WO2018004191A1 - Biosensing device and drug delivery device - Google Patents

Biosensing device and drug delivery device Download PDF

Info

Publication number
WO2018004191A1
WO2018004191A1 PCT/KR2017/006572 KR2017006572W WO2018004191A1 WO 2018004191 A1 WO2018004191 A1 WO 2018004191A1 KR 2017006572 W KR2017006572 W KR 2017006572W WO 2018004191 A1 WO2018004191 A1 WO 2018004191A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
electrode
sensor
phase change
layer
glucose
Prior art date
Application number
PCT/KR2017/006572
Other languages
French (fr)
Korean (ko)
Inventor
김대형
현택환
최승홍
송창영
이현재
Original Assignee
서울대학교 산학협력단
기초과학연구원
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from KR1020160081453A external-priority patent/KR101789716B1/en
Priority claimed from KR1020160081447A external-priority patent/KR101933760B1/en
Priority claimed from KR1020160081450A external-priority patent/KR101843263B1/en
Application filed by 서울대학교 산학협력단, 기초과학연구원 filed Critical 서울대학교 산학협력단
Publication of WO2018004191A1 publication Critical patent/WO2018004191A1/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K31/00—Medicinal preparations containing organic active ingredients
    • A61K31/13—Amines
    • A61K31/155—Amidines (), e.g. guanidine (H2N—C(=NH)—NH2), isourea (N=C(OH)—NH2), isothiourea (—N=C(SH)—NH2)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K31/00—Medicinal preparations containing organic active ingredients
    • A61K31/16—Amides, e.g. hydroxamic acids
    • A61K31/18—Sulfonamides
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/48—Preparations in capsules, e.g. of gelatin, of chocolate
    • A61K9/50—Microcapsules having a gas, liquid or semi-solid filling; Solid microparticles or pellets surrounded by a distinct coating layer, e.g. coated microspheres, coated drug crystals
    • A61K9/51—Nanocapsules; Nanoparticles
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M37/00—Other apparatus for introducing media into the body; Percutany, i.e. introducing medicines into the body by diffusion through the skin
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/02—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance
    • G01N27/04—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance
    • G01N27/14—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance of an electrically-heated body in dependence upon change of temperature
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material

Definitions

  • the present invention relates to a biosensing device and a drug delivery device.
  • the present invention provides a highly reliable bio-sensing device.
  • the present invention provides a highly integrated bio sensing device.
  • the present invention provides a wearable bio-sensing device having elasticity.
  • the present invention provides a biosensing device capable of accurately measuring the concentration of glucose in the human body in a non-invasive manner.
  • the present invention provides a biosensing device that can be used for a single use.
  • the present invention provides a drug delivery device that can inject drugs into the human body.
  • the present invention provides a drug delivery device that can adjust the amount of drug to be injected into the human body.
  • the present invention provides a drug delivery device that can inject glucose control drugs into the human body.
  • the biosensing device includes a support layer and a biosensor disposed on the support layer.
  • the biosensor may include a glucose sensor.
  • the glucose sensor may include a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode may surround the first electrode.
  • the glucose sensor may further include a third electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode and the third electrode may surround the first electrode.
  • the first electrode may include a porous gold layer, a hydrogen peroxide decomposition layer disposed on the porous gold layer, and a glucose decomposition layer disposed on the hydrogen peroxide decomposition layer.
  • the diameter of the first electrode may be 800 ⁇ 1,000 ⁇ m, the diameter of the glucose sensor may be 2 ⁇ 3mm.
  • the first electrode may have a circular shape or a polygonal shape
  • the outline of the glucose sensor may have a circular shape or a polygonal shape.
  • the biosensor may further include a humidity sensor disposed adjacent to the glucose sensor.
  • the humidity sensor may include a comb-shaped first electrode and a comb-shaped second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the comb teeth of the first electrode and the comb teeth of the second electrode are alternately disposed. Can be arranged.
  • the biosensor may further include a pH sensor disposed adjacent to the glucose sensor.
  • the pH sensor may include a second electrode and a first electrode disposed adjacent to the second electrode, and the first electrode may surround the second electrode.
  • the pH sensor may include a second electrode and two first electrodes disposed adjacent to the second electrode, and the two first electrodes may surround the second electrode.
  • the biosensor is disposed adjacent to the glucose sensor, and may further include one or two or more of a humidity sensor, a pH sensor, and a temperature sensor.
  • the glucose sensor may measure the glucose concentration in the sweat
  • the humidity sensor may measure the amount of sweat required to measure the glucose concentration
  • the pH sensor may measure the pH of the sweat
  • the temperature The sensor can measure the temperature of the sweat.
  • the glucose concentration measured by the glucose sensor may be corrected by one or two of the pH of the sweat measured by the pH sensor and the temperature of the sweat measured by the temperature sensor.
  • the bio-sensing device may further include a wiring pattern formed on the support layer.
  • the wiring pattern may include a first wiring pattern connected to the humidity sensor, a second wiring pattern connected to the glucose sensor, a third wiring pattern connected to the pH sensor, and a fourth wiring pattern connected to the temperature sensor. It may include.
  • the wiring pattern may have a serpentine shape.
  • the bio-sensing device may further include a first insulating layer disposed between the wiring pattern and the support layer and a second insulating layer disposed on the wiring pattern.
  • the second insulation layer may expose the humidity sensor, the glucose sensor, and the pH sensor, and the first insulation layer and the second insulation layer may have a serpentine shape.
  • the bio-sensing device may further include a screen layer disposed on the glucose sensor.
  • the glucose sensor may measure glucose concentration in the sweat, and the screen layer may remove foreign substances from the sweat provided to the glucose sensor.
  • the biosensing device may further include a sweat absorbing layer disposed on the biosensor.
  • the bio-sensing device may further include a waterproof layer disposed under the support layer.
  • the support layer may be a silicon patch.
  • the biosensor may include a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode may surround the first electrode.
  • the biosensor may further include a third electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode and the third electrode may surround the first electrode.
  • the biosensor may include a comb-shaped first electrode and a comb-shaped second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the comb teeth of the first electrode and the comb teeth of the second electrode alternate with each other. Can be arranged.
  • the biosensor may include a first electrode and two second electrodes disposed adjacent to the first electrode, and the two second electrodes may surround the first electrode.
  • a biosensing device includes a support layer, a spacer disposed on both sides of the support layer, a biosensor disposed on the support layer between the spacers, and a cover layer disposed on the spacer to be spaced apart from the biosensor. It includes.
  • the biosensor may include a glucose sensor.
  • the glucose sensor may include a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode may surround the first electrode.
  • the glucose sensor may further include a third electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode and the third electrode may surround the first electrode.
  • the first electrode may include a porous gold layer, a hydrogen peroxide decomposition layer disposed on the porous gold layer, and a glucose decomposition layer disposed on the hydrogen peroxide decomposition layer.
  • the diameter of the first electrode may be 800 ⁇ 1,000 ⁇ m, the diameter of the glucose sensor may be 2 ⁇ 3mm.
  • the first electrode may have a circular shape or a polygonal shape
  • the outline of the glucose sensor may have a circular shape or a polygonal shape.
  • the biosensor may further include a pH sensor disposed adjacent to the glucose sensor.
  • the pH sensor may include a second electrode and a first electrode disposed adjacent to the second electrode, and the first electrode may surround the second electrode.
  • the pH sensor may include a second electrode and two first electrodes disposed intimately with the second electrode, and the two first electrodes may surround the second electrode.
  • the biosensor may be disposed adjacent to the glucose sensor and further include one or two of a pH sensor and a temperature sensor.
  • the glucose sensor may measure the glucose concentration in the sweat
  • the pH sensor may measure the pH of the sweat
  • the temperature sensor may measure the temperature of the sweat.
  • the glucose concentration measured by the glucose sensor may be corrected by one or two of the pH of the sweat measured by the pH sensor and the temperature of the sweat measured by the temperature sensor.
  • the bio-sensing device may further include a wiring pattern formed on the support layer.
  • the wiring pattern may include a first wiring pattern connected to the glucose sensor, a second wiring pattern connected to the pH sensor, and a third wiring pattern connected to the temperature sensor.
  • the biosensing device may further include an insulating layer disposed on the wiring pattern, and the insulating layer may expose the glucose sensor and the pH sensor.
  • the insulating layer may be disposed between the support layer and the spacer.
  • the bio-sensing device may further include a screen layer disposed on the glucose sensor.
  • the glucose sensor may measure glucose concentration in the sweat, and the screen layer may remove foreign substances from the sweat provided to the glucose sensor.
  • the cover layer may be formed of a sweat absorbing layer.
  • the support layer, the spacer, and the cover layer may define a sweat absorption gap capable of absorbing sweat on the front of the bio-sensing device.
  • the bio-sensing device may further include a waterproof layer disposed under the support layer.
  • the support layer may be a polymer strip.
  • the biosensor may include a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode may surround the first electrode.
  • the biosensor may further include a third electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode and the third electrode may surround the first electrode.
  • the biosensor may include a first electrode and two second electrodes disposed adjacent to the first electrode, and the two second electrodes may surround the first electrode.
  • the drug delivery device includes a drug delivery unit including microneedles and phase change nanoparticles disposed in the microneedles and loaded with drugs.
  • the phase change nanoparticle may include a phase change material loaded with the drug and a ligand compound surrounding the phase change material.
  • the phase change nanoparticle may include a first phase change nanoparticle and a second phase change nanoparticle, and the first phase change nanoparticle may include a first phase change material having a first phase change temperature.
  • the second phase change nanoparticle may include a second phase change material having a second phase change temperature. The second phase change temperature may be higher than the first phase change temperature.
  • the first phase change temperature may be lower than 40 ° C.
  • the second phase change temperature may be higher than 40 ° C.
  • the first phase change material may be formed of palm oil, and the second phase change material may be formed of tridecanoic acid.
  • the ligand compound may be a substance capable of forming an O / W emulsion.
  • the ligand compound may include DOPA-HA (3,4-Dihydroxyl-L-phenylalanine (DOPA) -conjugated hyaluronic acid).
  • the drug delivery unit may further include a phase change layer coated on the surface of the microneedle, and the phase change layer may be formed of tetradecanol.
  • the drug delivery unit may further include a microneedle bonding layer coupled to the microneedle to support the microneedle, and the microneedle and the microneedle bonding layer may be integrally formed.
  • the microneedle and the microneedle bonding layer may be formed of a hyaluronic acid hydrogel.
  • the drug may include a glucose regulating drug.
  • the drug delivery device may further include a heating unit coupled to the drug delivery unit and heating the drug delivery unit.
  • the drug loaded on the phase change nanoparticles may be released by the heating unit heating the drug delivery unit.
  • the heating unit may include one or more heaters.
  • the heater may include a first heater and a second heater.
  • the drug loaded on the phase change nanoparticles may be sequentially released step by step.
  • the phase change nanoparticle may include a phase change material loaded with the drug, and the phase change nanoparticle may include a first phase change nanoparticle and a second phase change nanoparticle, and the first phase change
  • the nanoparticles may include a first phase change material having a first phase change temperature
  • the second phase change nanoparticles may include a second phase change material having a second phase change temperature.
  • the second phase change temperature may be higher than the first phase change temperature.
  • the drug When the drug delivery unit is heated to a temperature higher than the second phase change temperature by the first heater, the drug may be released to the second phase change nanoparticle disposed on the first heater. The loaded drug may be released.
  • the drug delivery unit When the drug delivery unit is heated to a temperature between the first phase change temperature and the second phase change temperature by the second heater, the drug delivery unit is loaded on the first phase change nanoparticles disposed on the second heater. Drug can be released, and when the drug delivery unit is heated to a temperature higher than the second phase change temperature by the second heater, to the second phase change nanoparticles of the drug delivery unit disposed on the second heater The loaded drug may be released.
  • the heating unit may further include a temperature sensor disposed to be spaced apart from the heater.
  • the heating unit may include a support layer, a heater disposed on the support layer, and a temperature sensor disposed to be spaced apart from the heater on the support layer.
  • the heating unit may further include a waterproof layer disposed under the support layer.
  • the biosensing device according to embodiments of the present invention may have excellent reliability.
  • the bio-sensing device can accurately diagnose disease or measure biological signals.
  • the biosensing device may be highly integrated.
  • the biosensor included in the biosensor may be miniaturized so that a plurality of various sensors may be integrated in a small area.
  • the biosensing device may have elasticity and be attached to a human body.
  • the bio-sensing device may have elasticity that can maintain reliability even when deformed by a user's operation.
  • the bio-sensing device is attached to the human body to perform diagnosis and measurement on the human body in real time, and is effective and convenient to use, so anyone can use it easily.
  • Biosensing device can accurately measure the glucose concentration of the human body in a non-invasive manner.
  • the bio-sensing device can measure glucose concentration in sweat.
  • a biosensor such as a glucose sensor included in the biosensing device, can be miniaturized so that the glucose concentration can be accurately measured even with a small amount of sweat.
  • the glucose sensor may include a porous gold layer having a large electrochemically active surface so that glucose concentration can be accurately measured even with a small amount of sweat.
  • the bio-sensing device may check whether sweat collected for glucose sensing is collected by a humidity sensor.
  • the biosensing device can measure the glucose concentration more accurately by measuring the glucose concentration measured by the glucose sensor by the pH sensor and / or the temperature sensor.
  • the bio-sensing device can easily and efficiently collect the sweat necessary for sensing by the sweat-absorbing layer.
  • the bio-sensing device may remove foreign substances from sweat used for glucose sensing by the screen layer.
  • the bio-sensing device can prevent the sweat used for glucose sensing from being discharged to the outside by the waterproof layer, and prevent foreign substances such as external moisture that prevents glucose sensing from penetrating into the bio-sensing device.
  • the biosensing device according to the embodiments of the present invention may be used for a single use.
  • the bio-sensing device can be miniaturized into a strip shape and can easily collect sweat through a sweat absorption gap, and thus can be conveniently used for a single use.
  • the bio-sensing device can collect sweat more easily by forming a cover layer as a sweat absorbing layer.
  • the bio-sensing device may be used by attaching to the human body by including a waterproof layer, and may be effectively attached to a user who has little sweat or does not sweat well.
  • Drug delivery device can inject drugs into the human body.
  • the drug delivery device may adjust the amount of drug injected into the human body.
  • the drug delivery device may sequentially inject drugs step by step according to the user's condition.
  • the drug delivery device may inject glucose control drugs into the human body.
  • the drug delivery device may adjust the amount of glucose regulating drug injected into the human body according to the glucose concentration in the human body of the user.
  • the drug delivery device may sequentially release the glucose regulating drug step by step, thereby allowing the user to effectively regulate glucose in the human body.
  • the drug delivery device may be repeatedly used to release the glucose control drug several times after being attached to the human body, and thus may be used for a long time.
  • FIG. 1 is a plan view of a bio-sensing device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of the biosensing device of FIG. 1.
  • FIG. 3 shows an actual image of the biosensing device of FIG. 1.
  • FIG. 4 is a plan view of a humidity sensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 shows a calibration curve of the humidity sensor of FIG.
  • FIG. 6 is a plan view of a humidity sensor according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a plan view of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is an exploded perspective view of the glucose sensor of FIG. 7.
  • FIG. 9 illustrates a calibration curve of the glucose sensor of FIG. 7.
  • FIG 11 shows an SEM image of the porous gold layer and the glucose decomposition layer of the glucose sensor.
  • FIG. 12 shows hydrogen peroxide sensing performance of the porous gold layer and the planar gold layer.
  • FIG. 13 shows the CV curves of the porous gold layer and the planar gold layer.
  • 16 to 18 are plan views of glucose sensors according to still other embodiments of the present invention.
  • 19 is a plan view of a pH sensor according to an embodiment of the present invention.
  • 21 is a plan view of a pH sensor according to another embodiment of the present invention.
  • 22 to 24 are plan views of pH sensors according to yet another exemplary embodiment of the present invention.
  • 25 is a plan view of a temperature sensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 26 illustrates a calibration curve of the temperature sensor of FIG. 25.
  • 29 to 38 illustrate a method of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • 39 is a plan view of a biosensor according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 40 is an exploded perspective view of the biosensing device of FIG. 39.
  • FIG. 41 is a front view of the biosensing device of FIG. 39.
  • FIG. 42 illustrates an actual image of the biosensing device of FIG. 39.
  • FIG. 43 is a diagram for describing a method of using the biosensing device of FIG. 39.
  • 44 to 47 illustrate a method of forming a biosensor according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 48 is a perspective view of a drug delivery device according to one embodiment of the present invention.
  • FIG. 49 is an exploded perspective view of the drug delivery device of FIG. 48.
  • FIG. 50 shows an actual image of the drug delivery device of FIG. 48.
  • 51 is an enlarged partial view of a drug delivery unit according to an embodiment of the present invention.
  • 53 to 55 illustrate a method of forming a drug delivery unit according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 56 illustrates a wearable bio system according to an embodiment of the present invention.
  • first and second are used herein to describe various elements, the elements should not be limited by such terms. These terms are only used to distinguish the elements from one another. Again, where an element is said to be above another element it means that it can be formed directly on another element or a third element can be interposed therebetween.
  • 'A' having a circular shape means that 'A' may have an elliptical shape as well as a circular shape.
  • 'A' surrounding 'B' means that 'A' may have a shape that extends to face the center of 'B' even though 'A' does not completely surround 'B'.
  • the bio-sensing device and the drug delivery device measure glucose concentration in sweat, and use the same to control the glucose in the human body as an example, but the present disclosure is not limited thereto.
  • various secretions of the human body for example, the concentration of glucose in the urine can be measured and used to control glucose in the human body of the user.
  • the subject of measurement and regulation can be extended to other than glucose.
  • FIG. 1 is a plan view of a bio sensing device according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of the bio sensing device of FIG. 1
  • FIG. 3 shows an actual image of the bio sensing device of FIG. 1.
  • the biosensor 10 may include a biosensor 100, a wiring pattern 150, a support layer 160, a first insulating layer 161, a second insulating layer 162, and a screen.
  • the layer 170, the sweat absorbing layer 180, and the waterproof layer 190 may be included.
  • the biosensor 100 may include a humidity sensor 110, a glucose sensor 120, a pH sensor 130, and a temperature sensor 140.
  • the wiring pattern 150 may include a first wiring pattern 151, The second wiring pattern 152, the third wiring pattern 153, and the fourth wiring pattern 154 may be included.
  • the wiring pattern 150 may be formed of a conductive material, for example, a metal such as gold (Au), platinum (Pt), aluminum (Al), nickel (Ni), or a metal oxide such as ITO.
  • the wiring pattern 150 may be formed of a double layer such as a chromium layer / gold layer (Cr / Au).
  • the humidity sensor 110 may include a first electrode 111 and a second electrode 112.
  • the first electrode 111 and the second electrode 112 of the humidity sensor 110 may be disposed on the first wiring pattern 151 electrically separated from each other.
  • the humidity sensor 110 may be electrically connected to the external device by the first wiring pattern 151.
  • the first wiring pattern 151 may have a serpentine shape.
  • the humidity sensor 110 may measure an amount of sweat (humidity) by measuring an impedance between the first electrode 111 and the second electrode 112.
  • the humidity sensor 110 sets a threshold amount of sweat (critical humidity) that reliably measures the glucose concentration measurement by the glucose sensor 120 and monitors the amount of sweat. If the humidity value measured by the humidity sensor 110 is equal to or greater than the threshold humidity value, the glucose sensor 120, the pH sensor 130, and the temperature sensor 140 start measuring.
  • the glucose sensor 120 may include a first electrode 121, a second electrode 122, and a third electrode 123.
  • the first electrode 121 may be a woking electrode
  • the second electrode 122 may be a counter electrode
  • the third electrode 123 may be a reference electrode.
  • the glucose sensor 120 is a three-electrode sensor, but is not limited thereto, and may be formed as a two-electrode sensor.
  • the first electrode 121, the second electrode 122, and the third electrode 123 of the glucose sensor 120 may be disposed on the second wiring pattern 152 electrically separated from each other.
  • the glucose sensor 120 may be electrically connected to the external device by the second wiring pattern 152.
  • the second wiring pattern 152 may have a serpentine shape.
  • the glucose sensor 120 measures the glucose concentration in the sweat when the humidity value measured by the humidity sensor 110 is greater than or equal to the threshold humidity value.
  • the glucose sensor 120 has a structure in which the second electrode 122 and the third electrode 123 surround the first electrode 121 so that not only the glucose sensor 120 but also the entire biosensor 10 may be highly integrated. Can be.
  • the first electrode 121 may be formed in a small size having a diameter of about 1,000 ⁇ m or less, thereby accurately measuring the glucose concentration in sweat even with a small amount of sweat of about 1 ⁇ l.
  • One or more glucose sensors 120 may be disposed. By placing two or more glucose sensors 120 in place, sweat glucose concentration can be measured more accurately.
  • the pH sensor 130 may include a first electrode 131 and a second electrode 132.
  • the first electrode 131 may be a working electrode
  • the second electrode 132 may be a reference electrode and / or a counter electrode.
  • the first electrode 131 may be a reference electrode and / or a counter electrode
  • the second electrode 132 may be a working electrode.
  • the pH sensor 130 is a two-electrode sensor, but is not limited thereto, and may be formed of a three-electrode sensor such as the glucose sensor 120.
  • the first electrode 131 and the second electrode 132 of the pH sensor 130 may be disposed on the third wiring pattern 153 that is electrically separated from each other.
  • the pH sensor 130 may be electrically connected to the external device by the third wiring pattern 153.
  • the third wiring pattern 153 may have a serpentine shape.
  • the pH sensor 130 measures the pH of the sweat when the humidity value measured by the humidity sensor 110 is greater than or equal to the threshold humidity value.
  • the pH sensor 130 may measure the pH of the sweat by measuring a change in the open circuit potential (OCP) between the first electrode 131 and the second electrode 132.
  • OCP open circuit potential
  • the glucose concentration measurement value may be corrected in real time according to the pH value measured by the pH sensor 130.
  • the pH sensor 130 may be disposed one or more than one. By placing two or more pH sensors 130 in place, the pH of the sweat can be measured more accurately.
  • the pH sensor 130 may function as two pH sensors by disposing two first electrodes 131 around the second electrode 132. Two first electrodes 131 may surround the second electrode 132. Accordingly, two second electrodes 132 disposed apart from each other with the glucose sensor 120 interposed therebetween, and two pairs of first electrodes 131 disposed around the second electrode 132 substantially have four pH sensors. Can function as
  • the temperature sensor 140 is disposed on the first insulating layer 161 and connected to the fourth wiring patterns 154 separated from each other.
  • the temperature sensor 140 and the fourth wiring pattern 154 may have a serpentine shape.
  • the temperature sensor 140 measures the temperature of the sweat when the humidity value measured by the humidity sensor 110 is equal to or greater than the threshold humidity value.
  • the temperature sensor 140 may measure a temperature of sweat by measuring an electrical resistance value according to a temperature change as a resistor.
  • the glucose concentration measurement value may be corrected in real time according to the temperature value measured by the temperature sensor 140.
  • the biosensor 100 includes, but is not limited to, a humidity sensor 110, a pH sensor 130, and a temperature sensor 140 to more accurately measure glucose concentration.
  • the sensors may not be included or one or more may be selected and included.
  • the support layer 160 is disposed under the biosensor 100 and the wiring pattern 150 to support the biosensor 100 and the wiring pattern 150.
  • the support layer 160 may be formed of a silicone polymer, for example, polydimethylsiloxane (PDMS).
  • PDMS polydimethylsiloxane
  • the support layer 160 may be a silicon patch.
  • the first insulating layer 161 is disposed between the wiring pattern 150 and the support layer 160, and the second insulating layer 162 is disposed on the wiring pattern 150.
  • the first insulating layer 161 and / or the second insulating layer 162 may have a serpentine shape and may have elasticity.
  • the first insulating layer 161 and the second insulating layer 162 may be formed of, for example, polyimide, epoxy, or the like.
  • the second insulating layer 162 exposes an end region of the biosensor 100 and the wiring pattern 150, whereby the biosensor 100 may be in contact with sweat, and the end region of the wiring pattern 150. May be electrically connected to an external device. However, the second insulating layer 162 may be covered without exposing the temperature sensor 140.
  • the screen layer 170 is disposed above the glucose sensor 120.
  • the screen layer 170 may filter out foreign substances (including drugs) that may interfere with sensing glucose in the sweat absorbed through the sweat absorbing layer 180.
  • the screen layer 170 may stably fix the glucose decomposition layer (121c of FIG. 8) of the first electrode 121 of the glucose sensor 120.
  • the screen layer 170 may be formed of, for example, Nafion®.
  • the sweat absorbing layer 180 is disposed on the biosensor 100.
  • the sweat absorbing layer 180 absorbs sweat and provides the sweat to the biosensor 100. Even if the amount of sweat emitted from the human body is small, the sweat may be absorbed by the sweat absorbing layer 180 and collected quickly and easily.
  • Sweat absorbing layer 180 may be formed of a porous material, for example, a fibrous material such as cotton can absorb and discharge sweat well.
  • the waterproof layer 190 is disposed below the support layer 160.
  • the waterproof layer 190 may prevent moisture other than sweat from penetrating into the biosensor 100 after the biosensing device 10 is attached to the human body, and sweat is absorbed by the sweat absorbing layer 180 in the support layer 160 region. Can help to be collected.
  • the waterproof layer 190 allows the support layer 160 to be more stably attached to the human body.
  • the waterproof layer 190 may be formed of, for example, Tegagerm®.
  • FIG. 4 is a plan view of a humidity sensor according to an embodiment of the present invention.
  • the humidity sensor 110 may include a first electrode 111 and a second electrode 112.
  • the first electrode 111 and the second electrode 112 may have a comb shape. Comb teeth of the first electrode 111 is inserted into the groove of the second electrode 112, comb teeth of the second electrode 112 is inserted into the groove of the first electrode 112, comb teeth of the first electrode 111. Combs of the second electrode 112 and the comb teeth may be alternately arranged.
  • the outline of the humidity sensor 110 has a circular shape, but is not limited thereto and may have a polygonal shape. Referring to FIG. 6, the outline of the humidity sensor 110 may have a rectangular shape.
  • the humidity sensor 110 may have a diameter of about 2 to 3 mm.
  • the first electrode 111 and the second electrode 112 may be formed of a conductive material such as poly (3,4-ethylenedioxythiophene) (PEDOT).
  • PEDOT poly (3,4-ethylenedioxythiophene)
  • FIG. 5 shows a calibration curve of the humidity sensor of FIG.
  • the impedance between the first electrode 111 and the second electrode 112 when the impedance between the first electrode 111 and the second electrode 112 is about 10 7 ⁇ or the amount of sweat is about 1 ⁇ l or more, the impedance may be about 10 3 ⁇ or less. Decreases. As such, the humidity sensor 110 may measure humidity by measuring an impedance between the first electrode 111 and the second electrode 112.
  • FIG. 7 is a plan view of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 8 is an exploded perspective view of the glucose sensor of FIG. 7.
  • the glucose sensor 120 may include a first electrode 121, a second electrode 122, and a third electrode 123.
  • the outline of the first electrode 121 and the glucose sensor 120 has a circular shape, but is not limited thereto. 14 and 15, an outline of the first electrode 121 and the glucose sensor 120 may have a polygonal shape such as a rectangle or a triangle.
  • the diameter of the first electrode 121 may be about 800 to 1,000 ⁇ m, and the diameter of the glucose sensor 120 may be about 2 to 3 mm.
  • the first electrode 121 may include a porous gold layer 121a, a hydrogen peroxide decomposition layer 121b disposed on the porous gold layer 121a, and a glucose decomposition layer 121c disposed on the hydrogen peroxide decomposition layer 121c.
