WO2023229335A1 - 플렉시블한 전기 화학적 센서를 포함하는 연속식 분석물 측정기 - Google Patents

플렉시블한 전기 화학적 센서를 포함하는 연속식 분석물 측정기 Download PDF

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WO2023229335A1
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WO
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conductive layer
electrode
layer
sensor
conductive
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PCT/KR2023/006985
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박준영
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주식회사 유엑스엔
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    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
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    • A61B2562/182—Electrical shielding, e.g. using a Faraday cage

Definitions

  • the present invention relates to a continuous analyte measuring device using an electrochemical sensor to continuously measure an analyte, at least a portion of which has invaded the body.
  • one end of the electrochemical sensor connected to the main board is located close to the inserter and can be called the proximal portion, and the other end of the electrochemical sensor inserted into the body is located far from the inserter. It can be called distal.
  • the proximal portion of the electrochemical sensor may be electrically connected to the main board of the transmitter, and at least a portion of the distal portion of the electrochemical sensor may be inserted into the body.
  • the proximal portion and the distal portion may be located at opposite ends.
  • the proximal portion of the electrochemical sensor may be electrically connected to the main board of the transmitter, which includes the electrical circuitry necessary for measuring analytes, including glucose.
  • the transmitter may be placed inside the insert along with an electrochemical sensor before being attached to the skin.
  • a type in which a transmitter and an electrochemical sensor are pre-combined can be called an all-in-one type transmitter.
  • the base layer of the electrochemical sensor can be flexible to relieve pain during invasion and reduce foreign body sensation when worn, and the thickness and size of the electrochemical sensor need to be minimized.
  • the area of the electrode formed at the distal part may also become smaller. If the electrode area is not sufficiently secured, signal disturbance due to noise may occur, so when manufacturing an electrochemical sensor, it is necessary to consider both aspects of reducing the size of the sensor and securing the electrode area.
  • Electrochemical sensors must be flexible, small in size, narrow in width, and thin in order to relieve pain when inserted into the body and reduce foreign body sensation when worn.
  • the electrochemical sensor is so flexible and thin that it cannot be inserted into the skin alone without a needle, thereby achieving pain relief and reducing foreign body sensation.
  • the continuous analyte measuring device of the present invention includes an electrochemical sensor including a distal portion formed with a plurality of electrodes that react with analytes in the body and a proximal portion formed with a sensor pad connected to the electrodes;
  • a transmitter including a main board on which at least one of a power supply unit, a communication unit, and a control unit is formed, a housing in which the main board is stored, and attached to the skin; may include.
  • the distal part of the electrochemical sensor is disposed on the exposed portion along the longitudinal direction of the needle, and after the skin is incised by the needle, the distal part of the electrochemical sensor is inserted into the body, and the electrochemical sensor is used alone. It has flexibility to the extent that it is impossible to penetrate the skin, and the electrochemical sensor may include a flexible base layer, a conductive layer laminated on the base layer, and an insulating layer attached on the conductive layer.
  • the continuous analyte measuring device of the present invention can relieve pain and reduce foreign body sensation when the electrochemical sensor invades the body by using an electrochemical sensor that is flexible and has a minimized size.
  • the continuous analyte measuring device of the present invention can reduce the thickness of the sensor by simplifying the manufacturing method of the electrochemical sensor, and forms a trench of the minimum width by laser etching, allowing a large number of electrodes or leads to be installed in a narrow width of the sensor. can be formed, and the width of the electrode or lead can be maximized. This can be advantageous in improving electrical insulation between each wire and blocking signal noise, and makes it possible to secure accurate data.
  • the continuous analyte measuring device of the present invention can remove burs on the cut surface of the metal conductive layer through a precise process such as laser etching, remove foreign substances between conductive islands, and is confident in securing insulation, so it can be used in trench
  • the width can be minimized, ensuring freedom in wiring design.
  • FIG. 1 is a cross-sectional side view of the inserter and transmitter of the present invention.
  • Figure 2 is an embodiment of a perspective view of the electrochemical sensor and needle of the present invention combined.
  • Figure 3 is a plan view of Figure 2.
  • Figure 4 is another embodiment of a perspective view of the electrochemical sensor and needle of the present invention combined.
  • Figure 5 is a plan view of Figure 4.
  • Figure 6 is a comparative example of electrode formation in the distal region.
  • Figure 7 is an explanatory diagram of the manufacturing method of the electrochemical sensor of the present invention.
  • Figure 8 is an explanatory diagram of the conductive island and trench of the present invention.
  • Figure 9(a) is a side view of the electrochemical sensor of the present invention
  • Figure 9(b) is a top view of the electrochemical sensor of the present invention.
  • Figure 10 is a top view of the electrochemical sensor array of the present invention.
  • the electrochemical sensor 400 of the present invention is used in a continuous glucose monitoring system (CGMS) that measures interstitial fluid or blood glucose concentration
  • CGMS continuous glucose monitoring system
  • the continuous blood glucose device of the present invention is not limited to measuring glucose concentration in the body and can be extended to a continuous analyte measurement device for measuring other biomarkers.
  • the electrochemical sensor 400 of the present invention can be attached to the skin together with the transmitter 200.
  • the transmitter 200 can control the signal measured by the electrochemical sensor 400 and can transmit continuously measured blood sugar levels to an external terminal, including a mobile phone.
  • the external terminal is provided separately from the transmitter 200 attached to the skin, and can continuously receive measurement data of the electrochemical sensor 400 wirelessly from the transmitter 200. Users can continuously monitor and diagnose measurement data from the electrochemical sensor 400 for biomarkers (bio-makers) including glucose, lactate, and other measured substances.
  • the electrochemical sensor 400 and the transmitter 200 may be provided to the user while being loaded into the inserter 100 before attachment to the skin. By the user's attachment action, the electrochemical sensor 400 and the transmitter 200 may be separated from the inserter 100 and attached to the skin.
  • One end of the electrochemical sensor 400 connected to the electrical components of the transmitter 200 including the main board 202 may be referred to as the proximal portion 402, and at least a portion of the electrochemical sensor 400 that invades the body
  • the other end can be called the distal part 406, and the proximal part 402 and the distal part 406 are interconnected, and the flexible bent part is called the folded part 405. can do.
  • Infiltration may mean inserting at least a portion of the distal portion 406 of the electrochemical sensor 400 into the body.
  • the transmitter 200 and the electrochemical sensor 400 may be provided to the user in a state that is already adhered to each other before being attached to the skin.
  • the transmitter 200 is located in the first position while loaded in the inserter 100, and the transmitter 200 moves from the first position to the second position by the user's action. At the second position, the transmitter 200 It may adhere to the skin.
  • the insertion direction of the transmitter 200 and the electrochemical sensor 400 may be from the first position to the second position.
  • the needle 300 has a portion exposed in the longitudinal direction, and a portion of the electrochemical sensor 400 may be disposed inside the needle 300.
  • the needle 300 may function to incise the skin so that at least a portion of the distal portion 406 can invade into the human body along the insertion direction and guide the electrochemical sensor 400.
  • the inserter 100 may include a driving unit 102 that operates the transmitter 200 and the electrochemical sensor 400 from the first position to the second position.
  • the drive unit 102 may advance the needle 300 or the transmitter 200 from a first position to a second position such that the needle 300 or the distal portion 406 is inserted into the skin.
  • the drive unit 102 attaches the transmitter 200 and the electrochemical sensor 400 to the skin in the second position, and then retracts the needle 300 from the second position to the third position to move the needle 300 to the transmitter 200. ) and can be separated from the electrochemical sensor 400.
  • the driving unit 102 may be connected to the needle handle 310 on which the needle 300 is fixed.
  • the needle handle 310 can be attached to or detached from the driving unit 102.
  • An internal space may be provided between the upper lid and lower lid of the transmitter 200.
  • the main board 202 may be seated in the internal space of the transmitter 200.
  • the main board 202 includes a power supply such as a battery required to measure the glucose concentration in the distal part 406, a control unit including an electric circuit, and a control unit for controlling and wirelessly transmitting data measured by the electrochemical sensor 400 to the outside. At least one of a wireless communication unit and an operational amplifier may be installed.
  • the power supply may supply a bias voltage that can cause an electrochemical reaction of the working electrode.
  • the analyte signal measured at the distal portion 406 may be amplified by an operational amplifier.
  • the magnitude of the output current for a given bias on the working electrode may be a measure of the concentration of an analyte, such as glucose, in the vicinity of electrode 424.
  • a control unit comprising an electrical circuit may control the electrical potential between the working electrode and the reference electrode at one or more preset values.
  • One side of the electrochemical sensor 400 on which the sensor pad 428 is formed may face the main board 202, and the other side of the electrochemical sensor 400 may be exposed to the internal space of the transmitter 200.
  • a sensor pad 428 may be formed at the proximal portion 402 of the electrochemical sensor 400.
  • a contact pad 612 electrically connected to the sensor pad 428 may be formed on the main board 202.
  • the electrochemical sensor 400 or the base layer 410 may be flexible to relieve pain upon invasion and reduce foreign body sensation when worn.
  • the distal portion 406 of the electrochemical sensor 400 may be disposed on an exposed portion along the longitudinal direction of the needle 300.
  • the end of the needle 300 is in a more protruding position than the end of the distal portion 406.
  • the distal portion 406 of the electrochemical sensor 400 may be inserted into the body after the skin is incised by the needle 300.
  • the electrochemical sensor 400 has flexibility that makes it impossible to penetrate the skin alone, and the electrochemical sensor 400 is thin and flexible enough to be inserted into the body only when the needle 300 incises the skin.
  • An opening 306 may be formed in the needle 300 to expose the inside of the needle 300 to the outside and extend along the longitudinal direction of the needle 300.
  • a portion of the distal portion 406 or folded portion 405 may be attached to or placed against the needle 300 so as to be inside the opening 306 upon invasion into the body.
  • the distal portion 406 and the proximal portion 402 may lie in different planes with a predetermined angle.
