, 이의 상대 전극인 (+)극성을 띄는 전극은 도시하지 않았다. 도 2에선 본 발명의 일 실시 예에 따라, 전원 인가부(120)의 음전극(122)이 니들 형상을 가지고, 피부로부터 체내로 삽입된 상태를 도시하였다.
체내의 세포(21)들의 세포벽은 외부가 음(-)전하를 띠고, 내부가 양(+) 전하를 띠고 있어, 상술한 전기삼투흐름이 발생하기 위한 조건 중, 통로의 벽면에 음(-)전하를 띄어야 한다는 조건을 만족한다.
그리고 전원 인가부(120)가 전류를 체내로 인가하면, 체내에 존재하는 Na+, K+ 등과 같은 양(+) 이온들은 세포(21)들의 세포벽들 사이를 통로 삼아서 음(-) 전극(122)을 향해 끌려가게 되고, 전기 삼투 흐름에 의해 양(+)이온들 근처에 있는 세포간액(ISF)도 양(+)이온들과 함께 음(-)전극(122) 방향으로 이동하게 되는바, 결과적으로 이러한 전기 삼투 흐름에 의해, 혈관 근처에 존재하는 측정하고자 하는 대상 물질(30)을 포함한 세포간액(ISF)이 니들 어레이(110) 쪽으로 빠르게 이동될 수 있다. 즉, 세포간액(ISF) 내에 포함되어 있는 대상 물질(30)이 니들 어레이(110)에 도달하는 시간을 단축할 수 있게 된다.
전원 인가부(120)의 전극을 통해 체내로 인가되는 전류량은, 사용자에게 영향을 최소화하면서도, 전술한 전기 삼투 흐름을 형성하기에 충분한 양으로 선택될 수 있다. 전류량은 전원 인가부(120)의 전극 형상에 따라 달라질 수 있다.
예컨대, 전원 인가부(120)의 전극이 니들 어레이(110)의 니들 형상의 전극들처럼 니들 형상을 갖는 경우, 각질층을 지나 체액에 닿을 수 있게 되므로, 저항이 줄어들 수 있다. 이 경우, 전류량은 0.001 내지 2 mA에서 선택될 수 있다. 만약, 전원 인가부(120)의 전극이 체내로 삽입 가능한 형태가 아니라, 피부 표면에 배치될 수 있는 형태인 경우엔, 전류량은 전극이 체내로 삽입되는 경우보다 큰 범위 내에서 선택될 수 있다. 피부 표면에 배치될 수 있는 형태인 경우, 피부에 접착시킬 수 있는 접착 물질이 마련된 형태로 제작될 수 있다.
한편, 전원 인가부(120)는 전류를 연속적(continuous)으로 인가하거나, 또는 펄스(pulse)형태, 즉 기 설정된 간격으로 인가할 수 있다.
기 설정된 간격으로 전류가 인가되는 경우, 연속적으로 인가하는 경우보다 소비되는 전력을 절약할 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 전원 인가부(120)의 전극이 니들 어레이(110)의 전극처럼 니들 형상을 가질 경우의 바이오센서(100)의 예시를 도시한 도면이다.
도 3을 참고하면, 바이오 센서(100)는 지지부(140) 및 지지부(140) 상에 배열된 니들 어레이(110)의 전극들(111, 112, 113)과 전원 인가부(120)의 전극들(121, 122)을 포함한다.
지지부(140)는 비도전성 재료로 형성될 수 있다. 예컨대, 지지부(140)는 플렉서블한 재료로 형성될 수 있고, 특히, 탄성체(예컨대 고무)로 형성될 수 있다. 지지부(140)가 탄성체로 형성되면 전극들(111, 112, 113, 121, 122)이 체내에 밀착삽입될 수 있다. 또한, 지지부(140)가 탄성체로 형성된 경우, 팔과 같은 신체 부위에 착용하기 용이하며, 착용된 부위를 압박함으로써 측정하고자 하는 대상 물질이 니들 어레이(110)로 이동하는 속도를 증가시킬 수 있다. 이 경우, 지지부(140)는 밴드 형상일 수 있다.
