WO2024014923A1 - 연속식 분석물 측정기 및 국부 가열부에 의한 전기 화학적 센서 부착 방법 - Google Patents

연속식 분석물 측정기 및 국부 가열부에 의한 전기 화학적 센서 부착 방법 Download PDF

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WO2024014923A1
WO2024014923A1 PCT/KR2023/010099 KR2023010099W WO2024014923A1 WO 2024014923 A1 WO2024014923 A1 WO 2024014923A1 KR 2023010099 W KR2023010099 W KR 2023010099W WO 2024014923 A1 WO2024014923 A1 WO 2024014923A1
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sensor
pad
electrochemical sensor
substrate
local heating
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PCT/KR2023/010099
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박준영
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주식회사 유엑스엔
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    • A61B2562/164—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted in or on a conformable substrate or carrier

Definitions

  • the present invention relates to a continuous analyte measuring device to which a flexible electrochemical sensor is attached and a method of attaching the electrochemical sensor using a local heating unit.
  • 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.
  • a method of inserting the proximal part into the connector of the main board a method of integrating the proximal part with the main board with a conductive fixing member (metal rivet, etc.), a method of sandwiching the proximal part into the main board. etc. can be used.
  • Electrochemical sensors must have good flexibility, small size, small width, and thin thickness to relieve pain when inserted into the body and reduce foreign body sensation when worn. Electrochemical sensors must be flexible and thin enough that they cannot be inserted into the skin alone without a needle to relieve pain and reduce the sensation of a foreign body.
  • the electrochemical sensor of the present invention may include a flexible base layer to relieve pain and reduce foreign body sensation.
  • the present invention maintains a molten state of the soldering paste by locally heating the proximal sensor pad and substrate pad without causing thermal damage to the base layer of the electrochemical sensor, the proximal sensor pad, the main substrate, and the substrate pad of the main substrate. You can get it.
  • 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 comprising a main board in which at least one of a power supply unit, a communication unit, and a control unit is surface mounted, and a housing in which the main board is stored, where a board pad is formed on the main board and the housing is attached to the skin.
  • a local heating unit is provided to locally heat a predetermined area of the sensor pad and the substrate pad facing each other, and the local heating unit heats at least one of the sensor pad, the main substrate, the substrate pad, and the soldering paste in a non-contact manner. It can be heated by.
  • the local heating unit may heat at least one of the sensor pad, main board, substrate pad, and soldering paste using an induced magnetic field generated by a coil.
  • the local heating unit may include a laser head that irradiates a laser to at least one of the sensor pad, main substrate, substrate pad, and soldering paste.
  • the base layer or main substrate of the electrochemical sensor includes a transparent material through which the laser passes, and a third through hole through which the laser passing through the base layer passes is formed in the sensor pad.
  • a fourth through hole through which the laser passing through the main substrate passes may be formed.
  • a continuous analyte measuring device that continuously measures an analyte in the body includes an electrochemical sensor and a transmitter attached to the skin together with the electrochemical sensor, wherein the electrochemical sensor includes, It includes a distal part formed with a plurality of electrodes that react with analytes in the body, a proximal part formed with a sensor pad connected to the electrodes, and an intermediate part located between the distal part and the proximal part, and the transmitter includes at least one of a power source unit, a communication unit, and a control unit.
  • It includes a main board, one of which is surface mounted and has board pads formed thereon, a housing in which the main board is stored, and applying soldering paste to at least one of the sensor pad and the board pad; Forming a primary joint by compressing the sensor pad and the substrate pad facing each other with the soldering paste therebetween; heating a predetermined area where the electrochemical sensor and the main board where the first junction is formed face each other with a local heater; A soldering step of forming a secondary joint by melting the soldering paste of the primary joint by the local heating unit; It includes, and the electrochemical sensor and the main board can be completely coupled by the secondary junction.
  • a membrane is applied to the electrochemical sensor, and the local heating unit can heat a predetermined area where the electrochemical sensor and the main substrate face each other in a non-contact manner at a location spaced apart from the membrane.
  • the electrochemical sensor of the present invention does not come into contact with the human body only momentarily by analyzing body blood, but can remain invasive into the human body along with a needle for a significant period of several days to tens of days. Accordingly, transmitters and electrochemical sensors attached to the skin may have problems with waterproofing in everyday life such as in the shower, and problems with reduced contact due to movement, vibration, shock, etc. of the attachment part of the human body.
  • the electrochemical sensor of the present invention has a small thickness and size, and can relieve pain when at least part of the distal part invades the human body and reduce the sensation of a foreign body.
  • the electrochemical sensor of the present invention may have a thin thickness of tens or hundreds of micrometers or less and may have a small size.
  • the proximal part When electrically connected to the main board by a physical insertion method such as a connector, the proximal part may be damaged or the rigidity of the proximal part may be weak, making insertion impossible.
  • the electrochemical sensor is an enzyme type
  • the enzyme is thermally destroyed, so soldering by overall heating may be impossible.
  • enzyme-type sensors there is a problem with other complex processes such as ZEBRA rubber, which is alternately laminated with elastomer and conductive layers, and ACF, which is impregnated with conductive balls, to replace soldering by overall heating.
  • the proximal part of the present invention can be firmly electrically connected to the main board by soldering using a local heating unit.
  • the present invention does not heat the entire sensor, but has a local heating unit that locally heats only the portion where the sensor pad and the substrate pad face each other. Therefore, even if the sensor of the present invention is an enzyme-type sensor, a metallic paste is used during soldering by the local heating unit. It has the advantage of minimizing thermal damage to the formed sensor pattern or membrane.
  • the sensor of the present invention is a special non-enzymatic sensor that forms a conductive layer by sputtering metal, there is no need to worry about thermal deformation of the metal pattern forming the conductive layer. Thermal strain is likely to occur in membranes over electrodes containing organic substances, enzymes, or metallic pastes. Therefore, heating only the sensor pad with the local heating unit of the present invention can be a fundamental technology that can solder not only the metal pattern and metallic conductive layer of the non-enzymatic sensor, but also the membrane that has the possibility of thermal deformation without applying any heat stress. there is.
  • FIG. 1 is a cross-sectional side view of the inserter and transmitter of the present invention.
  • Figure 2 is a perspective view of the needle and electrochemical sensor of the present invention.
  • Figure 3 is a plan view of Figure 2.
  • FIG. 4 is an explanatory diagram of the enzyme-type sensor of the present invention.
  • Figure 5 is an explanatory diagram of the base layer, conductive layer, and insulating layer of the non-enzymatic sensor of the present invention.
  • Figure 6 is an explanatory diagram of a trench, which is a pattern of the electrochemical sensor of the non-enzymatic sensor of the present invention.
  • Figure 7 is a side view and a top view of the electrochemical sensor of the non-enzymatic sensor of the present invention.
  • Figure 8 is a top view of an array of multiple electrochemical sensors of the present invention.
  • Figure 9 is an exploded perspective view of one embodiment of the transmitter structure of the present invention.
  • Figure 12 is a plan view of another embodiment of the proximal portion of the present invention.
  • Figure 13 is an example of a local heating unit of the present invention and explains non-contact induction heating.
  • CGMS continuous glucose monitoring system
  • the electrochemical sensor 400 of the present invention can be attached to the skin together with the transmitter 200.
  • the transmitter 200 may process the analyte signal measured by the electrochemical sensor 400 to generate analyte data and wirelessly transmit the analyte data to an external terminal.
  • External terminals including mobile devices, can continuously monitor and diagnose analyte data.
  • 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.
  • proximal part 402 One end of the electrochemical sensor 400 connected to the main board 202 of the transmitter 200 may be referred to as the proximal part 402, and the other end of the electrochemical sensor 400 that invades the body may be referred to as the distal part 406. You can.
  • the flexibly bent portion between the proximal portion 402 and the distal portion 406 may be referred to as the folded portion 405.
  • 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 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 needle 300 may be fixed to the needle handle 310.
  • the needle handle 310 can be attached to or detached from the driving unit 102.
  • the driving unit 102 may drive the needle handle 310 to move the needle 300.
  • 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 for processing analyte data, a wireless communication unit for wirelessly transmitting data measured by the electrochemical sensor 400, and analysis. At least one of the operational amplifiers that amplify the water signal may be surface mounted. The current output from the working electrode may have a concentration near the electrode 424. The controller may control the electrical potential between the working electrode and the reference electrode.
  • a power supply such as a battery required to measure the glucose concentration in the distal part 406, a control unit for processing analyte data, a wireless communication unit for wirelessly transmitting data measured by the electrochemical sensor 400, and analysis.
  • At least one of the operational amplifiers that amplify the water signal may be surface mounted.
  • the current output from the working electrode may have a concentration near the electrode 424.
  • the controller may control the electrical potential between the working electrode and the reference electrode.
  • the sensor pad 428 formed on one side of the electrochemical sensor 400 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 substrate pad 612 electrically connected to the sensor pad 428 may be formed on the main substrate 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 inserter 100 With the end 104 of the inserter 100 in contact with the skin, the inserter 100 may be fixed on the skin.
  • the inserter 100 corresponds to the fixed part, and the needle 300 or transmitter, which corresponds to the moving part, can be raised and lowered by the driving part 102.
  • 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.
  • FIG. 1 may show a first embodiment of a transmitter 200 in which an electrochemical sensor 400 and a needle are coupled to penetrate the transmitter 200.