  • the bending direction of the folded portion 405 may coincide with the direction in which the inside of the needle 300 is opened to the outside by the opening portion 306.
  • the location where the proximal portion 402 is electrically connected to the transmitter 200 may be located in a direction where the inside of the needle 300 is opened to the outside by the opening portion 306.
  • the distal portion 406 can be inserted perpendicular to the skin surface to reduce pain and foreign body sensation.
  • the proximal portion 402 may be disposed parallel to the main substrate 202, and the proximal portion 402 may be disposed parallel to the skin surface. You can.
  • the proximal portion 402 parallel to the skin and the distal portion 406 perpendicular to the skin may be placed on different planes perpendicular to each other.
  • the folded portion 405 may be bent along the direction in which the inside of the needle 300 is opened to the outside.
  • the needle 300 has a central wall portion 302 whose main purpose is to guide the invasion of the electrochemical sensor 400, and a side wall portion 304 that prevents the electrochemical sensor 400 from being separated from the needle 300 during invasion. It can be included.
  • the central wall portion 302 may prevent the distal portion 406 or the folded portion 405 from protruding in the first axis direction.
  • the first axis direction may be a direction in which the inside of the needle 300 is opened to the outside. If the distal portion 406 or the folded portion 405 protrudes in the first axis direction, the protruding portion may be caught on the skin and the electrochemical sensor 400 may be buckled, and only the needle is inserted into the skin and the electrochemical sensor (400) can bounce off the skin.
  • the side wall portion 304 may prevent a portion of the distal portion 406 or a portion of the folded portion 405 from being separated in the second axis direction.
  • the second axis direction may be perpendicular to the first axis direction.
  • the first axis direction, the second axis direction, and the insertion direction may each correspond to a Cartesian coordinate system.
  • the side wall portion 304 may be arranged to have a predetermined angle with the center wall portion 302.
  • the predetermined angle may be an angle ranging from 0 degrees to 180 degrees, based on the surface of the side wall portion 304 facing the electrochemical sensor 400.
  • the inner space of the needle 300 surrounded by the center wall portion 302 and the side wall portion 304 may be communicated with the outside through the opening portion 306.
  • the electrochemical sensor 400 may have a flat plate shape.
  • the electrode 424 of the distal portion 406 may be disposed on one or both sides of the flat portion.
  • FIGS. 4 and 5 may be a case where the center wall portion 302 faces the electrochemical sensor 400 perpendicularly.
  • the electrode 424 may be in contact with the outside over a large area through the opening 306.
  • the folded portion 405 can be bent without twisting or changing direction.
  • the folded portion 405 can be bent only once. Since the torsional load received by the folded portion 405 is low, the bending maintenance stress required to maintain the bent state can be reduced.
  • the electrochemical sensor 400 may be twisted, changed direction, or bent.
  • the middle portion 404 may be twisted or redirected multiple times and bent.
  • a side extension 408 may be formed.
  • a portion extending the middle portion 404 between the distal portion 406 and the proximal portion 402 in the first direction may be the side extension portion 408.
  • the middle portion 404 adjacent to the distal portion 406 is in the same plane as the distal portion 406, and extends the middle portion 404, which is in the same plane as the distal portion 406, in a first direction that is the exposure direction of the needle 300.
  • One portion is the side extension 408.
  • a notch may be formed by cutting a portion of the middle portion 404 adjacent to the folded portion 405. This is to minimize twisting or bending of the middle portion 404 on one side and the other side with respect to the folded portion 405.
  • Figure 9 may show the structure of the electrochemical sensor 400 of the present invention.
  • Figure 9 may be a case where the electrode 424 and the sensor pad 428 are formed on the same surface of the electrochemical sensor 400.
  • the present invention not only applies to the case where the electrode 424 and the sensor pad 428 are formed on one side of the electrochemical sensor 400, but also when the electrode 424 and the sensor pad 428 are formed on both sides of the electrochemical sensor 400. It can be expanded and applied to cases where it is formed.
  • the electrochemical sensor 400 of the present invention can selectively react with some of various analytes including glucose in the body through the electrode 424 of the distal part 406 that invades the body.
  • a voltage is applied to the electrode 424 of the present invention so that analytes in the body, including glucose, can be oxidized and reduced, and a current can flow due to the electrons generated at this time.
  • the generated current can be determined according to the concentration of the analyte in the body, so that the signals of biomarkers, including blood sugar levels, can be quantified.
  • An electrode 424 that can be inserted into the body and perform an oxidation or reduction reaction with sugar may be formed in the distal portion 406.
  • the electrode 424 may include at least one of a working electrode, a counter electrode, and a reference electrode.
  • a sensor pad 428 connected to the electrode 424 may be formed in the proximal portion 402.
  • the current generated through an electrochemical reaction with glucose in the body in the distal part 406 may be connected to the sensor pad 428 in the proximal part 402 along the lead 426 formed on the base layer 410.
  • the sensor pad 428 may be electrically connected to the main board 202.
  • the electrode 424 may include at least one working electrode and a reference electrode.
  • a plurality of counter electrodes may be formed as needed.
  • a counter electrode may be provided when three or more types of electrodes are used to obtain precise data.
  • the working electrode may be a porous platinum electrode or may be fabricated from porous platinum colloid.
  • the reference electrode may be an electrode that has a constant potential and can serve as a reference.
  • the reference electrode may be one of a silver chloride (Ag/AgCl) electrode, a calomel electrode, or a mercury (I) sulfate electrode.
  • a silver chloride (Ag/AgCl) electrode can be used as the reference electrode.
  • the size needs to be minimized as much as possible for reasons such as relieving pain during invasion and reducing foreign body sensation when worn.
  • the area of the electrode 424 may also become smaller. If the area of the electrode 424 is not sufficiently secured, signal disturbance due to noise may occur, so when manufacturing the electrochemical sensor 400, it is necessary to consider both aspects of reducing the size of the sensor 100 and securing the area of the electrode 424. There is.
  • the length at which the invasive electrochemical sensor 400 is inserted into the skin may range from 3 to 12 mm. If the insertion length is 3 mm or less, the stability of the sensor itself and signal stability may be reduced due to movement of the living body after the sensor is inserted into the living body. If the insertion length exceeds 12 mm, it is located in a range where pain points in the human body are distributed, which can increase pain and damage internal tissues such as blood vessels and nerves. Additionally, the width of the invaded portion of the distal portion 406 may range from 100 to 600 ⁇ m. The thickness of the invaded portion of the distal portion 406 may range from 10 to 300 ⁇ m, and preferably may range from 50 to 150 ⁇ m.
  • the width of the distal part 406 is too wide, pain and foreign body sensation may increase during invasion, so there is a need to reduce it to a predetermined width (for example, 600 ⁇ m) or less. If all three or more electrodes 424 are placed on only one side of the distal part 406 that invades the body, the width of the distal part 406 is It should be wide, but in terms of pain relief, it may be limited to a certain width (for example, 600 ⁇ m) or less. Both trade-off relationships must be satisfied.
  • the electrode 424 of the distal portion 406 may extend along the base layer 410 through a lead 426 and be electrically connected to the sensor pad 428 of the proximal portion 402 . Since the lead 426 is disposed in the middle portion 404, when the folded portion 405 is bent, the lead 426 may also be bent.
  • the folded portion 405 When the transmitter 200 is attached to the skin and the electrochemical sensor 400 is invaded into the body, the folded portion 405 may remain bent for a considerable period of time.
  • the width of the middle portion 404 or the folded portion 405 may be formed to be narrower than the width of the proximal portion 402 or the distal portion 406.
  • the number of leads 426 formed in the middle portion 404 or the folded portion 405 may increase in proportion to the number of electrodes disposed in the distal portion 406. As the plurality of leads 426 are arranged in the folded portion 405, the insulation deteriorates and a short circuit may occur. It is necessary to optimize the width between leads 426, the number of leads 426, the number of electrodes 424, and the width of the folded portion 405.
  • the trench 420 may be formed by laser etching the conductive layer 412.
  • the widths (W1, W2) of the trench 420 obtained by laser etching may be 2 to 200 ⁇ m.
  • the laser head that irradiates the laser moves multiple times, laser etching is performed multiple times, and the width of the trench can be increased.
  • Electrodes and sensor pads may be formed using a laser etching method that removes part of the conductive layer by irradiating a laser to the conductive layer. After the conductive layer is laminated, the edge boundary of the electrode and the edge boundary of the sensor pad may be formed. The leads connecting the electrode and the sensor pad, respectively, may be formed by cutting a portion of the conductive layer in the vertical direction like the electrode and the sensor pad. An insulating layer may be attached after the edge boundaries of the electrodes and the edge boundaries of the sensor pad are formed.
  • a trench may be engraved into the conductive layer and the conductive island patterned accordingly.
  • the height of the trench may be equal to the thickness of the conductive layer.
  • the thickness of the conductive layer, electrode, and sensor pad may all be the same.
  • the width of the electrochemical sensor may be 600 micrometers or less, and the length of the electrochemical sensor may be 3 cm or less.
  • the width of the electrode and the width of the sensor pad are 500 micrometers or less, the width of the lead is 150 micrometers or less, and at least two electrodes and at least two leads may be formed on one surface of the distal portion of the electrochemical sensor.
  • the conductive layer is metal sputtered over the entire exposed area of the base layer.
  • both the top and back surfaces of the base layer where the via hole is formed can be sputtered with metal.
  • the electrodes 424 or the leads 426 may be electrically separated from each other by the trench 420 .
  • By laser etching trench formation the trade-off between miniaturization and insulation can be satisfied. As the width of the folded portion 405 is formed narrower, torsional force can be reduced, and fatigue failure can be prevented even if the folded portion 405 remains bent and fixed for a considerable period of time.
  • the trench 420 By using the trench 420, it is easy to secure a sufficient area for the lead 426, the electrode 424, or the sensor pad 428, thereby improving the signal transmission rate and reducing the short circuit defect rate.