니들 어레이(110)는 상술하였듯이, 대전극(111), 측정하고자 하는 대상 물질과 반응할 수 있는 효소가 마련된 작동 전극(112) 및 기준 전극(113)으로 구성된 3 전극 시스템을 포함할 수 있다.
전원 인가부(120)는 양 전극(121) 및 음 전극(122)을 포함하고, 이를 통해 체내로 전류를 인가한다. 양 전극(121) 및 음 전극(122)은 지지부(140) 상에서 니들 어레이(110)의 전극들(111, 112, 113)에 인접하여 배치될 수 있다. 도 3에 나타낸 배열 상태는 예시일 뿐, 이에 한정되는 것은 아니다.
전원 인가부(120)의 양 전극(121) 및 음 전극(122)이 니들 형상인 경우, 이를 통해 체내로 인가되는 전류량은 0.001 내지 2 mA에서 선택될 수 있다. 그리고 양 전극(121) 및 음 전극(122)의 길이는 각질층을 통과하되, 혈관이 분포하는 피하층에는 삽입되지 않는 것이 바람직하다. 따라서, 100 ㎛ 내지 5mm의 범위 내에서 적절히 선택될 수 있다. 또한, 이들의 밀도, 형상 및 종횡비는 가공성 및 기계적 강도 등을 고려하여 적절히 선택될 수 있다.
양 전극(121) 및 음 전극(122)은 금속, 예를 들면, 백금, 금 및 은과 같은 귀금속으로 형성되거나, 이들을 포함하는 합금으로 형성될 수 있다. 특히, 백금과 은의 경우, 촉매 작용에 의한 살균 효과가 있으므로 위생적으로 유리하다.
도 4는 본 발명의 일 실시 예에 따른 바이오 센서(100)의 적용 예를 도시한 것이다.
도 4를 참고하면, 도 3에서 설명한 상대전극(111), 작동 전극(112), 기준전극(113), 양전극(121) 및 음전극(122)이 체내로 삽입될 수 있다. 양전극(121) 및 음전극(122)을 통해 전기삼투흐름 형성을 위한 전류가 인가된다. 이 경우, 일정한 양의 전류가 인가된다. 전류가 인가되면, 도 4에 도시된 것처럼 피하층의 혈액 내의 측정 대상물질을 포함하는 세포 간액(ISF)이 이 음이온 및/또는 양이온의 이동 흐름에 따라 이동되는 전기삼투흐름이 형성되어, 측정 대상 물질이 상대전극(111), 작동전극(112), 기준전극(113)쪽으로 시간 지연 없이 빠르게 이동될 수 있다.
따라서, 시간 지연 없이 실제 혈액 내의 대상 물질의 농도 값을 정확하게 산출해낼 수 있다.
제어부(130)는 바이오 센서(100)의 전반적인 동작을 제어하기 위한 구성이다.
특히, 제어부(130)는 니들 어레이(110)에서 생성된 신호에 기초하여 측정하고자 하는 대상 물질의 농도를 산출할 수 있다.
구체적으로, 니들 어레이(110)는 상술한 것과 같은 복수의 전극에 전압을 인가하기 위한 전압원을 포함하고, 제어부(130)는 전압원이 직류(DC) 전압, 교류(AC) 전압 또는 직류 전압과 교류 전압이 중첩된 전압 중 어느 한 형태의 전압을 인가하도록 제어할 수 있다.
제어부(130)는 측정하고자 하는 대상 물질이 글루코오스인 경우, 니들 어레이(110)의 전압원이 인가하는 전압의 크기를 기준전극 대비 0 초과 1V 이내로 설정할 수 있다(기준전극으로 Ag, AgCl 사용). 1V를 초과하면 산화과정에 비하여 혈액 내의 다른 물질의 산화/환원 과정이 더 우세하여 글루코오스 양을 정확히 측정할 수 없다. 작동 전극(112)과 기준 전극(113)에 인가되는 전압 값은 혈액 내의 글루코오스만을 산화시키기에 적합한 전압 값이므로, 혈액 내의 다른 물질이 산화하여 전류성분에 참가하는 것을 막을 수 있다. 따라서, 더 정밀한 혈당값을 얻을 수 있다. 혈액 내의 글루코오스가 많을수록 산화된 글루코오스의 양도 많아 전류 값이 증가함을 알 수 있다. 따라서, 이러한 전류량을 측정하면 혈당량을 산출할 수 있다.