  • FIG. 9 may show a second embodiment of the transmitter 200 in which the electrochemical sensor 400 and the needle are coupled to penetrate the transmitter 200.
  • the first embodiment may be a case in which a needle through hole is formed in the upper housing 210 and the lower housing 220 of the transmitter 200.
  • the needle sequentially passes through the through hole formed in the upper housing 210 of the transmitter 200 and the through hole formed in the lower housing 220, and when separated, the needle passes through the through hole in the opposite order and transmits the transmitter (200). ) is separated from.
  • the electrochemical sensor 400 is exposed to a through hole to align with the needle.
  • an outer sealing member is required at the joint between the upper housing 210 and the lower housing 220 located on the outer periphery of the transmitter 200, and the joint between the upper housing 210 and the lower housing 220 located at the through hole.
  • An inner circumferential sealing member is required, and a sensor sealing member may be needed at a portion where the electrochemical sensor 400 is exposed through the through hole.
  • the second embodiment may be a case where a depression 204 is formed by recessing the side of the transmitter 200.
  • a depression 204 is formed by recessing the side of the transmitter 200.
  • one outer sealing member is sufficient and an inner sealing member may not be necessary.
  • the internal space of the transmitter 200 is greatly expanded even if the transmitter 200 has the same diameter.
  • the expanded space can extend the service life and reduce the user's transmitter replacement costs by installing a large capacity battery.
  • 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 spaced apart from the needle 300 so as to be inside the opening 306 during invasion into the body.
  • the distal portion 406 and the proximal portion 402 may lie in different planes with a predetermined angle (eg, 90 degrees).
  • the bending direction of the folded portion 405 may coincide with the direction in which the needle 300 is opened 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 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 may include a center wall portion 302 that guides the electrochemical sensor 400 and a side wall portion 304 that prevents the electrochemical sensor 400 from being separated from the needle 300.
  • 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 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.
  • 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.
  • Figure 7 may show the structure of the electrochemical sensor 400 of the present invention.
  • FIG. 7 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.
  • An electrode 424 that can be inserted into the body and undergo 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 one or more reference electrodes. 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.
  • 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 changed to secure space for the three or more electrodes and the leads 426 connected to them in terms of analyte data.
  • a predetermined width for example, 600 ⁇ m
  • the width of the distal part 406 is changed to secure space for the three or more electrodes and the leads 426 connected to them in terms of analyte data.
  • 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 4 may illustrate an enzyme-type sensor as an embodiment of the present invention.
  • the electrochemical sensor 400 of the present invention it can be compared with FIGS. 5 and 6, which illustrate a non-enzymatic sensor.
  • Figure 4 illustrates the case of forming two electrodes, a first electrode (62a) and a second electrode (64a), of the enzyme-type sensor of the present invention.
  • a first electrode layer 62, a first insulating layer 63, a second electrode layer 64, and a second insulating layer 65 may be laminated in that order on the base layer 61 forming the body of the sensor 100. there is.
  • 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 used 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 first electrode layer 62 and the second electrode layer 64 may be formed by printing a metallic paste on a layer corresponding to an insulating layer or a dielectric layer.
  • the components and structure of the metallic paste may be those used in an enzyme reaction type blood glucose meter.
  • the planes on which the first electrode layer and the second electrode layer are disposed may be different, and the components of the applied metallic paste may vary depending on the type of electrode.
  • the components of the applied metallic paste may vary depending on the type of electrode.
  • the present invention does not heat the entire sensor, but has a local heating unit that locally heats only the portion where the sensor pad and the substrate pad face each other, so even if it is an enzyme-type sensor, the metallic paste is not thermally damaged during soldering by the local heating unit 50. There is an advantage to not having it.
  • the conductive layer of the electrochemical sensor is formed with the same metal surface by a method such as metal sputtering, so when reflowed to the local heating unit 450, there is no thermal damage to the conductive layer of the sensor. It has the fundamental advantage of preventing heat damage to the membrane without causing heat damage.
  • the non-enzymatic electrochemical sensor 400 of the present invention may include a flexible base layer 410 that can be bent when invading 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 substrate pad of the main substrate 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 membrane may include a selectively transparent layer (418).
  • the membrane may include at least one of organic materials, metal particles, metallic paste, and enzymes.
  • 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 selective transmission layer 418 which is a type of membrane, 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.
  • Figure 6 is a detailed explanation of the trench 420 of the conductive layer 412 of the non-enzymatic sensor.
  • FIG. 6 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 8 shows a sensor array for manufacturing a plurality of electrochemical sensors 400 at once. To repeatedly form the selective transmission layer, 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 thus 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 or 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.
  • the electrochemical sensor 400 has a small thickness and size, and can relieve pain when at least a portion of the distal part 406 invades the human body and reduce the sensation of a foreign body.
  • the electrochemical sensor 400 may have a thin thickness of tens or hundreds of micrometers or less, and due to its small size, it may be difficult to be firmly fixed and connected to the main board 202 by a physical insertion method such as inserting a connector. .
  • the soldering paste position of the proximal part 402 of the present invention is heated by the local heating part 450 while facing the main board 202 on which component mounting is completed, thereby preventing damage to the electrochemical sensor 400. It can be connected electrically without any heat damage.
  • Figure 10 shows the electrochemical sensor 400 and the main board 202 spaced apart from each other before soldering
  • Figure 11 shows the electrochemical sensor 400 in contact with the main board 202 during or after soldering. It may indicate a state.
  • a sensor manufacturing process may be performed simultaneously in an array in which a plurality of electrochemical sensors 400 are repeatedly arranged, and then the electrochemical sensors 400 may be separated from each other.
  • the proximal portion 402 of the separated electrochemical sensor 400 may be attached to the main board 202 by soldering using soldering paste 440.
  • the melting temperature of the soldering paste 440 is the conductive layer 412, the base layer 410, and the electrochemical sensor 400 forming the sensor pad 428. ) may be set lower than the melting temperature of the membrane attached to the membrane, the selective transmission layer 418, the substrate pad 203, and the components surface mounted on the main substrate 202.
  • the electrochemical sensor 400 may be manufactured in a plurality of arrays and then separated individually. Before the individually separated electrochemical sensors 400 are attached to the main board 202 of the transmitter 200, all processes applied to the electrochemical sensors 400 may have been performed. Accordingly, all processes related to the electrochemical sensor 400 can be completed by simply attaching the electrochemical sensors 400 individually separated from the array to the main board 202 by soldering.
  • a dispenser that can move in three-dimensional space coordinates is predetermined on at least one of the sensor pad 428 of the electrochemical sensor 400 and the substrate pad 203 of the main board 202. Soldering paste 440 can be applied to precise, minute positions. The fine position is the position of the sensor pad 428 or the position of the substrate pad 203.
  • a primary joint may be formed by pressing the sensor pad 428 and the substrate pad 203 that face each other with the soldering paste 440 in between.
  • the flow of the electrochemical sensor 400 and the main board 202 is suppressed by the primary joint and can be input into the local heating unit 450.
  • the main board 202 may have other components mounted on its surface before being put into the local heating unit 450.
  • the membrane applied to the electrode 424 in the distal portion 406 may include an optional transparent layer 418.
  • heat may not be applied to the membrane regardless of whether the electrochemical sensor 400 is enzymatic or non-enzymatic.
  • the selective transmission layer 418 may contain any number of analyte-reactive enzymes with high temperature deformability. This is because heat conduction of the electrochemical sensor 400 or the membrane by the local heating unit 450 is minimized.
  • the soldering temperature or reflow temperature of the local heating part may be set to a temperature at which the effectiveness of the enzyme of the membrane is destroyed.
  • the local heating unit 450 may locally heat the electrochemical sensor 400 and the main substrate 202 that are temporarily joined by the primary joint. Only the soldering paste 440 of the primary joint can be melted without heat conduction to other components attached to the main board 202 or to the membrane attached to the electrochemical sensor 400. The soldering paste 440 melted in the local heating unit 450 forms a secondary joint, and the electrochemical sensor 400 and the main board 202 can be completely coupled by the secondary joint.
  • the soldering paste 440 may be applied to the sensor pad 428 or the substrate pad 203 by dispensing or mask etching. When both the selectively transparent layer 418 and the soldering paste 440 are applied by dispensing, the process time can be shortened.
  • a local heating unit 450 may be provided that heats only the part where the sensor pad 428 and the substrate pad 203 face each other in a non-contact manner among all parts of the sensor.
  • the local heating unit 450 may heat at least one of the sensor pad 428, the substrate pad 203, and the soldering paste 440 using a non-contact method.
  • the local heating unit 450 increases the temperature of the base layer 410 or the main substrate 202 excluding the sensor pad 428 and the substrate pad 203. Rise can be minimized. Only the soldering paste 440 can be melted by the laser irradiated to a specific area.
  • the melting temperature of the soldering paste 440 is lower than the melting temperature of at least one of the conductive layer 412, the base layer 410, the substrate pad 203, and the main substrate 202 forming the sensor pad 428. It is desirable.
  • the base layer 410 can be heated to a first temperature
  • the sensor pad 428 can be heated to a second temperature
  • the main substrate 202 can be heated to a third temperature. may be, and the substrate pad 203 may be heated to the fourth temperature.
  • the melting temperature of the soldering paste may be set to be lower than the first to fourth temperatures. This temperature setting can prevent heat transferred from the molten soldering paste from causing thermal damage to surrounding components.