  • Figure 6 is a comparative example rather than the present invention, and can be compared with Figures 7 and 8 for the manufacturing method of the electrochemical sensor 400 of the present invention.
  • Figure 6 may be a comparative example for forming two electrodes, the first electrode 62a and the second electrode 64a of the sensor.
  • the base layer 61 forming the body of the sensor 100 includes a first electrode layer 62, a first insulating layer 63, a second electrode layer 64, and a second insulating layer 65 in that order. Can be stacked as desired. To form two electrodes, the base layer 61, the first electrode layer 62, the first insulating layer 63, the second electrode layer 64, and the second insulating layer 65 are sequentially formed to form electrodes. The length of the part may be formed to be longer. From the difference in length of each layer, the first electrode 62a may be exposed to the first electrode layer 62, and the second electrode 64a may be exposed to the second electrode layer 64.
  • the thickness of the sensor increases, and pain and foreign body sensation may increase when inserted into the skin.
  • the thickness of the distal part of the sensor may become too thick. Even if the width of each stacked layer is narrowed, the number of stacks due to an increase in the number of electrodes cannot be fundamentally reduced, and as a result, it may be difficult to minimize the thickness of the sensor that invades the body.
  • the electrochemical sensor 400 may include a flexible base layer 410 that can be bent when invasive into the body.
  • the base layer 410 is an insulating material and may include at least one of synthetic resin, polyimide (PI), and polyethylene terephthalate (PET).
  • the thickness of the base layer or insulating layer may be 100 micrometers or less.
  • the conductive layer 412 may be formed on the base layer 410 using a method such as sputtering.
  • the thickness of the conductive layer, which is laminated by blowing metal into atoms or molecules, may be 10 micrometers or less.
  • the conductive layer may have metal sputtered over the entire exposed area of the base layer before the edge boundaries of the electrode and the edge boundary of the sensor pad are formed.
  • the electrodes and sensor pads are formed using a laser etching method that removes part of the conductive layer by irradiating a laser to the conductive layer, which can satisfy the trade-off between miniaturization and insulation.
  • a trench 420 may be formed in the conductive layer 412 before bonding the insulating layer 416 to the conductive layer 412 .
  • the conductive layer 412 may be separated into different members by a trench 420.
  • the conductive layer 412 can be divided into different types of electrodes 424, different leads 426, and different sensor pads 428 by the trench 420. there is.
  • the insulating layer 416 may be attached. An insulating layer with a portion of the insulating layer corresponding to the electrode and sensor pad removed may be adhered onto the conductive layer so that the electrode and sensor pad are exposed to the outside.
  • a portion of the insulating layer 416 may be removed using a cutter or punching machine.
  • the laser etching method used to form the trench in the conductive layer can be used to process the opening in the insulating layer.
  • the laser etching method used to form trenches in the conductive layer can be used to process via holes in the base layer.
  • a via hole is formed by cutting a portion of the base layer, and the conductive layer can be double-sided sputtered with the same metal material to be seamlessly continuous along the top surface of the base layer, the surface of the via hole, and the back surface.
  • a penetrating opening 422 may be formed in the insulating layer 416.
  • the electrode and sensor pad formed on the conductive layer may be exposed to the outside through the opening.
  • a proximal opening 422a may be formed in the proximal portion 402, and a distal opening 422b may be formed in the distal portion 406.
  • a portion of the sensor pad 428 may be exposed to the outside through the proximal opening 162, and a portion of the sensor pad 428 exposed by the proximal opening 162 may be electrically connected to the contact pad of the main board 202. can be connected
  • a portion of the electrode 424 may be exposed to the outside through the distal opening 164, and a portion of the electrode 424 exposed by the distal opening 164 may contact interstitial fluid or blood flow and undergo an electrochemical reaction with the analyte. can cause
  • the electrochemical sensor 400 of the present invention may include a porous selectively transparent layer 418 surrounding the surface of the electrode 424.
  • the selectively transparent layer 418 is intended to react with an analyte that reacts in the body and may be applied to the electrode 424 of the distal portion 406.
  • the selectively transparent layer 418 may have mesoporous characteristics.
  • the size of the mesopores may be 2 to 50 nm.
  • the type of selective transmission layer 418 may be determined depending on the type of analyte in the body to react with the electrode 424 and may vary depending on the type of electrode 424 to be applied. For example, if the analyte is glucose and the electrode 424 on which the selectively transparent layer 418 is applied is the working electrode, the selectively transparent layer 418 may be mesoporous platinum. Porous platinum can be produced from porous platinum colloids. If the analyte is glucose and the electrode 424 on which the selectively transparent layer 418 is applied is a reference electrode, the selectively transparent layer 418 may be silver chloride (Ag/AgCl).
  • the selectively transparent layer 418 may be applied to the electrode 424 through the distal opening 422b with the base layer 410, conductive layer 412, and insulating layer 416 stacked.
  • the first selectively transparent layer 418a and the second selectively transparent layer 418b may include different types of materials.
  • FIG. 8 provides a detailed explanation of the trench 420 of the conductive layer 412.
  • FIG. 8 may schematically illustrate the entire electrochemical sensor 400 from the proximal portion 402 to the distal portion 406.
  • a trench 420 may be formed by a method such as laser etching.
  • a plurality of conductive islands 430 separated from each other may be provided in the conductive layer 412 by laser etching, etc.
  • Each conductive island forms a closed curved surface and can be electrically insulated from each other.
  • the base layer 410 is exposed at the bottom of the trench 420, and the adjacent conductive islands 430 may be insulated by the trench 420.
  • the conductive island 430 of the proximal portion 402 may form a sensor pad 428, and the conductive island 430 of the middle portion 404 or fold 405 may form a lead 426, Conductive island 430 of distal portion 406 may form electrode 424 .
  • the conductive island can be divided into a conductive island in which the part corresponding to the electrode and sensor pad is exposed to the outside through a cut part of the insulating layer, and a dummy part in which the entire part is covered with an insulating layer so that no part is exposed to the outside.
  • a first conductive island 430a, a second conductive island 430b, and a third conductive island 430c including different electrodes 424 may be formed.
  • the first conductive island 430a may include a first sensor pad 428a in the proximal portion 402, a first lead 426a in the folded portion 405, and a first electrode 424a in the distal portion 406. .
  • the second conductive island 430b may include a second sensor pad 428b in the proximal portion 402, a second lead 426b in the folded portion 405, and a second electrode 424b in the distal portion 406.
  • the third conductive island 430c may include a third sensor pad 428c in the proximal portion 402, a third lead 426c in the folded portion 405, and a third electrode 424c in the distal portion 406. .
  • the first electrode 424a, the second electrode 424b, and the third electrode 424c may be any one of a working electrode, a counter electrode, and a reference electrode.
  • a dummy portion 432 may be formed between the conductive islands 430.
  • the dummy portion 432 can be used as a conductive island 430 with electrodes 424 or sensor pads 428 when the insulating layer is exposed.
  • the dummy portion 432 can be completely removed through repeated laser etching. However, since only electrical insulation needs to be achieved by the trench, there is no need to remove the dummy portion 432. This is another advantage of the present invention.
  • the trench 420 may include an electrode trench 420a or an edge trench 420b.
  • the electrode trench 420a may insulate the conductive islands 430 from each other.
  • the electrode trench 420a may be disposed at least one of the electrodes 424, the leads 426, and the sensor pads 428.
  • an insulating layer is attached on the base layer to the edge of the electrochemical sensor and can be insulated.
  • An insulating layer may be attached to the inside edge of the electrochemical sensor on a conductive layer laminated on the base layer.
  • Edge trench 420b may form the outermost edge of conductive layer 412.
  • the edge trench 420b may serve to insulate the conductive island 430 located at the outermost part of the electrochemical sensor 400 from the outside of the sensor 400.
  • the edge trench 420b can prevent short circuits between adjacent sensors 400 or spaced apart adjacent conductive islands 430 from occurring.
  • the width W1 of the electrode trench 420a and the width W2 of the edge trench 420b may range from 5 to 30 ⁇ m.
  • a bonding layer 414 may be provided to attach the insulating layer 416 to the conductive layer 412. Bonding layer 414 may be located between conductive layer 412 and insulating layer 416. When forming the opening 422 in the insulating layer 416, the opening 422 may also be formed in the bonding layer 414.
  • Figure 10 shows a sensor array for manufacturing a plurality of electrochemical sensors 400 at once.
  • at least one of dip coating, spray coating, and paste methods may be performed.
  • an alignment hole 72 is formed in the base layer 410, and the alignment hole 72 can be inserted into the alignment pin of the jig.
  • the alignment hole 72 of the base layer 410 and the alignment hole (not shown) of the insulating layer 416 are aligned with each other, and accordingly, the opening of the insulating layer 416 can be aligned with the electrode or sensor pad. there is.
  • the plurality of electrochemical sensors 400 may be individually separated from each other after undergoing a sensor manufacturing process simultaneously in the form of an array connected to each other.
  • the electrochemical sensor 400 may form a sensor array by connecting base layers 410 to each other.
  • at least one of forming a conductive layer 412 for each sensor on one base layer 410 and forming a trench 420 by laser etching, etc. may be performed.
  • the formation of the insulating layer 416 and the selective transmission layer 418 may also be performed at the same time.

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Abstract

본 발명의 연속식 분석물 측정기는, 체내의 분석물과 반응하는 다수의 전극이 형성된 원위부와 상기 전극에 연결되는 센서 패드가 형성된 근위부를 포함하는 전기 화학적 센서; 전원부, 통신부, 제어부 중 적어도 하나가 형성된 메인 기판, 상기 메인 기판이 내부에 수납되는 하우징을 포함하고, 피부에 부착되는 트랜스미터; 를 포함할 수 있다.

Description

플렉시블한 전기 화학적 센서를 포함하는 연속식 분석물 측정기
본 발명은 적어도 일부가 체내로 침습되어 연속적으로 분석물을 측정하기 위한 전기 화학적 센서를 이용한 연속식 분석물 측정기에 관한 것이다.