  • the glucose decomposition layer 121c may include glucose oxidase, a glucose decomposition enzyme, and may form hydrogen peroxide by decomposing glucose in sweat.
  • the hydrogen peroxide decomposition layer 121b may include Prussian blue, which serves as a catalyst for hydrogen peroxide decomposition, and may decompose hydrogen peroxide formed by decomposition of glucose in the glucose decomposition layer 121c.
  • the porous gold layer 121a may trap electrons generated by decomposition of hydrogen peroxide. That is, when glucose is present in the sweat, the glucose decomposition layer 121c decomposes the glucose to generate hydrogen peroxide, and the hydrogen peroxide decomposition layer 121b decomposes the hydrogen peroxide to generate electrons, and the porous gold layer 121a is generated. Electrons are captured to generate an electrical signal. Glucose concentration may be measured by the electrical signal.
  • the porous gold layer 121a may maximize the electrochemically active surface, thereby accurately measuring the concentration of hydrogen peroxide decomposed by the hydrogen peroxide decomposition layer 121b. This makes it possible to accurately measure sweat glucose concentration even with a small amount of sweat of about 1 ⁇ l.
  • the porous gold layer 121a can stably fix the glucose decomposition layer by the porous structure.
  • the second electrode 122 may be formed of a conductive material such as chromium layer / platinum layer (Cr / Pt), and the third electrode 123 may be formed of a conductive material such as silver layer / silver chloride layer (Ag / AgCl). Can be.
  • a conductive material such as chromium layer / platinum layer (Cr / Pt)
  • the third electrode 123 may be formed of a conductive material such as silver layer / silver chloride layer (Ag / AgCl). Can be.
  • FIG. 9 illustrates a calibration curve of the glucose sensor of FIG. 7.
  • the glucose concentration in the sweat is increased in the range of 10 ⁇ M to 1 mM, which is a typical glucose concentration in the human sweat, the measured value of the glucose sensor increases proportionally. This indicates that the glucose concentration in the sweat can be accurately measured by the glucose sensor.
  • the amount of sweat required to measure glucose concentration may be reduced to a small amount of about 1 ⁇ l.
  • FIG 11 shows an SEM image of the porous gold layer and the glucose decomposition layer of the glucose sensor.
  • the image on the left shows the porous gold layer and the image on the right shows the glucose degradation layer (glucose oxidase).
  • the porous gold layer is formed by electrodepostion, and the glucose decomposition layer is formed by crosslinking on the porous gold layer by drop casting.
  • the glucose decomposition layer can be stably fixed on the porous gold layer.
  • FIG. 12 shows hydrogen peroxide sensing performance of the porous gold layer and the planar gold layer.
  • the porous gold layer on which the hydrogen peroxide decomposition layer increases as the hydrogen peroxide concentration increases in proportion to the hydrogen peroxide concentration, but the planar gold layer on which the hydrogen peroxide decomposition layer is deposited. Au) does not change proportionately with increasing hydrogen peroxide. Since the porous gold layer has a larger electrochemically active surface than the planar gold layer, the hydrogen peroxide concentration is excellent.
  • FIG. 13 shows the CV curves of the porous gold layer and the planar gold layer.
  • the porous gold layer has a higher charge storage capacitance than the planar gold layer.
  • the porous gold layer has a lower interface impedance than the planar gold layer.
  • 16 to 18 are plan views of glucose sensors according to still other embodiments of the present invention.
  • the glucose sensor 120 may include a first electrode 121 and a second electrode 122.
  • the first electrode 121 may be a working electrode
  • the second electrode 122 may be a reference electrode and / or a counter electrode. That is, the glucose sensor 120 may be a two-electrode sensor.
  • the second electrode 122 may surround the first electrode 121.
  • the outline of the first electrode 121 and the glucose sensor 120 may have a circular shape or a polygonal shape such as a rectangle or a triangle.
  • 19 is a plan view of a pH sensor according to an embodiment of the present invention.
  • the pH sensor 130 may include a first electrode 131 and a second electrode 132.
  • Two first electrodes 131 may be disposed around the second electrode 132 such that the pH sensor 130 may function as two pH sensors.
  • the outline of the second electrode 132 and the pH sensor 130 has a circular shape, but is not limited thereto.
  • an outline of the second electrode 132 and the pH sensor 130 may have a polygonal shape such as a quadrangle.
  • the diameter of the second electrode 132 may be about 800 to 1,000 ⁇ m, and the diameter of the pH sensor 130 may be about 2 to 3 mm.
  • the first electrode 131 may be formed of a conductive material such as polyaniline
  • the second electrode 132 may be formed of a conductive material such as silver layer / silver chloride layer (Ag / AgCl).
  • the pH value measured by the pH sensor when the open circuit potential (OCP) between the first electrode 131 and the second electrode 132 increases from ⁇ 80 mV to 160 mV with time is 7 Decreases to 4 In this way, the pH of the sweat can be measured by measuring the OCP between the first electrode 131 and the second electrode 132.
  • 22 to 24 are plan views of pH sensors according to yet another exemplary embodiment of the present invention.
  • the pH sensor 130 may include a first electrode 131 and a second electrode 132.
  • the first electrode 131 may be a working electrode
  • the second electrode 132 may be a reference electrode and / or a counter electrode.
  • the first electrode 131 may be a reference electrode and / or a counter electrode
  • the second electrode 132 may be a working electrode.
  • the first electrode 131 may surround the second electrode 132.
  • the outline of the second electrode 132 and the pH sensor 132 may have a circular shape or a polygonal shape such as a square or a triangle.
  • 25 is a plan view of a temperature sensor according to an embodiment of the present invention.
  • the temperature sensor 140 may measure a temperature of sweat by measuring an electrical resistance value according to a temperature change as a resistor.
  • the temperature sensor 140 may have a serpentine shape.
  • the temperature sensor 140 may be formed of a metal such as chromium layer / platinum layer (Cr / Pt).
  • FIG. 26 illustrates a calibration curve of the temperature sensor of FIG. 25.
  • the resistance of the temperature sensor increases from about 820 ⁇ to about 880 ⁇ .
  • the temperature of a sweat can be measured by measuring the electrical resistance of the temperature sensor according to a temperature change.
  • the sweat contains metabolic secretions such as lactic acid so that the sweat pH may be lowered within the range of 4-6. If the actual value of glucose concentration is the same as the measured value by the glucose sensor at pH 5, the measured value of glucose concentration may be lower than the actual value at pH 4, and the measured value of glucose concentration is lower than the actual value at pH 6 and pH 7. Can be large.
  • the measured value of glucose concentration is corrected when the pH is changed while the glucose concentration in sweat is kept constant at 0.3 mM.
  • the measured value of glucose concentration becomes smaller than the actual value of 0.3mM.
  • the pH is increased from 5 to 6, the measured value of glucose becomes larger than the actual value of 0.3mM, so the measured value is lowered to It can be calibrated to 0.3mM. In this way, the glucose concentration can be accurately measured by correcting the glucose concentration measured by the glucose sensor in real time according to the change of pH.
  • 29 to 38 illustrate a method of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • 29, 31, 33, 35, and 37 show perspective views of the biosensing device during the formation process
  • FIGS. 30, 32, 34, 36, and 38 are cross-sectional views of regions of the perspective view.
  • the first region A represents a region in which the humidity sensor is formed
  • the second region B represents a region in which the glucose sensor is formed
  • the third region C represents an region in which the pH sensor is formed
  • the fourth region Region D represents the region in which the temperature sensor is formed.
  • a first insulating layer 161 is formed on the sacrificial substrate 500.
  • the sacrificial substrate 500 may be, for example, a silicon substrate.
  • the first insulating layer 161 may be formed, for example, by spin coating polyimide.
  • the wiring pattern 150 is formed on the first insulating layer 161.
  • the wiring pattern 150 may include a first wiring pattern 151, a second wiring pattern 152, a third wiring pattern 153, and a fourth wiring pattern 154.
  • the wiring pattern 150 may be formed of a conductive material, for example, a metal such as gold (Au), platinum (Pt), aluminum (Al), nickel (Ni), or a metal oxide such as ITO.
  • the wiring pattern 150 may be formed of a double layer such as a chromium layer / gold layer (Cr / Au).
  • the wiring pattern 150 may be formed by sequentially patterning a chromium layer and a gold layer on the first insulating layer 161.
  • the wiring pattern 150 may be formed to have a serpentine shape.
  • the fourth wiring patterns 154 are separated from each other in the fourth region D without being connected to each other.
  • the second electrode 122 of the glucose sensor is formed in the second region B, and the temperature sensor 140 is formed in the fourth region D.
  • the second electrode 122 and the temperature sensor 140 of the glucose sensor may perform a physical vapor deposition process such as sputtering on the first insulating layer 161 on which the wiring pattern 150 is formed, to thereby form a chromium layer and a platinum layer. It can be formed at the same time by sequentially forming and then patterning.
  • the second electrode 122 of the glucose sensor is formed on the second wiring pattern 152, and the temperature sensor 140 is formed on the first insulating layer 161.
  • the temperature sensor 140 is formed to connect the fourth wiring patterns 154 separated from each other.
  • a second insulating layer 162 covering the wiring pattern 150 is formed on the sacrificial substrate 500.
  • the second insulating layer 162 is formed by spin coating an epoxy layer on the first insulating layer 161 on which the second electrode 122 and the temperature sensor 140 of the glucose sensor are formed to form an epoxy layer. By patterning the layer. When the epoxy layer is patterned, the first insulating layer 161 may also be patterned to be removed in areas other than the wiring pattern 150 and the temperature sensor 140. By the patterning, the first insulating layer 161 and the second insulating layer 162 may have a serpentine shape.
  • the second insulating layer 162 exposes the first region A, the second region B, the third region C, and the terminal region of the wiring pattern 150.
  • the second insulating layer 162 may cover the temperature sensor 140 without exposing it.
  • the resultant on the sacrificial substrate 500 formed up to the second insulating layer 162 is transferred to the support layer 160.
  • the resultant may be transferred to the support layer 160 by a water soluble tape, and the water soluble tape may be removed by water after the transfer.
  • the humidity sensor 140 is formed on the first wiring pattern 151 of the first region A.
  • the humidity sensor 110 may include a first electrode 111 and a second electrode 112.
  • the first electrode 111 and the second electrode 112 of the humidity sensor 110 may be formed on the first wiring pattern 151 electrically separated from each other.
  • the humidity sensor 110 provides an acetonitrile solution containing 0.01 M of 3,4-ethylenedioxythiophene and 0.1 M of LiClO 4 to the first region A to perform an electroplating process.
  • the third electrode 123 of the glucose sensor 120 is formed on the second wiring pattern 152 of the second region B, and the pH sensor 130 is formed on the third wiring pattern 153 of the third region C. To form a second electrode 132.
  • the third electrode 123 of the glucose sensor 120 and the second electrode 132 of the pH sensor 130 may be formed of, for example, a silver layer / silver chloride layer (Ag / AgCl).
  • the silver layer may be formed by performing an electroplating process by providing an aqueous solution of 5 mM AgNO 3 and 1 M KNO 3 in the second region B and the third region C.
  • the silver chloride layer may be formed by providing an aqueous solution of 0.1M KCl and 0.01M HCl in a region where the silver layer is formed and chlorinating the upper portion of the silver layer by performing an electroplating process.
  • the first electrode 121 of the glucose sensor 120 is formed on the second wiring pattern 152.
  • the first electrode 121 may include a porous gold layer 121a, a hydrogen peroxide decomposition layer 121b, and a glucose decomposition layer 121c.
  • the porous gold layer 121a may be formed by performing an electroplating process by providing a 2 M sulfuric acid aqueous solution containing 2 mM HAuCl 4 in the second region B.
  • the hydrogen peroxide decomposition layer 121b includes 10 mM KCl, 2.5 mM K 3 [Fe (CN) 6 ], and 2.5 mM FeCl 3 ⁇ 6H 2 O in the second region B in which the porous gold layer 121a is formed. It may be formed by depositing a Prussian blue on the porous gold layer 121a by providing an aqueous solution of hydrochloric acid of 0.1M and performing an electroplating process.
  • the glucose degradation layer 121c may be formed by fixing glucose oxidase (GOx) to the hydrogen peroxide decomposition layer 121b.
  • GOx glucose oxidase
  • chitosan is dissolved in 2 wt% acetic acid to form a 1 wt% chitosan solution.
  • the chitosan solution is mixed with IX PBS (phosphate buffered saline) containing exfoliated graphite to form a chitosan-graphene mixed solution.
  • IX PBS phosphate buffered saline
  • Glucose oxidase and BSA bovine serum albumin
  • Glucose oxidase and BSA bovine serum albumin
  • glucose oxidase is added to the chitosan-graphene mixed solution to a concentration of 0.05 g / mL to form a GOx mixed solution.
  • 0.8 ⁇ l of the GOx-BSA mixed solution is dropped on the porous gold layer 121a and then dried. Subsequently, 0.8 ⁇ l of the GOx mixed solution is dropped on the porous gold layer 121a and dried. As a result, the glucose decomposition layer 121c is formed.
  • the first electrode 121, the second electrode 122, and the third electrode 123 of the glucose sensor 120 may be formed on the second wiring pattern 152 electrically separated from each other.
  • the first electrode 131 of the pH sensor 130 is formed on the third wiring pattern 153 of the third region C.
  • the first electrode 131 of the pH sensor 130 may be formed of polyaniline by performing an electroplating process by providing an aqueous solution of 1M hydrochloric acid containing 0.1M aniline in the third region C. Can be.
  • the first electrode 131 and the second electrode 132 of the pH sensor 130 may be formed on the third wiring pattern 153 that is electrically separated from each other.
  • the screen layer 170 is formed on the glucose sensor 120 in the second region B.
  • the screen layer 170 may be formed by drop casting 2 ⁇ l of 0.5 wt% Nafion onto the glucose sensor 120.
  • the sweat absorption layer 180 covering the biosensor 100 is formed on the screen layer 170.
  • Sweat absorbing layer 180 may be formed of a porous material, for example, a fibrous material such as cotton can absorb and discharge sweat well.
  • the waterproof layer 190 is formed below the support layer 160.
  • the waterproof layer 190 may be formed of, for example, Tegaderm or the like.
  • the order of forming the components of the biosensing device 10 is not limited to the order described above and can be changed.
  • FIG. 39 is a plan view of a biosensor according to another embodiment of the present invention
  • FIG. 40 is an exploded perspective view of the biosensor of FIG. 39
  • FIG. 41 is a front view of the biosensor of FIG. 39
  • FIG. 42 is a view of FIG. 39. Represents a real image of the bio sensing device.
  • the biosensor 20 may include a biosensor 200, a wiring pattern 250, a support layer 260, an insulation layer 262, a spacer 265, a screen layer 270, And a cover layer 280.
  • a description of a portion overlapping with the biosensor 100 of the biosensor 10 described above may be omitted.
  • the biosensor 200 may include a glucose sensor 220, a pH sensor 230, and a temperature sensor 240.
  • the wiring pattern 250 may include a first wiring pattern 251, a second wiring pattern 252, and a third wiring pattern 253.
  • the first wiring pattern 52 may be disposed along one side of the support layer 260
  • the second wiring pattern 252 may be disposed along the other side of the support layer 260.
  • Each of the third wiring patterns 253 may be disposed on one side and the other side of the support layer 260.
  • the wiring pattern 250 may be formed of a conductive material, for example, a metal such as gold (Au), platinum (Pt), aluminum (Al), nickel (Ni), or a metal oxide such as ITO.
  • the wiring pattern 250 may be formed of a double layer such as a chromium layer / gold layer (Cr / Au).
  • the glucose sensor 220 may include a first electrode 221, a second electrode 222, and a third electrode 223.
  • the first electrode 221 may be a working electrode
  • the second electrode 222 may be a counter electrode
  • the third electrode 223 may be a reference electrode.
  • the glucose sensor 220 is a three-electrode sensor, but is not limited thereto, and may be formed as a two-electrode sensor.
  • the first electrode 221, the second electrode 222, and the third electrode 223 of the glucose sensor 220 may be disposed on the first wiring pattern 251 electrically separated from each other.
  • the glucose sensor 220 may be electrically connected to an external device by the first wiring pattern 251.
  • the glucose sensor 220 measures glucose concentration in the sweat.
  • the glucose sensor 220 has a structure in which the second electrode 222 and the third electrode 223 surround the first electrode 221 so that not only the glucose sensor 220 but also the entire biosensor 20 may be highly integrated. Can be.
  • the first electrode 221 may be formed in a small size having a diameter of about 1,000 ⁇ m or less, thereby accurately measuring the glucose concentration in the sweat even with a small amount of sweat.
  • the pH sensor 230 may include a first electrode 231 and a second electrode 232.
  • the first electrode 231 may be a working electrode
  • the second electrode 232 may be a reference electrode and / or a counter electrode.
  • the first electrode 231 may be a reference electrode and / or a counter electrode
  • the second electrode 232 may be a working electrode.
  • the pH sensor 230 is a two-electrode sensor, but is not limited thereto, and may be formed of a three-electrode sensor such as the glucose sensor 220.
  • the first electrode 231 and the second electrode 232 of the pH sensor 230 may be disposed on the second wiring pattern 252 electrically separated from each other.
  • the pH sensor 230 may be electrically connected to the external device by the second wiring pattern 252.
  • the pH sensor 230 measures the pH of the sweat.
  • the pH sensor 230 may measure the pH of the sweat by measuring a change in the open circuit potential (OCP) between the first electrode 231 and the second electrode 232.
  • OCP open circuit potential
  • the glucose concentration measurement value may be corrected in real time according to the pH value measured by the pH sensor 230.
  • the pH sensor 230 may function as two pH sensors by disposing two first electrodes 231 around the second electrode 232. Two first electrodes 231 may surround the second electrode 232.
  • the temperature sensor 240 is disposed on the support layer 260 and connected to the third wiring patterns 253 separated from each other.
  • the temperature sensor 240 may have a serpentine shape.
  • the temperature sensor 240 measures the temperature of the sweat.
  • the temperature sensor 240 may measure a temperature of sweat by measuring an electrical resistance value according to a temperature change as a resistor.
  • the glucose concentration measurement value may be corrected in real time according to the temperature value measured by the temperature sensor 240.
  • the biosensor 200 includes, but is not limited to, a pH sensor 230 and a temperature sensor 240 to measure glucose concentration more accurately.
  • the sensors may not be included or only one may be selected.
  • the support layer 260 is disposed under the biosensor 200 and the wiring pattern 250 to support the biosensor 200 and the wiring pattern 250.
  • the support layer 260 may be formed of a polymer, for example, polyimide.
  • the support layer 260 may be a polymer strip.
  • the insulating layer 262 is disposed on the wiring pattern 250.
  • the insulating layer 262 may be formed of, for example, epoxy or the like.
  • the insulating layer 262 exposes the terminal region of the biosensor 200 and the wiring pattern 250, whereby the biosensor 200 may be in contact with sweat, and the terminal region of the wiring pattern 250 may be external. It may be electrically connected with the device. However, the insulating layer 262 may be covered without exposing the temperature sensor 240.
  • Spacers 265 are disposed on both sides of the support layer 260, respectively.
  • the spacer 265 may be disposed at both sides of an area in which the biosensor 200 is disposed along the direction in which the support layer 260 extends.
  • the spacer 265 may be formed of an adhesive polymer such as, for example, polytetrafluoroethylene (PTFE).
  • An insulating layer 262 may be disposed between the spacer 265 and the support layer 260. Referring to FIG. 35, a capillary force formed by a sweat absorbing gap 265g defined by the support layer 260, the cover layer 280, the insulating layer 262, and the spacer 265 ( Capillary force can absorb sweat.
  • the spacer 265 may have a thickness capable of forming a sweat absorption gap 265g that induces capillary force.
  • Screen layer 270 is disposed over glucose sensor 220.
  • the screen layer 270 may filter out foreign substances (including drugs) that may interfere with sensing glucose from absorbed sweat.
  • the screen layer 270 may stably fix the glucose decomposition layer (121c of FIG. 8) of the first electrode 221 of the glucose sensor 220.
  • the screen layer 270 may be formed of, for example, Nafion.
  • the cover layer 280 is disposed on the biosensor 200 and the spacer 265.
  • the cover layer 280 may form a sweat absorption gap 265g together with the support layer 260 and the spacer 265 to absorb sweat.
  • the cover layer 280 may be formed of, for example, polyethylene terephthalate (PET).
  • the pH sensor 230, the glucose sensor 220, and the temperature sensor 240 may be sequentially disposed in the direction in which the support layer 260 extends between the two spacers 265. Sweat absorbed through the sweat absorption gap 265g may move to the temperature sensor 240 through the pH sensor 230 and the glucose sensor 220.
  • the order of placement of the sensors is not limited and can be changed.
  • the biosensor 200 may not include a humidity sensor because the biosensor 20 directly collects the amount of sweat required for glucose concentration measurement through the sweat absorption gap 265g.
  • the bio-sensing device 20 may absorb the sweat generated in the human body without being attached to the skin and measure the glucose concentration, and may be used for a single use when the glucose concentration measurement is required. As such, the biosensing device 20 may be used without being attached to the skin, thereby eliminating foreign matters and being easy to use.
  • FIG. 43 is a diagram for describing a method of using the biosensing device of FIG. 39.
  • the biosensor 20 may be connected to an external device through the ZIF connector 25, and the glucose concentration may be measured. As such, the biosensing device 20 may be conveniently used for one-time use without being attached to the human body.
  • the cover layer 280 of the bio-sensing device 20 of FIG. 39 may be formed in the same manner as the sweat-absorbing layer 180 of the bio-sensing device 10 described above, or may include a sweat-absorbing layer. . Even if the amount of sweat emitted from the human body is small, the sweat may be absorbed by the cover layer 280 and collected quickly and easily.
  • the biosensing device 20 may further include a waterproof layer disposed under the support layer 260.
  • the waterproof layer may be formed in the same manner as the waterproof layer 190 of the bio-sensing device 10 described above.
  • the bio-sensing device 20 may be fixed to the user's body by the waterproof layer, and after the user's activity is absorbed sufficiently for a certain period of time, the bio-sensing device 20 is separated from the body, and the ZIF connector
  • the glucose concentration can be measured by connecting to an external device through 25. That is, the biosensing device 20 including the waterproof layer may be effectively attached to a user who is less sweaty or less likely to sweat.
  • the waterproof layer may prevent moisture other than sweat from penetrating into the biosensor 200 and may help sweat to be collected into the biosensor 200 region.
  • 44 to 47 illustrate a method of forming a biosensor according to another embodiment of the present invention.
  • the support layer 260 may be formed of a polymer, for example, polyimide, and may be a polyimide strip.
  • the wiring pattern 250 may include a first wiring pattern 251, a second wiring pattern 252, and a third wiring pattern 153.
  • the wiring pattern 250 may be formed of a conductive material, for example, a metal such as gold (Au), platinum (Pt), aluminum (Al), nickel (Ni), or a metal oxide such as ITO.
  • the wiring pattern 250 may be formed of a double layer such as a chromium layer / gold layer (Cr / Au).
  • the wiring pattern 250 may be formed by sequentially patterning a chromium layer and a gold layer on the support layer 260.
  • the third wiring patterns 253 are separated from each other in the region where the temperature sensor is formed without being connected to each other.
  • the second electrode 222 of the glucose sensor is formed on the first wiring pattern 251, and the temperature sensor 240 is formed on the support layer 260.
  • the second electrode 222 and the temperature sensor 240 of the glucose sensor perform a physical vapor deposition process such as sputtering on the support layer 260 on which the wiring pattern 250 is formed to sequentially form a chromium layer and a platinum layer. It can be formed simultaneously by then patterning.
  • the temperature sensor 240 is formed to connect the third wiring patterns 253 separated from each other.
  • an insulating layer 262 is formed on the support layer 260 to cover the wiring pattern 250.
  • the insulating layer 262 is formed by spin coating an epoxy on the support layer 260 on which the second sensor 222 and the temperature sensor 240 of the glucose sensor are formed to form an epoxy layer, and then patterning the epoxy layer. It can be formed by.
  • the insulating layer 262 exposes a region where the glucose sensor and the pH sensor are formed and an end region of the wiring pattern 250.
  • the insulating layer 262 may cover the temperature sensor 240 without exposing it.
  • the first electrode 221 and the third electrode 223 of the glucose sensor 220 are formed on the first wiring pattern 251 exposed by the insulating layer 262.
  • the first electrode 231 and the second electrode 232 of the pH sensor 230 are formed on the second wiring pattern 252 exposed by the insulating layer 262.
  • a description of portions overlapping with the processes of forming the glucose sensor 120 and the pH sensor 130 of the biosensor 10 may be omitted.
  • the first electrode 221 of the glucose sensor 220 may include a porous gold layer, a hydrogen peroxide decomposition layer, and a glucose decomposition layer.
  • the third electrode 223 of the glucose sensor 220 and the second electrode 232 of the pH sensor 230 may be formed of, for example, a silver layer / silver chloride layer (Ag / AgCl).
  • the first electrode 231 of the pH sensor 230 may be formed of, for example, polyaniline.
  • the first electrode 221, the second electrode 222, and the third electrode 223 of the glucose sensor 220 may be formed on the first wiring pattern 251 electrically separated from each other, and the pH sensor 230.
  • the first electrode 231 and the second electrode 232 may be formed on the second wiring pattern 252 electrically separated from each other.
  • Spacers 265 are formed on both sides of the support layer 260, respectively.
  • the spacer 265 may be formed at both sides of an area where the biosensor 200 is disposed along the direction in which the support layer 260 extends.
  • the spacer 265 may be formed of an adhesive polymer such as, for example, PTFE.
  • An insulating layer 262 may be disposed between the spacer 265 and the support layer 260.
  • the screen layer 270 is formed on the glucose sensor 220.
  • the screen layer 270 may be formed of, for example, Nafion. After the screen layer 270 is formed, glutaraldehyde is dropped cast on the glucose sensor 220 to crosslink the glucose decomposition layer.
  • the cover layer 280 is formed on the biosensor 200 and the spacer 265.
  • the cover layer 280 may be formed of, for example, PET.
  • the cover layer 280 may form a sweat absorption gap 265g together with the support layer 260 and the spacer 265 to absorb sweat.
  • the order of forming the components of the biosensing device 20 is not limited to the order described above and may be changed.
  • the cover layer 280 may be formed of a porous material, for example, a fibrous material such as cotton can absorb and discharge sweat well.
  • the waterproof layer may be formed under the support layer 260.
  • the waterproof layer may be formed of, for example, Tegaderm.
  • FIG. 48 is a perspective view of the drug delivery device according to one embodiment of the present invention
  • FIG. 49 is an exploded perspective view of the drug delivery device of FIG. 48
  • FIG. 50 shows an actual image of the drug delivery device of FIG. 48
  • FIG. 51 is Partial enlarged view of a drug delivery unit according to an embodiment of the present invention
  • Figure 52 shows a phase change nanoparticles according to an embodiment of the present invention.
  • the drug delivery device 30 may include a drug delivery unit 300 and a heating unit 350.
  • the drug delivery unit 300 may include a microneedle bonding layer 310, a microneedle 320, a phase change layer 330, and a phase change nanoparticle 340.
  • the microneedle bonding layer 310 may be combined with the microneedle 320 to support the microneedle 320.
  • the microneedle 320 may be arranged in two dimensions on the microneedle bonding layer 310.
  • the microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 may be integrally formed using the same material, and the microneedle bonding layer 310 may stably support the microneedle 320.
  • the microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 may be formed of, for example, hyaluronic acid hydrogel.