  • the melting temperature of the soldering paste 440 may be set in the range of 20 degrees to 300 degrees.
  • the base layer 410 may include polyimide (PI) or PET.
  • PI polyimide
  • PET PET
  • the melting temperature of the soldering paste 440 may be lower than the temperature that causes defects in the pattern 420 of the electrochemical sensor 400 connected to the sensor pad 428, and the temperature of the electrical circuit of the main board 202 It may be lower than the temperature that causes defects.
  • the heat generated during soldering decreases as the distance from the sensor pad 428 increases and may not affect other parts of the pattern 420 of the electrochemical sensor, and the heat generated during soldering may not affect other parts of the pattern 420 of the electrochemical sensor. ), it decreases as you move away from it, so it may not have any effect, such as defects, on other parts of the electric circuit.
  • the temperature that causes defects in the pattern 420 of the electrochemical sensor 400 may be the temperature that causes defects in the pattern 420 of the electrochemical sensor 400 even though the heat generated during soldering gradually decreases.
  • the temperature that causes a defect in the electric circuit on the main board 202 may be a temperature that causes a defect in the electric circuit in the main board 202 even though the heat generated during soldering gradually decreases.
  • the electrochemical sensor 400 soldered to the main board 202 may be individually separated and inserted in an array state after the sensor manufacturing process has been performed. That is, the electrochemical sensor 400 separated from the array may be in a state in which all processes applied to the electrochemical sensor 400, in addition to being attached to the main substrate 202, have been performed.
  • the sensor manufacturing process in which a plurality of electrochemical sensors 400 are performed in an array form includes a conductive layer step of stacking a conductive layer 412 on the flexible base layer 410 of the electrochemical sensor 400, and a distal portion 406.
  • a double-sided electrode is formed, a via-hole step in which a via-hole penetrating the base layer 410 is formed, an insulating layer step in which the insulating layer 416 is attached to the conductive layer 412, and a conductive layer 412 ), a trench step of forming the trench 420, which is the pattern of the electrochemical sensor 400, a heat treatment step performed after the conductive layer step or the insulating layer step as needed, and dispensing into the opening 422 of the insulating layer 416.
  • At least one of the membrane steps of applying the selectively transparent layer 418 may be included, or the like.
  • the main board 202 may have other components 203a and 203b already installed before soldering.
  • Other components may include a control unit including a signal amplifier, an operation unit, a storage unit, etc., a communication unit including a Bluetooth chip and an antenna, and other resistors, condensers, etc.
  • the selective transmission layer 418 applied to the electrode 424 of the distal portion 406 includes an enzymatic blood glucose group containing a temperature-sensitive analyte-reactive enzyme, and a non-enzymatic blood glucose group. It can be used on all blood sugar monitors.
  • Figure 12 shows an embodiment of the electrochemical sensor 400.
  • the arrangement of the proximal part 402 may not be affected by the shape or coupling conditions of ZEBRA or ACF, which are connection means.
  • the proximal portion 402 can have various shapes and the shape of the proximal portion 402 can be freely designed.
  • the proximal portion 402 Since the proximal portion 402 is electrically connected to the main board 202, restrictions may be placed on its structure and design. For example, when the sensor pad 428 of the proximal portion 402 is inserted into the connector through a physical method such as sandwiching, the shape of the proximal portion 402 may be restricted depending on the structure of the connector into which it is inserted or sandwiched. There may be a limitation that the sensor pad 428 must belong to one plane.
  • the electrochemical sensor 400 and the main board 202 are attached by a straight type connection means such as a conductive patch containing ZEBRA or ACF or a compressive tape, restrictions will be placed on the arrangement of the sensor pad 428. You can.
  • the planes where the sensor pad 428 and the main board 202 meet can be formed differently, and the attachment height or location can be free depending on the three-dimensional shape of the board pad 203.
  • Figure 13 shows an example of non-contact soldering of the present invention, in which the local heating unit 450 performs soldering by an induced magnetic field generated by a coil.
  • the local heating unit 450 uses the induced magnetic field generated by the coil 464 to heat at least one of the sensor pad 428, the substrate pad 203, and the soldering paste 440. It can be heated.
  • the soldering paste 440 may contain a magnetic material so that it can be heated by an induced magnetic field generated by the coil 464.
  • the local heating unit 450 includes a coil 464 that generates an induced magnetic field, a magnetic material 466 that guides the shape or direction of the magnetic field generated by the coil 464, and a coil 464 and a magnetic material 466. It may include at least one of a moving head 460 and a moving means 462 that moves the moving head 460 along three axes: x-axis, y-axis, and z-axis.
  • soldering portion can be locally heated at room temperature, and the soldering process can be confirmed with the naked eye or a camera from the surrounding area. Soldering may be possible immediately after dispensing and chip mounting, and practical 3D soldering may be possible.
  • Soldering time can be shortened compared to the soldering method in which the sensor and main board are placed in a chamber and the entire thing is reflowed.
  • the equipment installation space of the local heating unit 450 may be very small. Soldering of the main board and sensor may be possible even when plastic parts with low heat resistance are mounted on the main board, allowing a wide selection of electrical components to be mounted on the main board.
  • soldering paste melts by applying only a small amount of heat that can be touched immediately after soldering, a separate cooling process may not be necessary.
  • Local heating 450 may have very low power consumption. There may be fewer soldering voids. Soldering may be possible even with plating containing Ni and having poor solder wettability.
  • 14 and 15 show another example of non-contact soldering of the present invention, in which the local heating unit 450 performs soldering by laser irradiation.
  • the local heating unit 450 may include a laser head 490 that irradiates a laser to at least one of the sensor pad 428, the soldering paste 440, and the substrate pad 203.
  • the melting temperature of the soldering paste 440 may be lower than the melting temperature of the sensor pad 428 and the substrate pad 203.
  • a first through hole 471 through which the laser passes may be formed in the base layer 410 and the sensor pad 428.
  • a second through hole 472 through which the laser passes may be formed in the main substrate 410 and the substrate pad 428.
  • the laser may be reflected from the base layer 410 before reaching the soldering paste 440.
  • the sensor pad 428 which is a metal thin film formed by sputtering, can reflect a laser.
  • the base layer 410 or the sensor pad 428 is a light-reflective material or a material with low laser transparency, the laser can reach the soldering paste 440 without being blocked by the first through-hole 471. there is.
  • the second through hole 472 can also be described in the same way as the first through hole 471.
  • a third through hole 473 through which the laser that has passed through the base layer 410 passes may be formed in the sensor pad 428.
  • a fourth through hole 474 may be formed in the substrate pad 203 through which the laser that has passed through the main substrate 202 passes.
  • the base layer 410 of the electrochemical sensor 400 is a transparent material or a material with high laser transparency, and the conductive layer 412 formed by metal sputtering is a metal with low laser transparency such as gold, the laser is applied to the soldering paste ( It may reflect off the sensor pad 428 before reaching 440).
  • the laser can reach the soldering paste 440 without being blocked.
  • the fourth through hole 474 can also be described in the same way as the third through hole 473.

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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 표면 실장된 메인 기판을 구비하고, 상기 메인 기판이 내부에 수납되는 하우징을 포함하며, 여기서 상기 메인 기판에는 기판 패드가 형성되고 상기 하우징은 피부에 부착되는, 트랜스미터; 를 포함하고, 바늘과 상기 원위부가 함께 체내 삽입된 상태에서, 상기 분석물에 대한 측정이 수행되며, 피부가 상기 바늘에 의하여 절개된 후에 상기 전기 화학적 센서의 원위부가 체내에 삽입되고, 상호 대면된 상기 센서 패드와 상기 기판 패드 사이의 솔더링 페이스트가 용융되면 상기 전기 화학적 센서와 메인 기판의 전기적 연결 및 물리적 연결이 완료될 수 있다.

Description

연속식 분석물 측정기 및 국부 가열부에 의한 전기 화학적 센서 부착 방법
본 발명은 플렉서블한 전기 화학적 센서가 부착되는 연속식 분석물 측정기 및 국부 가열부에 의한 전기 화학적 센서의 부착 방법에 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.
센서와 트랜스미터의 메인 기판 간의 전기적 연결을 위해, 근위부를 메인 기판의 커넥터에 삽입하는 방법, 근위부를 메인 기판에 도전성 고정부재(금속 리벳 등)로 일체화시키는 방법, 근위부를 메인 기판에 샌드위칭하는 방법 등이 이용될 수 있다.
한편, 전기 화학적 센서는 체내 삽입시 통증 완화 및 착용 이물감 감소 등을 위해 유연성이 좋고, 크기가 작고, 폭이 작으며, 두께가 얇아야만 한다. 전기 화학적 센서는 바늘 없이 단독으로는 피부에 삽입 불가능할 정도로 유연하고 얇아야 통증 완화 및 이물감 감소를 달성할 수 있다.
이때, 전기 화학적 센서가 유연하고 두께 및 크기가 작을수록 메인 기판과 전기적 연결은 힘들어지며, 커넥터 삽입이 불가능하고, 접점 불량이 나기 쉽고, 접점의 물리적 접촉시 스크래치가 발생하거나 측정 불량이 될 수 있다.
본 발명의 전기 화학적 센서는 통증 완화 및 이물감 감소를 위해 플렉서블한 베이스층을 포함할 수 있다.