삽입기를 기준 위치로 삼을 때, 전기 화학적 센서가 메인 기판에 연결되는 일단부는 삽입기에 가까운 위치에 있으므로 근위부로 부를 수 있고, 체내에 삽입되는 전기 화학적 센서의 타단부는 삽입기로부터 먼 위치에 있으므로 원위부로 부를 수 있다.
전기 화학적 센서의 근위부(Proximal portion)는 트랜스미터의 메인 기판에 전기적으로 연결될 수 있고, 전기 화학적 센서의 원위부(Distal Portion)는 적어도 일부가 체내에 삽입될 수 있다. 근위부 및 원위부는 서로 반대 단에 위치할 수 있다. 전기 화학적 센서의 근위부는 포도당을 포함한 분석물 측정에 필요한 전기 회로를 포함하는 트랜스미터의 메인 기판과 전기적으로 연결될 수 있다.
트랜스미터는 피부에 부착되기 전에 전기 화학적 센서와 함께 삽입기 내부에 위치할 수 있다. 트랜스미터와 전기 화학적 센서가 미리 결합된 타입을 올인원 타입의 트랜스미터라 부를 수 있다.
전기 화학적 센서는 침습시 통증 완화 및 착용시 이물감 감소 등을 위해 센서의 베이스층이 플렉서블할 수 있고, 전기 화학적 센서는 두께 및 크기가 최소화될 필요가 있다.
전기 화학적 센서의 크기가 작아질수록 원위부에 형성되는 전극의 면적도 작아질 수 있다. 전극의 면적이 충분히 확보되지 않을 경우 노이즈로 인한 신호 교란이 발생할 수 있어, 전기 화학적 센서의 제조시 센서의 크기 축소 및 전극 면적 확보의 양측면을 모두 고려할 필요가 있다.
전기 화학적 센서는 체내 삽입시 통증 완화 및 착용 이물감 감소 등을 위해 유연성이 좋고, 크기가 작고, 폭이 작으며, 두께가 얇아야만 한다.
본 발명은, 전기 화학적 센서가 바늘 없이 단독으로는 피부에 삽입 불가능할 정도로 유연하고 얇아서 통증 완화 및 이물감 감소를 달성할 수 있다.
본 발명의 연속식 분석물 측정기는, 체내의 분석물과 반응하는 다수의 전극이 형성된 원위부와 상기 전극에 연결되는 센서 패드가 형성된 근위부를 포함하는 전기 화학적 센서; 전원부, 통신부, 제어부 중 적어도 하나가 형성된 메인 기판, 상기 메인 기판이 내부에 수납되는 하우징을 포함하고, 피부에 부착되는 트랜스미터; 를 포함할 수 있다.
여기서, 바늘의 길이 방향을 따라 노출된 부분에 상기 전기 화학적 센서의 원위부가 배치되며, 피부가 상기 바늘에 의하여 절개된 후에 상기 전기 화학적 센서의 원위부가 체내에 삽입되고, 상기 전기 화학적 센서는 단독으로 피부를 관통하는 것이 불가능할 정도의 유연성을 갖고, 상기 전기 화학적 센서는 플렉서블한 베이스층, 상기 베이스층 위에 적층되는 전도층, 상기 전도층 위에 부착되는 절연층을 포함할 수 있다.
본 발명의 연속식 분석물 측정기는 플렉서블하고 크기가 최소화된 전기 화학적 센서를 이용하여 전기 화학적 센서의 신체 침습시 통증을 완화하고 이물감을 감소시킬 수 있다.
본 발명의 연속식 분석물 측정기는, 전기 화학적 센서의 제조 방법을 간소화하여 센서의 두께를 감소시킬 수 있고, 레이저 에칭에 의해 최소 폭의 트렌치를 형성하여 센서의 좁은 폭에 많은 수의 전극 또는 리드를 형성할 수 있고, 전극 또는 리드의 폭을 최대화할 수 있다. 이는 각 배선간 전기적 절연성을 향상시키고 신호의 노이즈 차단에 유리할 수 있고, 정확한 데이터 확보를 가능하게 한다.
본 발명의 연속식 분석물 측정기는 레이저 에칭 등의 정밀한 공정에 의해 금속 전도층의 절개면에 버(Bur)를 없앨 수 있고, 전도성 아일랜드 사이의 이물질을 없앨 수 있으며, 절연성 확보에 자신이 있으므로 트랜치의 폭을 최소화시킬 수 있어, 배선 설계의 자유도를 보장할 수 있다. 충분한 전극 면적 및 센서 패드 면적을 확보할 수 있어서 측정 정밀도가 향상되고 신호 처리에 필요한 소프트웨어적 부담을 줄일 수 있다.
도 1은 본 발명의 삽입기 및 트랜스미터의 측단면도이다.
도 2는 본 발명의 전기 화학적 센서 및 바늘이 결합 사시도의 일 실시 예이다.
도 3은 도 2의 평면도이다.
도 4는 본 발명의 전기 화학적 센서 및 바늘이 결합 사시도의 다른 실시 예이다.
도 5는 도 4의 평면도이다.
도 6은 원위부의 전극 형성에 관한 비교 실시 예이다.
도 7은 본 발명의 전기 화학적 센서의 제조 방법에 대한 설명도이다.
도 8은 본 발명의 전도성 아일랜드 및 트렌치에 대한 설명도이다.
도 9의 (a)는 본 발명의 전기 화학적 센서의 측면도이고, 도 9의 (b)는 본 발명의 전기 화학적 센서의 평면도이다.
도 10은 본 발명의 전기 화학적 센서 어레이의 평면도이다.
이하 본 발명의 전기 화학적 센서(400)가 간질액(interstitial fluid) 또는 혈중 포도당 농도를 측정하는 연속 혈당 측정 장치(CGMS,Continuous Glucose Monitoring System)에 이용되는 경우를 일 실시 예로 설명한다. 그러나, 본 발명의 연속식 혈당 장치는 체내 포도당 농도의 측정에 한정되지 않고 다른 바이오 마커 측정하는 연속 분석물 측정 장치에 확장 적용될 수 있다.
<삽입기>
도 1을 참조하면, 본 발명의 전기 화학적 센서(400)는 트랜스미터(200)와 함께 피부에 부착될 수 있다. 트랜스미터(200)는 전기 화학적 센서(400)에서 측정된 신호를 제어할 수 있고, 연속적으로 측정된 혈당 수치를 모바일 폰을 포함하는 외부 단말기에 전송할 수 있다.
외부 단말기는 피부에 부착된 트랜스미터(200)와 별도로 마련되고, 트랜스미터(200)로부터 무선으로 전기 화학적 센서(400)의 측정 데이터를 연속적으로 전송받을 수 있다. 사용자는 글루코스(glucose), 락테이트(lactate), 기타 피측정 물질 등을 포함하는 바이오 마커(bio-maker)에 대한 전기 화학적 센서(400)의 측정 데이터를 연속적으로 모니터링 및 진단할 수 있다.
전기 화학적 센서(400) 및 트랜스미터(200)는 피부 부착전 삽입기(100)에 장전된 상태로 사용자에게 제공될 수 있다. 사용자의 부착 동작에 의해, 전기 화학적 센서(400)및 트랜스미터(200)는 삽입기(100)로부터 이탈하여 피부에 부착될 수 있다.
메인 기판(202)을 포함하는 트랜스미터(200)의 전기 부품과 연결되는 전기 화학적 센서(400)의 일단을 근위부(402)라 할 수 있고, 적어도 일부가 체내로 침습되는 전기 화학적 센서(400)의 타단을 원위부(406)라 할 수 있으며, 근위부(402)와 원위부(406)를 상호 연결하고, 근위부(402)와 원위부(406) 사이에 배치되며, 플렉서블하게 휘어지는 부분을 접힘부(405)라 할 수 있다.
칩습은 전기 화학적 센서(400)의 원위부(406)의 적어도 일부가 체내에 위치하도록 삽입하는 것을 의미할 수 있다.
트랜스미터(200) 및 전기 화학적 센서(400)는 피부에 부착 전에 이미 서로 접착된 상태로 사용자에게 제공될 수 있다.
트랜스미터(200)는 삽입기(100)에 장전된 상태에서 제1 위치에 위치하고, 트랜스미터(200)는 사용자 동작에 의해 제1 위치에서 제2 위치로 이동하며, 제2 위치에서 트랜스미터(200)는 피부에 부착될 수 있다. 트랜스미터(200) 및 전기 화학적 센서(400)의 삽입 방향은 제1 위치에서 제2 위치를 향하는 방향일 수 있다.
바늘(300)은 길이 방향으로 노출된 부분을 가지고, 바늘(300)의 내부에 전기 화학적 센서(400)의 일부가 배치될 수 있다. 바늘(300)은 원위부(406)의 적어도 일부가 삽입 방향을 따라 인체 내로 침습될 수 있도록 피부를 절개하고, 전기 화학적 센서(400)를 가이드하는 기능을 할 수 있다.
삽입기(100)는 트랜스미터(200) 및 전기 화학적 센서(400)를 제1 위치에서 제2 위치로 동작시키는 구동부(102)를 포함할 수 있다.
구동부(102)는 바늘(300) 또는 원위부(406)가 피부에 삽입되도록 바늘(300) 또는 트랜스미터(200)를 제1 위치에서 제2 위치로 전진시킬 수 있다.
구동부(102)는 트랜스미터(200) 및 전기 화학적 센서(400)가 제2 위치에서 피부에 부착된 다음, 바늘(300)을 제2 위치에서 제3 위치로 후퇴시켜 바늘(300)을 트랜스미터(200) 및 전기 화학적 센서(400)로부터 분리할 수 있다.
구동부(102)는 바늘(300)이 고정된 바늘 핸들(310)에 연결될 수 있다. 바늘 핸들(310)은 구동부(102)에 착탈될 수 있다.
트랜스미터(200)의 상부 뚜껑 및 하부 뚜껑 사이에는 내부 공간이 구비될 수 있다. 트랜스미터(200)의 내부 공간에는 메인 기판(202)이 안착될 수 있다.