  • the surface of the microneedle 320 may be coated with the phase change layer 330.
  • the phase change layer 330 may be formed of a material capable of causing phase change at a predetermined temperature or higher, for example, tetradecanol.
  • tetradecanol a material capable of causing phase change at a predetermined temperature or higher, for example, tetradecanol.
  • the glucose control drug 341 stored in the phase change nanoparticles 340 inside the microneedle 320 may be released to the outside. It becomes the state that I can.
  • the phase change nanoparticle 340 may include a first phase change nanoparticle 340a and a second phase change nanoparticle 340b.
  • the phase change nanoparticle 340 may include a glucose regulating drug 341, a phase change material 342, and a ligand compound 343.
  • the glucose regulating drug 341 may include, for example, metformin, chlorpropamide, or the like.
  • the phase change material 342 may have a spherical shape and store a glucose regulating drug 341 therein.
  • the phase change material 342 may include a material that may undergo phase change at a predetermined temperature or higher, for example, palm oil, tridecanoic acid, or the like.
  • the first phase change nanoparticle 340a may include a phase change material, for example, palm oil, in which a phase change occurs at a first phase change temperature, and the second phase change nanoparticle 340b may have a second phase change. Phase change material, such as tridecanoic acid, in which phase change may occur at temperature.
  • the first phase change temperature may be lower than 40 ° C., for example 38 ° C.
  • the second phase change temperature may be higher than 40 ° C., for example 43 ° C.
  • the first phase change nanoparticle 340a and the second phase change nanoparticle 340b may release the glucose regulating drug 341 by causing a phase change of the phase change material 342 at different temperatures.
  • the first phase change nanoparticle 340a having a phase change temperature lower than 40 ° C. releases the glucose regulating drug 341, and the phase change temperature is higher than 40 ° C.
  • the second phase change nanoparticle 340b having a high change temperature does not release the glucose regulating drug 341.
  • both the first phase change nanoparticle 340a and the second phase change nanoparticle 340b having a phase change temperature lower than 45 ° C. are glucose control drugs 341. ).
  • the user may effectively control glucose in the human body.
  • Ligand compound 343 is a substance capable of forming an oil-in-water emulsion, for example DOPA-HA (3,4-Dihydroxyl-L-phenylalanine (DOPA) -conjugated hyaluronic acid) And poloxamers.
  • Ligand compound 343 may surround phase change material 342, allowing phase change nanoparticles 340 to be uniformly dispersed within microneedle 320.
  • the heating unit 350 may include a heater 370, a temperature sensor 380, a support layer 360, a first insulating layer 361, a second insulating layer 362, and a waterproof layer 390.
  • One or more heaters 370 may be included in the heating unit 350.
  • the heating area of the heating unit 350 may be divided according to the number of heaters 370.
  • the heater 370 may include a first heater 371, a second heater 372, and a third heater 373, and the heating unit 350 may be divided into three heating regions. have. For example, when the drug delivery unit 300 is heated to 40 ° C.
  • the first phase change particles 340a in the microneedle 320 disposed on the first heater 371 are Phase change to release the glucose control drug (341), when operating the first heater 371 to heat the drug delivery unit 300 to 45 °C in the microneedle 320 disposed on the first heater 371
  • the second phase change particle 340b phase changes to release the glucose regulating drug 341.
  • the first phase change particle 340a in the microneedle 320 disposed on the second heater 372 is phase changed.
  • the phase change particle 340b phase changes to release the glucose regulating drug 341.
  • the first phase change particle 340a in the microneedle 320 disposed on the third heater 373 is phase changed.
  • the second in the microneedle 320 disposed on the third heater 373 changes to release the glucose regulating drug 341.
  • the release of the glucose regulating drug 341 may be controlled by controlling the operations of the first heater 371, the second heater 372, and the third heater 373. Therefore, the user can effectively adjust the dose of the glucose regulating drug 341 injected into the human body according to the measured glucose concentration.
  • the glucose regulating drug 341 since the glucose regulating drug 341 may be repeatedly injected into the drug delivery device 30 once attached to the human body, it may be used for a long time and the convenience may be increased.
  • the temperature sensor 380 may be disposed adjacent to the heater 370 to measure the temperature.
  • the temperature sensor 380 may be disposed between the first heater 371 and the second heater 372 and between the second heater 372 and the third heater 373.
  • the temperature sensor 380 may confirm whether the heater 370 is in operation and may control the heater 370.
  • the support layer 360 is disposed under the heater 370 and the temperature sensor 380 to support the heater 370 and the temperature sensor 380.
  • the support layer 360 may be combined with the drug delivery unit 300 to support the drug delivery unit 300.
  • the support layer 360 may be formed of a silicone polymer, for example, polydimethylsiloxane (PDMS).
  • PDMS polydimethylsiloxane
  • the support layer 360 may be a silicon patch.
  • the first insulating layer 361 is disposed between the heater 370 and the support layer 360 and between the temperature sensor 380 and the support layer 360, and the second insulating layer 362 is the heater 370 and the drug delivery unit. Between 300 and between the temperature sensor 380 and the drug delivery unit 300.
  • the first insulating layer 361 and / or the second insulating layer 362 may have a serpentine shape and may have elasticity.
  • the first insulating layer 361 and the second insulating layer 362 may be formed of, for example, polyimide, epoxy, or the like.
  • the second insulating layer 362 exposes the distal regions of the heater 370 and the temperature sensor 380, whereby the distal regions of the heater 370 and the temperature sensor 380 may be electrically connected to an external device. .
  • the waterproof layer 390 is disposed below the support layer 360.
  • the waterproof layer 390 may prevent foreign substances such as moisture from penetrating into the drug delivery device 30 after the drug delivery device 30 is attached to the human body, and the glucose control drug released from the drug delivery unit 300 ( 341) can be prevented from being discharged to the outside.
  • the waterproof layer 390 may be formed of, for example, Tegaderm.
  • 53 to 55 illustrate a method of forming a drug delivery unit according to an embodiment of the present invention.
  • a hyaluronic acid solution 300s including phase change nanoparticles loaded with a glucose control drug in a mold 600 is provided.
  • the mold 600 has a groove 600h arranged two-dimensionally.
  • the groove 600h may have a diameter of about 250 ⁇ m and a height of about 1 mm.
  • the mold 600 may be, for example, a PDMS mold.
  • the hyaluronic acid solution 300s provided in the mold 600 is cured to form the microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320.
  • the microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 may be integrally formed.
  • the microneedle 320 is formed in the groove 600h of the mold 600, and is arranged two-dimensionally in the microneedle bonding layer 310.
  • the microneedle 320 may have a diameter of about 250 ⁇ m and a height of about 1 mm.
  • the microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 are separated from the mold 600.
  • the microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 may be separated from the mold 600 by attaching a heating part 350 to the microneedle bonding layer 310.
  • the drug delivery unit may be completely formed and then combined with the heating unit.
  • the surface of the microneedle 320 is coated with a phase change material 330s.
  • the surface of the microneedle 320 may be coated with a phase change material 330s by performing a process such as spray coating, dip coating, or drop casting.
  • the phase change material 330s may be, for example, tetradecanol.
  • FIG. 56 illustrates a wearable bio system according to an embodiment of the present invention.
  • the wearable bio system 1 may include a bio sensing device 10, a drug delivery device 30, and a control device 40. Since the biosensing device 10 and the drug delivery device 30 are the same as the biosensing device and the drug delivery device described in the above-described embodiments, the overlapping description may be omitted.
  • the bio sensing device 10 may include a bio sensing communication unit 11, the drug delivery device 30 may include a drug delivery communication unit 31, and the control device 40 may control the control communication unit 41. It may include.
  • the bio-sensing communication unit 11, the drug delivery communication unit 31, and the control communication unit 41 may be connected to each other at least two by wire or wirelessly, and may transmit and receive electrical signals to each other.
  • the control device 40 may transmit and receive an electrical signal with the biosensing device 10 and the drug delivery device 30, and may control the biosensing device 10 and the drug delivery device 30.
  • control device 40 is illustrated separately from the bio-sensing device 10 and the drug delivery device 30, but is not limited thereto.
  • the control device 40 may include the bio-sensing device 10 or the drug delivery device ( 30).
  • the wearable bio system 1 may include the strip type bio sensing device 20 of FIG. 39 instead of the patch type bio sensing device 10 of FIG. 1.
  • the control device 40 measures the humidity by collecting a signal from the humidity sensor 110 to determine whether a certain amount of sweat is absorbed before analyzing the glucose concentration in the human body.
  • the control device 40 collects a signal from the glucose sensor 120 to measure the glucose concentration in the sweat. In addition, the control device 40 collects a signal from the pH sensor 130 to measure the pH of the sweat, and collects a signal from the temperature sensor 140 to measure the temperature of the sweat.
  • the control device 40 corrects the measured glucose concentration value by using the measured pH value and the temperature value.
  • signals may be distorted due to changes in pH or temperature, thereby causing measurement errors.
  • the control device 40 may more accurately correct the measured glucose concentration value by using the measured pH value and the temperature value.
  • the biosensor 100 may further include a strain sensor, and may correct signal distortion that may be caused by a user's movement.
  • the control device 40 diagnoses the blood glucose state of the user according to the corrected glucose concentration.
  • control device 40 may operate the drug delivery device 30 to inject the glucose regulating drug 341 into the human body.
  • the drug delivery unit 300 includes a phase change nanoparticle 340 loaded with a glucose control drug 341, and the phase change nanoparticle 340 has first phase change nanoparticles 340a having different phase change temperatures. And a second phase change nanoparticle 340b. Therefore, by adjusting the heating temperature of the drug delivery unit 300 it is possible to adjust the dose of the glucose control drug (341).
  • the heating unit 350 includes a heater 370 for heating the drug delivery unit 300, and the heater 370 includes two or more separate heaters, for example, the first heater 371 and the second heater ( 372, and a third heater 373.
  • the operation of the first heater 371, the second heater 372, and the third heater 373 may be controlled to adjust the drug injection region of the drug delivery unit 300.
  • the process of glucose regulation can be repeated over and over in real time. Thereby, the glucose in the human body of the user can be kept constant.
  • control device 40 may determine the user's status diagnosed through the control communication unit 41 or a separate network device connected to the control communication unit 41, the user's wireless terminal or the family's wireless terminal, a specific hospital It can be sent to a first aid center or service provider, and managed so that the user's status is not at risk.
  • the biosensing device according to embodiments of the present invention may have excellent reliability.
  • the bio-sensing device can accurately diagnose disease or measure biological signals.
  • the biosensing device may be highly integrated.
  • the biosensor included in the biosensor may be miniaturized so that a plurality of various sensors may be integrated in a small area.
  • the biosensing device may have elasticity and be attached to a human body.
  • the bio-sensing device may have elasticity that can maintain reliability even when deformed by a user's operation.
  • the bio-sensing device is attached to the human body to perform diagnosis and measurement on the human body in real time, and is effective and convenient to use, so anyone can use it easily.
  • Biosensing device can accurately measure the glucose concentration of the human body in a non-invasive manner.
  • the bio-sensing device can measure glucose concentration in sweat.
  • a biosensor such as a glucose sensor included in the biosensing device, can be miniaturized so that the glucose concentration can be accurately measured even with a small amount of sweat.
  • the glucose sensor may include a porous gold layer having a large electrochemically active surface so that glucose concentration can be accurately measured even with a small amount of sweat.
  • the bio-sensing device may check whether sweat collected for glucose sensing is collected by a humidity sensor.
  • the biosensing device can measure the glucose concentration more accurately by measuring the glucose concentration measured by the glucose sensor by the pH sensor and / or the temperature sensor.
  • the bio-sensing device can easily and efficiently collect the sweat necessary for sensing by the sweat-absorbing layer.
  • the bio-sensing device may remove foreign substances from sweat used for glucose sensing by the screen layer.
  • the bio-sensing device can prevent the sweat used for glucose sensing from being discharged to the outside by the waterproof layer, and prevent foreign substances such as external moisture that prevents glucose sensing from penetrating into the bio-sensing device.
  • the biosensing device according to the embodiments of the present invention may be used for a single use.
  • the bio-sensing device can be miniaturized into a strip shape and can easily collect sweat through a sweat absorption gap, and thus can be conveniently used for a single use.
  • the bio-sensing device can collect sweat more easily by forming a cover layer as a sweat absorbing layer.
  • the bio-sensing device may be used by attaching to the human body by including a waterproof layer, and may be effectively attached to a user who has little sweat or does not sweat well.
  • Drug delivery device can inject drugs into the human body.
  • the drug delivery device may adjust the amount of drug injected into the human body.
  • the drug delivery device may sequentially inject drugs step by step according to the user's condition.
  • the drug delivery device may inject glucose control drugs into the human body.
  • the drug delivery device may adjust the amount of glucose regulating drug injected into the human body according to the glucose concentration in the human body of the user.
  • the drug delivery device may sequentially release the glucose regulating drug step by step, thereby allowing the user to effectively regulate glucose in the human body.
  • the drug delivery device may be repeatedly used to release the glucose control drug several times after being attached to the human body, and thus may be used for a long time.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Nanotechnology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

A biosensing device and a drug delivery device are provided. A biosensing device, according to one embodiment of the present invention, comprises: a support layer; and a biosensor disposed on the support layer. A biosensing device, according to another embodiment of the present invention, comprises: a support layer; spacers disposed on both sides of the support layer; a biosensor disposed on the support layer between the spacers; and a cover layer disposed on the spacers to be spaced apart from the biosensor. A drug delivery device, according to another embodiment of the present invention, comprises: a microneedle; and a drug delivery part disposed in the microneedle and containing drug-loaded phase change nanoparticles. The drug delivery device may further comprise a heating part coupled to the drug delivery part to heat the drug delivery part.

Description

바이오 센싱 장치 및 약물 전달 장치Biosensing device and drug delivery device
본 발명은 바이오 센싱 장치 및 약물 전달 장치에 관한 것이다.The present invention relates to a biosensing device and a drug delivery device.
의료 장치가 발달하고 건광 관리 및 치료를 보다 편하고 효과적으로 하는데 관심이 증대하면서 웨어러블 바이오 장치에 대한 연구가 활발히 이루어지고 있다. 종래의 웨어러블 바이오 장치는 다양한 센서들을 고집적화하기가 어렵고, 여러가지 요인에 의해 질병 진단이나 생체 신호 측정을 정확하게 할 수 없어 신뢰성이 떨어지고 상용화하는데 한계가 있다.With the development of medical devices and increasing interest in making dry light management and treatment more convenient and effective, research on wearable bio devices is being actively conducted. Conventional wearable bio devices are difficult to highly integrate a variety of sensors, and due to various factors, it is impossible to accurately diagnose disease or measure bio signals, resulting in low reliability and limitations in commercialization.
한편, 고령화 사회, 잘못된 생활 습관 등으로 당뇨병의 유병률이 증가하고 있다. 당뇨병은 장기적으로 적절한 혈당 조절이 안 될 경우, 체내 주요 장기에 합병증을 일으킨다. 따라서, 혈당을 정상적으로 유지하는 것은 중요하다. Meanwhile, the prevalence of diabetes is increasing due to an aging society and wrong lifestyles. Diabetes can lead to major organ complications in the long term if proper blood sugar control is not performed. Therefore, it is important to maintain blood sugar normally.
이와 같이, 적절한 혈당 조절을 하기 위해서는 정확한 혈당 측정이 중요하나, 기존의 혈당 측정기의 대부분은 침습적인 방식으로 혈액을 채취하여 혈당을 측정하기 때문에 환자에게 고통과 불편함을 줄 수 있다. 따라서, 채혈을 하지 않고 혈당을 측정하는 비침습적 혈당 측정기의 개발이 요구되고 있다. 또, 정확한 혈당 농도의 측정뿐만 아니라 동시에 혈당을 조절할 수 있는 혈당 조절 장치의 개발도 필요하다.As such, accurate blood glucose measurement is important for proper blood sugar control, but most of the existing blood glucose meters may cause pain and discomfort to the patient because blood glucose is measured by taking blood in an invasive manner. Therefore, there is a need for the development of a non-invasive blood glucose meter for measuring blood glucose without blood collection. In addition, it is necessary to develop a blood glucose control device that can control blood glucose at the same time as well as accurate measurement of blood glucose levels.
상기와 같은 문제점을 해결하기 위하여, 본 발명은 신뢰성이 우수한 바이오 센싱 장치를 제공한다.In order to solve the above problems, the present invention provides a highly reliable bio-sensing device.
본 발명은 고집적화된 바이오 센싱 장치를 제공한다.The present invention provides a highly integrated bio sensing device.
본 발명은 신축성을 갖는 웨어러블 바이오 센싱 장치를 제공한다.The present invention provides a wearable bio-sensing device having elasticity.
본 발명은 비침습적인 방식으로 인체의 글루코오스 농도를 정확하게 측정할 수 있는 바이오 센싱 장치를 제공한다.The present invention provides a biosensing device capable of accurately measuring the concentration of glucose in the human body in a non-invasive manner.
본 발명은 1회용으로 사용될 수 있는 바이오 센싱 장치를 제공한다.The present invention provides a biosensing device that can be used for a single use.
본 발명은 인체에 약물을 투입할 수 있는 약물 전달 장치를 제공한다.The present invention provides a drug delivery device that can inject drugs into the human body.
본 발명은 인체에 투입되는 약물의 양을 조절할 수 있는 약물 전달 장치를 제공한다.The present invention provides a drug delivery device that can adjust the amount of drug to be injected into the human body.
본 발명은 인체에 글루코오스 조절 약물을 투입할 수 있는 약물 전달 장치를 제공한다.The present invention provides a drug delivery device that can inject glucose control drugs into the human body.
본 발명의 다른 목적들은 다음의 상세한 설명과 첨부한 도면으로부터 명확해 질 것이다.Other objects of the present invention will become apparent from the following detailed description and the accompanying drawings.
본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센싱 장치는, 지지층 및 상기 지지층 위에 배치되는 바이오 센서를 포함한다.The biosensing device according to an embodiment of the present invention includes a support layer and a biosensor disposed on the support layer.
상기 바이오 센서는 글루코오스 센서를 포함할 수 있다.The biosensor may include a glucose sensor.
상기 글루코오스 센서는, 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제2 전극을 포함할 수 있고, 상기 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The glucose sensor may include a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode may surround the first electrode.
상기 글루코오스 센서는 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제3 전극을 더 포함할 수 있고, 상기 제2 전극 및 상기 제3 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The glucose sensor may further include a third electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode and the third electrode may surround the first electrode.
상기 제1 전극은, 다공성 금층, 상기 다공성 금층 위에 배치되는 과산화수소 분해층, 및 상기 과산화수소 분해층 위에 배치되는 글루코오스 분해층을 포함할 수 있다.The first electrode may include a porous gold layer, a hydrogen peroxide decomposition layer disposed on the porous gold layer, and a glucose decomposition layer disposed on the hydrogen peroxide decomposition layer.
상기 제1 전극의 직경은 800 ~ 1,000㎛일 수 있고, 상기 글루코오스 센서의 직경은 2 ~ 3mm일 수 있다.The diameter of the first electrode may be 800 ~ 1,000㎛, the diameter of the glucose sensor may be 2 ~ 3mm.
상기 제1 전극은 원형 형상 또는 다각형 형상을 가질 수 있고, 상기 글루코오스 센서의 아웃라인은 원형 형상 또는 다각형 형상을 가질 수 있다.The first electrode may have a circular shape or a polygonal shape, and the outline of the glucose sensor may have a circular shape or a polygonal shape.
상기 바이오 센서는 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되는 습도 센서를 더 포함할 수 있다.The biosensor may further include a humidity sensor disposed adjacent to the glucose sensor.
상기 습도 센서는, 빗 형상의 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 빗 형상의 제2 전극을 포함할 수 있고, 상기 제1 전극의 빗살과 상기 제2 전극의 빗살이 서로 교대로 배치될 수 있다.The humidity sensor may include a comb-shaped first electrode and a comb-shaped second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the comb teeth of the first electrode and the comb teeth of the second electrode are alternately disposed. Can be arranged.
상기 바이오 센서는 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되는 pH 센서를 더 포함할 수 있다.The biosensor may further include a pH sensor disposed adjacent to the glucose sensor.
상기 pH 센서는, 제2 전극 및 상기 제2 전극에 인접하게 배치되는 제1 전극을 포함할 수 있고, 상기 제1 전극은 상기 제2 전극을 둘러쌀 수 있다.The pH sensor may include a second electrode and a first electrode disposed adjacent to the second electrode, and the first electrode may surround the second electrode.
상기 pH 센서는, 제2 전극 및 상기 제2 전극에 인접하게 배치되는 두 개의 제1 전극을 포함할 수 있고, 상기 두 개의 제1 전극은 상기 제2 전극을 둘러쌀 수 있다.The pH sensor may include a second electrode and two first electrodes disposed adjacent to the second electrode, and the two first electrodes may surround the second electrode.
상기 바이오 센서는, 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되고, 습도 센서, pH 센서, 및 온도 센서 중에서 하나 또는 둘 이상을 더 포함할 수 있다.The biosensor is disposed adjacent to the glucose sensor, and may further include one or two or more of a humidity sensor, a pH sensor, and a temperature sensor.
상기 글루코오스 센서는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정할 수 있고, 상기 습도 센서는 상기 글루코오스 농도 측정에 필요한 상기 땀의 양을 측정할 수 있고, 상기 pH 센서는 상기 땀의 pH를 측정할 수 있으며, 상기 온도 센서는 상기 땀의 온도를 측정할 수 있다.The glucose sensor may measure the glucose concentration in the sweat, the humidity sensor may measure the amount of sweat required to measure the glucose concentration, the pH sensor may measure the pH of the sweat, the temperature The sensor can measure the temperature of the sweat.
상기 글루코오스 센서에 의해 측정된 상기 글루코오스 농도는, 상기 pH 센서에 의해 측정된 상기 땀의 pH 및 상기 온도 센서에 의해 측정된 상기 땀의 온도 중에서 하나 또는 둘에 의해 보정될 수 있다.The glucose concentration measured by the glucose sensor may be corrected by one or two of the pH of the sweat measured by the pH sensor and the temperature of the sweat measured by the temperature sensor.
상기 바이오 센싱 장치는 상기 지지층 위에 형성된 배선 패턴을 더 포함할 수 있다. 상기 배선 패턴은, 상기 습도 센서에 연결되는 제1 배선 패턴, 상기 글루코오스 센서에 연결되는 제2 배선 패턴, 상기 pH 센서에 연결되는 제3 배선 패턴, 및 상기 온도 센서에 연결되는 제4 배선 패턴을 포함할 수 있다. 상기 배선 패턴은 구불구불한 형상을 가질 수 있다.The bio-sensing device may further include a wiring pattern formed on the support layer. The wiring pattern may include a first wiring pattern connected to the humidity sensor, a second wiring pattern connected to the glucose sensor, a third wiring pattern connected to the pH sensor, and a fourth wiring pattern connected to the temperature sensor. It may include. The wiring pattern may have a serpentine shape.
상기 바이오 센싱 장치는, 상기 배선 패턴과 상기 지지층 사이에 배치되는 제1 절연층 및 상기 배선 패턴 위에 배치되는 제2 절연층을 더 포함할 수 있다. 상기 제2 절연층은 상기 습도 센서, 상기 글루코오스 센서, 및 상기 pH 센서를 노출할 수 있고, 상기 제1 절연층 및 상기 제2 절연층은 구불구불한 형상을 가질 수 있다.The bio-sensing device may further include a first insulating layer disposed between the wiring pattern and the support layer and a second insulating layer disposed on the wiring pattern. The second insulation layer may expose the humidity sensor, the glucose sensor, and the pH sensor, and the first insulation layer and the second insulation layer may have a serpentine shape.
상기 바이오 센싱 장치는 상기 글루코오스 센서 위에 배치되는 스크린층을 더 포함할 수 있다. 상기 글루코오스 센서는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정할 수 있고, 상기 스크린층은 상기 글루코오스 센서에 제공되는 상기 땀에서 이물질을 제거할 수 있다.The bio-sensing device may further include a screen layer disposed on the glucose sensor. The glucose sensor may measure glucose concentration in the sweat, and the screen layer may remove foreign substances from the sweat provided to the glucose sensor.
상기 바이오 센싱 장치는 상기 바이오 센서 위에 배치되는 땀흡수층을 더 포함할 수 있다.The biosensing device may further include a sweat absorbing layer disposed on the biosensor.
상기 바이오 센싱 장치는 상기 지지층 아래에 배치되는 방수층을 더 포함할 수 있다.The bio-sensing device may further include a waterproof layer disposed under the support layer.
상기 지지층은 실리콘 패치일 수 있다.The support layer may be a silicon patch.
상기 바이오 센서는, 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제2 전극을 포함할 수 있고, 상기 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The biosensor may include a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode may surround the first electrode.
상기 바이오 센서는 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제3 전극을 더 포함할 수 있고, 상기 제2 전극 및 상기 제3 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The biosensor may further include a third electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode and the third electrode may surround the first electrode.
상기 바이오 센서는, 빗 형상의 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 빗 형상의 제2 전극을 포함할 수 있고, 상기 제1 전극의 빗살과 상기 제2 전극의 빗살이 서로 교대로 배치될 수 있다.The biosensor may include a comb-shaped first electrode and a comb-shaped second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the comb teeth of the first electrode and the comb teeth of the second electrode alternate with each other. Can be arranged.
상기 바이오 센서는, 제1 전극 및 상기 제1 전극과 인접하게 배치되는 두 개의 제2 전극을 포함할 수 있고, 상기 두 개의 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The biosensor may include a first electrode and two second electrodes disposed adjacent to the first electrode, and the two second electrodes may surround the first electrode.
본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센싱 장치는, 지지층, 상기 지지층의 양측에 배치되는 스페이서, 상기 스페이서 사이의 상기 지지층 위에 배치되는 바이오 센서, 및 상기 바이오 센서와 이격되도록 상기 스페이서 위에 배치되는 커버층을 포함한다.According to another embodiment of the present invention, a biosensing device includes a support layer, a spacer disposed on both sides of the support layer, a biosensor disposed on the support layer between the spacers, and a cover layer disposed on the spacer to be spaced apart from the biosensor. It includes.
상기 바이오 센서는 글루코오스 센서를 포함할 수 있다.The biosensor may include a glucose sensor.
상기 글루코오스 센서는, 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제2 전극을 포함할 수 있고, 상기 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The glucose sensor may include a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode may surround the first electrode.
상기 글루코오스 센서는 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제3 전극을 더 포함할 수 있고, 상기 제2 전극 및 상기 제3 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The glucose sensor may further include a third electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode and the third electrode may surround the first electrode.
상기 제1 전극은, 다공성 금층, 상기 다공성 금층 위에 배치되는 과산화수소 분해층, 및 상기 과산화수소 분해층 위에 배치되는 글루코오스 분해층을 포함할 수 있다.The first electrode may include a porous gold layer, a hydrogen peroxide decomposition layer disposed on the porous gold layer, and a glucose decomposition layer disposed on the hydrogen peroxide decomposition layer.
상기 제1 전극의 직경은 800 ~ 1,000㎛일 수 있고, 상기 글루코오스 센서의 직경은 2 ~ 3mm일 수 있다.The diameter of the first electrode may be 800 ~ 1,000㎛, the diameter of the glucose sensor may be 2 ~ 3mm.
상기 제1 전극은 원형 형상 또는 다각형 형상을 가질 수 있고, 상기 글루코오스 센서의 아웃라인은 원형 형상 또는 다각형 형상을 가질 수 있다.The first electrode may have a circular shape or a polygonal shape, and the outline of the glucose sensor may have a circular shape or a polygonal shape.