제어부(130)는 니들 어레이(110)의 전압원이 인가한 전압에 따른 전류를 생성 신호로서 감지하고, 전류량을 이용하여 측정하고자 하는 대상 물질의 농도를 산출할 수 있다. 즉, 인가 전압에 대응한 전류 값을 감지하고 이를 이용한 연산을 수행하여 대상 물질의 농도를 산출할 수 있다. 일 실시 예에서, 제어부(130)는 ADC(Analog Digital Converter), 연산부, 메모리를 포함할 수 있다. ADC를 통해 전류 값을 입력받고 이를 디지털 값으로 변환할 수 있다. 연산부는 ADC에서 출력한 디지털 전류 값을 이용하여 대상 물질의 농도 값을 출력한다. 그리고 산출된 농도 값은 메모리에 저장된다.
한편, 제어부(130)는 니들 어레이(110)에서 생성된 신호에 따라 니들 어레이(110)가 배치된 생체 영역에 인가되는 전류량을 조절하도록 전원 인가부(120)를 제어할 수 있다. 즉, 제어부(130)는 측정된 대상 물질의 농도 값에 따라 인가할 전류량을 결정할 수 있다.
일 예로, 제어부(130)는 대상 물질의 농도의 변화율(change rate)이 기 설정된 수치 이상이면 인가되는 전류량을 증가시키고, 대상 물질의 농도의 변화율이 기 설정된 수치 미만이면, 인가되는 전류량을 감소시키도록 전원 인가부(120)를 제어할 수 있다.
예컨대 대상 물질이 글루코오스이고, 이것의 농도의 변화율이 높은 경우엔 농도를 신속하게 측정할 필요가 있으므로, 인가되는 전류량을 증가시키는 것이다. 예컨대 당뇨병 환자의 혈당량이 갑자기 변화하는 경우에 혈당 쇼크가 발생할 수도 있으므로 제때에 혈당량을 측정하는 것이 중요하다. 따라서 인가되는 전류량을 증가시킬 필요가 있는 것이다.
반대로, 글루코오스의 농도의 변화율이 낮은 경우엔 신속하게 측정할 필요성이 덜하므로, 전력 소비를 줄이기 위해, 인가되는 전류량을 감소시켜도 무방한 것이다.
또한, 제어부(130)는 전력 소비를 줄이기 위해, 전류를 연속적으로 인가하는 대신에, 기 설정된 간격으로 인가되도록 전원 인가부(120)를 제어할 수도 있다.
산출된 농도 값은 바이오 센서(100)에 마련된 디스플레이 장치(미도시)에서 표시되거나, 바이오 센서(100)의 통신부(미도시)를 통해 외부 장치로 전송될 수 있다. 이 경우, 예컨대 스마트폰과 같은 장치에서 혈당량을 확인할 수 있게된다.
상술한 다양한 실시 예들에 따르면, 실제 분석 대상물질의 농도에 대한 정보를 시간 지연 없이 전달받을 수 있게 된다. 이를 비교하여 도 5a 및 도 5b에 도시하였다.
도 5a는 바이오 센서에 전류를 인가하지 않아 이온토포레시스 현상이 유도되지 않고(No Iontophoresis), 이에 따라 전기삼투흐름이 형성되지 않은 경우에 있어서 시간에 따른 실제 혈관 내 글루코오스 농도와 세포 간액(ISF) 내 글루코오스 농도를 설명하기 위한 것이고, 도 5b는 본 발명의 실시 예에 따라 바이오 센서에 전류를 인가하여 이온토포레시스(Iontophoresis) 현상이 유도되어 전기삼투흐름이 형성된 경우에 있어서 시간에 따른 실제 혈관 내 글루코오스 농도와 세포 간액(ISF) 내 글루코오스 농도를 설명하기 위한 것이다.