메인 기판(202)에는 원위부(406)의 포도당 농도 측정을 위해 필요한 배터리 등의 전원부, 전기 회로를 포함하는 제어부, 전기 화학적 센서(400)에 의해 측정된 데이터를 제어하고 무선으로 외부에 전송하기 위한 무선 통신부, 및 연산 증폭기 중 적어도 하나가 설치될 수 있다.
전원부는 작동 전극의 전기화학적 반응을 일으킬 수 있는 바이어스 전압을 공급할 수 있다.
원위부(406)에서 측정된 분석물의 신호는 연산 증폭기에 의해 증폭될 수 있다.
작업 전극 상의 주어진 바이어스에 대한 출력 전류의 크기는 전극(424) 부근에서의 포도당 등의 분석물 농도의 척도일 수 있다.
전기 회로를 포함하는 제어부는 하나 이상의 미리 설정된 값에서 작업 전극과 기준 전극 사이의 전기적 전위를 제어할 수 있다.
센서 패드(428)가 형성된 전기 화학적 센서(400)의 일면은 메인 기판(202)과 대면할 수 있고, 전기 화학적 센서(400)의 타면은 트랜스미터(200)의 내부 공간에 노출될 수 있다.
전기 화학적 센서(400)의 근위부(402)에 센서 패드(428)가 형성될 수 있다. 센서 패드(428)와 전기적으로 연결되는 접촉 패드(612)는 메인 기판(202)에 형성될 수 있다.
전기 화학적 센서(400)는 적어도 일부가 피부 내부로 침습하기에, 침습시 통증 완화 및 착용시 이물감 감소 등을 위해 전기 화학적 센서(400) 또는 베이스층(410)이 플렉서블할 수 있다.
바늘(300)의 길이 방향을 따라 노출된 부분에 전기 화학적 센서(400)의 원위부(406)가 배치될 수 있다. 바늘(300)의 단부는 원위부(406)의 단부보다 더 돌출된 위치에 있다. 피부가 바늘(300)에 의하여 절개된 후에 전기 화학적 센서(400)의 원위부(406)가 체내에 삽입될 수 있다.
통증 감소 및 이물감 감소는 사용자 측면에서 연속식 분석물 측정기의 핵심적 성능이다. 이를 위하여 전기 화학적 센서(400)는 단독으로 피부를 관통하는 것이 불가능할 정도의 유연성을 갖고, 바늘(300)이 피부를 절개해야 비로소 체내 삽입될 정도로 전기 화학적 센서(400)는 얇고 유연하다.
<바늘 및 전기 화학적 센서>
도 2 내지 도 5를 참조하여, 바늘(300) 및 전기 화학적 센서(400) 간의 배치 관계에 대해 설명한다.
바늘(300)의 내부를 외부로 노출시키고, 바늘(300)의 길이 방향을 따라 연장되는 개방부(306)가 바늘(300)에 형성될 수 있다. 원위부(406) 또는 접힘부(405)의 일부는 체내 침습시 개방부(306)의 내부에 있도록 바늘(300)에 부착 또는 대면될 수 있다.
원위부(406) 및 근위부(402)는 소정의 각도를 가지는 서로 다른 평면에 놓여질 수 있다. 접힘부(405)의 휘어지는 방향은 개방부(306)에 의해 바늘(300)의 내부가 외부로 개방되는 방향과 일치할 수 있다.
근위부(402)가 트랜스미터(200)에 전기적으로 연결되는 곳은 개방부(306)에 의해 바늘(300)의 내부가 외부로 개방되는 방향에 위치할 수 있다.
예를 들어, 원위부(406)는 통증 및 이물감 감소를 위해 피부 표면과 수직하도록 삽입될 수 있다. 메인 기판(202)이 트랜스미터(200)의 바닥면에 평행하도록 배치된 경우, 근위부(402)는 메인 기판(202)과 평행하게 배치될 수 있고, 근위부(402)는 피부 표면과 평행하도록 배치될 수 있다. 이 경우, 피부에 평행한 근위부(402)와 피부에 수직한 원위부(406)는 서로 수직한 다른 평면상에 놓여질 수 있다. 접힘부(405)는 바늘(300)의 내부가 외부로 개방되는 방향을 따라 휘어질 수 있다.
바늘(300)은 전기 화학적 센서(400)의 침습 가이드를 주된 목적으로 하는 중심벽부(302), 침습시 전기 화학적 센서(400)가 바늘(300)로부터 이탈되는 것을 방지하는 측벽부(304)를 포함할 수 있다.
중심벽부(302)는 원위부(406) 또는 접힘부(405)가 제1 축 방향으로 돌출되는 것을 방지할 수 있다. 제1 축 방향은 바늘(300)의 내부가 외부로 개방되는 방향일 수 있다. 원위부(406) 또는 접힘부(405)가 제1 축 방향으로 돌출되면, 돌출된 부분이 피부에 걸려서 전기 화학적 센서(400)는 좌굴(Buckling)될 수 있고, 바늘만 피부에 삽입되고 전기 화학적 센서(400)는 피부 밖으로 튕길 수 있다.
측벽부(304)는 원위부(406)의 일부 또는 접힘부(405)의 일부가 제2 축 방향으로 이탈되는 것을 방지할 수 있다. 제2 축 방향은 제1 축 방향과 수직할 수 있다. 제1 축 방향, 제2 축 방향, 및 삽입 방향은 각각 직교 좌표계에 대응할 수 있다.
측벽부(304)는 중심벽부(302)와 소정의 각도를 가지도록 배치될 수 있다. 상기 소정의 각도는, 전기 화학적 센서(400)와 대면하는 측벽부(304)의 면을 기준으로, 0 도 내지 180 내의 각도일 수 있다.
중심벽부(302)와 측벽부(304)로 둘러싸인 바늘(300)의 내부 공간은 개방부(306)를 통해 외부와 연통될 수 있다.
전기 화학적 센서(400)는 납작한 평판 형상일 수 있다. 원위부(406)의 전극(424)은 평판부의 일면 또는 양면에 배치될 수 있다.
도 2 및 도 3의 제1 실시 예는, 중심벽부(302)가 전기 화학적 센서(400)와 평행하게 대면하는 경우일 수 있다. 도 4 및 도 5의 제2 실시 예는, 중심벽부(302)가 전기 화학적 센서(400)와 수직하게 대면하는 경우일 수 있다.
제1 실시 예의 경우, 전극(424)은 개방부(306)를 통해 외부와 넓은 면적으로 접촉할 수 있다. 접힘부(405)는 트위스트 또는 방향 전환 없이 휘어질 수 있다. 제1 실시 예의 경우, 접힘부(405)는 한 번만 휘어질 수 있다. 접힘부(405)가 받는 비틀림 하중이 낮아, 벤딩된 상태를 유지하는데 필요한 벤딩 유지 스트레스가 감소할 수 있다.
제2 실시 예의 경우, 전기 화학적 센서(400)는 트위스트 또는 방향 전환되며 휘어질 수 있다. 바늘(300)의 측벽부(304)를 피하면서 중간부(404)가 근위부(402)까지 연장되기 위하여, 중간부(404)는 여러번 트위스트 또는 여러번 방향 전환되며 휘어질 수 있다.
메인 기판(202)에 도달하기까지 중간부(404)의 트위스트 회수를 줄이고, 승강되는 바늘(300)의 측벽부(304)가 전기 화학적 센서(400)의 중간부(404) 또는 근위부(402)에 걸리지 않도록, 측면 연장부(408)가 형성될 수 있다.
원위부(406)와 근위부(402) 사이의 중간부(404)를 제1 방향으로 연장한 부분이 측면 연장부(408)일 수 있다. 원위부(406)에 인접한 중간부(404)는 원위부(406)와 동일한 평면에 있으며, 원위부(406)와 동일한 평면에 있는 중간부(404)를 바늘(300)의 노출 방향인 제1 방향으로 연장한 부분이 측면 연장부(408)이다.
제2 실시 예의 경우, 접힘부(405)에 인접하여 중간부(404)의 일부를 절개한 노치가 형성될 수 있다. 접힘부(405)를 기준으로 일측 및 타측의 중간부(404)의 비틀림 또는 벤딩을 최소화하기 위함이다.
<전기 화학적 센서>
도 6 내지 도 10을 참조하여, 본 발명의 전기 화학적 센서(400)에 대해 설명한다.
도 9는 본 발명의 전기 화학적 센서(400)의 구조에 대한 것일 수 있다.
도 9는 전기 화학적 센서(400)의 동일한 일면에 전극(424) 및 센서 패드(428)가 형성된 경우일 수 있다.
그러나 본 발명은 전극(424) 및 센서 패드(428)가 전기 화학적 센서(400)의 일면에 형성되는 경우뿐 아니라, 전기 화학적 센서(400)의 양면에 전극(424) 및 센서 패드(428)가 형성되는 경우로 확장 적용될 수 있다.
본 발명의 전기 화학적 센서(400)는 체내로 침습되는 원위부(406)의 전극(424)을 통해 체내의 글루코스를 포함하는 다양한 분석물 중 일부와 선택적으로 반응할 수 있다.
본 발명의 전극(424)에 전압이 인가되어 글루코스를 포함하는 체내 분석물이 산화 환원될 수 있고, 이때 생성되는 전자에 의해 전류가 흐를 수 있다. 생성된 전류는 체내 분석물 농도에 따라 결정될 수 있어 혈당 수치를 포함하는 바이오 마커의 신호가 정량화될 수 있다.
원위부(406)에는 체내로 삽입되어 당과 산화 또는 환원 반응을 할 수 있는 전극(424)이 형성될 수 있다. 전극(424)은 작업 전극(working electrode), 상대 전극(counter electrode), 및 기준 전극(reference) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
도 9를 참조하면, 근위부(402)에는 전극(424)에 연결되는 센서 패드(428)가 형성될 수 있다. 원위부(406)에서 체내 포도당과의 전기화학적 반응을 통해 발생한 전류는 베이스층(410) 상에 형성된 리드(426)를 따라 근위부(402)의 센서 패드(428)로 연결될 수 있다. 센서 패드(428)는 메인 기판(202)과 전기적으로 도통될 수 있다.