상기 바이오 센서는 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되는 pH 센서를 더 포함할 수 있다.The biosensor may further include a pH sensor disposed adjacent to the glucose sensor.
상기 pH 센서는, 제2 전극 및 상기 제2 전극에 인접하게 배치되는 제1 전극을 포함할 수 있고, 상기 제1 전극은 상기 제2 전극을 둘러쌀 수 있다.The pH sensor may include a second electrode and a first electrode disposed adjacent to the second electrode, and the first electrode may surround the second electrode.
상기 pH 센서는, 제2 전극 및 상기 제2 전극과 인전하게 배치되는 두 개의 제1 전극을 포함할 수 있고, 상기 두 개의 제1 전극은 상기 제2 전극을 둘러쌀 수 있다.The pH sensor may include a second electrode and two first electrodes disposed intimately with the second electrode, and the two first electrodes may surround the second electrode.
상기 바이오 센서는, 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되고, pH 센서 및 온도 센서 중에서 하나 또는 둘을 더 포함할 수 있다.The biosensor may be disposed adjacent to the glucose sensor and further include one or two of a pH sensor and a temperature sensor.
상기 글루코오스 센서는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정할 수 있고, 상기 pH 센서는 상기 땀의 pH를 측정할 수 있으며, 상기 온도 센서는 상기 땀의 온도를 측정할 수 있다.The glucose sensor may measure the glucose concentration in the sweat, the pH sensor may measure the pH of the sweat, and the temperature sensor may measure the temperature of the sweat.
상기 글루코오스 센서에 의해 측정된 상기 글루코오스 농도는, 상기 pH 센서에 의해 측정된 상기 땀의 pH 및 상기 온도 센서에 의해 측정된 상기 땀의 온도 중에서 하나 또는 둘에 의해 보정될 수 있다.The glucose concentration measured by the glucose sensor may be corrected by one or two of the pH of the sweat measured by the pH sensor and the temperature of the sweat measured by the temperature sensor.
상기 바이오 센싱 장치는 상기 지지층 위에 형성된 배선 패턴을 더 포함할 수 있다. 상기 배선 패턴은, 상기 글루코오스 센서에 연결되는 제1 배선 패턴, 상기 pH 센서에 연결되는 제2 배선 패턴, 및 상기 온도 센서에 연결되는 제3 배선 패턴을 포함할 수 있다.The bio-sensing device may further include a wiring pattern formed on the support layer. The wiring pattern may include a first wiring pattern connected to the glucose sensor, a second wiring pattern connected to the pH sensor, and a third wiring pattern connected to the temperature sensor.
상기 바이오 센싱 장치는 상기 배선 패턴 위에 배치되는 절연층을 더 포함할 수 있고, 상기 절연층은 상기 글루코오스 센서 및 상기 pH 센서를 노출할 수 있다.The biosensing device may further include an insulating layer disposed on the wiring pattern, and the insulating layer may expose the glucose sensor and the pH sensor.
상기 절연층은 상기 지지층과 상기 스페이서 사이에 배치될 수 있다.The insulating layer may be disposed between the support layer and the spacer.
상기 바이오 센싱 장치는 상기 글루코오스 센서 위에 배치되는 스크린층을 더 포함할 수 있다. 상기 글루코오스 센서는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정할 수 있고, 상기 스크린층은 상기 글루코오스 센서에 제공되는 상기 땀에서 이물질을 제거할 수 있다.The bio-sensing device may further include a screen layer disposed on the glucose sensor. The glucose sensor may measure glucose concentration in the sweat, and the screen layer may remove foreign substances from the sweat provided to the glucose sensor.
상기 커버층은 땀흡수층으로 형성될 수 있다.The cover layer may be formed of a sweat absorbing layer.
상기 지지층, 상기 스페이서, 및 상기 커버층에 의해 상기 바이오 센싱 장치의 정면에 땀을 흡수할 수 있는 땀흡수 갭이 정의될 수 있다.The support layer, the spacer, and the cover layer may define a sweat absorption gap capable of absorbing sweat on the front of the bio-sensing device.
상기 바이오 센싱 장치는 상기 지지층 아래에 배치되는 방수층을 더 포함할 수 있다.The bio-sensing device may further include a waterproof layer disposed under the support layer.
상기 지지층은 고분자 스트립일 수 있다.The support layer may be a polymer strip.
상기 바이오 센서는, 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제2 전극을 포함할 수 있고, 상기 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The biosensor may include a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode may surround the first electrode.
상기 바이오 센서는 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제3 전극을 더 포함할 수 있고, 상기 제2 전극 및 상기 제3 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The biosensor may further include a third electrode disposed adjacent to the first electrode, and the second electrode and the third electrode may surround the first electrode.
상기 바이오 센서는, 제1 전극 및 상기 제1 전극과 인접하게 배치되는 두 개의 제2 전극을 포함할 수 있고, 상기 두 개의 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러쌀 수 있다.The biosensor may include a first electrode and two second electrodes disposed adjacent to the first electrode, and the two second electrodes may surround the first electrode.
본 발명의 또 다른 실시예에 따른 약물 전달 장치는 마이크로니들 및 상기 마이크로니들 내에 배치되고 약물이 로딩된 상변화 나노입자를 포함하는 약물 전달부를 포함한다.The drug delivery device according to another embodiment of the present invention includes a drug delivery unit including microneedles and phase change nanoparticles disposed in the microneedles and loaded with drugs.
상기 상변화 나노입자는, 상기 약물이 로딩된 상변화 물질과, 상기 상변화 물질을 둘러싸는 리간드 화합물을 포함할 수 있다.The phase change nanoparticle may include a phase change material loaded with the drug and a ligand compound surrounding the phase change material.
상기 상변화 나노입자는 제1 상변화 나노입자와 제2 상변화 나노입자를 포함할 수 있고, 상기 제1 상변화 나노입자는 제1 상변화 온도를 갖는 제1 상변화 물질을 포함할 수 있으며, 상기 제2 상변화 나노입자는 제2 상변화 온도를 갖는 제2 상변화 물질을 포함할 수 있다. 상기 제2 상변화 온도는 상기 제1 상변화 온도보다 높을 수 있다.The phase change nanoparticle may include a first phase change nanoparticle and a second phase change nanoparticle, and the first phase change nanoparticle may include a first phase change material having a first phase change temperature. The second phase change nanoparticle may include a second phase change material having a second phase change temperature. The second phase change temperature may be higher than the first phase change temperature.
상기 제1 상변화 온도는 40℃보다 낮을 수 있고, 상기 제2 상변화 온도는 40℃보다 높을 수 있다.The first phase change temperature may be lower than 40 ° C., and the second phase change temperature may be higher than 40 ° C.
상기 제1 상변화 물질은 팜오일로 형성될 수 있고, 상기 제2 상변화 물질은 트리데카노익 애시드로 형성될 수 있다.The first phase change material may be formed of palm oil, and the second phase change material may be formed of tridecanoic acid.
상기 리간드 화합물은 O/W 에멀젼을 형성할 수 있는 물질일 수 있다. 상기 리간드 화합물은 DOPA-HA(3,4-Dihydroxyl-L-phenylalanine(DOPA)-conjugated hyaluronic acid)를 포함할 수 있다.The ligand compound may be a substance capable of forming an O / W emulsion. The ligand compound may include DOPA-HA (3,4-Dihydroxyl-L-phenylalanine (DOPA) -conjugated hyaluronic acid).
상기 약물 전달부는 상기 마이크로니들 표면에 코팅된 상변화층을 더 포함할 수 있고, 상기 상변화층은 테트라데칸올로 형성될 수 있다.The drug delivery unit may further include a phase change layer coated on the surface of the microneedle, and the phase change layer may be formed of tetradecanol.
상기 약물 전달부는 상기 마이크로니들과 결합하여 상기 마이크로 니들을 지지하는 마이크로니들 결합층을 더 포함할 수 있고, 상기 마이크로니들과 상기 마이크로니들 결합층은 일체로 형성될 수 있다. 상기 마이크로니들과 상기 마이크로니들 결합층은 히알루론산 하이드로젤로 형성될 수 있다.The drug delivery unit may further include a microneedle bonding layer coupled to the microneedle to support the microneedle, and the microneedle and the microneedle bonding layer may be integrally formed. The microneedle and the microneedle bonding layer may be formed of a hyaluronic acid hydrogel.
상기 약물은 글루코오스 조절 약물을 포함할 수 있다.The drug may include a glucose regulating drug.
상기 약물 전달 장치는, 상기 약물 전달부와 결합하고, 상기 약물 전달부를 가열하는 가열부를 더 포함할 수 있다.The drug delivery device may further include a heating unit coupled to the drug delivery unit and heating the drug delivery unit.
상기 가열부가 상기 약물 전달부를 가열하는 것에 의해 상기 상변화 나노입자에 로딩된 상기 약물이 방출될 수 있다.The drug loaded on the phase change nanoparticles may be released by the heating unit heating the drug delivery unit.
상기 가열부는 하나 또는 둘 이상의 히터를 포함할 수 있다. The heating unit may include one or more heaters.
상기 히터는 제1 히터 및 제2 히터를 포함할 수 있다.The heater may include a first heater and a second heater.
상기 제1 히터 및 상기 제2 히터의 동작을 제어하는 것에 의해 상기 상변화 나노입자에 로딩된 상기 약물이 단계별로 순차적으로 방출될 수 있다.By controlling the operations of the first heater and the second heater, the drug loaded on the phase change nanoparticles may be sequentially released step by step.
상기 상변화 나노입자는 상기 약물이 로딩된 상변화 물질을 포함할 수 있고, 상기 상변화 나노입자는 제1 상변화 나노입자와 제2 상변화 나노입자를 포함할 수 있고, 상기 제1 상변화 나노입자는 제1 상변화 온도를 갖는 제1 상변화 물질을 포함할 수 있으며, 상기 제2 상변화 나노입자는 제2 상변화 온도를 갖는 제2 상변화 물질을 포함할 수 있다. 상기 제2 상변화 온도는 상기 제1 상변화 온도보다 높을 수 있다. 상기 제1 히터에 의해 상기 약물 전달부가 상기 제1 상변화 온도와 상기 제2 상변화 온도 사이의 온도로 가열되면, 상기 제1 히터 위에 배치된 상기 약물 전달부의 상기 제1 상변화 나노입자에 로딩된 약물이 방출될 수 있고, 상기 제1 히터에 의해 상기 약물 전달부가 상기 제2 상변화 온도보다 높은 온도로 가열되면, 상기 제1 히터 위에 배치된 상기 약물 전달부의 상기 제2 상변화 나노입자에 로딩된 약물이 방출될 수 있다. 상기 제2 히터에 의해 상기 약물 전달부가 상기 제1 상변화 온도와 상기 제2 상변화 온도 사이의 온도로 가열되면, 상기 제2 히터 위에 배치된 상기 약물 전달부의 상기 제1 상변화 나노입자에 로딩된 약물이 방출될 수 있고, 상기 제2 히터에 의해 상기 약물 전달부가 상기 제2 상변화 온도보다 높은 온도로 가열되면, 상기 제2 히터 위에 배치된 상기 약물 전달부의 상기 제2 상변화 나노입자에 로딩된 약물이 방출될 수 있다.The phase change nanoparticle may include a phase change material loaded with the drug, and the phase change nanoparticle may include a first phase change nanoparticle and a second phase change nanoparticle, and the first phase change The nanoparticles may include a first phase change material having a first phase change temperature, and the second phase change nanoparticles may include a second phase change material having a second phase change temperature. The second phase change temperature may be higher than the first phase change temperature. When the drug delivery unit is heated to a temperature between the first phase change temperature and the second phase change temperature by the first heater, the drug delivery unit is loaded on the first phase change nanoparticles disposed on the first heater. When the drug delivery unit is heated to a temperature higher than the second phase change temperature by the first heater, the drug may be released to the second phase change nanoparticle disposed on the first heater. The loaded drug may be released. When the drug delivery unit is heated to a temperature between the first phase change temperature and the second phase change temperature by the second heater, the drug delivery unit is loaded on the first phase change nanoparticles disposed on the second heater. Drug can be released, and when the drug delivery unit is heated to a temperature higher than the second phase change temperature by the second heater, to the second phase change nanoparticles of the drug delivery unit disposed on the second heater The loaded drug may be released.
상기 가열부는 상기 히터와 이격되도록 배치되는 온도 센서를 더 포함할 수 있다.The heating unit may further include a temperature sensor disposed to be spaced apart from the heater.
상기 가열부는, 지지층과, 상기 지지층 위에 배치된 히터와, 상기 지지층 위에 상기 히터와 이격되도록 배치된 온도 센서를 포함할 수 있다. 상기 가열부는, 상기 지지층 아래에 배치되는 방수층을 더 포함할 수 있다.The heating unit may include a support layer, a heater disposed on the support layer, and a temperature sensor disposed to be spaced apart from the heater on the support layer. The heating unit may further include a waterproof layer disposed under the support layer.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 우수한 신뢰성을 가질 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 질병 진단이나 생체 신호 측정을 정확하게 할 수 있다.The biosensing device according to embodiments of the present invention may have excellent reliability. The bio-sensing device can accurately diagnose disease or measure biological signals.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 고집적화될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치에 포함되는 바이오 센서는 소형화될 수 있어 작은 면적에 복수 개의 다양한 센서들이 집적될 수 있다.The biosensing device according to embodiments of the present invention may be highly integrated. The biosensor included in the biosensor may be miniaturized so that a plurality of various sensors may be integrated in a small area.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 신축성을 가지며 인체에 부착되어 사용될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 사용자의 동작에 의해 변형되어도 신뢰성을 유지할 수 있는 신축성을 가질 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 인체에 부착되어 인체에 대한 진단과 측정을 실시간으로 수행할 수 있어 효과적이며, 사용하기 편리하여 누구나 쉽게 사용할 수 있다.The biosensing device according to the embodiments of the present invention may have elasticity and be attached to a human body. The bio-sensing device may have elasticity that can maintain reliability even when deformed by a user's operation. The bio-sensing device is attached to the human body to perform diagnosis and measurement on the human body in real time, and is effective and convenient to use, so anyone can use it easily.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 비침습적인 방식으로 인체의 글루코오스 농도를 정확하게 측정할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치에 포함되는 글루코오스 센서 등의 바이오 센서가 소형화될 수 있어 적은 양의 땀으로도 글루코오스 농도가 정확하게 측정될 수 있다. 또, 상기 글루코오스 센서는 전기화학적 활성 표면이 큰 다공성 금층을 포함할 수 있어 적은 양의 땀으로도 글루코오스 농도가 정확하게 측정될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 습도 센서에 의해 글루코오스 센싱에 필요한 땀의 수집 여부를 확인할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 상기 글루코오스 센서에 의해 측정된 글루코오스 농도가 pH 센서 및/또는 온도 센서에 의해 보정될 수 있어 글루코오스 농도를 더욱 정확하게 측정할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 땀흡수층에 의해 센싱에 필요한 땀을 효과적으로 용이하게 수집할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 스크린층에 의해 글루코오스 센싱에 사용되는 땀에서 이물질을 제거할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 방수층에 의해 글루코오스 센싱에 사용되는 땀이 외부로 배출되는 것을 방지할 수 있고, 글루코오스 센싱을 방해하는 외부의 수분 등 이물질이 바이오 센싱 장치 내부로 침투하는 것을 방지할 수 있다.Biosensing device according to embodiments of the present invention can accurately measure the glucose concentration of the human body in a non-invasive manner. The bio-sensing device can measure glucose concentration in sweat. A biosensor, such as a glucose sensor included in the biosensing device, can be miniaturized so that the glucose concentration can be accurately measured even with a small amount of sweat. In addition, the glucose sensor may include a porous gold layer having a large electrochemically active surface so that glucose concentration can be accurately measured even with a small amount of sweat. The bio-sensing device may check whether sweat collected for glucose sensing is collected by a humidity sensor. The biosensing device can measure the glucose concentration more accurately by measuring the glucose concentration measured by the glucose sensor by the pH sensor and / or the temperature sensor. The bio-sensing device can easily and efficiently collect the sweat necessary for sensing by the sweat-absorbing layer. The bio-sensing device may remove foreign substances from sweat used for glucose sensing by the screen layer. The bio-sensing device can prevent the sweat used for glucose sensing from being discharged to the outside by the waterproof layer, and prevent foreign substances such as external moisture that prevents glucose sensing from penetrating into the bio-sensing device.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 1회용으로 사용될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 스트립형으로 소형화될 수 있고, 땀흡수 갭을 통하여 땀을 용이하게 수집할 수 있어 1회용으로 간편하게 사용될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 커버층을 땀흡수층으로 형성함으로써 땀을 더욱 용이하게 수집할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 방수층을 포함하는 것에 의해 인체에 부착하여 사용될 수 있고, 땀이 적게 나거나 잘 나지 않는 사용자에게 부착되어 효과적으로 사용될 수 있다.The biosensing device according to the embodiments of the present invention may be used for a single use. The bio-sensing device can be miniaturized into a strip shape and can easily collect sweat through a sweat absorption gap, and thus can be conveniently used for a single use. The bio-sensing device can collect sweat more easily by forming a cover layer as a sweat absorbing layer. The bio-sensing device may be used by attaching to the human body by including a waterproof layer, and may be effectively attached to a user who has little sweat or does not sweat well.
본 발명의 실시예들에 따른 약물 전달 장치는 인체에 약물을 투입할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 인체에 투입되는 약물의 양을 조절할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 사용자의 상태에 따라 약물을 단계별로 순차적으로 투입할 수 있다.Drug delivery device according to embodiments of the present invention can inject drugs into the human body. The drug delivery device may adjust the amount of drug injected into the human body. The drug delivery device may sequentially inject drugs step by step according to the user's condition.
본 발명의 실시예들에 따른 약물 전달 장치는 인체에 글루코오스 조절 약물을 투입할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 사용자의 인체 내 글루코오스 농도에 따라 인체에 투입되는 글루코오스 조절 약물의 양을 조절할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 상기 글루코오스 조절 약물을 단계별로 순차적으로 방출할 수 있어 사용자가 인체 내 글루코오스를 효과적으로 조절할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 인체에 부착된 후 상기 글루코오스 조절 약물을 여러 번 반복해서 방출할 수 있어 장시간 사용될 수 있다. The drug delivery device according to the embodiments of the present invention may inject glucose control drugs into the human body. The drug delivery device may adjust the amount of glucose regulating drug injected into the human body according to the glucose concentration in the human body of the user. The drug delivery device may sequentially release the glucose regulating drug step by step, thereby allowing the user to effectively regulate glucose in the human body. The drug delivery device may be repeatedly used to release the glucose control drug several times after being attached to the human body, and thus may be used for a long time.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센싱 장치의 평면도이다.1 is a plan view of a bio-sensing device according to an embodiment of the present invention.
도 2는 도 1의 바이오 센싱 장치의 분해 사시도이다.FIG. 2 is an exploded perspective view of the biosensing device of FIG. 1.
도 3은 도 1의 바이오 센싱 장치의 실제 이미지를 나타낸다.FIG. 3 shows an actual image of the biosensing device of FIG. 1.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 습도 센서의 평면도이다.4 is a plan view of a humidity sensor according to an embodiment of the present invention.
도 5는 도 4의 습도 센서의 캘리브레이션 커브를 나타낸다.5 shows a calibration curve of the humidity sensor of FIG.
도 6은 본 발명의 다른 실시예에 따른 습도 센서의 평면도이다.6 is a plan view of a humidity sensor according to another embodiment of the present invention.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 센서의 평면도이다.7 is a plan view of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention.
도 8은 도 7의 글루코오스 센서의 분해 사시도이다.8 is an exploded perspective view of the glucose sensor of FIG. 7.
도 9는 도 7의 글루코오스 센서의 캘리브레이션 커브를 나타낸다.9 illustrates a calibration curve of the glucose sensor of FIG. 7.
도 10은 글루코오스 센서의 크기와 센싱에 필요한 땀의 최소 부피와의 관계를 나타낸다.10 shows the relationship between the size of the glucose sensor and the minimum volume of sweat required for sensing.
도 11은 글루코오스 센서의 다공성 금층과 글루코오스 분해층의 SEM 이미지를 나타낸다.11 shows an SEM image of the porous gold layer and the glucose decomposition layer of the glucose sensor.
도 12는 다공성 금층과 평면형 금층의 과산화수소 센싱 성능을 비교하여 나타낸다.FIG. 12 shows hydrogen peroxide sensing performance of the porous gold layer and the planar gold layer.
도 13은 다공성 금층과 평면형 금층의 CV 곡선을 비교하여 나타낸다.FIG. 13 shows the CV curves of the porous gold layer and the planar gold layer.
도 14 내지 도 15는 본 발명의 다른 실시예들에 따른 글루코오스 센서의 평면도이다.14 to 15 are plan views of glucose sensors according to other embodiments of the present invention.
도 16 내지 도 18은 본 발명의 또 다른 실시예들에 따른 글루코오스 센서의 평면도이다.16 to 18 are plan views of glucose sensors according to still other embodiments of the present invention.
도 19는 본 발명의 일 실시예에 따른 pH 센서의 평면도이다.19 is a plan view of a pH sensor according to an embodiment of the present invention.
도 20은 도 19의 pH 센서의 캘리브레이션 커브를 나타낸다.20 illustrates a calibration curve of the pH sensor of FIG. 19.
도 21은 본 발명의 다른 실시예에 따른 pH 센서의 평면도이다.21 is a plan view of a pH sensor according to another embodiment of the present invention.
도 22 내지 도 24는 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 pH 센서의 평면도이다.22 to 24 are plan views of pH sensors according to yet another exemplary embodiment of the present invention.
도 25는 본 발명의 일 실시예에 따른 온도 센서의 평면도이다.25 is a plan view of a temperature sensor according to an embodiment of the present invention.
도 26은 도 25의 온도 센서의 캘리브레이션 커브를 나타낸다.FIG. 26 illustrates a calibration curve of the temperature sensor of FIG. 25.
도 27은 pH 변화에 따른 글루코오스 센서의 글루코오스 농도의 측정값의 변화를 나타낸다. 27 shows the change in the measured value of the glucose concentration of the glucose sensor according to the pH change.
도 28은 pH 측정값에 의한 글루코오스 농도의 측정값의 보정을 설명하기 위한 도면이다.It is a figure for demonstrating the correction of the measured value of glucose concentration by pH measured value.
도 29 내지 도 38은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센싱 장치의 형성 방법을 나타낸다.29 to 38 illustrate a method of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention.
도 39는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센싱 장치의 평면도이다.39 is a plan view of a biosensor according to another embodiment of the present invention.
도 40은 도 39의 바이오 센싱 장치의 분해 사시도이다.40 is an exploded perspective view of the biosensing device of FIG. 39.
도 41은 도 39의 바이오 센싱 장치의 정면도이다.FIG. 41 is a front view of the biosensing device of FIG. 39.
도 42는 도 39의 바이오 센싱 장치의 실제 이미지를 나타낸다.FIG. 42 illustrates an actual image of the biosensing device of FIG. 39.
도 43은 도 39의 바이오 센싱 장치의 사용 방법을 설명하기 위한 도면이다.FIG. 43 is a diagram for describing a method of using the biosensing device of FIG. 39.
도 44 내지 도 47은 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센싱 장치의 형성 방법을 나타낸다.44 to 47 illustrate a method of forming a biosensor according to another embodiment of the present invention.
도 48은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달 장치의 사시도이다.48 is a perspective view of a drug delivery device according to one embodiment of the present invention.
도 49는 도 48의 약물 전달 장치의 분해 사시도이다.49 is an exploded perspective view of the drug delivery device of FIG. 48.
도 50은 도 48의 약물 전달 장치의 실제 이미지를 나타낸다.FIG. 50 shows an actual image of the drug delivery device of FIG. 48.
도 51은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달부의 부분 확대도를 나타낸다.51 is an enlarged partial view of a drug delivery unit according to an embodiment of the present invention.
도 52는 본 발명의 일 실시예에 따른 상변화 나노 입자를 나타낸다.52 shows phase change nanoparticles according to an embodiment of the present invention.
도 53 내지 도 55는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달부의 형성 방법을 나타낸다.53 to 55 illustrate a method of forming a drug delivery unit according to an embodiment of the present invention.
도 56은 본 발명의 일 실시예에 따른 웨어러블 바이오 시스템을 나타낸다.56 illustrates a wearable bio system according to an embodiment of the present invention.
이하, 실시예들을 통하여 본 발명을 상세하게 설명한다. 본 발명의 목적, 특징, 장점은 이하의 실시예들을 통해 쉽게 이해될 것이다. 본 발명은 여기서 설명되는 실시예들에 한정되지 않고, 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 여기서 소개되는 실시예들은 개시된 내용이 철저하고 완전해질 수 있도록 그리고 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 본 발명의 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 제공되는 것이다. 따라서, 이하의 실시예들에 의하여 본 발명이 제한되어서는 안 된다.Hereinafter, the present invention will be described in detail through examples. The objects, features and advantages of the present invention will be readily understood through the following examples. The invention is not limited to the embodiments described herein, but may be embodied in other forms. The embodiments introduced herein are provided so that the disclosure may be made thorough and complete, and the spirit of the present invention may be sufficiently delivered to those skilled in the art. Therefore, the present invention should not be limited by the following examples.
본 명세서에서 제1, 제2 등의 용어가 다양한 요소들(elements)을 기술하기 위해서 사용되었지만, 상기 요소들이 이 같은 용어들에 의해서 한정되어서는 안 된다. 이러한 용어들은 단지 상기 요소들을 서로 구별시키기 위해서 사용되었을 뿐이다. 또, 어떤 요소가 다른 요소 위에 있다고 언급되는 경우에 그것은 다른 요소 위에 직접 형성될 수 있거나 또는 그들 사이에 제3의 요소가 개재될 수도 있다는 것을 의미한다. Although terms such as first and second are used herein to describe various elements, the elements should not be limited by such terms. These terms are only used to distinguish the elements from one another. Again, where an element is said to be above another element it means that it can be formed directly on another element or a third element can be interposed therebetween.
도면들에서 요소의 크기, 또는 요소들 사이의 상대적인 크기는 본 발명에 대한 더욱 명확한 이해를 위해서 다소 과장되게 도시될 수 있다. 또, 도면들에 도시된 요소의 형상이 제조 공정상의 변이 등에 의해서 다소 변경될 수 있을 것이다. 따라서, 본 명세서에서 개시된 실시예들은 특별한 언급이 없는 한 도면에 도시된 형상으로 한정되어서는 안 되며, 어느 정도의 변형을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.In the drawings, the size of elements, or the relative sizes between elements, may be somewhat exaggerated for a clearer understanding of the present invention. In addition, the shape of the elements shown in the drawings may be somewhat changed by variations in the manufacturing process. Accordingly, the embodiments disclosed herein are not to be limited to the shapes shown in the drawings unless specifically stated, it should be understood to include some modification.
본 명세서에서 기재된 'A'가 원형 형상을 갖는다는 것은 'A'가 원형 형상 뿐만 아니라 타원형 형상도 가질 수 있다는 것을 의미한다.As used herein, 'A' having a circular shape means that 'A' may have an elliptical shape as well as a circular shape.
본 명세서에서 기재된 'A'가 'B'를 둘러싼다는 것은 'A'가 'B'를 완전히 둘러싸지 않더라도 'A'가 'B'의 중심을 바라보도록 신장하는 형상을 가질 수 있다는 것을 의미한다.As used herein, 'A' surrounding 'B' means that 'A' may have a shape that extends to face the center of 'B' even though 'A' does not completely surround 'B'.