도 5a를 참고하면, 이온토포레시스 현상을 유도하기 위한 전류를 인가하지 않고 글루코오스 양을 측정한 경우, 오른쪽 그래프에 도시한 것처럼 실제 혈관 내의 글루코오스(Real Blood Glucose) 농도와 비교하였을 때, 센서에서 측정된 세포 간액 내의 글루코오스(Sensor ISF Glucose)농도 간에는 다소 큰 시간 지연이 발생됨을 알 수 있다.
반면, 도 5b를 참고하면, 이온토포레시스 현상을 유도하기 위한 전류를 인가하고 글루코오스("G"로 표시됨) 양을 측정한 경우, 오른쪽 그래프에 도시한 것처럼 실제 혈관 내의 글루코오스(Real Blood Glucose) 농도와 비교하였을 때, 센서에서 측정된 세포 간액 내의 글루코오스(Sensor ISF Glucose)농도 간에는 시간 지연이 크게 단축되었음을 알 수 있다. 즉, 전기 삼투 흐름을 형성한 경우, 세포 간액 내의 글루코오스 농도는 실제 혈관 내의 글루코오스 농도를 큰 오차 없이 반영할 수 있다.
도 6a는 바이오 센서에 전류를 인가하지 않아 이온토포레시스 현상이 유도되지 않고(No Iontophoresis), 이에 따라 전기삼투흐름이 형성되지 않은 경우에 있어서, 실제 혈과 내 글루코오스 농도와, 혈관으로부터의 높이에 따른 세포 간액(ISF) 내 글루코오스 농도를 설명하기 위한 것이고, 도 6b는 본 발명의 실시 예에 따라 바이오 센서에 전류를 인가하여 이온토포레시스(Iontophoresis) 현상이 유도되어 전기삼투흐름이 형성된 경우에 있어서, 실제 혈과 내 글루코오스 농도와, 혈관으로부터의 높이에 따른 세포 간액(ISF) 내 글루코오스 농도를 설명하기 위한 것이다.
도 6a를 참고하면, 이온토포레시스 현상을 유도하기 위한 전류를 인가하지 않고 글루코오스 양을 측정한 경우, 오른쪽 그래프에 도시한 것처럼 세포 간액 내의 글루코오스(Sensor ISF Glucose) 농도는 혈관에서 멀어질수록 실제 혈관 내의 글루코오스(Real Blood Glucose) 농도 값으로부터 크게 벗어남을 알 수 있다.
반면, 도 6b를 참고하면 이온토포레시스 현상을 유도하기 위한 전류를 인가하고 글루코오스("G"로 표시됨) 양을 측정한 경우, 오른쪽 그래프에 도시한 것처럼 혈관에서 멀어지더라도 세포 간액 내의 글루코오스(Sensor ISF Glucose) 농도는 실제 혈관 내의 글루코오스(Real Blood Glucose) 농도와 차이가 그리 크지 않게 된다. 즉, 전기 삼투 흐름을 형성한 경우, 혈액 내 글루코오스가 바이오 센서 쪽으로 빠르게 확산되므로, 바이오 센서가 혈관으로부터 떨어져 있다고 하여도, 바이오 센서에 의해 측정된 값은 실제 혈관 중의 글루코오스 농도를 큰 오차 없이 반영한다.
도 7은, 본 발명의 실시 예에 따라 전류를 인가하여 전기 삼투 흐름을 형성하여 농도를 측정한 경우(실시 예에 따라 측정된 값), 전류를 인가하지 않고 농도를 측정한 경우(비교 예에 따라 측정된 값), 실제 혈액 내 분석 물질의 농도(실제 값)를 보기 쉽게 비교한 것이다.
구체적으로, 도 7은 전류를 인가하지 않고 대상물질의 농도를 측정한 경우보다, 전류를 인가하여 전기 삼투 흐름을 형성하여 대상물질의 농도를 측정한 경우에 시간 지연이 단축, 즉 실제 혈액 내 분석 물질의 농도 값에 가깝게 된다는 것을 보여준다.