전극(424)은 적어도 하나 이상의 작업 전극 및 기준 전극을 포함할 수 있다. 상대 전극은 필요에 따라 복수로 형성될 수 있다. 상대 전극은 정밀한 데이터 획득을 위해 3종류 이상의 전극을 이용하는 경우에 구비될 수 있다.
작업 전극은 다공성 백금 전극일 수 있고, 다공성 백금 콜로이드로부터 제작될 수 있다.
기준 전극은 전위가 일정하여 기준이 될 수 있는 전극일 수 있다. 기준 전극은 염화은(Ag/AgCl) 전극·칼로멜 전극·황산수은(I) 전극 중 하나일 수 있다. 바이오 마커가 글루코스인 경우 체내 침습 용도를 위해, 기준 전극은 염화은(Ag/AgCl) 전극이 사용될 수 있다.
침습형 전기 화학적 센서의(100) 경우 침습시 통증 완화 및 착용시 이물감 감소 등의 이유로 가급적 크기가 최소화되어야할 필요가 있다. 전기 화학적 센서(400)의 크기가 작아질수록 전극(424)의 면적도 작아질 수 있다. 전극(424)의 면적이 충분히 확보되지 않을 경우 노이즈로 인한 신호 교란이 발생할 수 있어, 전기 화학적 센서(400)의 제조시 센서(100)의 크기 축소 및 전극(424) 면적 확보의 양측면을 고려할 필요가 있다.
침습형 전기 화학적 센서(400)가 피부안으로 삽입되는 길이는 3 내지 12 mm 범위일 수 있다. 삽입 길이가 3 mm 이하인 경우, 센서의 생체 삽입 후 생체의 움직임에 의해 센서 자체의 안정감 및 신호안정성이 떨어질 수 있다. 삽입 길이가 12 mm 를 초과하는 경우, 인체 통점이 분포된 범위에 위치하여 통증이 심해지고 혈관이나 신경 등 생체 내 조직을 손상시킬 수 있다. 또한, 원위부(406)의 침습되는 부분의 폭은 100 내지 600 ㎛ 범위일 수 있다. 원위부(406)의 침습되는 부분의 두께는 10 내지 300 ㎛ 범위일 수 있고, 바람직하게는 50 내지 150 ㎛ 범위일 수 있다.
원위부(406)의 적어도 일부는 체내로 삽입되기에, 원위부(406)의 폭이 너무 넓은 경우 침습시 통증 및 이물감이 커질 수 있어 소정의 폭(예로 600㎛) 이하로 줄일 필요성이 있다. 체내로 침습되는 원위부(406)의 일면에만 3개 이상의 전극(424)이 모두 배치되면, 측정 데이터 측면에서 3개 이상의 전극 및 그에 연결된 리드(426)의 공간 확보를 위해 원위부(406)의 폭은 넓어져야 하지만 통증 완화 측면에서 소정의 폭(예로 600㎛) 이하로 제한될 수 있다. 두 개의 트레이드 오프 관계를 모두 만족시켜야 한다.
원위부(406)의 전극(424)은 리드(426)를 통해 베이스층(410)을 따라 연장되어 근위부(402)의 센서 패드(428)에 전기적으로 연결될 수 있다. 리드(426)는 중간부(404)에 배치되기에, 접힘부(405)가 휘어지면 리드(426)도 함께 휘어질 수 있다.
트랜스미터(200)가 피부에 부착되고 전기 화학적 센서(400)가 체내로 침습되는 경우, 접힘부(405)는 상당한 시간동안 휘어진 상태를 유지할 수 있다. 접힘부(405)의 비틀림 부하를 감소시키기 위해, 중간부(404) 또는 접힘부(405)의 폭은 근위부(402) 또는 원위부(406)의 폭보다 좁게 형성될 수 있다.
중간부(404) 또는 접힘부(405)에 형성되는 리드(426)의 개수는 원위부(406)에 배치되는 전극의 개수에 비례해 증가할 수 있다. 복수의 리드(426)가 접힘부(405)에 배치될수록 절연성이 떨어지고 쇼트가 발생할 수 있다. 리드(426) 간의 폭, 리드(426)의 수, 전극(424)의 수, 접힘부(405)의 폭을 최적화할 필요가 있다.
전도층(412)을 레이저 에칭하여 트렌치(420)가 형성될 수 있다. 레이저 에칭에 의한 트렌치(420)의 폭(W1, W2)은 2 내지 200 ㎛ 일 수 있다. 레이저를 조사하는 레이저 헤드가 복수회 이동하고 레이저 에칭을 복수회 시행하며 상기 트렌치의 폭이 증가될 수 있다.
전극 및 센서 패드는 전도층에 레이저를 조사하여 전도층의 일부를 제거하는 레이저 에칭 방식으로 형성될 수 있다. 전도층이 적층된 이후에, 전극의 가장자리 경계 및 센서 패드의 가장자리 경계가 형성될 수 있다. 전극과 센서 패드를 각각 연결하는 리드는, 전극 및 센서 패드와 마찬가지로 전도층의 일부를 수직 방향으로 절개한 것일 수 있다. 전극의 가장자리 경계 및 센서 패드의 가장자리 경계가 형성된 이후에 절연층이 부착될 수 있다.
트렌치는 전도층에 음각으로 새겨지고 이에 따라 전도성 아일랜드가 패터닝될 수 있다. 트렌치의 높이는 전도층의 두께와 동일할 수 있다. 전도층, 전극, 및 센서 패드의 두께는 모두 동일할 수 있다.
전기 화학적 센서의 폭은 600 마이크로미터 이하이고, 전기 화학적 센서의 길이는 3cm 이하일 수 있다. 전극의 폭 및 센서 패드의 폭은 500 마이크로미터 이하이고, 리드의 폭은 150 마이크로미터 이하이며, 전기 화학적 센서의 윈위부의 일면에 적어도 2개의 전극과 적어도 2개의 리드가 형성될 수 있다.
전극의 패턴이 아무리 복잡하고 트렌치의 폭이 아무리 좁아도 레이저 에칭으로 버(burr)없이 형성할 수 있다. 공정 단순화를 위하여 전도층은 베이스층의 노출 면적 전체에 걸쳐 금속이 스퍼터링되는 것이 바람직하다. 양면 전극 형성시 비아홀이 형성된 베이스층의 상면 및 배면을 모두 금속으로 스퍼터링할 수 있다.
전극(424)끼리 또는 리드(426)끼리는 트렌치(420)에 의해 전기적으로 상호 분리될 수 있다. 트렌치(420)가 좁을수록 분석물 반응을 위한 충분한 전극(424) 면적을 확보할 수 있다. 반대로 트렌치(420)가 좁을수록 절연성은 나빠질 수 있다. 트렌치 형성을 레이저 에칭에 의하면 미세화와 절연성의 트레이드 오프를 만족시킬 수 있다. 접힘부(405)의 폭을 좁게 형성할수록 비틀림력을 줄일 수 있고, 접힘부(405)가 휘어져 고정된 상태로 상당한 시간이 지속되어도 피로 파괴를 막을 수 있다.
트렌치(420)에 의해, 리드(426), 전극(424), 또는 센서 패드(428)를 위한 충분한 면적 확보가 용이하여 신호 전달율을 향상시키고 쇼트 불량율을 감소시킬 수 있다.
도 6은 본 발명이 아닌 비교 예로서, 본 발명의 전기 화학적 센서(400)의 제조 방법에 대한 도 7 및 도 8과 대비될 수 있다. 도 6은 센서의 제1 전극(62a) 및 제2 전극(64a)의 두 개의 전극을 형성하기 위한 비교 예일 수 있다.
비교 예에서, 센서(100)의 몸체를 이루는 베이스층(61)에 제1 전극층(62), 제1 절연층(63), 제2 전극층(64), 및 제2 절연층(65)이 순서대로 적층될 수 있다. 두 개의 전극 형성을 위해, 베이스층(61), 제1 전극층(62), 제1 절연층(63), 제2 전극층(64), 및 제2 절연층(65)는 순차로 전극 형성을 위한 부분의 길이가 더 길게 형성될 수 있다. 각 층의 길이 차이로부터, 제1 전극층(62)에는 제1 전극(62a)이 노출될 수 있고, 제2 전극층(64)에는 제2 전극(64a)이 노출될 수 있다.
비교 예에서, 전극의 수가 증가할수록 전극층 및 절연층 개수가 증가되고 센서의 두께도 늘어나며, 피부 삽입시 통증 및 이물감이 증가될 수 있다. 체내 분석물과의 반응성 개선을 위해 전극의 수를 늘리는 경우, 센서의 원위부의 두께가 너무 두꺼워질 수 있다. 각 적층되는 층의 폭을 좁히더라도 전극 수 증가에 따른 적층 개수는 근본적으로 줄일 수 없고, 결과적으로 체내 침습되는 센서의 두께를 최소화하기 어려울 수 있다.
도 7을 참조하면, 전기 화학적 센서(400)는 체내 침습시 절곡가능하도록 플렉서블한 베이스층(410)을 포함할 수 있다. 베이스층(410)은 절연가능 소재로 합성수지, 폴리이미드(PI), 및 폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 베이스층 또는 절연층의 두께는 100 마이크로미터 이하일 수 있다.
스퍼터링 등의 방식으로 베이스층(410)에 전도층(412)이 형성될 수 있다. 금속을 원자나 분자 단위로 날려서 적층한 전도층의 두께는 10 마이크로미터 이하일 수 있다. 전도층은 전극의 가장자리 경계 및 센서 패드의 가장자리 경계가 형성되기 전에, 베이스층의 노출 면적 전체에 걸쳐 금속이 스퍼터링된 것일 수 있다.