본 명세서에서 바이오 센싱 장치와 약물 전달 장치는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정하고, 이를 이용하여 사용자의 인체 내 글루코오스를 조절하는 내용을 예로 들어 설명하고 있으나 이에 한정되지 않고 다양하게 활용될 수 있다. 예를 들어, 땀 속의 글루코오스 농도 이외에 인체의 다양한 분비물, 예를 들어, 소변 속의 글루코오스 농도를 측정하고, 이를 이용하여 사용자의 인체 내 글루코오스를 조절할 수 있다. 또, 측정 및 조절 대상이 글루코오스 이외의 것으로 확장될 수 있다.In the present specification, the bio-sensing device and the drug delivery device measure glucose concentration in sweat, and use the same to control the glucose in the human body as an example, but the present disclosure is not limited thereto. For example, in addition to the concentration of glucose in the sweat, various secretions of the human body, for example, the concentration of glucose in the urine can be measured and used to control glucose in the human body of the user. In addition, the subject of measurement and regulation can be extended to other than glucose.
[패치형 바이오 센싱 장치][Patch Type Bio Sensing Device]
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센싱 장치의 평면도이고, 도 2는 도 1의 바이오 센싱 장치의 분해 사시도이며, 도 3은 도 1의 바이오 센싱 장치의 실제 이미지를 나타낸다.1 is a plan view of a bio sensing device according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is an exploded perspective view of the bio sensing device of FIG. 1, and FIG. 3 shows an actual image of the bio sensing device of FIG. 1.
도 1 내지 도 3을 참조하면, 바이오 센싱 장치(10)는 바이오 센서(100), 배선 패턴(150), 지지층(160), 제1 절연층(161), 제2 절연층(162), 스크린층(170), 땀흡수층(180), 및 방수층(190)을 포함할 수 있다.1 to 3, the biosensor 10 may include a biosensor 100, a wiring pattern 150, a support layer 160, a first insulating layer 161, a second insulating layer 162, and a screen. The layer 170, the sweat absorbing layer 180, and the waterproof layer 190 may be included.
바이오 센서(100)는 습도 센서(110), 글루코오스 센서(120), pH 센서(130), 및 온도 센서(140)를 포함할 수 있고, 배선 패턴(150)은 제1 배선 패턴(151), 제2 배선 패턴(152), 제3 배선 패턴(153), 및 제4 배선 패턴(154)을 포함할 수 있다. 배선 패턴(150)은 전도성 물질, 예를 들어, 금(Au), 백금(Pt), 알루미늄(Al), 니켈(Ni) 등의 금속이나 ITO 등의 금속 산화물로 형성될 수 있다. 또, 배선 패턴(150)은 크롬층/금층(Cr/Au) 등의 이중층으로 형성될 수 있다.The biosensor 100 may include a humidity sensor 110, a glucose sensor 120, a pH sensor 130, and a temperature sensor 140. The wiring pattern 150 may include a first wiring pattern 151, The second wiring pattern 152, the third wiring pattern 153, and the fourth wiring pattern 154 may be included. The wiring pattern 150 may be formed of a conductive material, for example, a metal such as gold (Au), platinum (Pt), aluminum (Al), nickel (Ni), or a metal oxide such as ITO. In addition, the wiring pattern 150 may be formed of a double layer such as a chromium layer / gold layer (Cr / Au).
습도 센서(110)는 제1 전극(111) 및 제2 전극(112)을 포함할 수 있다. 습도 센서(110)의 제1 전극(111) 및 제2 전극(112)은 전기적으로 서로 분리된 제1 배선 패턴(151) 위에 배치될 수 있다. 습도 센서(110)는 제1 배선 패턴(151)에 의해 외부 장치와 전기적으로 연결될 수 있다. 제1 배선 패턴(151)은 구불구불한 형상을 가질 수 있다.The humidity sensor 110 may include a first electrode 111 and a second electrode 112. The first electrode 111 and the second electrode 112 of the humidity sensor 110 may be disposed on the first wiring pattern 151 electrically separated from each other. The humidity sensor 110 may be electrically connected to the external device by the first wiring pattern 151. The first wiring pattern 151 may have a serpentine shape.
습도 센서(110)는 제1 전극(111)과 제2 전극(112)간 임피던스를 측정하는 것에 의해 땀의 양(습도)을 측정할 수 있다. 습도 센서(110)는 글루코오스 센서(120)에 의한 글루코오스 농도 측정값을 신뢰할 수 있게 하는 땀의 임계 양(임계 습도)을 설정하고, 땀의 양을 모니터한다. 습도 센서(110)에 의해 측정된 습도값이 상기 임계 습도값 이상이면, 글루코오스 센서(120), pH 센서(130), 및 온도 센서(140)가 측정을 시작한다.The humidity sensor 110 may measure an amount of sweat (humidity) by measuring an impedance between the first electrode 111 and the second electrode 112. The humidity sensor 110 sets a threshold amount of sweat (critical humidity) that reliably measures the glucose concentration measurement by the glucose sensor 120 and monitors the amount of sweat. If the humidity value measured by the humidity sensor 110 is equal to or greater than the threshold humidity value, the glucose sensor 120, the pH sensor 130, and the temperature sensor 140 start measuring.
글루코오스 센서(120)는 제1 전극(121), 제2 전극(122), 및 제3 전극(123)을 포함할 수 있다. 제1 전극(121)은 작업 전극(woking electrode)일 수 있고, 제2 전극(122)은 상대 전극(counter electrode)일 수 있으며, 제3 전극(123)은 기준 전극(reference electrode)일 수 있다. 본 실시예에서, 글루코오스 센서(120)는 3전극 센서이나, 이에 제한되지 않으며, 2전극 센서로 형성될 수 있다.The glucose sensor 120 may include a first electrode 121, a second electrode 122, and a third electrode 123. The first electrode 121 may be a woking electrode, the second electrode 122 may be a counter electrode, and the third electrode 123 may be a reference electrode. . In the present embodiment, the glucose sensor 120 is a three-electrode sensor, but is not limited thereto, and may be formed as a two-electrode sensor.
글루코오스 센서(120)의 제1 전극(121), 제2 전극(122), 및 제3 전극(123)은 전기적으로 서로 분리된 제2 배선 패턴(152) 위에 배치될 수 있다. 글루코오스 센서(120)는 제2 배선 패턴(152)에 의해 외부 장치와 전기적으로 연결될 수 있다. 제2 배선 패턴(152)은 구불구불한 형상을 가질 수 있다.The first electrode 121, the second electrode 122, and the third electrode 123 of the glucose sensor 120 may be disposed on the second wiring pattern 152 electrically separated from each other. The glucose sensor 120 may be electrically connected to the external device by the second wiring pattern 152. The second wiring pattern 152 may have a serpentine shape.
글루코오스 센서(120)는 습도 센서(110)에 의해 측정된 습도값이 상기 임계 습도값 이상이면 땀 속의 글루코오스 농도를 측정한다. 글루코오스 센서(120)는 제2 전극(122)과 제3 전극(123)이 제1 전극(121)을 둘러싸는 구조를 가짐으로써 글루코오스 센서(120)뿐만 아니라 바이오 센싱 장치(10) 전체가 고집적화될 수 있다. 또, 제1 전극(121)은 약 1,000㎛ 이하의 직경을 갖는 작은 크기로 형성될 수 있고, 이에 의해 약 1㎕의 적은 양의 땀으로도 땀 속의 글루코오스 농도를 정확하게 측정할 수 있다. The glucose sensor 120 measures the glucose concentration in the sweat when the humidity value measured by the humidity sensor 110 is greater than or equal to the threshold humidity value. The glucose sensor 120 has a structure in which the second electrode 122 and the third electrode 123 surround the first electrode 121 so that not only the glucose sensor 120 but also the entire biosensor 10 may be highly integrated. Can be. In addition, the first electrode 121 may be formed in a small size having a diameter of about 1,000 μm or less, thereby accurately measuring the glucose concentration in sweat even with a small amount of sweat of about 1 μl.
글루코오스 센서(120)는 하나 또는 둘 이상 배치될 수 있다. 둘 이상의 글루코오스 센서(120)가 적절한 위치에 배치되는 것에 의해 땀 속 글루코오스 농도가 더욱 정확하게 측정될 수 있다. One or more glucose sensors 120 may be disposed. By placing two or more glucose sensors 120 in place, sweat glucose concentration can be measured more accurately.
pH 센서(130)는 제1 전극(131) 및 제2 전극(132)을 포함할 수 있다. 제1 전극(131)은 작업 전극일 수 있고, 제2 전극(132)은 기준 전극 및/또는 상대 전극 일 수 있다. 또는, 이와 반대로 제1 전극(131)이 기준 전극 및/또는 상대 전극일 수 있고, 제2 전극(132)이 작업 전극일 수 있다. 본 실시예에서, pH 센서(130)는 2전극 센서이나, 이에 제한되지 않으며, 글루코오스 센서(120)와 같이 3전극 센서로 형성될 수 있다.The pH sensor 130 may include a first electrode 131 and a second electrode 132. The first electrode 131 may be a working electrode, and the second electrode 132 may be a reference electrode and / or a counter electrode. Alternatively, on the contrary, the first electrode 131 may be a reference electrode and / or a counter electrode, and the second electrode 132 may be a working electrode. In this embodiment, the pH sensor 130 is a two-electrode sensor, but is not limited thereto, and may be formed of a three-electrode sensor such as the glucose sensor 120.
pH 센서(130)의 제1 전극(131) 및 제2 전극(132)은 전기적으로 서로 분리된 제3 배선 패턴(153) 위에 배치될 수 있다. pH 센서(130)는 제3 배선 패턴(153)에 의해 외부 장치와 전기적으로 연결될 수 있다. 제3 배선 패턴(153)은 구불구불한 형상을 가질 수 있다.The first electrode 131 and the second electrode 132 of the pH sensor 130 may be disposed on the third wiring pattern 153 that is electrically separated from each other. The pH sensor 130 may be electrically connected to the external device by the third wiring pattern 153. The third wiring pattern 153 may have a serpentine shape.
pH 센서(130)는 습도 센서(110)에 의해 측정된 습도값이 상기 임계 습도값 이상이면 땀의 pH를 측정한다. pH 센서(130)는 제1 전극(131)과 제2 전극(132) 간 OCP(open circuit potential) 변화를 측정하는 것에 의해 땀의 pH를 측정할 수 있다. pH 센서(130)에 의해 측정된 pH값에 따라 글루코오스 농도 측정값이 실시간으로 보정될 수 있다.The pH sensor 130 measures the pH of the sweat when the humidity value measured by the humidity sensor 110 is greater than or equal to the threshold humidity value. The pH sensor 130 may measure the pH of the sweat by measuring a change in the open circuit potential (OCP) between the first electrode 131 and the second electrode 132. The glucose concentration measurement value may be corrected in real time according to the pH value measured by the pH sensor 130.
pH 센서(130)는 하나 또는 둘 이상 배치될 수 있다. 둘 이상의 pH 센서(130)가 적절한 위치에 배치되는 것에 의해 땀의 pH가 더욱 정확하게 측정될 수 있다. 또, pH 센서(130)는 제2 전극(132) 주위에 두 개의 제1 전극(131)이 배치됨으로써 실질적으로 두 개의 pH 센서로 기능할 수 있다. 두 개의 제1 전극(131)은 제2 전극(132)을 둘러쌀 수 있다. 따라서, 글루코오스 센서(120)를 사이에 두고 서로 이격 배치된 두 개의 제2 전극(132)과 제2 전극(132) 주위에 배치된 두 쌍의 제1 전극(131)은 실질적으로 네 개의 pH 센서로 기능할 수 있다.The pH sensor 130 may be disposed one or more than one. By placing two or more pH sensors 130 in place, the pH of the sweat can be measured more accurately. In addition, the pH sensor 130 may function as two pH sensors by disposing two first electrodes 131 around the second electrode 132. Two first electrodes 131 may surround the second electrode 132. Accordingly, two second electrodes 132 disposed apart from each other with the glucose sensor 120 interposed therebetween, and two pairs of first electrodes 131 disposed around the second electrode 132 substantially have four pH sensors. Can function as
온도 센서(140)는 제1 절연층(161) 위에 배치되어 서로 분리된 제4 배선 패턴(154)에 각각 연결된다. 온도 센서(140)와 제4 배선 패턴(154)은 구불구불한 형상을 가질 수 있다.The temperature sensor 140 is disposed on the first insulating layer 161 and connected to the fourth wiring patterns 154 separated from each other. The temperature sensor 140 and the fourth wiring pattern 154 may have a serpentine shape.
온도 센서(140)는 습도 센서(110)에 의해 측정된 습도값이 상기 임계 습도값 이상이면 땀의 온도를 측정한다. 온도 센서(140)는 저항체로서 온도 변화에 따른 전기저항값을 측정하여 땀의 온도를 측정할 수 있다. 온도 센서(140)에 의해 측정된 온도값에 따라 글루코오스 농도 측정값이 실시간으로 보정될 수 있다.The temperature sensor 140 measures the temperature of the sweat when the humidity value measured by the humidity sensor 110 is equal to or greater than the threshold humidity value. The temperature sensor 140 may measure a temperature of sweat by measuring an electrical resistance value according to a temperature change as a resistor. The glucose concentration measurement value may be corrected in real time according to the temperature value measured by the temperature sensor 140.
바이오 센서(100)는 글루코오스 농도를 더욱 정확하게 측정하기 위해 습도 센서(110), pH 센서(130), 및 온도 센서(140)를 포함하나 제한이 있는 것은 아니다. 상기 센서들을 포함하지 않거나 하나 또는 둘 이상 선택하여 포함할 수 있다.The biosensor 100 includes, but is not limited to, a humidity sensor 110, a pH sensor 130, and a temperature sensor 140 to more accurately measure glucose concentration. The sensors may not be included or one or more may be selected and included.
지지층(160)은 바이오 센서(100) 및 배선 패턴(150) 아래에 배치되어 바이오 센서(100) 및 배선 패턴(150)을 지지한다. 지지층(160)은 실리콘 고분자(silicone polymer), 예를 들어, PDMS(polydimethylsiloxane)로 형성될 수 있다. 지지층(160)은 실리콘 패치(silicone patch)일 수 있다.The support layer 160 is disposed under the biosensor 100 and the wiring pattern 150 to support the biosensor 100 and the wiring pattern 150. The support layer 160 may be formed of a silicone polymer, for example, polydimethylsiloxane (PDMS). The support layer 160 may be a silicon patch.
제1 절연층(161)은 배선 패턴(150)과 지지층(160) 사이에 배치되고, 제2 절연층(162)은 배선 패턴(150) 위에 배치된다. 제1 절연층(161) 및/또는 제2 절연층(162)은 구불구불한 형상을 가질 수 있고, 신축성을 가질 수 있다. 제1 절연층(161) 및 제2 절연층(162)은, 예를 들어, 폴리이미드, 에폭시 등으로 형성될 수 있다. 제2 절연층(162)은 바이오 센서(100)와 배선 패턴(150)의 말단 영역을 노출시키고, 이에 의해 바이오 센서(100)는 땀과 접촉할 수 있고, 배선 패턴(150)의 상기 말단 영역은 외부 장치와 전기적으로 연결될 수 있다. 단, 제2 절연층(162)은 온도 센서(140)를 노출시키지 않고 덮을 수 있다.The first insulating layer 161 is disposed between the wiring pattern 150 and the support layer 160, and the second insulating layer 162 is disposed on the wiring pattern 150. The first insulating layer 161 and / or the second insulating layer 162 may have a serpentine shape and may have elasticity. The first insulating layer 161 and the second insulating layer 162 may be formed of, for example, polyimide, epoxy, or the like. The second insulating layer 162 exposes an end region of the biosensor 100 and the wiring pattern 150, whereby the biosensor 100 may be in contact with sweat, and the end region of the wiring pattern 150. May be electrically connected to an external device. However, the second insulating layer 162 may be covered without exposing the temperature sensor 140.
스크린층(170)은 글루코오스 센서(120) 위에 배치된다. 스크린층(170)은 땀흡수층(180)을 통하여 흡수된 땀에서 글루코오스를 센싱하는데 방해가 될 수 있는 이물질(약물 등 포함)을 걸러낼 수 있다. 또, 스크린층(170)은 글루코오스 센서(120)의 제1 전극(121)의 글루코오스 분해층(도 8의 121c)을 안정적으로 고정시킬 수 있다. 스크린층(170)은, 예를 들어, 나피온(Nafion®) 등으로 형성될 수 있다.The screen layer 170 is disposed above the glucose sensor 120. The screen layer 170 may filter out foreign substances (including drugs) that may interfere with sensing glucose in the sweat absorbed through the sweat absorbing layer 180. In addition, the screen layer 170 may stably fix the glucose decomposition layer (121c of FIG. 8) of the first electrode 121 of the glucose sensor 120. The screen layer 170 may be formed of, for example, Nafion®.
땀흡수층(180)은 바이오 센서(100) 위에 배치된다. 땀흡수층(180)은 땀을 흡수하여 바이오 센서(100)에 제공한다. 인체에서 배출되는 땀의 양이 적은 경우라 하더라도 땀이 땀흡수층(180)에 의해 흡수되어 빠르고 용이하게 수집될 수 있다. 땀흡수층(180)은 땀을 잘 흡수하고 배출할 수 있는 다공성 소재, 예를 들어, 솜과 같은 섬유질 소재로 형성될 수 있다.The sweat absorbing layer 180 is disposed on the biosensor 100. The sweat absorbing layer 180 absorbs sweat and provides the sweat to the biosensor 100. Even if the amount of sweat emitted from the human body is small, the sweat may be absorbed by the sweat absorbing layer 180 and collected quickly and easily. Sweat absorbing layer 180 may be formed of a porous material, for example, a fibrous material such as cotton can absorb and discharge sweat well.
방수층(190)은 지지층(160) 아래에 배치된다. 방수층(190)은 바이오 센싱 장치(10)가 인체에 부착된 후 땀 이외의 수분이 바이오 센서(100)로 침투하는 것을 방지할 수 있고, 지지층(160) 영역 내 땀흡수층(180)으로 땀이 수집되는 것을 도울 수 있다. 또, 방수층(190)은 지지층(160)이 더욱 안정적으로 인체에 부착될 수 있게 한다. 방수층(190)은, 예를 들어, 테가덤(Tegagerm®)으로 형성될 수 있다.The waterproof layer 190 is disposed below the support layer 160. The waterproof layer 190 may prevent moisture other than sweat from penetrating into the biosensor 100 after the biosensing device 10 is attached to the human body, and sweat is absorbed by the sweat absorbing layer 180 in the support layer 160 region. Can help to be collected. In addition, the waterproof layer 190 allows the support layer 160 to be more stably attached to the human body. The waterproof layer 190 may be formed of, for example, Tegagerm®.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 습도 센서의 평면도이다.4 is a plan view of a humidity sensor according to an embodiment of the present invention.
도 4를 참조하면, 습도 센서(110)는 제1 전극(111) 및 제2 전극(112)을 포함할 수 있다. 제1 전극(111)과 제2 전극(112)은 빗 형상을 가질 수 있다. 제1 전극(111)의 빗살이 제2 전극(112)의 홈으로 삽입되고, 제2 전극(112)의 빗살이 제1 전극(112)의 홈으로 삽입되어, 제1 전극(111)의 빗살과 제2 전극(112)의 빗살이 교대로 배치될 수 있다. 습도 센서(110)의 아웃라인(outline)은 원형 형상을 갖지만 이에 제한되지 않으며 다각형 형상을 가질 수 있다. 도 6을 참조하면, 습도 센서(110)의 아웃라인은 사각형 형상을 가질 수 있다. 습도 센서(110)의 직경은 약 2 ~ 3mm일 수 있다. 제1 전극(111) 및 제2 전극(112)은 PEDOT(poly(3,4-ethylenedioxythiophene)) 등의 전도성 물질로 형성될 수 있다. Referring to FIG. 4, the humidity sensor 110 may include a first electrode 111 and a second electrode 112. The first electrode 111 and the second electrode 112 may have a comb shape. Comb teeth of the first electrode 111 is inserted into the groove of the second electrode 112, comb teeth of the second electrode 112 is inserted into the groove of the first electrode 112, comb teeth of the first electrode 111. Combs of the second electrode 112 and the comb teeth may be alternately arranged. The outline of the humidity sensor 110 has a circular shape, but is not limited thereto and may have a polygonal shape. Referring to FIG. 6, the outline of the humidity sensor 110 may have a rectangular shape. The humidity sensor 110 may have a diameter of about 2 to 3 mm. The first electrode 111 and the second electrode 112 may be formed of a conductive material such as poly (3,4-ethylenedioxythiophene) (PEDOT).
도 5는 도 4의 습도 센서의 캘리브레이션 커브를 나타낸다.5 shows a calibration curve of the humidity sensor of FIG.
도 5를 참조하면, 땀이 없는 건조한 상태에서는 제1 전극(111)과 제2 전극(112) 간 임피던스가 약 107Ω이나 땀의 양이 약 1㎕ 이상이면 임피던스가 약 103Ω 이하로 감소한다. 이와 같이, 습도 센서(110)는 제1 전극(111)과 제2 전극(112) 간 임피던스를 측정하는 것에 의해 습도를 측정할 수 있다. Referring to FIG. 5, in a dry state without sweat, when the impedance between the first electrode 111 and the second electrode 112 is about 10 7 Ω or the amount of sweat is about 1 μl or more, the impedance may be about 10 3 Ω or less. Decreases. As such, the humidity sensor 110 may measure humidity by measuring an impedance between the first electrode 111 and the second electrode 112.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 센서의 평면도이고, 도 8은 도 7의 글루코오스 센서의 분해 사시도이다.7 is a plan view of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention, and FIG. 8 is an exploded perspective view of the glucose sensor of FIG. 7.
도 7 및 도 8을 참조하면, 글루코오스 센서(120)는 제1 전극(121), 제2 전극(122), 및 제3 전극(123)을 포함할 수 있다. 제1 전극(121)과 글루코오스 센서(120)의 아웃라인은 원형 형상을 갖지만 이에 제한되지 않는다. 도 14 및 도 15를 참조하면, 제1 전극(121)과 글루코오스 센서(120)의 아웃라인은 사각형이나 삼각형 등의 다각형 형상을 가질 수 있다. 제1 전극(121)의 직경은 약 800 ~ 1,000㎛일 수 있고, 글루코오스 센서(120)의 직경은 약 2 ~ 3mm일 수 있다.Referring to FIGS. 7 and 8, the glucose sensor 120 may include a first electrode 121, a second electrode 122, and a third electrode 123. The outline of the first electrode 121 and the glucose sensor 120 has a circular shape, but is not limited thereto. 14 and 15, an outline of the first electrode 121 and the glucose sensor 120 may have a polygonal shape such as a rectangle or a triangle. The diameter of the first electrode 121 may be about 800 to 1,000 μm, and the diameter of the glucose sensor 120 may be about 2 to 3 mm.
제1 전극(121)은 다공성 금층(121a)과, 다공성 금층(121a) 위에 배치된 과산화수소 분해층(121b)과, 과산화수소 분해층(121c) 위에 배치된 글루코오스 분해층(121c)을 포함할 수 있다. 글루코오스 분해층(121c)은 글루코오스 분해 효소인 글루코오스 옥시다아제를 포함할 수 있고, 땀 속의 글루코오스를 분해하여 과산화수소를 형성할 수 있다. 과산화수소 분해층(121b)은 과산화수소 분해의 촉매 역할을 하는 프러시안 블루(Prussian blue)를 포함할 수 있고, 글루코오스 분해층(121c)에서 글루코오스가 분해되어 형성된 과산화수소를 분해할 수 있다. 다공성 금층(121a)은 과산화수소의 분해에 의해 발생하는 전자를 포획할 수 있다. 즉, 땀 속에 글루코오스가 존재하면, 글루코오스 분해층(121c)이 상기 글루코오스를 분해하여 과산화수소를 생성하고, 과산화수소 분해층(121b)이 상기 과산화수소를 분해하여 전자를 생성하며, 다공성 금층(121a)이 생성된 전자를 포획하여 전기 신호를 발생한다. 상기 전기 신호에 의해 글루코오스 농도가 측정될 수 있다.The first electrode 121 may include a porous gold layer 121a, a hydrogen peroxide decomposition layer 121b disposed on the porous gold layer 121a, and a glucose decomposition layer 121c disposed on the hydrogen peroxide decomposition layer 121c. . The glucose decomposition layer 121c may include glucose oxidase, a glucose decomposition enzyme, and may form hydrogen peroxide by decomposing glucose in sweat. The hydrogen peroxide decomposition layer 121b may include Prussian blue, which serves as a catalyst for hydrogen peroxide decomposition, and may decompose hydrogen peroxide formed by decomposition of glucose in the glucose decomposition layer 121c. The porous gold layer 121a may trap electrons generated by decomposition of hydrogen peroxide. That is, when glucose is present in the sweat, the glucose decomposition layer 121c decomposes the glucose to generate hydrogen peroxide, and the hydrogen peroxide decomposition layer 121b decomposes the hydrogen peroxide to generate electrons, and the porous gold layer 121a is generated. Electrons are captured to generate an electrical signal. Glucose concentration may be measured by the electrical signal.
다공성 금층(121a)은 전기화학적 활성 표면을 최대화할 수 있어 과산화수소 분해층(121b)에 의해 분해된 과산화수소의 농도를 정확하게 측정할 수 있다. 이에 의해 약 1㎕의 적은 양의 땀으로도 땀 속 글루코오스 농도를 정확하게 측정할 수 있다. 또, 다공성 금층(121a)은 다공성 구조에 의해 글루코오스 분해층을 안정적으로 고정시킬 수 있다.The porous gold layer 121a may maximize the electrochemically active surface, thereby accurately measuring the concentration of hydrogen peroxide decomposed by the hydrogen peroxide decomposition layer 121b. This makes it possible to accurately measure sweat glucose concentration even with a small amount of sweat of about 1 μl. In addition, the porous gold layer 121a can stably fix the glucose decomposition layer by the porous structure.
제2 전극(122)은 크롬층/백금층(Cr/Pt) 등의 전도성 물질로 형성될 수 있고, 제3 전극(123)은 은층/염화은층(Ag/AgCl) 등의 전도성 물질로 형성될 수 있다.The second electrode 122 may be formed of a conductive material such as chromium layer / platinum layer (Cr / Pt), and the third electrode 123 may be formed of a conductive material such as silver layer / silver chloride layer (Ag / AgCl). Can be.
도 9는 도 7의 글루코오스 센서의 캘리브레이션 커브를 나타낸다.9 illustrates a calibration curve of the glucose sensor of FIG. 7.
도 9를 참조하면, 사람의 땀 속의 전형적인 글루코오스 농도 범위인 10μM ~ 1mM에서 글루코오스 농도가 증가할수록 글루코오스 센서의 측정값이 비례하여 증가한다. 이는 글루코오스 센서에 의해 땀 속 글루코오스 농도가 정확하게 측정될 수 있음을 나타낸다.Referring to FIG. 9, as the glucose concentration is increased in the range of 10 μM to 1 mM, which is a typical glucose concentration in the human sweat, the measured value of the glucose sensor increases proportionally. This indicates that the glucose concentration in the sweat can be accurately measured by the glucose sensor.
도 10은 글루코오스 센서의 크기와 센싱에 필요한 땀의 최소 부피와의 관계를 나타낸다.10 shows the relationship between the size of the glucose sensor and the minimum volume of sweat required for sensing.