한편, 이상에선 시간 지연을 단축하기 위해 전류를 인가하는 방식을 이용하는 것으로 설명하였으나, 추가로, 압력을 가하는 방식을 이용할 수도 있다. 예컨대, 바이오 센서(100)를 밴드 형태로 제작하여 착용하면, 혈관벽 쪽으로도 압력이 높아져 혈액 내의 대상 물질이 혈관 밖으로 확산하는 속도가 더 빨라질 수 있다. 본 실시 예는 이하 도 8을 참조하여 더 자세히 설명하도록 한다.
도 8은 본 발명의 또 다른 실시 예에 따른 바이오 센서(100)의 적용 예를 보여주기 위한 도면이다.
도 8을 참고하면, 바이오 센서(100)는 밴드(200)와 결합하여 제작될 수 있다. 사용자는 이것을 신체 부위, 예컨대 도 8에 도시한 것처럼 팔에 착용할 수 있다. 밴드(200)에 의해 가해지는 압력에 의해, 혈액 내 측정하고자 하는 대상 물질이 혈관 밖으로 확산하는 속도가 더 빨라질 수 있다. 또한, 이와 같이 밴드 형태로 제작되기 때문에 더 편리하게 바이오 센서(100)를 소지할 수 있다는 장점도 있다.
도 9는 바이오 센서 배치 부위에 밴드로 압력을 가하였을 때와 그렇지 않을 때의 대상물질인 글루코오스의 농도 측정 결과를 비교 설명하기 위한 도면이다.
도 9의 (a)를 참고하면, 본 발명의 일 실시 예에 따라, 밴드 없이, 즉 외부 압력 없이 바이오 센서(100)를 측정 대상 부위에 부착하였을 경우, 오른쪽 그래프에 도시한 것처럼 실제 혈관 내의 글루코오스(Real Blood Glucose) 농도와 비교하였을 때, 센서에서 측정된 세포 간액 내의 글루코오스(Sensor ISF Glucose)농도 간에는 다소 시간 지연이 발생됨을 알 수 있다.
반면에, 도 9의 (b)를 참고하면, 본 발명의 또 다른 실시 예에 따라 바이오 센서(100)와 밴드(200)를 함께 이용하여 측정 대상 부위에 일정 압력을 가한 경우, 오른쪽 그래프에 도시한 것처럼 실제 혈관 내의 글루코오스(Real Blood Glucose) 농도와 비교하였을 때, 센서에서 측정된 세포 간액 내의 글루코오스(Sensor ISF Glucose)농도 간의 시간 지연이 도 9의 (a) 경우보다 단축되었음을 알 수 있다. 이는, 바이오 센서(100)가 배치된 부위에 일정한 압력을 가함으로써, 세포 간액으로 혈관의 글루코오스가 더 빠르게 확산될 수 있기 때문이다.
또 다른 실시 예에 따르면, 측정하고자 하는 대상 물질이 혈관 밖으로 확산하는 속도를 빠르게 하기 위해, 보울 형상의 기구 내부에 공기를 희박하게 하여, 이 기구를 피부에 부착시켜 혈액을 혈관벽 쪽으로 몰리게 하고, 이 부위에 바이오 센서(100)를 적용할 수 있다. 즉, 부황과 같은 기구의 원리를 이용하는 것이다. 이 경우, 부황과 같은 기구와 바이오 센서(100)를 결합하여 제작할 수 있다.
또 다른 실시 예에 따르면, 바이오 센서(100)는 니들 어레이(110)의 생체 접촉 영역과 인접한 주변 생체 접촉 영역에 열을 인가하는 발열부(미도시)를 더 포함할 수 있다. 예컨대 발열부는 전기열선으로 구현될 수 있다.
본 실시 예는 열을 인가함으로써, 혈액 내 분석 대상 물질이 더 빠르게 확산할 수 있다는 원리를 이용하는 것이다.