전극 및 센서 패드는 전도층에 레이저를 조사하여 상기 전도층의 일부를 제거하는 레이저 에칭 방식으로 형성되는 것이 미세화와 절연성의 트레이드 오프를 만족시킬 수 있다.
전도층(412)에 절연층(416)을 본딩하기 전에 전도층(412)에 트렌치(420)가 형성될 수 있다. 전도층(412)은 트렌치(420)에 의해 서로 다른 부재로 분리될 수 있다. 전도층(412)은 트렌치(420)에 의해, 서로 다른 종류의 전극(424)으로 분별될 수 있고, 서로 다른 리드(426)로 분별될 수 있으며, 서로 다른 센서 패드(428)로 분별될 수 있다.
전도층(412) 형성 이후 절연층(416)이 부착될 수 있다. 전극 및 센서 패드가 외부로 노출되도록 전극 및 센서 패드에 대응되는 절연층의 일부가 제거된 상태의 절연층이 전도층 위에 접착될 수 있다.
절단기 또는 펀칭기에 의해 절연층(416)의 일부가 제거될 수 있다. 절연층의 개구부의 크기가 작아 미세 가공이 필요한 경우, 전도층의 트렌치 형성에 사용했던 레이저 에칭 방식을 절연층의 개구부 가공에 사용할 수 있다.
베이스층의 경우도 마찬가지이다. 양면 형성에 필요한 비아홀은 미세 가공이 필요하므로 전도층의 트렌치 형성에 사용했던 레이저 에칭 방식을 베이스층의 비아홀 가공에 사용할 수 있다. 베이스층의 일부를 절개한 비아홀이 형성되며, 전도층은 베이스층의 상면, 비아홀의 표면, 배면을 따라 이음매없이 연속되는 동일한 금속 재질로 양면 스퍼터링될 수 있다.
절연층(416)에는 관통하는 개구부(422)가 형성될 수 있다. 전도층에 형성되는 전극 및 센서 패드는 개구부에 의해 외부로 노출될 수 있다. 근위부(402)에는 근위 개구부(422a)가 형성될 수 있고, 원위부(406)에는 원위 개구부(422b)가 형성될 수 있다. 센서 패드(428)의 일부는 근위 개구부(162)를 통해 외부로 노출될 수 있고, 근위 개구부(162)에 의해 노출된 센서 패드(428)의 일부는 메인 기판(202)의 접촉 패드와 전기적으로 연결될 수 있다.
전극(424)의 일부는 원위 개구부(164)를 통해 외부로 노출될 수 있고, 원위 개구부(164)에 의해 노출된 전극(424)의 일부는 간질액 또는 혈류와 접촉하여 분석물과 전기화학적 반응을 일으킬 수 있다.
본 발명의 전기 화학적 센서(400)는 전극(424) 표면을 둘러싼 다공성 선택적 투과층(418)을 포함할 수 있다. 선택적 투과층(418)은 체내 반응하는 분석물과 반응하기 위한 것으로 원위부(406)의 전극(424)에 도포될 수 있다.
선택적 투과층(418)은 중기공성(mesoporous) 특징을 가질 수 있다. 중기공의 크기는 2 내지 50 nm 일 수 있다.
선택적 투과층(418)의 종류는, 전극(424)과 반응하고자하는 체내 분석물의 종류에 따라 결정될 수 있고, 도포되는 전극(424)의 종류에 따라 달라질 수 있다. 예를 들어, 분석물이 글루코스이고 선택적 투과층(418)이 도포되는 전극(424)이 작업 전극인 경우, 선택적 투과층(418)은 중기공성 백금일 수 있다. 다공성 백금은 다공성 백금 콜로이드로부터 제작될 수 있다. 분석물이 글루코스이고 선택적 투과층(418)이 도포되는 전극(424)이 기준 전극인 경우, 선택적 투과층(418)은 염화은(Ag/AgCl)일 수 있다.
선택적 투과층(418)은 베이스층(410), 전도층(412), 및 절연층(416)이 적층된 상태에서 원위 개구부(422b)를 통해 전극(424)에 도포될 수 있다. 복수의 원위 개구부(422b)가 서로 다른 종류의 전극과 대면하는 경우, 제1 선택적 투과층(418a) 및 제2 선택적 투과층(418b)은 상호 다른 종류의 물질을 포함할 수 있다.
도 8은 전도층(412)의 트렌치(420)에 대해 구체적으로 설명한 것이다. 도 8은 근위부(402)로부터 원위부(406)까지의 전체 전기 화학적 센서(400)를 모식적으로 도시한 것일 수 있다.
도 8을 참조하면, 베이스층(410)에 전도층(412)이 스퍼터링 등의 방식으로 적층된 후, 레이저 에칭 등의 방식으로 트렌치(420)가 형성될 수 있다.
레이저 에칭 등에 의해 전도층(412)에는 서로 분리되는 복수의 전도성 아일랜드(430)가 마련될 수 있다. 각각의 전도성 아일랜드는 폐곡면을 이루며 상호 전기적 절연될 수 있다.
트렌치(420)의 하부에는 베이스층(410)이 노출되고, 접한 전도성 아일랜드(430) 간은 트렌치(420)에 의해 절연될 수 있다.
근위부(402)의 전도성 아일랜드(430)는 센서 패드(428)를 형성할 수 있고, 중간부(404) 또는 접힘부(405)의 전도성 아일랜드(430)는 리드(426)를 형성할 수 있으며, 원위부(406)의 전도성 아일랜드(430)는 전극(424)을 형성할 수 있다.
전도성 아일랜드는 절연층의 절개된 부분을 통하여 전극 및 센서 패드에 해당하는 부분이 외부로 노출되는 전도성 아일랜드와, 외부로 노출되는 부분이 없도록 절연층으로 모두 커버되는 더미부로 구분할 수 있다.
서로 다른 전극(424)을 포함하는 제1 전도성 아일랜드(430a), 제2 전도성 아일랜드(430b), 및 제3 전도성 아일랜드(430c)가 형성될 수 있다. 제1 전도성 아일랜드(430a)는 근위부(402)의 제1 센서 패드(428a), 접힘부(405)의 제1 리드(426a), 원위부(406)의 제1 전극(424a)을 포함할 수 있다.
제2 전도성 아일랜드(430b)는 근위부(402)의 제2 센서 패드(428b), 접힘부(405)의 제2 리드(426b), 원위부(406)의 제2 전극(424b)을 포함할 수 있다. 제3 전도성 아일랜드(430c)는 근위부(402)의 제3 센서 패드(428c), 접힘부(405)의 제3 리드(426c), 원위부(406)의 제3 전극(424c)을 포함할 수 있다.
제1 전극(424a), 제2 전극(424b), 및 제3 전극(424c)은 작업 전극, 상대 전극, 기준 전극 중 어느 하나일 수 있다.
폐곡면을 형성하여 상호 분리되는 전도성 아일랜드(430) 형성시, 전도성 아일랜드(430)사이에 더미부(432)가 형성될 수 있다. 더미부(432)는 절연층이 노출되면 전극(424) 또는 센서 패드(428)를 갖는 전도성 아일랜드(430)로 사용될 수 있다. 더미부(432)는 반복적인 레이저 에칭 등으로 완전히 제거될 수 있다. 그러나, 트렌치에 의한 전기적 절연만 달성하면 되므로 굳이 더미부(432)를 제거할 필요가 없다. 이것이 본 발명의 또 다른 장점이다.
전도층(412)에 트렌치(420) 패턴 형성후 절연층(416)으로 덮는 하부에 너무 넓은 더미부(432)가 형성시, 절연층(416)의 일부가 하부로 내려앉는 것을 방지하기 위해 더미부(432)는 제거되지 않고 그대로 유지될 수 있다.
트렌치(420)는 전극 트렌치(420a) 또는 에지 트렌치(420b)를 포함할 수 있다. 전극 트렌치(420a)는 전도성 아일랜드(430) 간을 절연시킬 수 있다. 전극 트렌치(420a)는 전극(424) 사이, 리드(426) 사이, 및 센서 패드(428) 사이 중 적어도 하나에 배치될 수 있다.
한편, 전도층이 전기 화학적 센서의 가장자리로 노출되면 절연성이 저하되므로 전도층의 측면 노출을 방지할 필요가 있다. 전도층이 적층된 이후에, 전기 화학적 센서의 가장자리를 따라 전도층의 일부를 절개할 수 있다. 이것이 에지 트렌치(420b)이다. 따라서, 전기 화학적 센서의 가장자리에는 베이스층 위에 절연층이 부착되며 절연이 될 수 있다. 전기 화학적 센서의 가장자리 안쪽 부분에는 베이스층 위에 적층된 전도층 위에 절연층이 부착될 수 있다.
에지 트렌치(420b)는 전도층(412)의 최외곽 에지를 형성할 수 있다. 에지 트렌치(420b)는 전기 화학적 센서(400)의 최외곽에 위치하는 전도성 아일랜드(430)를 센서(400)의 외부와 절연하는 역할을 할 수 있다. 전기 화학적 센서(400)가 어레이로 공정 처리되는 경우, 에지 트렌치(420b)는 이웃한 센서(400) 간에 쇼트 또는 이웃한 전도성 아일랜드(430) 간을 이격하여 상호간의 쇼트 발생을 방지할 수 있다.
전극 트렌치(420a)의 폭(W1) 및 에지 트렌치(420b)의 폭(W2)은 5 내지 30 ㎛ 범위일 수 있다.
절연층(416)을 전도층(412)에 부착하기 위한 본딩층(414)이 구비될 수 있다. 본딩층(414)은 전도층(412) 및 절연층(416) 사이에 위치할 수 있다. 절연층(416)에 개구부(422) 형성시, 본딩층(414)에도 함께 개구부(422)가 형성될 수 있다.
도 10은 복수의 전기 화학적 센서(400)를 한 번에 제조 공정 처리 하기 위한 센서 어레이를 도시한 것이다. 선택적 투과층을 반복 형성하기 위하여 딥 코팅(dip coating), 스프레이 코팅, 페이스트 방식 중 적어도 하나가 시행될 수 있다.