도 10을 참조하면, 글루코오스 센서의 작업 전극인 제1 전극의 직경(Dw)이 감소함에 따라 글루코오스 농도를 측정하는데 요구되는 땀의 양이 약 1㎕ 정도의 적은 양까지 감소될 수 있다. Referring to FIG. 10, as the diameter Dw of the first electrode, which is the working electrode of the glucose sensor, decreases, the amount of sweat required to measure glucose concentration may be reduced to a small amount of about 1 μl.
도 11은 글루코오스 센서의 다공성 금층과 글루코오스 분해층의 SEM 이미지를 나타낸다. 좌측의 이미지는 다공성 금층을 나타내고 우측의 이미지는 글루코오스 분해층(글루코오스 옥시다아제)을 나타낸다.11 shows an SEM image of the porous gold layer and the glucose decomposition layer of the glucose sensor. The image on the left shows the porous gold layer and the image on the right shows the glucose degradation layer (glucose oxidase).
도 11을 참조하면, 다공성 금층은 전기 도금(electrodepostion)에 의해 형성되고, 글루코오스 분해층은 드랍 캐스팅(drop casting)에 의해 다공성 금층 위에 가교되어 형성된다. 다공성 금층의 다공성 구조에 의해 글루코오스 분해층이 다공성 금층 위에 안정적으로 고정될 수 있다.Referring to FIG. 11, the porous gold layer is formed by electrodepostion, and the glucose decomposition layer is formed by crosslinking on the porous gold layer by drop casting. By the porous structure of the porous gold layer, the glucose decomposition layer can be stably fixed on the porous gold layer.
도 12는 다공성 금층과 평면형 금층의 과산화수소 센싱 성능을 비교하여 나타낸다.FIG. 12 shows hydrogen peroxide sensing performance of the porous gold layer and the planar gold layer.
도 12를 참조하면, 과산화수소 분해층(프러시안 블루)이 증착된 다공성 금층(Porous Au)은 과산화수소 농도가 증가할수록 그 측정값도 과산화수소 농도에 비례하여 증가하나 과산화수소 분해층이 증착된 평면형 금층(Planar Au)은 과산화수소가 증가하여도 그 측정값이 비례하여 변화하지 않는다. 다공성 금층이 평면형 금층에 비하여 전기화학 활성 표면이 더 크기 때문에 과산화수소 농도에 대한 센싱 능력이 우수하다.Referring to FIG. 12, the porous gold layer on which the hydrogen peroxide decomposition layer (Prussian blue) is deposited increases as the hydrogen peroxide concentration increases in proportion to the hydrogen peroxide concentration, but the planar gold layer on which the hydrogen peroxide decomposition layer is deposited. Au) does not change proportionately with increasing hydrogen peroxide. Since the porous gold layer has a larger electrochemically active surface than the planar gold layer, the hydrogen peroxide concentration is excellent.
도 13은 다공성 금층과 평면형 금층의 CV 곡선을 비교하여 나타낸다.FIG. 13 shows the CV curves of the porous gold layer and the planar gold layer.
도 13을 참조하면, 다공성 금층이 평면형 금층에 비하여 높은 전하 저장 커패시턴스를 갖는다. 또, 다공성 금층이 평면형 금층에 비하여 계면 임피던스가 낮다.Referring to FIG. 13, the porous gold layer has a higher charge storage capacitance than the planar gold layer. In addition, the porous gold layer has a lower interface impedance than the planar gold layer.
도 16 내지 도 18은 본 발명의 또 다른 실시예들에 따른 글루코오스 센서의 평면도이다.16 to 18 are plan views of glucose sensors according to still other embodiments of the present invention.
도 16 내지 도 18을 참조하면, 글루코오스 센서(120)는 제1 전극(121) 및 제2 전극(122)을 포함할 수 있다. 제1 전극(121)은 작업 전극일 수 있고, 제2 전극(122)은 기준 전극 및/또는 상대 전극일 수 있다. 즉, 글루코오스 센서(120)는 2전극 센서일 수 있다. 제2 전극(122)은 제1 전극(121)을 둘러쌀 수 있다. 제1 전극(121)과 글루코오스 센서(120)의 아웃라인은 원형 형상 또는 사각형이나 삼각형 등의 다각형 형상을 가질 수 있다.16 to 18, the glucose sensor 120 may include a first electrode 121 and a second electrode 122. The first electrode 121 may be a working electrode, and the second electrode 122 may be a reference electrode and / or a counter electrode. That is, the glucose sensor 120 may be a two-electrode sensor. The second electrode 122 may surround the first electrode 121. The outline of the first electrode 121 and the glucose sensor 120 may have a circular shape or a polygonal shape such as a rectangle or a triangle.
도 19는 본 발명의 일 실시예에 따른 pH 센서의 평면도이다.19 is a plan view of a pH sensor according to an embodiment of the present invention.
도 19를 참조하면, pH 센서(130)는 제1 전극(131)과 제2 전극(132)을 포함할 수 있다. 제2 전극(132) 주위에 두 개의 제1 전극(131)이 배치되어 pH 센서(130)는 실질적으로 두 개의 pH 센서로 기능할 수 있다. 제2 전극(132)과 pH 센서(130)의 아웃라인은 원형 형상을 갖지만 이에 제한되지 않는다. 도 21을 참조하면, 제2 전극(132)과 pH 센서(130)의 아웃라인은 사각형 등의 다각형 형상을 가질 수 있다. 제2 전극(132)의 직경은 약 800 ~ 1,000㎛일 수 있고, pH 센서(130)의 직경은 약 2 ~ 3mm일 수 있다. 제1 전극(131)은 폴리아닐린 등의 전도성 물질로 형성될 수 있고, 제2 전극(132)은 은층/염화은층(Ag/AgCl) 등의 전도성 물질로 형성될 수 있다. Referring to FIG. 19, the pH sensor 130 may include a first electrode 131 and a second electrode 132. Two first electrodes 131 may be disposed around the second electrode 132 such that the pH sensor 130 may function as two pH sensors. The outline of the second electrode 132 and the pH sensor 130 has a circular shape, but is not limited thereto. Referring to FIG. 21, an outline of the second electrode 132 and the pH sensor 130 may have a polygonal shape such as a quadrangle. The diameter of the second electrode 132 may be about 800 to 1,000 μm, and the diameter of the pH sensor 130 may be about 2 to 3 mm. The first electrode 131 may be formed of a conductive material such as polyaniline, and the second electrode 132 may be formed of a conductive material such as silver layer / silver chloride layer (Ag / AgCl).
도 20은 도 19의 pH 센서의 캘리브레이션 커브를 나타낸다.20 illustrates a calibration curve of the pH sensor of FIG. 19.
도 20을 참조하면, 시간이 흐름에 따라 제1 전극(131)과 제2 전극(132) 간 OCP(open circuit potential)가 -80mV에서 160mV로 증가할 때 pH 센서에 의해 측정된 pH값이 7에서 4로 감소한다. 이와 같이, 제1 전극(131)과 제2 전극(132) 간 OCP를 측정하는 것에 의해 땀의 pH를 측정할 수 있다. Referring to FIG. 20, the pH value measured by the pH sensor when the open circuit potential (OCP) between the first electrode 131 and the second electrode 132 increases from −80 mV to 160 mV with time is 7 Decreases to 4 In this way, the pH of the sweat can be measured by measuring the OCP between the first electrode 131 and the second electrode 132.
도 22 내지 도 24는 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 pH 센서의 평면도이다.22 to 24 are plan views of pH sensors according to yet another exemplary embodiment of the present invention.
도 22 내지 도 24를 참조하면, pH 센서(130)는 제1 전극(131) 및 제2 전극(132)을 포함할 수 있다. 제1 전극(131)은 작업 전극일 수 있고, 제2 전극(132)은 기준 전극 및/또는 상대 전극일 수 있다. 또는 이와 반대로, 제1 전극(131)이 기준 전극 및/또는 상대 전극일 수 있고, 제2 전극(132)이 작업 전극일 수 있다. 제1 전극(131)은 제2 전극(132)을 둘러쌀 수 있다. 제2 전극(132)과 pH 센서(132)의 아웃라인은 원형 형상 또는 사각형이나 삼각형 등의 다각형 형상을 가질 수 있다. 22 to 24, the pH sensor 130 may include a first electrode 131 and a second electrode 132. The first electrode 131 may be a working electrode, and the second electrode 132 may be a reference electrode and / or a counter electrode. Alternatively, the first electrode 131 may be a reference electrode and / or a counter electrode, and the second electrode 132 may be a working electrode. The first electrode 131 may surround the second electrode 132. The outline of the second electrode 132 and the pH sensor 132 may have a circular shape or a polygonal shape such as a square or a triangle.
도 25는 본 발명의 일 실시예에 따른 온도 센서의 평면도이다.25 is a plan view of a temperature sensor according to an embodiment of the present invention.
도 25를 참조하면, 온도 센서(140)는 저항체로서 온도 변화에 따른 전기저항값을 측정하여 땀의 온도를 측정할 수 있다. 온도 센서(140)는 구불구불한 형상을 가질 수 있다. 온도 센서(140)는 크롬층/백금층(Cr/Pt) 등의 금속으로 형성될 수 있다.Referring to FIG. 25, the temperature sensor 140 may measure a temperature of sweat by measuring an electrical resistance value according to a temperature change as a resistor. The temperature sensor 140 may have a serpentine shape. The temperature sensor 140 may be formed of a metal such as chromium layer / platinum layer (Cr / Pt).
도 26은 도 25의 온도 센서의 캘리브레이션 커브를 나타낸다.FIG. 26 illustrates a calibration curve of the temperature sensor of FIG. 25.
도 26을 참조하면, 온도가 20℃에서 60℃로 증가할 때 온도 센서의 저항이 약 820Ω에서 약 880Ω으로 증가한다. 이와 같이, 온도 변화에 따른 온도 센서의 전기저항을 측정하는 것에 의해 땀의 온도를 측정할 수 있다.Referring to FIG. 26, when the temperature increases from 20 ° C. to 60 ° C., the resistance of the temperature sensor increases from about 820 Ω to about 880 Ω. Thus, the temperature of a sweat can be measured by measuring the electrical resistance of the temperature sensor according to a temperature change.
도 27은 pH 변화에 따른 글루코오스 센서의 글루코오스 농도의 측정값의 변화를 나타낸다.27 shows the change in the measured value of the glucose concentration of the glucose sensor according to the pH change.
도 27을 참조하면, 땀 속에는 젖산과 같은 신진대사 분비물이 포함되어 있어 땀의 pH는 4 ~ 6 범위 내로 낮아질 수 있다. pH 5에서 글루코오스 농도의 실제값과 글루코오스 센서에 의한 측정값이 같다면, pH 4에서는 글루코오스 농도의 측정값이 실제값보다 작을 수 있고, pH 6 및 pH 7에서는 글루코오스 농도의 측정값이 실제값보다 클 수 있다. Referring to FIG. 27, the sweat contains metabolic secretions such as lactic acid so that the sweat pH may be lowered within the range of 4-6. If the actual value of glucose concentration is the same as the measured value by the glucose sensor at pH 5, the measured value of glucose concentration may be lower than the actual value at pH 4, and the measured value of glucose concentration is lower than the actual value at pH 6 and pH 7. Can be large.
도 28은 pH 측정값에 의한 글루코오스 농도의 측정값의 보정을 설명하기 위한 도면이다.It is a figure for demonstrating the correction of the measured value of glucose concentration by pH measured value.
도 28을 참조하면, 땀 속 글루코오스 농도를 0.3mM로 일정하게 유지한 상태에서 pH가 변화될 때 글루코오스 농도의 측정값이 보정된다. 좌측 도면은 pH를 5 => 4 => 5로 변화시킨 경우를 나타내는데 pH가 5에서 4로 낮아지는 경우 글루코오스 농도의 측정값이 실제값인 0.3mM보다 작아지므로 측정값을 올려서 글루코오스 농도를 실제값인 0.3mM로 보정할 수 있다. 우측 도면은 pH를 5 => 6 => 5로 변화시킨 경우를 나타내는데 pH가 5에서 6으로 높아지는 경우 글루코오스 농도의 측정값이 실제값인 0.3mM보다 커지므로 측정값을 내려서 글루코오스 농도를 실제값인 0.3mM로 보정할 수 있다. 이와 같이, pH의 변화에 따라 글루코오스 센서에 의해 측정된 글루코오스 농도를 실시간으로 보정함으로써 글루코오스 농도를 정확하게 측정할 수 있다. Referring to FIG. 28, the measured value of glucose concentration is corrected when the pH is changed while the glucose concentration in sweat is kept constant at 0.3 mM. The figure on the left shows the case where the pH is changed from 5 => 4 => 5. When the pH is lowered from 5 to 4, the measured value of glucose concentration becomes smaller than the actual value of 0.3mM. Can be corrected to 0.3mM. The figure on the right shows the case where the pH is changed from 5 => 6 => 5. When the pH is increased from 5 to 6, the measured value of glucose becomes larger than the actual value of 0.3mM, so the measured value is lowered to It can be calibrated to 0.3mM. In this way, the glucose concentration can be accurately measured by correcting the glucose concentration measured by the glucose sensor in real time according to the change of pH.
도 29 내지 도 38은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센싱 장치의 형성 방법을 나타낸다. 도 29, 도 31, 도 33, 도 35, 및 도 37은 형성 과정에서의 바이오 센싱 장치의 사시도를 나타내고, 도 30, 도 32, 도 34, 도 36, 및 도 38은 상기 사시도의 영역별 단면도를 나타낸다. 제1 영역(A)은 습도 센서가 형성되는 영역을 나타내고, 제2 영역(B)은 글루코오스 센서가 형성되는 영역을 나타내고, 제3 영역(C)은 pH 센서가 형성되는 영역을 나타내며, 제4 영역(D)은 온도 센서가 형성되는 영역을 나타낸다.29 to 38 illustrate a method of forming a biosensor according to an embodiment of the present invention. 29, 31, 33, 35, and 37 show perspective views of the biosensing device during the formation process, and FIGS. 30, 32, 34, 36, and 38 are cross-sectional views of regions of the perspective view. Indicates. The first region A represents a region in which the humidity sensor is formed, the second region B represents a region in which the glucose sensor is formed, the third region C represents an region in which the pH sensor is formed, and the fourth region Region D represents the region in which the temperature sensor is formed.
도 29 및 도 30을 참조하면, 희생 기판(500) 위에 제1 절연층(161)을 형성한다. 희생 기판(500)은, 예를 들어, 실리콘 기판일 수 있다. 제1 절연층(161)은, 예를 들어, 폴리이미드를 스핀 코팅하는 것에 의해 형성될 수 있다. 29 and 30, a first insulating layer 161 is formed on the sacrificial substrate 500. The sacrificial substrate 500 may be, for example, a silicon substrate. The first insulating layer 161 may be formed, for example, by spin coating polyimide.
제1 절연층(161) 위에 배선 패턴(150)을 형성한다. 배선 패턴(150)은 제1 배선 패턴(151), 제2 배선 패턴(152), 제3 배선 패턴(153), 및 제4 배선 패턴(154)을 포함할 수 있다. 배선 패턴(150)은 전도성 물질, 예를 들어, 금(Au), 백금(Pt), 알루미늄(Al), 니켈(Ni) 등의 금속이나 ITO 등의 금속 산화물로 형성될 수 있다. 또, 배선 패턴(150)은 크롬층/금층(Cr/Au) 등의 이중층으로 형성될 수 있다. 예를 들어, 배선 패턴(150)은 제1 절연층(161) 위에 크롬층과 금층을 차례로 형성한 후 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 배선 패턴(150)은 구불구불한 형상을 갖도록 형성될 수 있다. 제4 배선 패턴(154)은 제4 영역(D)에서 서로 연결되지 않고 분리된다.The wiring pattern 150 is formed on the first insulating layer 161. The wiring pattern 150 may include a first wiring pattern 151, a second wiring pattern 152, a third wiring pattern 153, and a fourth wiring pattern 154. The wiring pattern 150 may be formed of a conductive material, for example, a metal such as gold (Au), platinum (Pt), aluminum (Al), nickel (Ni), or a metal oxide such as ITO. In addition, the wiring pattern 150 may be formed of a double layer such as a chromium layer / gold layer (Cr / Au). For example, the wiring pattern 150 may be formed by sequentially patterning a chromium layer and a gold layer on the first insulating layer 161. The wiring pattern 150 may be formed to have a serpentine shape. The fourth wiring patterns 154 are separated from each other in the fourth region D without being connected to each other.
도 31 및 도 32를 참조하면, 제2 영역(B)에 글루코오스 센서의 제2 전극(122)을 형성하고, 제4 영역(D)에 온도 센서(140)를 형성한다. 예를 들어, 글루코오스 센서의 제2 전극(122)과 온도 센서(140)는 배선 패턴(150)이 형성된 제1 절연층(161) 위에 스퍼터링과 같은 물리기상증착 공정을 수행하여 크롬층과 백금층을 차례로 형성한 후 패터닝하는 것에 의해 동시에 형성될 수 있다. 글루코오스 센서의 제2 전극(122)은 제2 배선 패턴(152) 위에 형성되고, 온도 센서(140)는 제1 절연층(161) 위에 형성된다. 온도 센서(140)는 서로 분리된 제4 배선 패턴(154)을 연결하도록 형성된다.31 and 32, the second electrode 122 of the glucose sensor is formed in the second region B, and the temperature sensor 140 is formed in the fourth region D. Referring to FIGS. For example, the second electrode 122 and the temperature sensor 140 of the glucose sensor may perform a physical vapor deposition process such as sputtering on the first insulating layer 161 on which the wiring pattern 150 is formed, to thereby form a chromium layer and a platinum layer. It can be formed at the same time by sequentially forming and then patterning. The second electrode 122 of the glucose sensor is formed on the second wiring pattern 152, and the temperature sensor 140 is formed on the first insulating layer 161. The temperature sensor 140 is formed to connect the fourth wiring patterns 154 separated from each other.
도 33 및 도 34를 참조하면, 희생 기판(500) 위에 배선 패턴(150)을 덮는 제2 절연층(162)을 형성한다. 예를 들어, 제2 절연층(162)은 글루코오스 센서의 제2 전극(122)과 온도 센서(140)가 형성된 제1 절연층(161) 위에 에폭시를 스핀 코팅하여 에폭시층을 형성한 후 상기 에폭시층을 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 상기 에폭시층이 패터닝될 때 제1 절연층(161)도 패터닝되어 배선 패턴(150)과 온도 센서(140) 이외의 영역에서 제거될 수 있다. 상기 패터닝에 의해 제1 절연층(161)과 제2 절연층(162)은 구불구불한 형상을 가질 수 있다. 제2 절연층(162)은 제1 영역(A), 제2 영역(B), 제3 영역(C) 및 배선 패턴(150)의 말단 영역을 노출시킨다. 제2 절연층(162)은 온도 센서(140)를 노출시키지 않고 덮을 수 있다.33 and 34, a second insulating layer 162 covering the wiring pattern 150 is formed on the sacrificial substrate 500. For example, the second insulating layer 162 is formed by spin coating an epoxy layer on the first insulating layer 161 on which the second electrode 122 and the temperature sensor 140 of the glucose sensor are formed to form an epoxy layer. By patterning the layer. When the epoxy layer is patterned, the first insulating layer 161 may also be patterned to be removed in areas other than the wiring pattern 150 and the temperature sensor 140. By the patterning, the first insulating layer 161 and the second insulating layer 162 may have a serpentine shape. The second insulating layer 162 exposes the first region A, the second region B, the third region C, and the terminal region of the wiring pattern 150. The second insulating layer 162 may cover the temperature sensor 140 without exposing it.
도 35 및 도 36을 참조하면, 제2 절연층(162)까지 형성된 희생 기판(500) 위의 결과물을 지지층(160)으로 전사한다. 예를 들어, 상기 결과물은 수용성 테이프에 의해 지지층(160)으로 전사될 수 있고, 전사 후 상기 수용성 테이프는 물에 의해 제거될 수 있다.35 and 36, the resultant on the sacrificial substrate 500 formed up to the second insulating layer 162 is transferred to the support layer 160. For example, the resultant may be transferred to the support layer 160 by a water soluble tape, and the water soluble tape may be removed by water after the transfer.
제1 영역(A)의 제1 배선 패턴(151) 위에 습도 센서(140)를 형성한다. 습도 센서(110)는 제1 전극(111) 및 제2 전극(112)을 포함할 수 있다. 습도 센서(110)의 제1 전극(111) 및 제2 전극(112)은 전기적으로 서로 분리된 제1 배선 패턴(151) 위에 형성될 수 있다.The humidity sensor 140 is formed on the first wiring pattern 151 of the first region A. FIG. The humidity sensor 110 may include a first electrode 111 and a second electrode 112. The first electrode 111 and the second electrode 112 of the humidity sensor 110 may be formed on the first wiring pattern 151 electrically separated from each other.
예를 들어, 습도 센서(110)는 0.01M의 3,4-에틸렌디옥시티오펜(ethylenedioxythiophene)과 0.1M의 LiClO4을 포함하는 아세토니트릴 용액을 제1 영역(A)에 제공하여 전기도금 공정을 수행하는 것에 의해 PEDOT로 형성될 수 있다.For example, the humidity sensor 110 provides an acetonitrile solution containing 0.01 M of 3,4-ethylenedioxythiophene and 0.1 M of LiClO 4 to the first region A to perform an electroplating process. Can be formed into a PEDOT.
제2 영역(B)의 제2 배선 패턴(152) 위에 글루코오스 센서(120)의 제3 전극(123)을 형성하고, 제3 영역(C)의 제3 배선 패턴(153) 위에 pH 센서(130)의 제2 전극(132)을 형성한다. The third electrode 123 of the glucose sensor 120 is formed on the second wiring pattern 152 of the second region B, and the pH sensor 130 is formed on the third wiring pattern 153 of the third region C. To form a second electrode 132.
글루코오스 센서(120)의 제3 전극(123)과 pH 센서(130)의 제2 전극(132)은, 예를 들어, 은층/염화은층(Ag/AgCl)로 형성될 수 있다.The third electrode 123 of the glucose sensor 120 and the second electrode 132 of the pH sensor 130 may be formed of, for example, a silver layer / silver chloride layer (Ag / AgCl).
상기 은층은 제2 영역(B)과 제3 영역(C)에 5mM의 AgNO3와 1M의 KNO3의 수용액을 제공하여 전기도금 공정을 수행하는 것에 의해 형성될 수 있다. 상기 염화은층은 상기 은층이 형성된 영역에 0.1M의 KCl과 0.01M의 HCl의 수용액을 제공하고 전기도금 공정을 수행하여 상기 은층의 상부를 염소화하는 것에 의해 형성될 수 있다.The silver layer may be formed by performing an electroplating process by providing an aqueous solution of 5 mM AgNO 3 and 1 M KNO 3 in the second region B and the third region C. The silver chloride layer may be formed by providing an aqueous solution of 0.1M KCl and 0.01M HCl in a region where the silver layer is formed and chlorinating the upper portion of the silver layer by performing an electroplating process.
제2 영역(B)에서 제2 배선 패턴(152) 위에 글루코오스 센서(120)의 제1 전극(121)을 형성한다. 제1 전극(121)은 다공성 금층(121a), 과산화수소 분해층(121b), 및 글루코오스 분해층(121c)을 포함할 수 있다.In the second region B, the first electrode 121 of the glucose sensor 120 is formed on the second wiring pattern 152. The first electrode 121 may include a porous gold layer 121a, a hydrogen peroxide decomposition layer 121b, and a glucose decomposition layer 121c.
다공성 금층(121a)은 제2 영역(B)에 2mM의 HAuCl4을 포함하는 2M의 황산 수용액을 제공하여 전기도금 공정을 수행하는 것에 의해 형성될 수 있다.The porous gold layer 121a may be formed by performing an electroplating process by providing a 2 M sulfuric acid aqueous solution containing 2 mM HAuCl 4 in the second region B.
과산화수소 분해층(121b)은 다공성 금층(121a)이 형성된 제2 영역(B)에 10mM의 KCl, 2.5mM의 K3[Fe(CN)6], 및 2.5mM의 FeCl3·6H2O을 포함하는 0.1M의 염산 수용액을 제공하고 전기도금 공정을 수행하여 다공성 금층(121a) 위에 프러시안 블루를 증착시키는 것에 의해 형성될 수 있다.The hydrogen peroxide decomposition layer 121b includes 10 mM KCl, 2.5 mM K 3 [Fe (CN) 6 ], and 2.5 mM FeCl 3 · 6H 2 O in the second region B in which the porous gold layer 121a is formed. It may be formed by depositing a Prussian blue on the porous gold layer 121a by providing an aqueous solution of hydrochloric acid of 0.1M and performing an electroplating process.
글루코오스 분해층(121c)는 과산화수소 분해층(121b)에 글루코오스 옥시다아제(GOx)를 고정시키는 것에 의해 형성될 수 있다. 먼저 2wt%의 아세트산에 키토산을 녹여 1wt%의 키토산 용액을 형성한다. 상기 키토산 용액을 박리 그라파이트(exfoliated graphite)를 포함하는 1X PBS(phosphate buffered saline)와 혼합하여 키토산-그래핀 혼합 용액을 형성한다. 상기 키토산-그래핀 혼합 용액에 글루코오스 옥시다아제와 BSA(bovine serum albumin)를 각각 0.05g/mL와 0.01g/mL의 농도가 되도록 첨가하여 GOx-BSA 혼합 용액을 형성한다. 또, 상기 키토산-그래핀 혼합 용액에 글루코오스 옥시다아제를 0.05g/mL의 농도가 되도록 첨가하여 GOx 혼합 용액을 형성한다. 상기 GOx-BSA 혼합 용액 0.8㎕를 다공성 금층(121a) 위에 드랍 캐스팅한 후 건조시킨다. 이어서, 상기 GOx 혼합 용액 0.8㎕를 다공성 금층(121a) 위에 드랍 캐스팅하여 건조시킨다. 이에 의해 글루코오스 분해층(121c)이 형성된다.The glucose degradation layer 121c may be formed by fixing glucose oxidase (GOx) to the hydrogen peroxide decomposition layer 121b. First, chitosan is dissolved in 2 wt% acetic acid to form a 1 wt% chitosan solution. The chitosan solution is mixed with IX PBS (phosphate buffered saline) containing exfoliated graphite to form a chitosan-graphene mixed solution. Glucose oxidase and BSA (bovine serum albumin) are added to the chitosan-graphene mixed solution to a concentration of 0.05 g / mL and 0.01 g / mL, respectively, to form a GOx-BSA mixed solution. In addition, glucose oxidase is added to the chitosan-graphene mixed solution to a concentration of 0.05 g / mL to form a GOx mixed solution. 0.8 μl of the GOx-BSA mixed solution is dropped on the porous gold layer 121a and then dried. Subsequently, 0.8 μl of the GOx mixed solution is dropped on the porous gold layer 121a and dried. As a result, the glucose decomposition layer 121c is formed.
글루코오스 센서(120)의 제1 전극(121), 제2 전극(122), 및 제3 전극(123)은 전기적으로 서로 분리된 제2 배선 패턴(152) 위에 형성될 수 있다. The first electrode 121, the second electrode 122, and the third electrode 123 of the glucose sensor 120 may be formed on the second wiring pattern 152 electrically separated from each other.