본 발명은, 전기 화학적 센서의 베이스층, 근위부의 센서 패드, 메인 기판, 및 메인 기판의 기판 패드에 열적 손상을 입히지 않으면서도, 근위부의 센서 패드 및 기판 패드를 국부 가열하여 솔더링 페이스트의 용융 상태를 얻을 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 표면 실장된 메인 기판을 구비하고, 상기 메인 기판이 내부에 수납되는 하우징을 포함하며, 여기서 상기 메인 기판에는 기판 패드가 형성되고 상기 하우징은 피부에 부착되는, 트랜스미터; 를 포함하고, 바늘과 상기 원위부가 함께 체내 삽입된 상태에서, 상기 분석물에 대한 측정이 수행되며, 피부가 상기 바늘에 의하여 절개된 후에 상기 전기 화학적 센서의 원위부가 체내에 삽입되고, 상호 대면된 상기 센서 패드와 상기 기판 패드 사이의 솔더링 페이스트가 용융되면 상기 전기 화학적 센서와 메인 기판의 전기적 연결 및 물리적 연결이 완료될 수 있다.
상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역을, 국부적으로 가열하는 국부 가열부가 마련되며, 상기 국부 가열부는, 상기 센서 패드, 메인 기판, 기판 패드, 및 솔더링 페이스트 중 적어도 하나를, 비접촉 방식에 의해 가열할 수 있다.
상기 국부 가열부는, 코일에 의해 생성되는 유도 자기장을 이용하여, 상기 센서 패드, 메인 기판, 기판 패드, 및 솔더링 페이스트 중 적어도 하나를 가열할 수 있다.
상기 국부 가열부는, 상기 센서 패드, 메인 기판, 기판 패드, 및 솔더링 페이스트 중 적어도 하나에 레이저를 조사하는 레이저 헤드를 포함할 수 있다.
상기 전기 화학적 센서의 베이스층 또는 메인 기판은 상기 레이저가 투과되는 투명한 재질을 포함하며, 상기 센서 패드에는 상기 베이스층을 투과한 상기 레이저가 관통되는 제3 관통홀이 형성되거나, 상기 기판 패드에는 상기 메인 기판을 투과한 상기 레이저가 관통되는 제4 관통홀이 형성될 수 있다.
본 발명의 센서 부착 방법에 따르면, 체내 분석물을 연속적으로 측정하는 연속식 분석물 측정기는, 전기 화학적 센서, 및 상기 전기 화학적 센서와 함께 피부에 부착되는 트랜스미터를 포함하고, 상기 전기 화학적 센서는, 체내의 분석물과 반응하는 다수의 전극이 형성된 원위부, 상기 전극에 연결되는 센서 패드가 형성된 근위부, 및 상기 원위부와 근위부 사이에 위치하는 중간부를 포함하며, 상기 트랜스미터는, 전원부, 통신부, 제어부 중 적어도 하나가 표면 실장되며 기판 패드가 형성된 메인 기판, 상기 메인 기판이 내부에 수납되는 하우징을 포함하고, 상기 센서 패드 및 기판 패드 중 적어도 하나에 솔더링 페이스트를 도포하는 단계; 상기 솔더링 페이스트를 사이에 두고 상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드를 압착하여 1차 접합부를 형성하는 단계; 상기 1차 접합부가 형성된 상기 전기 화학적 센서 및 메인 기판이 상호 대면되는 소정의 영역을 국부 가열부로 가열하는 단계; 상기 1차 접합부의 솔더링 페이스트가 상기 국부 가열부에 의하여 용융되면서 2차 접합부를 형성하는 솔더링 단계; 를 포함하고, 상기 2차 접합부에 의하여 상기 전기 화학적 센서 및 메인 기판이 완전히 결합될 수 있다.
상기 전기 화학적 센서에 멤브레인이 도포되고, 상기 국부 가열부는 상기 멤브레인으로부터 이격된 위치에서 상기 전기 화학적 센서 및 메인 기판이 상호 대면되는 소정의 영역을 비접촉식으로 가열할 수 있다.
본 발명의 전기 화학적 센서는, 체혈 분석 방식에 의해 순간적으로만 인체와 접촉하는 것이 아니라, 수일에서 수십일의 상당 기간동안 바늘과 함께 인체에 침습된 상태로 유지될 수 있다. 따라서, 피부에 부착된 트랜스미터와 전기 화학적 센서는 샤워 등의 생활 방수 문제, 인체 부착부위의 움직임, 진동, 충격 등으로 인한 접촉성 저하 문제가 대두될 수 있다.
침습된 원위부의 전극에서 혈당 등을 분석하는 동안 피부에 부착된 트랜스미터와 근위부의 전기적 연결이 유지되는 것이 중요하다. 잦은 진동 환경에 의해 얇은 두께와 작은 크기를 가진 전기 화학적 센서와 트랜스미터의 메인 기판 간의 전기적 접촉은 서로 이탈되거나 접촉 불량이 나기 쉬울 수 있다.
본 발명의 전기 화학적 센서는, 얇은 두께와 크기를 가져, 원위부 중 적어도 일부가 인체 침습시 통증을 완하시킬 수 있고, 이물감을 감소시킬 수 있다.
본 발명의 전기 화학적 센서는, 수십 또는 수백 마이크로미터 이하의 얇은 두께를 가질 수 있고, 작은 크기를 가질 수 있다. 커넥터 등의 물리적인 삽입 방식에 의해 메인 기판과 전기적 연결시, 근위부가 파손되거나 근위부의 강성이 약해서 삽입이 불가능할 수 있다.
전기 화학적 센서가 효소식인 경우 효소가 열적 파괴되므로, 전체 가열에 의한 솔더링이 아예 불가능할 수 있다. 효소식 센서의 경우, 전체 가열에 의한 솔더링을 대체하기 위하여, 엘라스토머와 전도층을 교대로 적층한 ZEBRA 고무, 도전성 볼이 함침된 ACF 등 복잡한 다른 공정에 의하는 문제점이 있다.
비효소식 센서에 있어서도 센서의 크기와 두께가 미소하므로 ZEBRA 고무나 ACF 등 복잡한 구조의 연결수단에 의존해야 하는 문제점은 여전할 수 있다.
FPC 형태, 베이스층이 PI인 형태, 베이스층이 PET인 형태의 전기 화학적 센서를 메인 기판과 SMT방식으로 연결하는 시도는 지금껏 이루어지지 않고 있다.
본 발명의 근위부는 국부 가열부에 의한 솔더링에 의해 견고하게 메인 기판에 전기적으로 연결될 수 있다.
본 발명은 센서를 전체적으로 가열하지 않고 센서 패드와 기판 패드가 대면되는 부분만 국부적으로 가열하는 국부 가열부를 구비하므로, 본 발명의 센서가 효소식 센서라 하더라도 국부 가열부에 의한 솔더링 작업시 금속성 페이스트로 이루어진 센서 패턴 또는 멤브레인의 열적 손상을 최소화하는 장점이 있다.
한편, 본 발명의 센서가 금속의 스퍼터링에 의해 전도층을 형성하는 특수한 방식의 비효소식 센서일 경우, 전도층을 이루는 금속 패턴은 열 변형을 염려하지 않아도 무방할 수 있다. 열 변형은 유기 물질, 효소, 금속성 페이스트를 함유하는 전극 위의 멤브레인에서 유발될 가능성이 높다. 따라서, 본 발명의 국부 가열부로 센서 패드만 가열하면 비효소식 센서의 금속 패턴, 금속성 전도층은 물론, 열 변형의 가능성이 있는 멤브레인조차 전혀 열 스트레스를 가하지 않고 솔더링할 수 있는 원천적인 기술이 될 수 있다.
도 1은 본 발명의 삽입기 및 트랜스미터의 측단면도이다.
도 2는 본 발명의 바늘 및 전기 화학적 센서의 사시도이다.
도 3은 도 2의 평면도이다.
도 4는 본 발명의 효소식 센서에 대한 설명도이다.
도 5는 본 발명의 비효소식 센서의 베이스층, 전도층, 및 절연층에 대한 설명도이다.
도 6은 본 발명의 비효소식 센서의 전기 화학적 센서의 패턴인 트렌치에 대한 설명도이다.
도 7은 본 발명의 비효소식 센서의 전기 화학적 센서의 측면도 및 평면도이다.
도 8은 본 발명의 복수의 전기 화학적 센서의 어레이의 평면도이다.
도 9는 본 발명의 트랜스미터 구조의 일 실시 예의 분해 사시도이다.
도 10 및 도 11은 본 발명의 솔더링에 대한 설명도이다.
도 12는 본 발명의 근위부의 다른 실시 예의 평면도이다.
도 13은 본 발명의 국부 가열부의 일 실시 예로서, 비접촉식 유도 가열을 설명한다.
도 14 및 15는 본 발명의 국부 가열부의 다른 실시 예로서, 비접촉시 레이저 가열을 설명한다.
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, 포도당 농도의 측정에 한정되지 않고 다른 분석물을 측정하는 연속식 분석물 측정 장치에도 확장 적용될 수 있다.
<삽입기 및 트랜스미터>
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 분석물 신호를 처리하여 분석물 데이터를 생성하고, 외부 단말기에 분석물 데이터를 무선 전송할 수 있다. 모바일 기기를 포함하는 외부 단말기는, 분석물 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.