도 10을 참조하면, 베이스층(410)에는 정렬홀(72)이 형성되고, 정렬홀(72)은 지그의 정렬핀에 삽입될 수 있다. 베이스층(410)의 정렬홀(72) 및 절연층(416)의 정렬홀(미도시)는 서로 얼라인되고, 이에 따라, 절연층(416)의 개구가 전극 또는 센서 패드와 얼라인될 수 있다.
복수의 전기 화학적 센서(400)는 서로 연결된 어레이 형태로 센서 제조 공정이 동시에 처리된 뒤 낱개로 상호 분리될 수 있다.
전기 화학적 센서(400)는 베이스층(410)이 서로 연결되어 센서 어레이를 형성할 수 있다. 전기 화학적 센서(400)는 하나의 베이스층(410) 위에 각 센서별 전도층(412) 형성, 레이저 에칭 등에 의한 트렌치(420) 형성 중 적어도 하나가 수행될 수 있다. 절연층(416) 및 선택적 투과층(418) 형성도 한꺼번에 수행될 수 있다.

Claims (20)

  1. 체내의 분석물과 반응하는 다수의 전극이 형성된 원위부와 상기 전극에 연결되는 센서 패드가 형성된 근위부를 포함하는 전기 화학적 센서;
    전원부, 통신부, 제어부 중 적어도 하나가 형성된 메인 기판, 상기 메인 기판이 내부에 수납되는 하우징을 포함하고, 피부에 부착되는 트랜스미터; 를 포함하고,
    바늘의 길이 방향을 따라 노출된 부분에 상기 전기 화학적 센서의 원위부가 배치되며,
    피부가 상기 바늘에 의하여 절개된 후에 상기 전기 화학적 센서의 원위부가 체내에 삽입되고,
    상기 전기 화학적 센서는 상기 바늘없이 단독으로 피부를 관통하는 것이 불가능할 정도의 유연성을 갖고,
    상기 전기 화학적 센서는 플렉서블한 베이스층, 상기 베이스층 위에 적층되는 전도층, 상기 전도층 위에 부착되는 절연층을 포함하는 연속식 분석물 측정기.
  2. 제1 항에 있어서,
    상기 전기 화학적 센서의 두께는 300 마이크로미터 이하인 연속식 분석물 측정기.
  3. 제1 항에 있어서,
    상기 베이스층 또는 절연층의 두께는 100 마이크로미터 이하이며,
    상기 전도층의 두께는 10 마이크로미터 이하인 연속식 분석물 측정기.
  4. 제1 항에 있어서,
    상기 전극과 센서 패드를 각각 연결하는 리드는, 상기 전극 및 센서 패드와 마찬가지로 상기 전도층의 일부를 수직 방향으로 절개한 것인 연속식 분석물 측정기.
  5. 제1 항에 있어서,
    상기 전극과 센서 패드를 각각 연결하는 리드가 상기 전도층에 형성되며,
    상기 전기 화학적 센서의 폭은 600 마이크로미터 이하이고, 상기 전기 화학적 센서의 길이는 3cm 이하이며,
    상기 전극의 폭 및 센서 패드의 폭은 500 마이크로미터 이하이고,
    상기 리드의 폭은 150 마이크로미터 이하이며,
    상기 전기 화학적 센서의 윈위부의 일면에 적어도 2개의 전극과 적어도 2개의 리드가 형성되는 연속식 분석물 측정기.
  6. 제1 항에 있어서,
    상기 전도층은 상기 베이스층에 금속을 스퍼터링하여 형성되는 연속식 분석물 측정기.
  7. 제1 항에 있어서,
    상기 전도층은 상기 전극의 가장자리 경계 및 센서 패드의 가장자리 경계가 형성되기 전에, 상기 베이스층의 노출 면적 전체에 걸쳐 금속이 스퍼터링된 것인 연속식 분석물 측정기.
  8. 제1 항에 있어서,
    상기 전도층은 상기 전극의 가장자리 경계 및 센서 패드의 가장자리 경계가 형성되기 전에, 상기 베이스층의 노출 면적 전체에 걸쳐 금속이 스퍼터링된 것이고,
    상기 전도층이 적층된 이후에, 상기 전극의 가장자리 경계 및 센서 패드의 가장자리 경계가 형성되며,
    상기 전극의 가장자리 경계 및 센서 패드의 가장자리 경계가 형성된 이후에 상기 절연층이 부착되고,
    상기 전도층, 전극, 및 센서 패드의 두께는 모두 동일한 연속식 분석물 측정기.
  9. 제1 항에 있어서,
    상기 전도층은 상기 베이스층의 노출 면적 전체에 걸쳐 금속이 스퍼터링된 것이고,
    상기 전도층이 적층된 이후에, 상기 전기 화학적 센서의 가장자리를 따라 상기 전도층의 일부를 절개하며,
    상기 전기 화학적 센서의 가장자리에는 상기 베이스층 위에 상기 절연층이 부착되고,
    상기 전기 화학적 센서의 가장자리 안쪽 부분에는 상기 베이스층 위에 적층된 전도층 위에 상기 절연층이 부착되는 연속식 분석물 측정기.
  10. 제1 항에 있어서,
    상기 전극 및 센서 패드는 상기 전도층에 레이저를 조사하여 상기 전도층의 일부를 제거하는 레이저 에칭 방식으로 형성되는 연속식 분석물 측정기.
  11. 제1 항에 있어서,
    상기 전극 및 센서 패드가 외부로 노출되도록 상기 전극 및 센서 패드에 대응되는 상기 절연층의 일부가 제거된 상태에서, 상기 절연층이 상기 전도층 위에 접착되는 연속식 분석물 측정기.
  12. 제1 항에 있어서,
    상기 베이스층의 일부를 절개한 비아홀이 형성되며,
    상기 전도층은 상기 베이스층의 상면, 비아홀의 표면, 배면을 따라 이음매없이 연속되는 동일한 금속 재질로 적층되는 연속식 분석물 측정기.
  13. 제1 항에 있어서,
    상기 전도층에 조사되는 레이저로 상기 전도층의 일부를 제거하는 레이저 에칭에 의해 상기 전도층에는 서로 분리되는 복수의 전도성 아일랜드가 형성되고,
    상기 각각의 전도성 아일랜드는 폐곡면을 이루는 연속식 분석물 측정기.
  14. 제1 항에 있어서,
    상기 전도층에 조사되는 레이저로 상기 전도층의 일부를 제거하는 레이저 에칭에 의해 상기 전도층에는 트렌치가 형성되고,
    상기 트렌치는 상기 전도층에 음각으로 새겨지는 연속식 분석물 측정기.
  15. 제1 항에 있어서,
    상기 전도층에 조사되는 레이저로 상기 전도층의 일부를 제거하는 레이저 에칭에 의해 상기 전도층에는 트렌치가 형성되고,
    상기 트렌치의 폭은 2 내지 200 ㎛ 이며,
    상기 트렌치의 높이는 상기 전도층의 두께와 동일한 연속식 분석물 측정기.
  16. 제1 항에 있어서,
    상기 전도층에 조사되는 레이저로 상기 전도층의 일부를 제거하는 레이저 에칭에 의해 상기 전도층에는 트렌치가 형성되고,
    상기 레이저를 조사하는 레이저 헤드가 복수회 이동하고 상기 레이저 에칭을 복수회 시행하며 상기 트렌치의 폭이 증가되는 연속식 분석물 측정기.
  17. 제1 항에 있어서,
    상기 전도층에 조사되는 레이저로 상기 전도층의 일부를 제거하는 레이저 에칭에 의해 상기 전도층에는 서로 분리되는 복수의 전도성 아일랜드가 형성되고,
    상기 전도성 아일랜드는 상기 절연층의 절개된 부분을 통하여 상기 전극 및 센서 패드에 해당하는 부분이 외부로 노출되는 전도성 아일랜드와, 외부로 노출되는 부분이 없도록 상기 절연층으로 모두 커버되는 더미부를 포함하는 연속식 분석물 측정기.
  18. 제1 항에 있어서,
    상기 전기 화학적 센서는 상기 근위부와 원위부를 상호 연결하고, 상기 근위부와 원위부 사이에 배치되며, 플렉서블하게 휘어지는 벤딩부를 포함하고,
    상기 전도층에는 상호 분리된 복수의 전도성 아일랜드가 형성되고,
    상기 원위부에서 체내 분석물과 전기화학적 반응을 통해 발생한 전류는 상기 베이스층 상에 형성된 리드를 따라 상기 근위부의 센서 패드로 연결되며,
    상기 근위부의 전도성 아일랜드에는 상기 센서 패드가 배치되고, 상기 벤딩부의 전도성 아일랜드에는 리드가 배치되며, 상기 원위부의 전도성 아일랜드에는 전극이 배치되는 연속식 분석물 측정기.
  19. 제1 항에 있어서,
    상기 절연층에는 관통하는 개구부가 형성되고,
    상기 개구부는 상기 센서 패드를 외부로 노출시키는 근위 개구부, 및 상기 전극을 외부로 노출시키는 원위 개구부를 포함하며,
    상기 개구부에 선택적 투과층이 도포되고,
    상기 선택적 투과층의 재질은 상기 전극과 전기화학적 반응하고자 하는 체내 분석물의 종류에 따라 결정되며,
    상기 전극이 기준 전극인 경우, 상기 선택적 투과층은 Ag/AgCl 을 포함하고,
    상기 전극이 작업 전극인 경우, 상기 선택적 투과층은 중기공성(mesoporous) 특징을 가지고, 상기 선택적 투과층은 백금을 포함하는 연속식 분석물 측정기.
  20. 제1 항에 있어서,
    복수의 전기 화학적 센서가 반복 배치된 어레이 형태로 센서 제조 공정이 동시에 처리된 뒤, 각각의 전기 화학적 센서로 상호 분리되는 연속식 분석물 측정기.
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