제3 영역(C)의 제3 배선 패턴(153) 위에 pH 센서(130)의 제1 전극(131)을 형성한다. 예를 들어, pH 센서(130)의 제1 전극(131)은 제3 영역(C)에 0.1M의 아닐린을 포함하는 1M의 염산 수용액을 제공하여 전기도금 공정을 수행하는 것에 의해 폴리아닐린으로 형성될 수 있다. pH 센서(130)의 제1 전극(131)과 제2 전극(132)은 전기적으로 서로 분리된 제3 배선 패턴(153) 위에 형성될 수 있다.The first electrode 131 of the pH sensor 130 is formed on the third wiring pattern 153 of the third region C. For example, the first electrode 131 of the pH sensor 130 may be formed of polyaniline by performing an electroplating process by providing an aqueous solution of 1M hydrochloric acid containing 0.1M aniline in the third region C. Can be. The first electrode 131 and the second electrode 132 of the pH sensor 130 may be formed on the third wiring pattern 153 that is electrically separated from each other.
도 37 및 도 38을 참조하면, 제2 영역(B)의 글루코오스 센서(120) 위에 스크린층(170)을 형성한다. 예를 들어, 스크린층(170)은 0.5wt%의 나피온 2㎕를 글루코오스 센서(120) 위에 드랍 캐스팅하는 것에 의해 형성될 수 있다.37 and 38, the screen layer 170 is formed on the glucose sensor 120 in the second region B. For example, the screen layer 170 may be formed by drop casting 2 μl of 0.5 wt% Nafion onto the glucose sensor 120.
스크린층(170)을 건조시킨 후 2wt% 글루타르알데히드(glutaraldehyde) 0.8㎕를 글루코오스 센서(120) 위에 드랍 캐스팅하여 글루코오스 분해층(121c)을 가교결합시킨다.After drying the screen layer 170, 0.8 [mu] l of 2wt% glutaraldehyde is dropped cast on the glucose sensor 120 to crosslink the glucose decomposition layer 121c.
스크린층(170) 위에 바이오 센서(100)를 덮는 땀흡수층(180)을 형성한다. 땀흡수층(180)은 땀을 잘 흡수하고 배출할 수 있는 다공성 소재, 예를 들어, 솜과 같은 섬유질 소재로 형성될 수 있다.The sweat absorption layer 180 covering the biosensor 100 is formed on the screen layer 170. Sweat absorbing layer 180 may be formed of a porous material, for example, a fibrous material such as cotton can absorb and discharge sweat well.
지지층(160) 아래에 방수층(190)을 형성한다. 방수층(190)은, 예를 들어, 테가덤 등으로 형성될 수 있다.The waterproof layer 190 is formed below the support layer 160. The waterproof layer 190 may be formed of, for example, Tegaderm or the like.
바이오 센싱 장치(10)의 구성 요소의 형성 순서는 위에 기재된 순서에 제한되지 않으며 바뀔 수 있다.The order of forming the components of the biosensing device 10 is not limited to the order described above and can be changed.
[스트립형 바이오 센싱 장치][Strip Type Bio Sensing Device]
도 39는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센싱 장치의 평면도이고, 도 40은 도 39의 바이오 센싱 장치의 분해 사시도이고, 도 41은 도 39의 바이오 센싱 장치의 정면도이며, 도 42는 도 39의 바이오 센싱 장치의 실제 이미지를 나타낸다.39 is a plan view of a biosensor according to another embodiment of the present invention, FIG. 40 is an exploded perspective view of the biosensor of FIG. 39, FIG. 41 is a front view of the biosensor of FIG. 39, and FIG. 42 is a view of FIG. 39. Represents a real image of the bio sensing device.
도 39 내지 도 42를 참조하면, 바이오 센싱 장치(20)는 바이오 센서(200), 배선 패턴(250), 지지층(260), 절연층(262), 스페이서(265), 스크린층(270), 및 커버층(280)을 포함할 수 있다. 바이오 센서(200)의 세부 구성 중 전술한 바이오 센싱 장치(10)의 바이오 센서(100)와 중복되는 부분의 설명은 생략될 수 있다.39 to 42, the biosensor 20 may include a biosensor 200, a wiring pattern 250, a support layer 260, an insulation layer 262, a spacer 265, a screen layer 270, And a cover layer 280. In the detailed configuration of the biosensor 200, a description of a portion overlapping with the biosensor 100 of the biosensor 10 described above may be omitted.
바이오 센서(200)는 글루코오스 센서(220), pH 센서(230), 및 온도 센서(240)를 포함할 수 있다. 배선 패턴(250)은 제1 배선 패턴(251), 제2 배선 패턴(252), 및 제3 배선 패턴(253)을 포함할 수 있다. 제1 배선 패턴(52)은 지지층(260)의 일측을 따라 배치될 수 있고, 제2 배선 패턴(252)은 지지층(260)의 타측을 따라 배치될 수 있다. 제3 배선 패턴(253)은 한 개씩 지지층(260)의 일측과 타측에 각각 배치될 수 있다. 배선 패턴(250)은 전도성 물질, 예를 들어, 금(Au), 백금(Pt), 알루미늄(Al), 니켈(Ni) 등의 금속이나 ITO 등의 금속 산화물로 형성될 수 있다. 또, 배선 패턴(250)은 크롬층/금층(Cr/Au) 등의 이중층으로 형성될 수 있다.The biosensor 200 may include a glucose sensor 220, a pH sensor 230, and a temperature sensor 240. The wiring pattern 250 may include a first wiring pattern 251, a second wiring pattern 252, and a third wiring pattern 253. The first wiring pattern 52 may be disposed along one side of the support layer 260, and the second wiring pattern 252 may be disposed along the other side of the support layer 260. Each of the third wiring patterns 253 may be disposed on one side and the other side of the support layer 260. The wiring pattern 250 may be formed of a conductive material, for example, a metal such as gold (Au), platinum (Pt), aluminum (Al), nickel (Ni), or a metal oxide such as ITO. In addition, the wiring pattern 250 may be formed of a double layer such as a chromium layer / gold layer (Cr / Au).
글루코오스 센서(220)는 제1 전극(221), 제2 전극(222), 및 제3 전극(223)을 포함할 수 있다. 제1 전극(221)은 작업 전극일 수 있고, 제2 전극(222)은 상대 전극일 수 있으며, 제3 전극(223)은 기준 전극일 수 있다. 본 실시예에서, 글루코오스 센서(220)는 3전극 센서이나, 이에 제한되지 않으며, 2전극 센서로 형성될 수 있다.The glucose sensor 220 may include a first electrode 221, a second electrode 222, and a third electrode 223. The first electrode 221 may be a working electrode, the second electrode 222 may be a counter electrode, and the third electrode 223 may be a reference electrode. In the present embodiment, the glucose sensor 220 is a three-electrode sensor, but is not limited thereto, and may be formed as a two-electrode sensor.
글루코오스 센서(220)의 제1 전극(221), 제2 전극(222), 및 제3 전극(223)은 전기적으로 서로 분리된 제1 배선 패턴(251) 위에 배치될 수 있다. 글루코오스 센서(220)는 제1 배선 패턴(251)에 의해 외부 장치와 전기적으로 연결될 수 있다.The first electrode 221, the second electrode 222, and the third electrode 223 of the glucose sensor 220 may be disposed on the first wiring pattern 251 electrically separated from each other. The glucose sensor 220 may be electrically connected to an external device by the first wiring pattern 251.
글루코오스 센서(220)는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정한다. 글루코오스 센서(220)는 제2 전극(222)과 제3 전극(223)이 제1 전극(221)을 둘러싸는 구조를 가짐으로써 글루코오스 센서(220)뿐만 아니라 바이오 센싱 장치(20) 전체가 고집적화될 수 있다. 또, 제1 전극(221)은 약 1,000㎛ 이하의 직경을 갖는 작은 크기로 형성될 수 있고, 이에 의해 적은 양의 땀으로도 땀 속의 글루코오스 농도를 정확하게 측정할 수 있다. The glucose sensor 220 measures glucose concentration in the sweat. The glucose sensor 220 has a structure in which the second electrode 222 and the third electrode 223 surround the first electrode 221 so that not only the glucose sensor 220 but also the entire biosensor 20 may be highly integrated. Can be. In addition, the first electrode 221 may be formed in a small size having a diameter of about 1,000 μm or less, thereby accurately measuring the glucose concentration in the sweat even with a small amount of sweat.
pH 센서(230)는 제1 전극(231) 및 제2 전극(232)을 포함할 수 있다. 제1 전극(231)은 작업 전극일 수 있고, 제2 전극(232)은 기준 전극 및/또는 상대 전극 일 수 있다. 또는, 이와 반대로 제1 전극(231)이 기준 전극 및/또는 상대 전극일 수 있고, 제2 전극(232)이 작업 전극일 수 있다. 본 실시예에서, pH 센서(230)는 2전극 센서이나, 이에 제한되지 않으며, 글루코오스 센서(220)와 같이 3전극 센서로 형성될 수 있다.The pH sensor 230 may include a first electrode 231 and a second electrode 232. The first electrode 231 may be a working electrode, and the second electrode 232 may be a reference electrode and / or a counter electrode. Alternatively, the first electrode 231 may be a reference electrode and / or a counter electrode, and the second electrode 232 may be a working electrode. In this embodiment, the pH sensor 230 is a two-electrode sensor, but is not limited thereto, and may be formed of a three-electrode sensor such as the glucose sensor 220.
pH 센서(230)의 제1 전극(231) 및 제2 전극(232)은 전기적으로 서로 분리된 제2 배선 패턴(252) 위에 배치될 수 있다. pH 센서(230)는 제2 배선 패턴(252)에 의해 외부 장치와 전기적으로 연결될 수 있다.The first electrode 231 and the second electrode 232 of the pH sensor 230 may be disposed on the second wiring pattern 252 electrically separated from each other. The pH sensor 230 may be electrically connected to the external device by the second wiring pattern 252.
pH 센서(230)는 땀의 pH를 측정한다. pH 센서(230)는 제1 전극(231)과 제2 전극(232) 간 OCP(open circuit potential) 변화를 측정하는 것에 의해 땀의 pH를 측정할 수 있다. pH 센서(230)에 의해 측정된 pH값에 따라 글루코오스 농도 측정값이 실시간으로 보정될 수 있다.The pH sensor 230 measures the pH of the sweat. The pH sensor 230 may measure the pH of the sweat by measuring a change in the open circuit potential (OCP) between the first electrode 231 and the second electrode 232. The glucose concentration measurement value may be corrected in real time according to the pH value measured by the pH sensor 230.
pH 센서(230)는 제2 전극(232) 주위에 두 개의 제1 전극(231)이 배치됨으로써 실질적으로 두 개의 pH 센서로 기능할 수 있다. 두 개의 제1 전극(231)은 제2 전극(232)을 둘러쌀 수 있다.The pH sensor 230 may function as two pH sensors by disposing two first electrodes 231 around the second electrode 232. Two first electrodes 231 may surround the second electrode 232.
온도 센서(240)는 지지층(260) 위에 배치되어 서로 분리된 제3 배선 패턴(253)에 각각 연결된다. 온도 센서(240)는 구불구불한 형상을 가질 수 있다.The temperature sensor 240 is disposed on the support layer 260 and connected to the third wiring patterns 253 separated from each other. The temperature sensor 240 may have a serpentine shape.
온도 센서(240)는 땀의 온도를 측정한다. 온도 센서(240)는 저항체로서 온도 변화에 따른 전기저항값을 측정하여 땀의 온도를 측정할 수 있다. 온도 센서(240)에 의해 측정된 온도값에 따라 글루코오스 농도 측정값이 실시간으로 보정될 수 있다.The temperature sensor 240 measures the temperature of the sweat. The temperature sensor 240 may measure a temperature of sweat by measuring an electrical resistance value according to a temperature change as a resistor. The glucose concentration measurement value may be corrected in real time according to the temperature value measured by the temperature sensor 240.
바이오 센서(200)는 글루코오스 농도를 더욱 정확하게 측정하기 위해 pH 센서(230) 및 온도 센서(240)를 포함하나 제한이 있는 것은 아니다. 상기 센서들을 포함하지 않거나 하나만 선택하여 포함할 수 있다.The biosensor 200 includes, but is not limited to, a pH sensor 230 and a temperature sensor 240 to measure glucose concentration more accurately. The sensors may not be included or only one may be selected.
지지층(260)은 바이오 센서(200) 및 배선 패턴(250) 아래에 배치되어 바이오 센서(200) 및 배선 패턴(250)을 지지한다. 지지층(260)은 고분자, 예를 들어, 폴리이미드로 형성될 수 있다. 지지층(260)은 고분자 스트립(polymer strip)일 수 있다.The support layer 260 is disposed under the biosensor 200 and the wiring pattern 250 to support the biosensor 200 and the wiring pattern 250. The support layer 260 may be formed of a polymer, for example, polyimide. The support layer 260 may be a polymer strip.
절연층(262)은 배선 패턴(250) 위에 배치된다. 절연층(262)은, 예를 들어, 에폭시 등으로 형성될 수 있다. 절연층(262)은 바이오 센서(200)와 배선 패턴(250)의 말단 영역을 노출시키고, 이에 의해 바이오 센서(200)는 땀과 접촉할 수 있고, 배선 패턴(250)의 상기 말단 영역은 외부 장치와 전기적으로 연결될 수 있다. 단, 절연층(262)은 온도 센서(240)를 노출시키지 않고 덮을 수 있다.The insulating layer 262 is disposed on the wiring pattern 250. The insulating layer 262 may be formed of, for example, epoxy or the like. The insulating layer 262 exposes the terminal region of the biosensor 200 and the wiring pattern 250, whereby the biosensor 200 may be in contact with sweat, and the terminal region of the wiring pattern 250 may be external. It may be electrically connected with the device. However, the insulating layer 262 may be covered without exposing the temperature sensor 240.
스페이서(265)는 지지층(260)의 양측에 각각 배치된다. 스페이서(265)는 지지층(260)이 신장하는 방향을 따라 바이오 센서(200)가 배치되는 영역의 양측에 배치될 수 있다. 스페이서(265)는, 예를 들어, PTFE(polytetrafluoroethylene)와 같은 접착성 고분자로 형성될 수 있다. 스페이서(265)와 지지층(260) 사이에 절연층(262)이 배치될 수 있다. 도 35를 참조하면, 지지층(260), 커버층(280), 절연층(262), 및 스페이서(265)에 의해 정의되는 땀흡수 갭(sweat absorbing gap)(265g)에 의해 형성되는 모세관 힘(capillary force)에 의해 땀이 흡수될 수 있다. 스페이서(265)는 모세관 힘을 유도하는 땀흡수 갭(265g)을 형성할 수 있는 두께를 가질 수 있다. Spacers 265 are disposed on both sides of the support layer 260, respectively. The spacer 265 may be disposed at both sides of an area in which the biosensor 200 is disposed along the direction in which the support layer 260 extends. The spacer 265 may be formed of an adhesive polymer such as, for example, polytetrafluoroethylene (PTFE). An insulating layer 262 may be disposed between the spacer 265 and the support layer 260. Referring to FIG. 35, a capillary force formed by a sweat absorbing gap 265g defined by the support layer 260, the cover layer 280, the insulating layer 262, and the spacer 265 ( Capillary force can absorb sweat. The spacer 265 may have a thickness capable of forming a sweat absorption gap 265g that induces capillary force.
스크린층(270)은 글루코오스 센서(220) 위에 배치된다. 스크린층(270)은 흡수된 땀에서 글루코오스를 센싱하는데 방해가 될 수 있는 이물질(약물 등 포함)을 걸러낼 수 있다. 또, 스크린층(270)은 글루코오스 센서(220)의 제1 전극(221)의 글루코오스 분해층(도 8의 121c)을 안정적으로 고정시킬 수 있다. 스크린층(270)은, 예를 들어, 나피온 등으로 형성될 수 있다. Screen layer 270 is disposed over glucose sensor 220. The screen layer 270 may filter out foreign substances (including drugs) that may interfere with sensing glucose from absorbed sweat. In addition, the screen layer 270 may stably fix the glucose decomposition layer (121c of FIG. 8) of the first electrode 221 of the glucose sensor 220. The screen layer 270 may be formed of, for example, Nafion.
커버층(280)은 바이오 센서(200) 및 스페이서(265) 위에 배치된다. 커버층(280)은 지지층(260) 및 스페이서(265)와 함께 땀을 흡수할 수 있는 땀흡수 갭(265g)을 형성할 수 있다. 커버층(280)은, 예를 들어, PET(polyethylene terephthalate)로 형성될 수 있다.The cover layer 280 is disposed on the biosensor 200 and the spacer 265. The cover layer 280 may form a sweat absorption gap 265g together with the support layer 260 and the spacer 265 to absorb sweat. The cover layer 280 may be formed of, for example, polyethylene terephthalate (PET).
pH 센서(230), 글루코오스 센서(220), 및 온도 센서(240)가 두 스페이서(265) 사이에 지지층(260)이 신장하는 방향으로 차례로 배치될 수 있다. 땀흡수 갭(265g)을 통하여 흡수된 땀은 pH 센서(230)와 글루코오스 센서(220)를 거쳐 온도 센서(240)로 이동할 수 있다. 상기 센서들의 배치 순서는 제한되지 않으며 변경될 수 있다.The pH sensor 230, the glucose sensor 220, and the temperature sensor 240 may be sequentially disposed in the direction in which the support layer 260 extends between the two spacers 265. Sweat absorbed through the sweat absorption gap 265g may move to the temperature sensor 240 through the pH sensor 230 and the glucose sensor 220. The order of placement of the sensors is not limited and can be changed.
바이오 센싱 장치(20)는 상기 땀흡수 갭(265g)을 통하여 글루코오스 농도 측정에 요구되는 양의 땀을 직접 수집하기 때문에 바이오 센서(200)는 습도 센서를 포함하지 않을 수 있다. 또, 바이오 센싱 장치(20)는 피부에 부착되지 않고 인체에 발생한 땀을 흡수하여 글루코오스 농도를 측정할 수 있고, 글루코오스 농도 측정이 요구될 때 1회용으로 사용될 수 있다. 이와 같이, 바이오 센싱 장치(20)는 피부에 부착되지 않고 사용될 수 있어 이물감을 없앨 수 있고 사용하기가 간편하다.The biosensor 200 may not include a humidity sensor because the biosensor 20 directly collects the amount of sweat required for glucose concentration measurement through the sweat absorption gap 265g. In addition, the bio-sensing device 20 may absorb the sweat generated in the human body without being attached to the skin and measure the glucose concentration, and may be used for a single use when the glucose concentration measurement is required. As such, the biosensing device 20 may be used without being attached to the skin, thereby eliminating foreign matters and being easy to use.
도 43은 도 39의 바이오 센싱 장치의 사용 방법을 설명하기 위한 도면이다.FIG. 43 is a diagram for describing a method of using the biosensing device of FIG. 39.
도 43을 참조하면, 바이오 센싱 장치(20)는 땀을 흡수한 후 ZIF 커넥터(25)를 통하여 외부 장치에 연결되고, 글루코오스 농도가 측정될 수 있다. 이와 같이, 바이오 센싱 장치(20)는 인체에 부착되지 않고 1회용으로 간편하게 사용될 수 있다.Referring to FIG. 43, after absorbing sweat, the biosensor 20 may be connected to an external device through the ZIF connector 25, and the glucose concentration may be measured. As such, the biosensing device 20 may be conveniently used for one-time use without being attached to the human body.
본 발명의 다른 실시예에서, 도 39의 바이오 센싱 장치(20)의 커버층(280)은 전술한 바이오 센싱 장치(10)의 땀흡수층(180)과 동일하게 형성되거나 땀흡수층을 포함할 수 있다. 인체에서 배출되는 땀의 양이 적은 경우라 하더라도 땀이 커버층(280)에 의해 흡수되어 빠르고 용이하게 수집될 수 있다.In another embodiment of the present invention, the cover layer 280 of the bio-sensing device 20 of FIG. 39 may be formed in the same manner as the sweat-absorbing layer 180 of the bio-sensing device 10 described above, or may include a sweat-absorbing layer. . Even if the amount of sweat emitted from the human body is small, the sweat may be absorbed by the cover layer 280 and collected quickly and easily.
또, 바이오 센싱 장치(20)는 지지층(260) 아래에 배치되는 방수층을 더 포함할 수 있다. 상기 방수층은 전술한 바이오 센싱 장치(10)의 방수층(190)과 동일하게 형성될 수 있다. 상기 방수층에 의해 바이오 센싱 장치(20)는 사용자의 인체에 부착되어 고정될 수 있고, 사용자가 일정시간 활동을 하여 땀이 충분히 흡수가 된 후 바이오 센싱 장치(20)는 인체에서 분리되고, ZIF 커넥터(25)를 통하여 외부 장치에 연결되어 글루코오스 농도가 측정될 수 있다. 즉, 상기 방수층을 포함하는 바이오 센싱 장치(20)는 땀이 적게 나거나 잘 나지 않는 사용자에게 부착되어 효과적으로 사용될 수 있다. 상기 방수층은 땀 이외의 수분이 바이오 센서(200)로 침투하는 것을 방지할 수 있고, 바이오 센서(200) 영역 내로 땀이 수집되는 것을 도울 수 있다.In addition, the biosensing device 20 may further include a waterproof layer disposed under the support layer 260. The waterproof layer may be formed in the same manner as the waterproof layer 190 of the bio-sensing device 10 described above. The bio-sensing device 20 may be fixed to the user's body by the waterproof layer, and after the user's activity is absorbed sufficiently for a certain period of time, the bio-sensing device 20 is separated from the body, and the ZIF connector The glucose concentration can be measured by connecting to an external device through 25. That is, the biosensing device 20 including the waterproof layer may be effectively attached to a user who is less sweaty or less likely to sweat. The waterproof layer may prevent moisture other than sweat from penetrating into the biosensor 200 and may help sweat to be collected into the biosensor 200 region.
도 44 내지 도 47은 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센싱 장치의 형성 방법을 나타낸다.44 to 47 illustrate a method of forming a biosensor according to another embodiment of the present invention.
도 44를 참조하면, 지지층(260) 위에 배선 패턴(250)을 형성한다. 지지층(260)은 고분자, 예를 들어, 폴리이미드로 형성될 수 있고, 폴리이미드 스트립일 수 있다. Referring to FIG. 44, a wiring pattern 250 is formed on the support layer 260. The support layer 260 may be formed of a polymer, for example, polyimide, and may be a polyimide strip.
배선 패턴(250)은 제1 배선 패턴(251), 제2 배선 패턴(252), 및 제3 배선 패턴(153)을 포함할 수 있다. 배선 패턴(250)은 전도성 물질, 예를 들어, 금(Au), 백금(Pt), 알루미늄(Al), 니켈(Ni) 등의 금속이나 ITO 등의 금속 산화물로 형성될 수 있다. 또, 배선 패턴(250)은 크롬층/금층(Cr/Au) 등의 이중층으로 형성될 수 있다. 예를 들어, 배선 패턴(250)은 지지층(260) 위에 크롬층과 금층을 차례로 형성한 후 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 제3 배선 패턴(253)은 온도 센서가 형성되는 영역에서 서로 연결되지 않고 분리된다.The wiring pattern 250 may include a first wiring pattern 251, a second wiring pattern 252, and a third wiring pattern 153. The wiring pattern 250 may be formed of a conductive material, for example, a metal such as gold (Au), platinum (Pt), aluminum (Al), nickel (Ni), or a metal oxide such as ITO. In addition, the wiring pattern 250 may be formed of a double layer such as a chromium layer / gold layer (Cr / Au). For example, the wiring pattern 250 may be formed by sequentially patterning a chromium layer and a gold layer on the support layer 260. The third wiring patterns 253 are separated from each other in the region where the temperature sensor is formed without being connected to each other.
도 45를 참조하면, 제1 배선 패턴(251) 위에 글루코오스 센서의 제2 전극(222)을 형성하고, 지지층(260) 위에 온도 센서(240)를 형성한다. 예를 들어, 글루코오스 센서의 제2 전극(222)과 온도 센서(240)는 배선 패턴(250)이 형성된 지지층(260) 위에 스퍼터링과 같은 물리기상증착 공정을 수행하여 크롬층과 백금층을 차례로 형성한 후 패터닝하는 것에 의해 동시에 형성될 수 있다. 온도 센서(240)는 서로 분리된 제3 배선 패턴(253)을 연결하도록 형성된다.Referring to FIG. 45, the second electrode 222 of the glucose sensor is formed on the first wiring pattern 251, and the temperature sensor 240 is formed on the support layer 260. For example, the second electrode 222 and the temperature sensor 240 of the glucose sensor perform a physical vapor deposition process such as sputtering on the support layer 260 on which the wiring pattern 250 is formed to sequentially form a chromium layer and a platinum layer. It can be formed simultaneously by then patterning. The temperature sensor 240 is formed to connect the third wiring patterns 253 separated from each other.
도 46을 참조하면, 지지층(260) 위에 배선 패턴(250)을 덮는 절연층(262)을 형성한다. 예를 들어, 절연층(262)은 글루코오스 센서의 제2 전극(222)과 온도 센서(240)가 형성된 지지층(260) 위에 에폭시를 스핀 코팅하여 에폭시층을 형성한 후 상기 에폭시층을 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 절연층(262)은 글루코오스 센서와 pH 센서가 형성되는 영역과 배선 패턴(250)의 말단 영역을 노출시킨다. 절연층(262)은 온도 센서(240)를 노출시키지 않고 덮을 수 있다.Referring to FIG. 46, an insulating layer 262 is formed on the support layer 260 to cover the wiring pattern 250. For example, the insulating layer 262 is formed by spin coating an epoxy on the support layer 260 on which the second sensor 222 and the temperature sensor 240 of the glucose sensor are formed to form an epoxy layer, and then patterning the epoxy layer. It can be formed by. The insulating layer 262 exposes a region where the glucose sensor and the pH sensor are formed and an end region of the wiring pattern 250. The insulating layer 262 may cover the temperature sensor 240 without exposing it.
도 47을 참조하면, 절연층(262)에 의해 노출된 제1 배선 패턴(251) 위에 글루코오스 센서(220)의 제1 전극(221)과 제3 전극(223)을 형성한다. 또, 절연층(262)에 의해 노출된 제2 배선 패턴(252) 위에 pH 센서(230)의 제1 전극(231)과 제2 전극(232)을 형성한다. 글루코오스 센서(220) 및 pH 센서(230)의 형성 공정 중에서 전술한 바이오 센싱 장치(10)의 글루코오스 센서(120) 및 pH 센서(130)의 형성 공정과 중복되는 부분의 설명은 생략될 수 있다.Referring to FIG. 47, the first electrode 221 and the third electrode 223 of the glucose sensor 220 are formed on the first wiring pattern 251 exposed by the insulating layer 262. In addition, the first electrode 231 and the second electrode 232 of the pH sensor 230 are formed on the second wiring pattern 252 exposed by the insulating layer 262. In the processes of forming the glucose sensor 220 and the pH sensor 230, a description of portions overlapping with the processes of forming the glucose sensor 120 and the pH sensor 130 of the biosensor 10 may be omitted.
글루코오스 센서(220)의 제1 전극(221)은 다공성 금층, 과산화수소 분해층, 및 글루코오스 분해층을 포함할 수 있다. 글루코오스 센서(220)의 제3 전극(223)과 pH 센서(230)의 제2 전극(232)은, 예를 들어, 은층/염화은층(Ag/AgCl)로 형성될 수 있다. pH 센서(230)의 제1 전극(231)은, 예를 들어, 폴리아닐린으로 형성될 수 있다.The first electrode 221 of the glucose sensor 220 may include a porous gold layer, a hydrogen peroxide decomposition layer, and a glucose decomposition layer. The third electrode 223 of the glucose sensor 220 and the second electrode 232 of the pH sensor 230 may be formed of, for example, a silver layer / silver chloride layer (Ag / AgCl). The first electrode 231 of the pH sensor 230 may be formed of, for example, polyaniline.