이 경우, 제어부(130)는 니들 어레이(110)에서 생성된 신호에 따라 니들 어레이(110)가 배치된 생체 영역에 인가되는 열의 양을 조절하도록 발열부를 제어할 수 있다. 즉, 제어부(130)는 측정된 대상 물질의 농도 값에 따라 발열량을 결정할 수 있다.
일 예로, 제어부(130)는 대상 물질의 농도의 변화율이 기 설정된 수치 이상이면 발열량을 증가시키고, 대상 물질의 농도의 변화율이 기 설정된 수치 미만이면, 발열량을 감소시키도록 발열부를 제어할 수 있다.
예컨대 대상 물질이 글루코오스이고, 이것의 농도의 변화율이 높은 경우엔 그 농도를 신속하게 측정할 필요가 있으므로, 글루코오스 확산이 빠르게 되도록 발열량을 증가시키는 것이다. 예컨대 당뇨병 환자의 혈당량이 갑자기 변화하는 경우에 혈당 쇼크가 발생할 수도 있으므로 제때에 혈당량을 측정하는 것이 중요하다. 따라서 인가되는 열을 증가시킬 필요가 있는 것이다.
반대로, 글루코오스의 농도가 변화율이 낮은 경우엔 신속하게 측정할 필요성이 덜하므로, 전력 소비를 줄이기 위해, 발열량을 감소시키는 것이다.
본 발명에서 설명되는 실시 예들은 ASICs(Application Specific Integrated Circuits), DSPs(digital signal processors), DSPDs(digital signal processing devices), PLDs(programmable logic devices), FPGAs(field programmable gate arrays), 프로세서(processors), 제어기(controllers), 마이크로 컨트롤러(micro-controllers), 마이크로 프로세서(microprocessors), 기타 기능 수행을 위한 전기적인 유닛(unit) 중 적어도 하나를 이용하여 구현될 수 있다. 일부의 경우에 본 명세서에서 설명되는 실시 예들이 제어부(130) 자체로 구현될 수 있다. 소프트웨어적인 구현에 의하면, 본 명세서에서 설명되는 절차 및 기능과 같은 실시 예들은 별도의 소프트웨어 모듈들로 구현될 수 있다. 상기 소프트웨어 모듈들 각각은 본 명세서에서 설명되는 하나 이상의 기능 및 작동을 수행할 수 있다.
도 10은 본 발명의 일 실시 예에 따른 체내 삽입 가능한 니들 어레이를 포함하는 바이오 센서의 센싱 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
먼저, 측정하고자 하는 대상 물질이 니들 어레이로 이동하도록 니들 어레이의 생체 접촉 영역에 전류를 인가한다(S1010).
이 경우, 제어부(130)는 시간당 일정한 전류가 인가되도록 전원 인가부(120)를 제어한다. 전류량은 측정하고자 하는 대상 물질이 전기삼투흐름에 의해 니들 어레이로 이동될 수 있는 만큼으로 설정되며, 동시에 사용자가 불편을 느끼지 않을 정도로 설정된다. 바람직하게는 0.001 내지 2 mA 사이에서 선택될 수 있다.
또 다른 실시 예에 따르면, 제어부(130)는 기 설정된 간격으로 전류를 인가할 수 있고, 이때 인가되는 전류량은 동일하도록 설정될 수 있다. 이 경우에도 마찬가지로 전류량은 측정하고자 하는 대상 물질이 전기삼투흐름에 의해 니들 어레이로 이동될 수 있는 만큼으로 설정되며, 동시에 사용자가 불편을 느끼지 않을 정도로 설정된다. 바람직하게는 0.001 내지 2 mA 사이에서 선택될 수 있다.
그리고 니들 어레이를 이용하여 대상 물질의 농도를 측정하여 측정 신호를 생성한다(S1020). 구체적으로, 니들 어레이는 대상 물질과 반응할 수 있는 효소가 마련된 작동 전극을 포함하고, 제어부(130)는 작동 전극과 기준 전극 사이에 인가된 전압에 대하여 발생된 작동 전극과 상대 전극의 전류 값을 측정 신호로 생성할 수 있다.