트랜스미터(200)의 메인 기판(202)과 연결되는 전기 화학적 센서(400)의 일단을 근위부(402)라 할 수 있고, 체내로 침습되는 전기 화학적 센서(400)의 타단을 원위부(406)라 할 수 있다. 근위부(402)와 원위부(406) 사이에서 플렉서블하게 휘어지는 부분을 접힘부(405)라 할 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.
트랜스미터(200) 및 전기 화학적 센서(400)가 제2 위치에서 피부에 부착된 다음, 구동부(102)는 바늘(300)을 제2 위치에서 제3 위치로 후퇴시켜 바늘(300)을 트랜스미터(200) 및 전기 화학적 센서(400)로부터 분리할 수 있다.
바늘(300)은 바늘 핸들(310)에 고정될 수 있다. 바늘 핸들(310)은 구동부(102)에 착탈될 수 있다. 구동부(102)는 바늘 핸들(310)을 구동하여 바늘(300)을 이동시킬 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, 분석물 데이터를 처리하는 제어부, 전기 화학적 센서(400)에 의해 측정된 데이터를 무선 전송하는 무선 통신부, 및 분석물 신호를 증폭하는 연산 증폭기 중 적어도 하나가 표면 실장될 수 있다. 작업 전극에서 출력되는 전류는 전극(424) 부근의 농도일 수 있다. 제어부는 작업 전극과 기준 전극 사이의 전기적 전위를 제어할 수 있다.
전기 화학적 센서(400)의 일면에 형성된 센서 패드(428)는 메인 기판(202)과 대면할 수 있고, 전기 화학적 센서(400)의 타면은 트랜스미터(200)의 내부 공간에 노출될 수 있다. 센서 패드(428)와 전기적으로 연결되는 기판 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.
삽입기(100)의 단부(104)가 피부와 맞닿은 상태에서, 삽입기(100)가 피부 위에 고정될 수 있다. 삽입기(100)는 고정부에 해당하며, 이동부에 해당하는 바늘(300) 또는 트랜스미터는 구동부(102)에 의하여 승하강될 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.
도 1은 전기 화학적 센서(400) 및 바늘이 트랜스미터(200)를 관통하도록 결합되는 트랜스미터(200)의 제1 실시 예를 나타낸 것일 수 있다.
도 9는 전기 화학적 센서(400) 및 바늘이 트랜스미터(200)를 관통하도록 결합되는 트랜스미터(200)의 제2 실시 예를 나타낸 것일 수 있다.
도 1을 참조하면, 제1 실시 예는 트랜스미터(200)의 상부 하우징(210) 및 하부 하우징(220)에 바늘의 관통 구멍이 형성되는 경우일 수 있다. 삽입시 바늘은 트랜스미터(200)의 상부 하우징(210)에 형성된 관통 구멍 및 하부 하우징(220)에 형성된 관통 구멍을 차례로 통과하고, 분리시 바늘은 그 반대의 순서로 관통 구멍을 통과하며 트랜스미터(200)로부터 분리된다. 전기 화학적 센서(400)는 바늘에 정렬되도록 관통 구멍에 노출된다.
이때, 트랜스미터(200) 외주연에 위치한 상부 하우징(210)과 하부 하우징(220)의 이음부에 외주 실링 부재가 필요하고, 관통 구멍에 위치한 상부 하우징(210)과 하부 하우징(220)의 이음부에 내주 실링 부재가 필요하며, 관통 구멍을 통하여 전기 화학적 센서(400)가 노출되는 부분에 센서 실링 부재가 필요할 수 있다.
도 9를 참조하면, 제2 실시 예는, 트랜스미터(200)의 측면을 함몰시킨 함몰부(204)가 형성된 경우일 수 있다. 이 경우, 바늘이 통과되는 관통 구멍을 삭제하므로 외주 실링 부재 하나면 충분하고 내주 실링 부재가 필요없을 수 있다. 또한, 중앙의 관통 구멍을 형성하기 위한 상부 하우징(210)과 하부 하우징(220)의 기둥 구조도 필요하지 않다.
트랜스미터(200)의 제1 실시 예의 관통 구멍 및 관통 구멍 위치의 기둥 구조가 삭제되면 동일 직경의 트랜스미터(200)라 할지라도 트랜스미터(200)의 내부 공간이 크게 확장되는 효과가 있다. 확장된 공간은 배터리의 대용량 설치로 인하여 사용 수명을 연장할 수 있고 사용자의 트랜스미터 교체 비용이 경감될 수 있다. 한편, 전자 부품의 최적화 배치, 메인 기판의 설계 자유도를 얻을 수 있어서 성능 향상에도 이바지할 수 있다.
<바늘 및 전기 화학적 센서>
도 2 및 도 3을 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 이격될 수 있다.
원위부(406) 및 근위부(402)는 소정의 각도(예를 들어 90도)를 가지는 서로 다른 평면에 놓여질 수 있다. 접힘부(405)의 휘어지는 방향은 개방부(306)에 의해 바늘(300)이 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.
접힘부(405)는 바늘(300)의 내부가 외부로 개방되는 방향을 따라 휘어질 수 있다.
바늘(300)은 전기 화학적 센서(400)를 안내하는 중심벽부(302), 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.
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.
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.
<전기 화학적 센서>
도 4 내지 도 8을 참조하여, 본 발명의 전기 화학적 센서(400)에 대해 설명한다.
도 7은 본 발명의 전기 화학적 센서(400)의 구조에 대한 것일 수 있다.
도 7은 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.
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 7을 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, 분석물 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)을 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 4는 본 발명의 일 실시예로서, 효소식 센서를 설명하는 것일 수 있다. 본 발명의 전기 화학적 센서(400)의 다른 실시예로서 비효소식 센서를 설명한 도 5 및 도 6과 대비될 수 있다.
도 4는 본 발명의 효소식 센서의 제1 전극(62a) 및 제2 전극(64a)의 두 개의 전극을 형성하는 경우를 예시하였다. 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.
제1 전극층(62) 및 제2 전극층(64)은 절연층 또는 유전층에 해당하는 레이어 위에 금속성 페이스트를 인쇄 방식에 의해 형성될 수 있다. 금속성 페이스트의 성분 및 구조는 효소 반응 방식의 혈당기에서 이용되는 방식일 수 있다.
본 발명의 효소식 센서에서, 제1 전극층과 제2 전극층이 배치되는 평면은 다를 수 있고, 전극의 종류에 따라 도포되는 금속성 페이스트의 성분이 달라질 수 있다. 효소식 센서의 경우, 솔더링 페이스트의 용융을 위한 열에 의하여 손상이 발생할 염려가 다분하다. 만약, 본 발명의 국부 가열에 의하지 않고 전체 가열 방식에 의한 솔더링을 한다면, 절연층에 덮힌 금속성 페이스트는 물론 외부로 노출된 금속성 페이스트도 열변형될 문제점이 있다.
본 발명은 센서를 전체적으로 가열하지 않고 센서 패드와 기판 패드가 대면되는 부분만 국부적으로 가열하는 국부 가열부를 구비하므로 효소식 센서라 하더라도 국부 가열부(50)에 의한 솔더링 작업시 금속성 페이스트가 열 손상되지 않는 장점이 있다.
한편, 본 발명의 비효소식 센서의 경우, 전기 화학적 센서의 전도층은 금속 스퍼터링 등의 방식으로 동일한 금속면으로 형성되므로, 국부 가열부(450)로 리플로우하면 센서의 전도층의 열손상이 전혀 유발되지 않고, 멤브레인의 열 손상도 차단할 수 있는 근본적인 장점이 있다.
도 5를 참조하면, 본 발명의 비효소식 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)으로 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 기판 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. 멤브레인은 선택적 투과층(418)을 포함할 수 있다. 멤브레인은 유기 물질, 금속 입자, 금속성 페이스트, 효소 중 적어도 하나의 성분을 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.
멤브레인의 한 종류로서 선택적 투과층(418)은, 전극(424)과 반응하고자 하는 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 6은 비효소식 센서의 전도층(412)의 트렌치(420)에 대해 구체적으로 설명한 것이다.
도 6은 근위부(402)로부터 원위부(406)까지의 전체 전기 화학적 센서(400)를 모식적으로 도시한 것일 수 있다.
도 6을 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 8은 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 8을 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.
<전기 화학적 센서의 부착>
도 10 내지 도 15를 참조하여, 본 발명의 전기 화학적 센서(400) 및 메인 기판(202) 간의 솔더링 부착에 대해 설명한다.
전기 화학적 센서(400)는, 얇은 두께와 크기를 가져, 원위부(406) 중 적어도 일부가 인체 침습시 통증을 완하시킬 수 있고, 이물감을 감소시킬 수 있다.
전기 화학적 센서(400)는, 수십 또는 수백 마이크로미터 이하의 얇은 두께를 가질 수 있고, 작은 크기로 인해 커넥터 삽입 등의 물리적인 삽입 방식에 의해 메인 기판(202)에 단단히 고정연결되는 것은 어려울 수 있다.
이를 해결하기 위하여, 본 발명의 근위부(402)는 부품 실장이 완료된 메인 기판(202)과 대면된 상태에서 국부 가열부(450)에 의하여 솔더링 페이스트 위치만 가열됨으로써, 전기 화학적 센서(400)의 파손이나 열 손상없이 전기적으로 연결할 수 있다.