그리고 생성된 측정 신호에 기초하여 대상 물질의 농도를 산출한다(S1030). 구체적으로, 제어부(130)는 측정된 신호인 전류와 인가된 전압 간의 관계를 이용한 연산을 수행하여 대상 물질의 농도를 산출할 수 있다. 이와 같이 효소를 이용한 대상 물질의 농도 산출 방법은 바이오 센서 분야의 당업자에게 자명한바, 구체적인 설명은 생략한다.
한편, 상술한 실시 예들에선 측정하고자 하는 대상 물질의 농도를 전기화학적 검출 방법을 이용하여 측정하는 것으로 설명하였으나, 이에 한정되는 것은 아니다. 즉, 대상 물질을 세포 간액으로 빠르게 확산시키기 위한 본 발명의 다양한 실시 예들이 적용 가능한 기술이라면, 어떠한 농도 측정 방법이라도 이용가능하다. 예컨대, 광학적 검출방법으로서 SERS(Surface-enhanced Raman spectroscopy), NIR(Near-infrared), Mid-IR(Mid-Infrared)등을 이용하거나, 초음파, 고주파 등을 이용하는 방법을 사용할 수 있다.
또한, 상술한 실시 예들에선 대상 물질을 세포 간액으로 빠르게 확산시키기 위하여 전류 인가에 의한 이온토포레시스(Iontophoresis) 현상을 이용하는 것을 중점으로 설명하였으나, 이에 한정되는 것은 아니다. 예컨대, 농도 측정 부위에 압력을 가하거나(ex. 밴드 이용), 진공(vaccuum)상태의 기구를 피부에 부착시켜 혈액을 피부쪽으로 끌어당기는 방법 등 다양한 방식이 이용될 수 있다.
이 경우, 생성된 측정 신호에 따라 인가되는 전류량을 조절할 수 있다. 예컨대, 생성된 측정 신호에 기초하여, 대상 물질의 농도 변화율이 특정 수치 이상이면, 인가되는 전류량을 증가시키고, 농도 변화율이 특정 수치 미만이면, 인가되는 전류량을 감소시킬 수 있다. 예컨대, 농도 변화율은 측정된 농도의 기울기 값으로 결정되고, 기 설정된 기본 전류 값이 인가되는 상태에서, 농도 기울기의 절대값이 0.5 이상이면, 상기 기본 전류 값보다 더 큰 전류를 인가할 수 있다.
전류는 바이오 센서(100)에 포함된 복수의 전극을 통하여 인가될 수 있다. 예컨대 복수의 전극은 피부 표면에 부착가능한 형상이거나, 체내로 삽입 가능한 니들 형상일 수 있다.
한편, 전류는 지속적으로 인가될 수 있고, 펄스 형태로 기 설정된 간격으로 인가될 수도 있다. 이는 사용자가 설정할 수 있다.
또한, 생성된 측정 신호에 따라, 바이오 센서(100)에 포함된 열선과 같은 발열부에 의해 인가되는 열량을 조절할 수 있다. 예컨대, 생성된 측정 신호에 기초하여, 대상 물질의 농도 변화율이 특정 수치 이상이면, 발열량을 증가시키고, 농도 변화율이 특정 수치 미만이면, 발열량을 감소시킬 수 있다. 예컨대, 농도 변화율은 측정된 농도의 기울기 값으로 결정되고, 기 설정된 기본 발열량이 인가되는 상태에서, 농도 기울기의 절대값이 0.5 이상이면, 상기 발열량보다 더 큰 발열량을 인가할 수 있다.
상술한 다양한 실시 예에 따른, 센싱 방법은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 실행가능한 알고리즘을 포함하는 프로그램으로 구현될 수 있고, 상기 프로그램은 비일시적 판독 가능 매체(non-transitory computer readable medium)에 저장되어 제공될 수 있다. 이러한 비일시적 판독 가능 매체는 다양한 장치에 탑재되어 사용될 수 있다.
비일시적 판독 가능 매체란 레지스터, 캐쉬, 메모리 등과 같이 짧은 순간 동안 데이터를 저장하는 매체가 아니라 반영구적으로 데이터를 저장하며, 기기에 의해 판독(reading)이 가능한 매체를 의미한다. 구체적으로는, 상술한 다양한 방법을 수행하기 위한 프로그램들은 CD, DVD, 하드 디스크, 블루레이 디스크, USB, 메모리카드, ROM 등과 같은 비일시적 판독 가능 매체에 저장되어 제공될 수 있다.
이상에서는 본 발명의 바람직한 실시 예에 대하여 도시하고 설명하였지만, 본 발명은 상술한 특정의 실시 예에 한정되지 아니하며, 청구범위에서 청구하는 본 발명의 요지를 벗어남이 없이 당해 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진자에 의해 다양한 변형실시가 가능한 것은 물론이고, 이러한 변형실시들은 본 발명의 기술적 사상이나 전망으로부터 개별적으로 이해되어 져서는 안 될 것이다.

Claims (15)

  1. 바이오 센서에 있어서,
    대상 물질의 농도 측정을 위해 체내로 삽입 가능한 니들 어레이;
    상기 대상 물질이 상기 니들 어레이로 이동하도록, 상기 니들 어레이의 생체 접촉 영역에 전류를 인가하는 전원 인가부; 및
    상기 니들 어레이에서 생성된 신호에 기초하여 상기 대상 물질의 농도를 산출하는 제어부;를 포함하는 바이오 센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 니들 어레이에서 생성된 신호에 따라 상기 인가되는 전류량을 조절하도록 상기 전원 인가부를 제어하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 니들 어레이에서 생성된 신호에 기초하여, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 이상이면 상기 인가되는 전류량을 증가시키고, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 미만이면, 상기 인가되는 전류량을 감소시키도록 상기 전원 인가부를 제어하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 전원 인가부는,
    전류를 상기 생체 영역에 인가하기 위한 복수의 전극;을 포함하고,
    상기 복수의 전극은, 상기 니들 어레이에 인접하여 배치되는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  5. 제4항에 있어서,
    상기 복수의 전극은,
    피부 표면에 배치가능한 형상인 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  6. 제4항에 있어서,
    상기 복수의 전극은,
    니들 형상인 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 니들 어레이는,
    대전극(counter electrode), 기준 전극(reference electrode) 및 상기 대상 물질과 반응할 수 있는 효소가 마련된 작동 전극(working electrode)을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 제어부는,
    전류가 기 설정된 간격으로 인가되도록 상기 전원 인가부를 제어하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 니들 어레이는 복수의 니들이 배열된 지지부를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 지지부는,
    착용 가능한 밴드 형상인 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 니들 어레이의 생체 접촉 영역과 인접한 주변 생체 접촉 영역에 열을 인가하는 발열부;를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 니들 어레이에서 생성된 신호에 기초하여, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 이상이면 발열량을 증가시키고, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 미만이면, 발열량을 감소시키도록 상기 발열부를 제어하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  13. 체내 삽입 가능한 니들 어레이를 포함하는 바이오 센서의 센싱 방법에 있어서,
    대상 물질이 상기 니들 어레이로 이동하도록 상기 니들 어레이의 생체 접촉 영역에 전류를 인가하는 단계;
    상기 니들 어레이를 이용하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하여 측정 신호를 생성하는 단계; 및
    상기 생성된 측정 신호에 기초하여 상기 대상 물질의 농도를 산출하는 단계;를 포함하는 센싱 방법.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 전류를 인가하는 단계는,
    상기 생성된 측정 신호에 따라 인가되는 전류량을 조절하는 것을 특징으로 하는 센싱 방법.
  15. 제14항에 있어서,
    상기 전류를 인가하는 단계는,
    상기 생성된 측정 신호에 기초하여, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 이상이면 상기 인가되는 전류량을 증가시키고, 상기 대상 물질의 농도 변화율이 기 설정된 수치 미만이면, 상기 인가되는 전류량을 감소시키는 것을 특징으로 하는 센싱 방법.
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