도 10 및 도 11은, 근위부(402)의 센서 패드(428)와, 메인 기판(202)의 기판 패드(203)가 서로 대면되고, 센서 패드(428)와 기판 패드(203) 사이에 솔더링 페이스트(440)이 위치한 상태에서, 솔더링이 진행되는 것일 수 있다.
도 10은 솔더링 전에 전기 화학적 센서(400)와 메인 기판(202)이 상호 이격된 상태일 수 있고, 도 11은 솔더링동안 또는 솔더링 후에, 전기 화학적 센서(400)가 메인 기판(202)에 접촉된 상태를 나타낸 것일 수 있다.
도 10 및 도 11을 참조하면, 복수의 전기 화학적 센서(400)가 반복 배치된 어레이 형태로 센서 제조 공정이 동시에 처리된 뒤, 각각의 전기 화학적 센서(400)로 상호 분리될 수 있다. 분리된 전기 화학적 센서(400)의 근위부(402)는 솔더링 페이스트(440)을 이용한 솔더링에 의해 메인 기판(202)에 부착될 수 있다.
본 발명의 국부 가열부(450)에 의한 솔더링을 위하여, 솔더링 페이스트(440)의 용융 온도는, 센서 패드(428)를 형성하는 전도층(412), 베이스층(410), 전기 화학적 센서(400)에 부착된 멤브레인, 선택적 투과층(418), 기판 패드(203), 및 메인 기판(202)에 표면 실장된 부품의 용융 온도보다 낮게 설정될 수 있다.
전기 화학적 센서(400)는 복수로 배열된 어레이 형태로 제조된 뒤 낱개로 분리될 수 있다. 낱개로 분리된 전기 화학적 센서(400)는, 트랜스미터(200)의 메인 기판(202)에 부착되기 전에, 전기 화학적 센서(400)에 가해지는 공정이 모두 수행된 상태일 수 있다. 따라서, 어레이에서 낱개로 분리된 전기 화학적 센서(400)는 메인 기판(202)에 솔더링 부착하는 공정만 거치면, 전기 화학적 센서(400)에 관한 모든 공정이 완료될 수 있다.
국부 가열부(450)에 의한 솔더링시, 전기 화학적 센서(400)의 센서 패드(428) 및 메인 기판(202)의 기판 패드(203) 중 적어도 하나에 3차원 공간 좌표로 이동 가능한 디스펜서로 미리 정해진 정확한 미세 위치에 솔더링 페이스트(440)를 도포할 수 있다. 미세 위치는 센서 패드(428)의 위치 또는 기판 패드(203)의 위치이다.
솔더링 페이스트(440)를 사이에 두고 상호 대면되는 센서 패드(428) 및 기판 패드(203)를 압착하여 1차 접합부를 형성할 수 있다. 전기 화학적 센서(400) 및 메인 기판(202)은 1차 접합부에 의하여 유동이 억제되며 국부 가열부(450)에 투입될 수 있다.
메인 기판(202)은 국부 가열부(450)에 투입되기 전에 다른 부품이 표면 실장된 상태일 수 있다.
원위부(406)의 전극(424)에 도포되는 멤브레인은 선택적 투과층(418)을 포함할 수 있다. 본 발명의 국부 가열부(450)를 사용하면 전기 화학적 센서(400)가 효소식이든 비효소식이든 상관없이 멤브레인에 열을 가하지 않을 수 있다.
따라서, 선택층 투과층(418)은 온도 변형성이 높은 분석물-반응성 효소를 얼마든지 포함할 수 있다. 국부 가열부(450)에 의한 전기 화학적 센서(400)나 멤브레인의 열전도가 최소화되기 때문이다.
본 발명의 멤브레인에 효소가 포함되는 경우, 국부 가열부의 솔더링 온도 또는 리플로우 온도는 멤브레인의 효소의 효능이 파괴되는 온도로 설정되어도 무방할 수 있다.
국부 가열부(450)는 1차 접합부에 의하여 가접합된 전기 화학적 센서(400) 및 메인 기판(202)을 국부적으로 가열할 수 있다. 메인 기판(202)에 부착된 다른 부품에 대한 열전도나 전기 화학적 센서(400)에 부착된 멤브레인에 대한 열전도없이 1차 접합부의 솔더링 페이스트(440)만 용융시킬 수 있다. 국부 가열부(450)에서 용융된 솔더링 페이스트(440)는 2차 접합부를 형성하며, 2차 접합부에 의하여 전기 화학적 센서(400) 및 메인 기판(202)은 완전히 결합될 수 있다.
솔더링 페이스트(440)는, 디스펜싱 또는 마스크 에칭에 의한 방법에 의해, 센서 패드(428) 또는 기판 패드(203)에 도포될 수 있다. 선택적 투과층(418) 및 솔더링 페이스트(440)이 모두 디스펜싱에 의해 도포되는 경우, 공정 시간이 단축될 수 있다.
센서의 전체 부분 중에서 센서 패드(428) 및 기판 패드(203)가 대면되는 부분만 비접촉으로 가열하는 국부 가열부(450)가 마련될 수 있다.
국부 가열부(450)는, 센서 패드(428), 기판 패드(203), 솔더링 페이스트(440) 중 적어도 하나를, 비접촉 방식에 의해 가열할 수 있다.
센서 패드(428)와 기판 패드(203) 간의 솔더링시, 국부 가열부(450)는 센서 패드(428)와 기판 패드(203)를 제외한 부분인 베이스층(410)이나 메인 기판(202)의 온도 상승을 최소화시킬 수 있다. 특정 영역에 조사되는 레이저에 의하여 솔더링 페이스트(440)만 용융될 수 있다.
솔더링 페이스트(440)의 용융 온도는, 센서 패드(428)를 형성하는 전도층(412), 베이스층(410), 기판 패드(203), 및 메인 기판(202) 중 적어도 하나의 용융 온도보다 낮은 것이 바람직하다.
국부 가열부(450)에 의해, 베이스층(410)은 제1 온도로 가열될 수 있고, 센서 패드(428)는 제2 온도로 가열될 수 있으며, 메인 기판(202)은 제3 온도로 가열될 수 있고, 기판 패드(203)는 제4 온도로 가열될 수 있다.
이때, 솔더링 페이스트의 용융 온도는, 제1 온도 내지 제4 온도보다 낮도록 설정될 수 있다. 이러한 온도 설정에 의하면 용융된 솔더링 페이스트에서 전해지는 열이 주변 부품을 열손상시키는 것을 방지할 수 있다.
솔더링 페이스트(440)의 용융 온도는 20도 내지 300도 범위로 설정될 수 있다.
베이스층(410)은 폴리이미드(PI) 또는 PET 등을 포함할 수 있다. 베이스층(410)에 열적 손상을 입히지 않으면서도 솔더링 페이스트(440)만 용융시키면, 센서 패드(428)와 기판 패드(203)가 솔더링될 수 있다.
또한, 솔더링 페이스트(440)의 용융 온도는, 센서 패드(428)와 연결되는 전기 화학적 센서(400)의 패턴(420) 불량을 초래하는 온도보다 낮을 수 있고, 메인 기판(202)의 전기 회로의 불량을 초래하는 온도보다 낮을 수 있다.
국부 가열부(450)가 설치되므로, 솔더링시 발생한 열은, 센서 패드(428)에서 멀어질수록 감소하여 전기 화학적 센서의 패턴(420)의 다른 부분에 영향을 주지 않을 수 있고, 기판 패드(203)에서 멀어질수록 감소하여 전기 회로의 다른 부분에 불량 등의 영향을 주지 않을 수 있다.
전기 화학적 센서(400)의 패턴(420)의 불량을 초래하는 온도는, 솔더링시 발생한 열이 점차 감소함에도 불구하고, 전기 화학적 센서(400)의 패턴(420)에 불량을 초래하는 온도일 수 있다. 메인 기판(202) 상의 전기 회로의 불량을 초래하는 온도는, 솔더링시 발생한 열이 점차 감소함에도 불구하고, 메인 기판(202)의 전기 회로에 대한 불량을 초래하는 온도일 수 있다.
메인 기판(202)과 솔더링되는 전기 화학적 센서(400)는 어레이 상태로 센서 제조 공정이 수행된 상태에서 낱개로 분리되어 투입된 것일 수 있다. 즉, 어레이로부터 분리된 전기 화학적 센서(400)는, 메인 기판(202)에 부착되는 것 외에, 전기 화학적 센서(400)에 가해지는 공정이 모두 수행된 상태일 수 있다.
전기 화학적 센서(400)는, 솔더링 수행 전에, 전기 화학적 센서(400)의 제조에 필요한 공정이 모두 완료된 상태일 수 있다. 어레이에서 낱개로 분리된 전기 화학적 센서(400)는 메인 기판(202)에 솔더링 부착되면, 체내 침습 전까지 추가적인 공정없이 공정 완료된 상태일 수 있다.
복수의 전기 화학적 센서(400)가 어레이 형태로 수행되는 센서 제조 공정에는, 전기 화학적 센서(400)의 플렉서블한 베이스층(410)에 전도층(412)을 적층하는 전도층 단계, 원위부(406)에 양면 전극이 형성되는 경우에 베이스층(410)을 관통하는 비아홀(via-hole)이 형성되는 비아홀 단계, 전도층(412)에 절연층(416)을 부착하는 절연층 단계, 전도층(412)에 전기 화학적 센서(400)의 패턴인 트렌치(420)를 형성하는 트렌치 단계, 필요에 따라 전도층 단계 또는 절연층 단계 후 수행되는 열처리 단계, 절연층(416)의 개구부(422)에 디스펜싱 등의 방식으로 선택적 투과층(418)을 도포하는 멤브레인 단계 중 적어도 하나가 포함될 수 있다.
메인 기판(202)은 솔더링 수행 전에 다른 부품(203a,203b)의 장착이 완료된 상태일 수 있다. 다른 부품에는, 신호 증폭기, 연산부, 저장부 등을 포함하는 제어부, 블루투스 칩와 안테나 등을 포함하는 통신부, 및 그 외 저항, 콘덴서 등이 포함될 수 있다.
솔더링은 근위부(402) 부근에서 국부적으로 수행되기에, 원위부(406)는 솔더링의 열로부터 보호될 수 있다. 따라서, 본 발명의 전기 화학적 센서(400)는 원위부(406)의 전극(424)에 도포되는 선택층 투과층(418)이 온도에 민감한 분석물-반응성 효소를 포함하는 효소식 혈당기, 및 비효소식 혈당기에 모두 이용될 수 있다.
도 12는 전기 화학적 센서(400)의 일 실시 예로서, 본 발명의 솔더링 방식으로 부착하면, 근위부(402)의 배열 형태가 연결 수단인 ZEBRA나 ACF의 형상이나 결합 조건에 영향을 받지 않을 수 있다. 따라서, 근위부(402)가 다양한 형상을 가질 수 있고 근위부(402)의 형상을 자유롭게 설계할 수 있다.
그 이유를 설명하면 다음과 같다. 근위부(402)는 메인 기판(202)과 전기적으로 연결되기에, 그 구조와 디자인에 제한이 가해질 수 있다. 예를 들어, 근위부(402)의 센서 패드(428)가 샌드위칭 등의 물리적 방식으로 커넥터에 삽입되는 경우, 근위부(402)의 형상은 삽입 또는 샌드위칭시키는 커넥터의 구조에 따라 구속될 수 있다. 센서 패드(428)가 하나의 평면에 속해야 하는 제한이 있을 수 있다.
또한, ZEBRA나 ACF를 포함하는 전도성 패치 또는 압착성 테이프 등의 일직선 타입의 연결 수단에 의해 전기 화학적 센서(400)와 메인 기판(202)이 부착되는 경우, 센서 패드(428) 배열에 제한이 가해질 수 있다.
그러나, 본 발명에 의해 솔더링되면, 센서 패드(428)와 메인 기판(202)이 만나는 평면이 모두 다르게 형성될 수 있고, 기판 패드(203)의 3차원 형상에 따라 부착 높이나 위치가 자유로울 수 있다.
도 13은 본 발명의 비접촉식 솔더링의 일 실시 예로, 국부 가열부(450)가 코일에 의한 유도 자기장에 의해 솔더링하는 것일 수 있다.
도 13을 참조하면, 국부 가열부(450)는, 코일(464)에 의해 생성되는 유도 자기장을 이용하여, 센서 패드(428), 기판 패드(203), 및 솔더링 페이스트(440) 중 적어도 하나를 가열할 수 있다. 솔더링 페이스트(440)에는 코일(464)에 의한 유도 자기장에 의해 가열될 수 있도록 자성 물질이 포함될 수 있다.
국부 가열부(450)는, 유도 자기장을 생성하는 코일(464), 코일(464)에서 생성되는 자기장의 형태나 방향을 안내하는 자성체(466), 코일(464)과 자성체(466)가 내장되는 이동 헤드(460), 및 이동 헤드(460)를 x축,y축,z축의 3축 방향을 따라 이동시키는 이동 수단(462) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
국부 가열부(450)에 의하면, 주변이 상온에서 솔더링 부분만 국부적으로 가열할 수 있고, 솔더링 과정을 주변에서 육안 또는 카메라로 확인가능할 수 있다. 디스펜싱, 칩 마운팅 후에 바로 솔더링이 가능할 수 있고, 실질적인 3D 솔더링 구현이 가능할 수 있다.
센서 및 메인 기판을 챔버에 넣고 전체를 리플로우하는 솔더링 방식보다 솔더링 시간이 단축될 수 있다. 국부 가열부(450)의 장비 설치 공간이 매우 적을 수 있다. 내열성이 낮은 플라스틱 부품이 메인 기판에 장착된 상태에서도 메인 기판과 센서의 솔더링이 가능할 수 있어, 메인 기판에 장착될 전기 부품의 폭 넓은 선택이 가능할 수 있다.
솔더링 페이스트의 용융을 위한 열이 국부적으로 전달되므로, 메인 기판, 전기 화학적 센서, 메인 기판에 장착된 전기 부품의 열 손상을 최소화할 수 있다. 솔더링 후에도 바로 만질 수 있는 수준의 작은 열량만 가해도 솔더링 페이스트가 용융되므로 별도의 냉각 공정이 필요 없을 수 있다. 국부 가열부(450)는 전력 소비가 매우 낮을 수 있다. 솔더링 보이드(void)가 적을 수 있다. Ni 을 포함하는 솔더성 젖음성(wettability)이 떨어지는 도금에도 솔더링이 가능할 수 있다.
도 14 및 도 15는 본 발명의 비접촉식 솔더링의 다른 실시 예로, 국부 가열부(450)가 레이저 조사에 의해 솔더링하는 것일 수 있다.
국부 가열부(450)는, 센서 패드(428), 솔더링 페이스트(440), 및 기판 패드(203) 중 적어도 하나에 레이저를 조사하는 레이저 헤드(490)를 포함할 수 있다.
솔더링 페이스트(440)의 용융 온도는, 센서 패드(428) 및 기판 패드(203)의 용융 온도보다 낮을 수 있다.
베이스층(410) 및 센서 패드(428)가 광투과성이 낮은 경우, 베이스층(410) 및 센서 패드(428)에는, 레이저가 관통되는 제1 관통홀(471)이 형성될 수 있다.
메인 기판(410) 및 기판 패드(428)가 광투과성이 낮은 경우, 메인 기판(410) 및 기판 패드(428)에는 레이저가 관통되는 제2 관통홀(472)이 형성될 수 있다.
전기 화학적 센서(400)의 베이스층(410)이 불투명 또는 레이저 투과성이 낮은 소재이면, 레이저가 솔더링 페이스트(440)에 도달하기 전에 베이스층(410)에서 반사될 수 있다. 스퍼터링에 의하여 형성되는 금속 박막인 센서 패드(428)는 레이저를 반사할 수 있다.
따라서, 베이스층(410) 또는 센서 패드(428)가 광반사 소재 또는 레이저 투과성이 낮은 소재인 경우, 제1 관통홀(471)에 의해, 레이저가 차단되지 않고 솔더링 페이스트(440)에 도달할 수 있다.
제2 관통홀(472)도 제1 관통홀(471)과 마찬가지 방식으로 설명될 수 있다.
한편, 센서 패드(428)에는 베이스층(410)을 투과한 레이저가 관통되는 제3 관통홀(473)이 형성될 수 있다. 또는 기판 패드(203)에는 메인 기판(202)을 투과한 레이저가 관통되는 제4 관통홀(474)이 형성될 수 있다.
전기 화학적 센서(400)의 베이스층(410)이 투명 소재 또는 레이저 투과성이 높은 소재이고, 금속 스퍼터링에 의해 형성된 전도층(412)이 금 등의 레이저 투과성이 낮은 금속인 경우, 레이저가 솔더링 페이스트(440)에 도달하기 전에 센서 패드(428)에서 반사될 수 있다.
따라서, 베이스층(410)이 투명 소재 또는 레이저 투과성이 높은 소재이고, 전도층(412), 센서 패드(428), 기판 패드(203)이 레이저 투과성이 낮은 금속인 경우, 제3 관통홀(473)에 의해, 레이저가 솔더링 페이스트(440)에 차단없이 도달할 수 있다.
제4 관통홀(474)도 제3 관통홀(473)과 마찬가지 방식으로 설명될 수 있다.
<부호의 설명>
61... 베이스층 62... 제1 전극층
62a... 제1 전극 63... 제1 절연층
64... 제2 전극층 64a... 제2 전극
65... 제2 절연층 70... 마스크
72... 정렬홀 100... 삽입기
102... 구동부 200... 트랜스미터
202... 메인 기판 203... 기판 패드
204... 함몰부 230... 전기 부품
230a... 제1 전기 부품 230b... 제2 전기 부품
300... 바늘
302... 중심벽부 304... 측벽부
306... 개방부 310... 바늘 핸들
400... 전기 화학적 센서 402... 근위부
404... 중간부 405... 접힘부
406... 원위부 408... 측면 연장부
410... 베이스층 412... 전도층
414... 본딩층 416... 절연층
418... 선택적 투과층 418a... 제1 선택적 투과층
481b... 제2 선택적 투과층 420... 트렌치
420a... 전극 트렌치 420b... 에지 트렌치
422... 개구부 422a... 근위 개구부
422b... 원위 개구부 424... 전극
424a... 제1 전극 424b... 제2 전극
424c... 제3 전극 426... 리드
426a... 제1 리드 426b... 제2 리드
426c... 제3 리드 428... 센서 패드
428a... 제1 센서 패드 428b... 제2 센서 패드
428c... 제3 센서 패드 430... 전도성 아일랜드
430a... 제1 전도성 아일랜드 430b... 제2 전도성 아일랜드
430c... 제3 전도성 아일랜드 432... 더미부
432a... 제1 더미부 432b... 제2 더미부
440... 솔더링 페이스트 450... 국부 가열부
460... 이동 헤드 462... 이동 수단
464... 코일 466... 자성체
470... 관통홀 471... 제1 관통홀
472... 제2 관통홀 473... 제3 관통홀
474... 제4 관통홀 490... 레이저 헤드
W1,W2... 트렌치 폭

Claims (16)

  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 표면 실장된 메인 기판을 구비하고, 상기 메인 기판이 내부에 수납되는 하우징을 포함하며, 여기서 상기 메인 기판에는 기판 패드가 형성되고 상기 하우징은 피부에 부착되는, 트랜스미터; 를 포함하고,
    바늘과 상기 원위부가 함께 체내 삽입된 상태에서, 상기 분석물에 대한 측정이 수행되며,
    피부가 상기 바늘에 의하여 절개된 후에 상기 전기 화학적 센서의 원위부가 체내에 삽입되고,
    상호 대면된 상기 센서 패드와 상기 기판 패드 사이의 솔더링 페이스트가 용융되면 상기 전기 화학적 센서와 메인 기판의 전기적 연결 및 물리적 연결이 완료되는 연속식 분석물 측정기.
  2. 제1 항에 있어서,
    상기 전기 화학적 센서는, 효소식 센서, 비효소식 센서, 및 상기 전극에 멤브레인이 형성된 센서 중 적어도 하나인 연속식 분석물 측정기.
  3. 제1 항에 있어서,
    상기 전기 화학적 센서는 복수가 반복 배치된 어레이 형태로부터 각각의 전기 화학적 센서로 상호 분리되고,
    분리된 전기 화학적 센서의 근위부는 솔더링 페이스트를 이용한 솔더링에 의해 상기 각각의 메인 기판에 부착되는 연속식 분석물 측정기.
  4. 제1 항에 있어서,
    상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역을, 국부적으로 가열하는 국부 가열부가 마련되며,
    상기 국부 가열부는, 상기 센서 패드, 메인 기판, 기판 패드, 및 솔더링 페이스트 중 적어도 하나를, 비접촉 방식에 의해 가열하는 연속식 분석물 측정기.
  5. 제1 항에 있어서,
    상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역을 국부적으로 가열하는 국부 가열부가 마련되며,
    상기 국부 가열부에 의해, 상기 전기 화학적 센서의 베이스층은 제1 온도로 가열되고, 상기 센서 패드는 제2 온도로 가열되며, 상기 메인 기판은 제3 온도로 가열되고, 상기 기판 패드는 제4 온도로 가열되며,
    상기 솔더링 페이스트의 용융 온도는, 상기 제1 온도 내지 제4 온도보다 낮은 연속식 분석물 측정기.
  6. 제1 항에 있어서,
    상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역을, 국부적으로 가열하는 국부 가열부가 마련되며,
    상기 국부 가열부는, 코일에 의해 생성되는 유도 자기장을 이용하여, 상기 센서 패드, 메인 기판, 기판 패드, 및 솔더링 페이스트 중 적어도 하나를 가열하는 연속식 분석물 측정기.
  7. 제1 항에 있어서,
    상기 솔더링 페이스트에는 국부 가열부의 유도 자기장에 의해 가열되는 자성 물질이 포함되는 연속식 분석물 측정기.
  8. 제1 항에 있어서,
    상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역을 국부적으로 가열하는 국부 가열부가 마련되며,
    상기 국부 가열부는, 유도 자기장을 생성하는 코일, 상기 코일에서 생성되는 자기장을 안내하는 자성체, 상기 코일과 자성체가 내장되는 이동 헤드, 및 상기 이동 헤드를 이동시키는 이동 수단 중 적어도 하나를 포함하는 연속식 분석물 측정기.
  9. 제1 항에 있어서,
    상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역을 국부적으로 가열하는 국부 가열부가 마련되며,
    상기 국부 가열부는, 상기 센서 패드, 메인 기판, 기판 패드, 및 솔더링 페이스트 중 적어도 하나에 레이저를 조사하는 레이저 헤드를 포함하는 연속식 분석물 측정기.
  10. 제1 항에 있어서,
    상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역에 레이저를 조사하는 레이저 헤드가 마련되며,
    상기 솔더링 페이스트의 용융 온도는, 상기 센서 패드 및 상기 기판 패드의 용융 온도보다 낮은 연속식 분석물 측정기.
  11. 제1 항에 있어서,
    상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역에 레이저를 조사하는 레이저 헤드가 마련되며,
    상기 전기 화학적 센서의 베이스층, 센서 패드, 메인 기판 및 기판 패드 중 적어도 하나에는 상기 레이저가 관통되는 관통홀이 형성되는 연속식 분석물 측정기.
  12. 제1 항에 있어서,
    상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역에 레이저를 조사하는 레이저 헤드가 마련되며,
    상기 전기 화학적 센서의 베이스층 또는 메인 기판은 상기 레이저가 투과되는 투명한 재질을 포함하며,
    상기 센서 패드에는 상기 베이스층을 투과한 상기 레이저가 관통되는 제3 관통홀이 형성되거나, 상기 기판 패드에는 상기 메인 기판을 투과한 상기 레이저가 관통되는 제4 관통홀이 형성되는 연속식 분석물 측정기.
  13. 제1 항에 있어서,
    상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드의 소정의 영역을 국부적으로 가열하는 국부 가열부가 마련되며,
    상기 전기 화학적 센서는, 상기 국부 가열부에 의한 솔더링 전에, 상기 전기 화학적 센서의 제조에 필요한 공정이 모두 완료된 상태인 연속식 분석물 측정기.
  14. 체내 분석물을 연속적으로 측정하는 연속식 분석물 측정기는, 전기 화학적 센서, 및 상기 전기 화학적 센서와 함께 피부에 부착되는 트랜스미터를 포함하고,
    상기 전기 화학적 센서는, 체내의 분석물과 반응하는 다수의 전극이 형성된 원위부, 상기 전극에 연결되는 센서 패드가 형성된 근위부, 및 상기 원위부와 근위부 사이에 위치하는 중간부를 포함하며,
    상기 트랜스미터는, 전원부, 통신부, 제어부 중 적어도 하나가 표면 실장되며 기판 패드가 형성된 메인 기판, 상기 메인 기판이 내부에 수납되는 하우징을 포함하고,
    상기 센서 패드 및 기판 패드 중 적어도 하나에 솔더링 페이스트를 도포하는 단계;
    상기 솔더링 페이스트를 사이에 두고 상호 대면되는 상기 센서 패드 및 기판 패드를 압착하여 1차 접합부를 형성하는 단계;
    상기 1차 접합부가 형성된 상기 전기 화학적 센서 및 메인 기판이 상호 대면되는 소정의 영역을 국부 가열부로 가열하는 단계;
    상기 1차 접합부의 솔더링 페이스트가 상기 국부 가열부에 의하여 용융되면서 2차 접합부를 형성하는 솔더링 단계; 를 포함하며,
    상기 2차 접합부에 의하여 상기 전기 화학적 센서 및 메인 기판이 완전히 결합되는 센서 부착 방법.
  15. 제14 항에 있어서,
    상기 전기 화학적 센서에 멤브레인이 도포되고,
    상기 국부 가열부는 상기 멤브레인으로부터 이격된 위치에서 상기 전기 화학적 센서 및 메인 기판이 상호 대면되는 소정의 영역을 비접촉식으로 가열하는 센서 부착 방법.
  16. 제14 항에 있어서,
    상기 메인 기판은, 상기 전원부, 통신부, 제어부 중 적어도 하나를 포함하는 전기 부품이 표면 실장된 상태에서 상기 국부 가열부와 대면되는 센서 부착 방법.
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Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014197619A (ja) * 2013-03-29 2014-10-16 日清紡メカトロニクス株式会社 プリント配線板および該プリント配線板を使用した実装基板の製造方法
KR20170037107A (ko) * 2015-09-25 2017-04-04 주식회사 대양 자기유도를 이용한 열전소자용 전극 제조방법 및 이를 통해 제조된 열전소자용 전극
JP2018121702A (ja) * 2017-01-30 2018-08-09 積水ポリマテック株式会社 導電性ゴム基板および生体情報取得用センサ機器
KR20190089925A (ko) * 2016-12-22 2019-07-31 산비타 메디컬, 엘엘씨 연속 포도당 감시 시스템 및 방법
KR20220022052A (ko) * 2019-04-22 2022-02-23 덱스콤, 인크. 사전 연결식 분석물 센서

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014197619A (ja) * 2013-03-29 2014-10-16 日清紡メカトロニクス株式会社 プリント配線板および該プリント配線板を使用した実装基板の製造方法
KR20170037107A (ko) * 2015-09-25 2017-04-04 주식회사 대양 자기유도를 이용한 열전소자용 전극 제조방법 및 이를 통해 제조된 열전소자용 전극
KR20190089925A (ko) * 2016-12-22 2019-07-31 산비타 메디컬, 엘엘씨 연속 포도당 감시 시스템 및 방법
JP2018121702A (ja) * 2017-01-30 2018-08-09 積水ポリマテック株式会社 導電性ゴム基板および生体情報取得用センサ機器
KR20220022052A (ko) * 2019-04-22 2022-02-23 덱스콤, 인크. 사전 연결식 분석물 센서

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