글루코오스 센서(220)의 제1 전극(221), 제2 전극(222), 및 제3 전극(223)은 전기적으로 서로 분리된 제1 배선 패턴(251) 위에 형성될 수 있고, pH 센서(230)의 제1 전극(231) 및 제2 전극(232)은 전기적으로 서로 분리된 제2 배선 패턴(252) 위에 형성될 수 있다.The first electrode 221, the second electrode 222, and the third electrode 223 of the glucose sensor 220 may be formed on the first wiring pattern 251 electrically separated from each other, and the pH sensor 230. The first electrode 231 and the second electrode 232 may be formed on the second wiring pattern 252 electrically separated from each other.
지지층(260)의 양측에 각각 스페이서(265)를 형성한다. 스페이서(265)는 지지층(260)이 신장하는 방향을 따라 바이오 센서(200)가 배치되는 영역의 양측에 형성될 수 있다. 스페이서(265)는, 예를 들어, PTFE와 같은 접착성 고분자로 형성될 수 있다. 스페이서(265)와 지지층(260) 사이에 절연층(262)이 배치될 수 있다. Spacers 265 are formed on both sides of the support layer 260, respectively. The spacer 265 may be formed at both sides of an area where the biosensor 200 is disposed along the direction in which the support layer 260 extends. The spacer 265 may be formed of an adhesive polymer such as, for example, PTFE. An insulating layer 262 may be disposed between the spacer 265 and the support layer 260.
글루코오스 센서(220) 위에 스크린층(270)을 형성한다. 스크린층(270)은, 예를 들어, 나피온으로 형성될 수 있다. 스크린층(270)을 형성한 후 글루타르알데히드를 글루코오스 센서(220) 위에 드랍 캐스팅하여 글루코오스 분해층을 가교결합시킨다.The screen layer 270 is formed on the glucose sensor 220. The screen layer 270 may be formed of, for example, Nafion. After the screen layer 270 is formed, glutaraldehyde is dropped cast on the glucose sensor 220 to crosslink the glucose decomposition layer.
바이오 센서(200) 및 스페이서(265) 위에 커버층(280)을 형성한다. 커버층(280)은, 예를 들어, PET로 형성될 수 있다. 커버층(280)은 지지층(260) 및 스페이서(265)와 함께 땀을 흡수할 수 있는 땀흡수 갭(265g)을 형성할 수 있다. The cover layer 280 is formed on the biosensor 200 and the spacer 265. The cover layer 280 may be formed of, for example, PET. The cover layer 280 may form a sweat absorption gap 265g together with the support layer 260 and the spacer 265 to absorb sweat.
바이오 센싱 장치(20)의 구성 요소의 형성 순서는 위에 기재된 순서에 제한되지 않으며 바뀔 수 있다.The order of forming the components of the biosensing device 20 is not limited to the order described above and may be changed.
본 발명의 다른 실시예에서, 커버층(280)은 땀을 잘 흡수하고 배출할 수 있는 다공성 소재, 예를 들어, 솜과 같은 섬유질 소재로 형성될 수 있다. 또, 지지층(260) 아래에 방수층을 추가하여 형성할 수 있다. 상기 방수층은, 예를 들어, 테가덤으로 형성될 수 있다.In another embodiment of the present invention, the cover layer 280 may be formed of a porous material, for example, a fibrous material such as cotton can absorb and discharge sweat well. In addition, the waterproof layer may be formed under the support layer 260. The waterproof layer may be formed of, for example, Tegaderm.
[약물 전달 장치][Drug delivery device]
도 48은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달 장치의 사시도이고, 도 49는 도 48의 약물 전달 장치의 분해 사시도이고, 도 50은 도 48의 약물 전달 장치의 실제 이미지를 나타내고, 도 51은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달부의 부분 확대도를 나타내며, 도 52는 본 발명의 일 실시예에 따른 상변화 나노 입자를 나타낸다.FIG. 48 is a perspective view of the drug delivery device according to one embodiment of the present invention, FIG. 49 is an exploded perspective view of the drug delivery device of FIG. 48, FIG. 50 shows an actual image of the drug delivery device of FIG. 48, and FIG. 51 is Partial enlarged view of a drug delivery unit according to an embodiment of the present invention, Figure 52 shows a phase change nanoparticles according to an embodiment of the present invention.
도 48 내지 도 52를 참조하면, 약물 전달 장치(30)는 약물 전달부(300)와 가열부(350)를 포함할 수 있다.48 to 52, the drug delivery device 30 may include a drug delivery unit 300 and a heating unit 350.
약물 전달부(300)는 마이크로니들 결합층(310), 마이크로니들(320), 상변화층(330), 및 상변화 나노입자(340)을 포함할 수 있다. The drug delivery unit 300 may include a microneedle bonding layer 310, a microneedle 320, a phase change layer 330, and a phase change nanoparticle 340.
마이크로니들 결합층(310)은 마이크로니들(320)과 결합하여 마이크로니들(320)을 지지할 수 있다. 마이크로니들(320)은 마이크로니들 결합층(310) 위에 2차원으로 배열될 수 있다. 마이크로니들 결합층(310)과 마이크로니들(320)은 같은 물질을 이용하여 일체로 형성될 수 있고, 마이크로니들 결합층(310)은 마이크로니들(320)을 안정적으로 지지할 수 있다. 마이크로니들 결합층(310)과 마이크로니들(320)은, 예를 들어, 히알루론산 하이드로젤 등으로 형성될 수 있다.The microneedle bonding layer 310 may be combined with the microneedle 320 to support the microneedle 320. The microneedle 320 may be arranged in two dimensions on the microneedle bonding layer 310. The microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 may be integrally formed using the same material, and the microneedle bonding layer 310 may stably support the microneedle 320. The microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 may be formed of, for example, hyaluronic acid hydrogel.
마이크로니들(320) 표면은 상변화층(330)으로 코팅될 수 있다. 상변화층(330)은 일정 온도 이상에서 상변화가 일어날 수 있는 물질, 예를 들어, 테트라데칸올(tetradecanol) 등으로 형성될 수 있다. 상변화층(330)은 온도가 일정 온도 이상으로 올라가면 액체 상태로 상변화가 일어나고, 마이크로니들(320) 내부에 있는 상변화 나노입자(340)에 저장된 글루코오스 조절 약물(341)이 외부로 방출될 수 있는 상태가 된다.The surface of the microneedle 320 may be coated with the phase change layer 330. The phase change layer 330 may be formed of a material capable of causing phase change at a predetermined temperature or higher, for example, tetradecanol. In the phase change layer 330, when the temperature rises above a certain temperature, phase change occurs in a liquid state, and the glucose control drug 341 stored in the phase change nanoparticles 340 inside the microneedle 320 may be released to the outside. It becomes the state that I can.
상변화 나노입자(340)는 제1 상변화 나노입자(340a)와 제2 상변화 나노입자(340b)를 포함할 수 있다. 또, 상변화 나노입자(340)는 글루코오스 조절 약물(341), 상변화 물질(342), 및 리간드 화합물(343)을 포함할 수 있다.The phase change nanoparticle 340 may include a first phase change nanoparticle 340a and a second phase change nanoparticle 340b. In addition, the phase change nanoparticle 340 may include a glucose regulating drug 341, a phase change material 342, and a ligand compound 343.
글루코오스 조절 약물(341)은, 예를 들어, 메트포르민(metformin), 클로르프로파마이드(chlorpropamide) 등을 포함할 수 있다.The glucose regulating drug 341 may include, for example, metformin, chlorpropamide, or the like.
상변화 물질(342)은 구 형상을 가질 수 있고, 그 내부에 글루코오스 조절 약물(341)을 저장할 수 있다. 상변화 물질(342)은 일정 온도 이상에서 상변화가 일어날 수 있는 물질, 예를 들어, 팜오일(palm oil), 트리데카노익 애시드(tridecanoic acid) 등을 포함할 수 있다. 제1 상변화 나노입자(340a)는 제1 상변화 온도에서 상변화가 일어나는 상변화 물질, 예를 들어, 팜오일을 포함할 수 있고, 제2 상변화 나노입자(340b)는 제2 상변화 온도에서 상변화가 일어날 수 있는 상변화 물질, 예를 들어, 트리데카노익 애시드를 포함할 수 있다. 상기 제1 상변화 온도는 40℃보다 낮은 온도, 예를 들어, 38℃일 수 있고, 상기 제2 상변화 온도는 40℃보다 높은 온도, 예를 들어, 43℃일 수 있다. 따라서, 제1 상변화 나노입자(340a)와 제2 상변화 나노입자(340b)는 서로 다른 온도에서 상변화 물질(342)의 상변화가 일어나서 글루코오스 조절 약물(341)을 방출할 수 있다. 예를 들어, 약물 전달부(300)가 40℃로 가열되는 경우, 40℃보다 상변화 온도가 낮은 제1 상변화 나노입자(340a)는 글루코오스 조절 약물(341)을 방출하고, 40℃보다 상변화 온도가 높은 제2 상변화 나노입자(340b)는 글루코오스 조절 약물(341)을 방출하지 않는다. 또, 약물 전달부(300)가 45℃로 가열되는 경우, 45℃보다 상변화 온도가 낮은 제1 상변화 나노입자(340a)와 제2 상변화 나노입자(340b)가 모두 글루코오스 조절 약물(341)을 방출한다. 이와 같이, 약물 전달부(300)의 가열 온도를 조절하여 글루코오스 조절 약물(341)을 단계별로 순차적으로 방출함으로써 사용자가 인체 내 글루코오스를 효과적으로 조절할 수 있다.The phase change material 342 may have a spherical shape and store a glucose regulating drug 341 therein. The phase change material 342 may include a material that may undergo phase change at a predetermined temperature or higher, for example, palm oil, tridecanoic acid, or the like. The first phase change nanoparticle 340a may include a phase change material, for example, palm oil, in which a phase change occurs at a first phase change temperature, and the second phase change nanoparticle 340b may have a second phase change. Phase change material, such as tridecanoic acid, in which phase change may occur at temperature. The first phase change temperature may be lower than 40 ° C., for example 38 ° C., and the second phase change temperature may be higher than 40 ° C., for example 43 ° C. Accordingly, the first phase change nanoparticle 340a and the second phase change nanoparticle 340b may release the glucose regulating drug 341 by causing a phase change of the phase change material 342 at different temperatures. For example, when the drug delivery unit 300 is heated to 40 ° C., the first phase change nanoparticle 340a having a phase change temperature lower than 40 ° C. releases the glucose regulating drug 341, and the phase change temperature is higher than 40 ° C. The second phase change nanoparticle 340b having a high change temperature does not release the glucose regulating drug 341. In addition, when the drug delivery unit 300 is heated to 45 ° C, both the first phase change nanoparticle 340a and the second phase change nanoparticle 340b having a phase change temperature lower than 45 ° C. are glucose control drugs 341. ). As such, by controlling the heating temperature of the drug delivery unit 300 to sequentially release the glucose regulating drug 341 step by step, the user may effectively control glucose in the human body.
상변화 나노입자(340)가 상변화 물질(342)을 포함하고, 상변화 물질(342) 내에 글루코오스 조절 약물(341)이 저장되기 때문에 마이크로니들(320) 표면에 코팅된 상변화층(330)이 손상되더라도 글루코오스 조절 약물(341)이 외부로 방출되는 것을 방지할 수 있다.The phase change layer 330 coated on the surface of the microneedle 320 because the phase change nanoparticle 340 includes the phase change material 342 and the glucose control drug 341 is stored in the phase change material 342. Even if it is damaged, the glucose regulating drug 341 can be prevented from being released to the outside.
리간드 화합물(343)은 O/W 에멀젼(oil-in-water emulsion)을 형성할 수 있는 물질, 예를 들어, DOPA-HA(3,4-Dihydroxyl-L-phenylalanine(DOPA)-conjugated hyaluronic acid)와 폴록사머(poloxamer)를 포함할 수 있다. 리간드 화합물(343)은 상변화 물질(342)을 둘러쌀 수 있고, 상변화 나노입자(340)가 마이크로니들(320) 내에 균일하게 분산될 수 있게 한다. Ligand compound 343 is a substance capable of forming an oil-in-water emulsion, for example DOPA-HA (3,4-Dihydroxyl-L-phenylalanine (DOPA) -conjugated hyaluronic acid) And poloxamers. Ligand compound 343 may surround phase change material 342, allowing phase change nanoparticles 340 to be uniformly dispersed within microneedle 320.
가열부(350)는 히터(370), 온도 센서(380), 지지층(360), 제1 절연층(361), 제2 절연층(362), 및 방수층(390)을 포함할 수 있다.The heating unit 350 may include a heater 370, a temperature sensor 380, a support layer 360, a first insulating layer 361, a second insulating layer 362, and a waterproof layer 390.
히터(370)는 가열부(350)에 하나 또는 둘 이상 포함될 수 있다. 히터(370)의 개수에 따라 가열부(350)의 가열 영역이 구분될 수 있다. 예를 들어, 히터(370)는 제1 히터(371), 제2 히터(372), 및 제3 히터(373)를 포함할 수 있고, 가열부(350)는 세 개의 가열 영역으로 구분될 수 있다. 예를 들어, 제1 히터(371)를 동작하여 약물 전달부(300)를 40℃로 가열하는 경우 제1 히터(371) 위에 배치된 마이크로니들(320) 내 제1 상변화 입자(340a)가 상변화하여 글루코오스 조절 약물(341)을 방출하고, 제1 히터(371)를 동작하여 약물 전달부(300)를 45℃로 가열하는 경우 제1 히터(371) 위에 배치된 마이크로니들(320) 내 제2 상변화 입자(340b)가 상변화하여 글루코오스 조절 약물(341)을 방출한다. 또, 제2 히터(372)를 동작하여 약물 전달부(300)를 40℃로 가열하는 경우 제2 히터(372) 위에 배치된 마이크로니들(320) 내 제1 상변화 입자(340a)가 상변화하여 글루코오스 조절 약물(341)을 방출하고, 제2 히터(372)를 동작하여 약물 전달부(300)를 45℃로 가열하는 경우 제2 히터(372) 위에 배치된 마이크로니들(320) 내 제2 상변화 입자(340b)가 상변화하여 글루코오스 조절 약물(341)을 방출한다. 또, 제3 히터(373)를 동작하여 약물 전달부(300)를 40℃로 가열하는 경우 제3 히터(373) 위에 배치된 마이크로니들(320) 내 제1 상변화 입자(340a)가 상변화하여 글루코오스 조절 약물(341)을 방출하고, 제3 히터(373)를 동작하여 약물 전달부(300)를 45℃로 가열하는 경우 제3 히터(373) 위에 배치된 마이크로니들(320) 내 제2 상변화 입자(340b)가 상변화하여 글루코오스 조절 약물(341)을 방출한다. 이와 같이, 제1 히터(371), 제2 히터(372), 및 제3 히터(373)의 동작을 제어하여 글루코오스 조절 약물(341)의 방출을 조절할 수 있다. 따라서, 사용자가 측정된 글루코오스 농도에 따라 인체에 투입되는 글루코오스 조절 약물(341)의 투입량을 효과적으로 조절할 수 있다. 또, 인체에 한 번 부착된 약물 전달 장치(30)로 여러 번 반복해서 글루코오스 조절 약물(341)을 투입할 수 있어 장시간 사용할 수 있고, 편의성이 증대될 수 있다.One or more heaters 370 may be included in the heating unit 350. The heating area of the heating unit 350 may be divided according to the number of heaters 370. For example, the heater 370 may include a first heater 371, a second heater 372, and a third heater 373, and the heating unit 350 may be divided into three heating regions. have. For example, when the drug delivery unit 300 is heated to 40 ° C. by operating the first heater 371, the first phase change particles 340a in the microneedle 320 disposed on the first heater 371 are Phase change to release the glucose control drug (341), when operating the first heater 371 to heat the drug delivery unit 300 to 45 ℃ in the microneedle 320 disposed on the first heater 371 The second phase change particle 340b phase changes to release the glucose regulating drug 341. In addition, when the drug delivery unit 300 is heated to 40 ° C. by operating the second heater 372, the first phase change particle 340a in the microneedle 320 disposed on the second heater 372 is phase changed. To release the glucose regulating drug 341 and to operate the second heater 372 to heat the drug delivery unit 300 to 45 ° C., the second in the microneedle 320 disposed on the second heater 372. The phase change particle 340b phase changes to release the glucose regulating drug 341. In addition, when the drug delivery unit 300 is heated to 40 ° C. by operating the third heater 373, the first phase change particle 340a in the microneedle 320 disposed on the third heater 373 is phase changed. To release the glucose regulating drug 341 and to operate the third heater 373 to heat the drug delivery unit 300 to 45 ° C., the second in the microneedle 320 disposed on the third heater 373. The phase change particle 340b phase changes to release the glucose regulating drug 341. As such, the release of the glucose regulating drug 341 may be controlled by controlling the operations of the first heater 371, the second heater 372, and the third heater 373. Therefore, the user can effectively adjust the dose of the glucose regulating drug 341 injected into the human body according to the measured glucose concentration. In addition, since the glucose regulating drug 341 may be repeatedly injected into the drug delivery device 30 once attached to the human body, it may be used for a long time and the convenience may be increased.
온도 센서(380)는 히터(370)에 인접하게 배치되어 온도를 측정할 수 있다. 예를 들어, 온도 센서(380)는 제1 히터(371)와 제2 히터(372) 사이 및 제2 히터(372)와 제3 히터(373) 사이에 배치될 수 있다. 온도 센서(380)에 의해 히터(370)의 동작 여부를 확인할 수 있고, 히터(370)를 제어할 수 있게 한다.The temperature sensor 380 may be disposed adjacent to the heater 370 to measure the temperature. For example, the temperature sensor 380 may be disposed between the first heater 371 and the second heater 372 and between the second heater 372 and the third heater 373. The temperature sensor 380 may confirm whether the heater 370 is in operation and may control the heater 370.
지지층(360)은 히터(370) 및 온도 센서(380) 아래에 배치되어 히터(370) 및 온도 센서(380)를 지지한다. 또, 지지층(360)은 약물 전달부(300)와 결합하여 약물 전달부(300)를 지지할 수 있다. 지지층(360)은 실리콘 고분자(silicone polymer), 예를 들어, PDMS(polydimethylsiloxane)로 형성될 수 있다. 지지층(360)은 실리콘 패치(silicone patch)일 수 있다.The support layer 360 is disposed under the heater 370 and the temperature sensor 380 to support the heater 370 and the temperature sensor 380. In addition, the support layer 360 may be combined with the drug delivery unit 300 to support the drug delivery unit 300. The support layer 360 may be formed of a silicone polymer, for example, polydimethylsiloxane (PDMS). The support layer 360 may be a silicon patch.
제1 절연층(361)은 히터(370)와 지지층(360) 사이 및 온도 센서(380)와 지지층(360) 사이에 배치되고, 제2 절연층(362)은 히터(370)와 약물 전달부(300) 사이 및 온도 센서(380)와 약물 전달부(300) 사이에 배치된다. 제1 절연층(361) 및/또는 제2 절연층(362)은 구불구불한 형상을 가질 수 있고, 신축성을 가질 수 있다. 제1 절연층(361) 및 제2 절연층(362)은, 예를 들어, 폴리이미드, 에폭시 등으로 형성될 수 있다. 제2 절연층(362)은 히터(370)와 온도 센서(380)의 말단 영역을 노출시키고, 이에 의해 히터(370)와 온도 센서(380)의 상기 말단 영역은 외부 장치와 전기적으로 연결될 수 있다.The first insulating layer 361 is disposed between the heater 370 and the support layer 360 and between the temperature sensor 380 and the support layer 360, and the second insulating layer 362 is the heater 370 and the drug delivery unit. Between 300 and between the temperature sensor 380 and the drug delivery unit 300. The first insulating layer 361 and / or the second insulating layer 362 may have a serpentine shape and may have elasticity. The first insulating layer 361 and the second insulating layer 362 may be formed of, for example, polyimide, epoxy, or the like. The second insulating layer 362 exposes the distal regions of the heater 370 and the temperature sensor 380, whereby the distal regions of the heater 370 and the temperature sensor 380 may be electrically connected to an external device. .
방수층(390)은 지지층(360) 아래에 배치된다. 방수층(390)은 약물 전달 장치(30)가 인체에 부착된 후 수분 등의 이물질이 약물 전달 장치(30) 내로 침투하는 것을 방지할 수 있고, 약물 전달부(300)에서 방출되는 글루코오스 조절 약물(341) 등이 외부로 배출되는 것을 방지할 수 있다. 방수층(390)은, 예를 들어, 테가덤으로 형성될 수 있다.The waterproof layer 390 is disposed below the support layer 360. The waterproof layer 390 may prevent foreign substances such as moisture from penetrating into the drug delivery device 30 after the drug delivery device 30 is attached to the human body, and the glucose control drug released from the drug delivery unit 300 ( 341) can be prevented from being discharged to the outside. The waterproof layer 390 may be formed of, for example, Tegaderm.
도 53 내지 도 55는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달부의 형성 방법을 나타낸다.53 to 55 illustrate a method of forming a drug delivery unit according to an embodiment of the present invention.
도 53을 참조하면, 몰드(600)에 글루코오스 조절 약물이 로딩된 상변화 나노입자를 포함하는 히알루론산 용액(300s)을 제공한다. 몰드(600)는 2차원적으로 배열되는 홈(600h)을 갖는다. 홈(600h)은 약 250㎛의 직경과 약 1mm의 높이를 가질 수 있다. 몰드(600)는, 예를 들어, PDMS 몰드일 수 있다. 몰드(600)를 이용하는 것에 의해 복잡한 공정 없이 약물 전달부(300)의 형성 과정을 단순화할 수 있다. Referring to FIG. 53, a hyaluronic acid solution 300s including phase change nanoparticles loaded with a glucose control drug in a mold 600 is provided. The mold 600 has a groove 600h arranged two-dimensionally. The groove 600h may have a diameter of about 250 μm and a height of about 1 mm. The mold 600 may be, for example, a PDMS mold. By using the mold 600, the process of forming the drug delivery unit 300 may be simplified without a complicated process.
도 54를 참조하면, 몰드(600)에 제공된 히알루론산 용액(300s)을 경화시켜 마이크로니들 결합층(310)과 마이크로 니들(320)을 형성한다. 마이크로니들 결합층(310)과 마이크로니들(320)은 일체로 형성될 수 있다. 마이크로니들(320)은 몰드(600)의 홈(600h)에 형성되고, 마이크로니들 결합층(310)에 2차원으로 배열된다. 마이크로니들(320)은 약 250㎛의 직경과 약 1mm의 높이를 가질 수 있다. 마이크로니들 결합층(310)과 마이크로니들(320)을 몰드(600)로부터 분리한다.Referring to FIG. 54, the hyaluronic acid solution 300s provided in the mold 600 is cured to form the microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320. The microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 may be integrally formed. The microneedle 320 is formed in the groove 600h of the mold 600, and is arranged two-dimensionally in the microneedle bonding layer 310. The microneedle 320 may have a diameter of about 250 μm and a height of about 1 mm. The microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 are separated from the mold 600.
도면에는 도시되지 않았지만, 마이크로니들 결합층(310)에 가열부(도 48의 350)를 부착하여 마이크로니들 결합층(310)과 마이크로니들(320)을 몰드(600)로부터 분리할 수 있다. 또, 이와 달리, 약물 전달부를 완전히 형성한 후에 상기 가열부와 결합시킬 수 있다. Although not shown in the drawings, the microneedle bonding layer 310 and the microneedle 320 may be separated from the mold 600 by attaching a heating part 350 to the microneedle bonding layer 310. Alternatively, the drug delivery unit may be completely formed and then combined with the heating unit.
도 55를 참조하면, 마이크로니들(320) 표면을 상변화 물질(330s)로 코팅한다. 스프레이 코팅(spray coating), 딥 코팅(dip coating), 또는 드랍 캐스팅(drop casting) 등의 공정을 수행하여 마이크로니들(320) 표면이 상변화 물질(330s)로 코팅될 수 있다. 상변화 물질(330s)은, 예를 들어, 테트라데칸올일 수 있다.Referring to FIG. 55, the surface of the microneedle 320 is coated with a phase change material 330s. The surface of the microneedle 320 may be coated with a phase change material 330s by performing a process such as spray coating, dip coating, or drop casting. The phase change material 330s may be, for example, tetradecanol.
[웨어러블 바이오 시스템][Wearable Bio System]
도 56은 본 발명의 일 실시예에 따른 웨어러블 바이오 시스템을 나타낸다.56 illustrates a wearable bio system according to an embodiment of the present invention.
도 1, 도 48, 도 51, 및 도 56을 참조하면, 웨어러블 바이오 시스템(1)은 바이오 센싱 장치(10), 약물 전달 장치(30), 및 제어 장치(40)를 포함할 수 있다. 바이오 센싱 장치(10) 및 약물 전달 장치(30)는 각각 전술한 실시예들에서 설명한 바이오 센싱 장치 및 약물 전달 장치와 동일하므로 중복되는 설명은 생략될 수 있다.1, 48, 51, and 56, the wearable bio system 1 may include a bio sensing device 10, a drug delivery device 30, and a control device 40. Since the biosensing device 10 and the drug delivery device 30 are the same as the biosensing device and the drug delivery device described in the above-described embodiments, the overlapping description may be omitted.
바이오 센싱 장치(10)는 바이오 센싱 통신부(11)를 포함할 수 있고, 약물 전달 장치(30)는 약물 전달 통신부(31)를 포함할 수 있으며, 제어 장치(40)는 제어 통신부(41)를 포함할 수 있다. 바이오 센싱 통신부(11), 약물 전달 통신부(31), 및 제어 통신부(41)는 적어도 둘 이상 서로 유선 또는 무선으로 연결될 수 있고, 서로 전기 신호를 송수신할 수 있다. The bio sensing device 10 may include a bio sensing communication unit 11, the drug delivery device 30 may include a drug delivery communication unit 31, and the control device 40 may control the control communication unit 41. It may include. The bio-sensing communication unit 11, the drug delivery communication unit 31, and the control communication unit 41 may be connected to each other at least two by wire or wirelessly, and may transmit and receive electrical signals to each other.
제어 장치(40)는 바이오 센싱 장치(10)와 약물 전달 장치(30)와 전기 신호를 송수신할 수 있고, 바이오 센싱 장치(10)와 약물 전달 장치(30)를 제어할 수 있다.The control device 40 may transmit and receive an electrical signal with the biosensing device 10 and the drug delivery device 30, and may control the biosensing device 10 and the drug delivery device 30.
도 56에는 제어 장치(40)가 바이오 센싱 장치(10) 및 약물 전달 장치(30)와 구분되어 도시되어 있으나 이에 제한되지 않으며, 제어 장치(40)는 바이오 센싱 장치(10)나 약물 전달 장치(30)에 포함될 수 있다. 또, 웨어러블 바이오 시스템(1)은 도 1의 패치형 바이오 센싱 장치(10) 대신 도 39의 스트립형 바이오 센싱 장치(20)를 포함할 수 있다.56, the control device 40 is illustrated separately from the bio-sensing device 10 and the drug delivery device 30, but is not limited thereto. The control device 40 may include the bio-sensing device 10 or the drug delivery device ( 30). In addition, the wearable bio system 1 may include the strip type bio sensing device 20 of FIG. 39 instead of the patch type bio sensing device 10 of FIG. 1.
바이오 센싱 장치(10)가 인체에 부착되면 땀흡수층(180)을 통하여 땀이 흡수된다. 제어 장치(40)는 인체 내 글루코오스 농도를 분석하기 전에 일정량의 땀이 흡수되었는지를 확인하기 위해 습도 센서(110)로부터 신호를 수집하여 습도를 측정한다.When the bio-sensing device 10 is attached to the human body, the sweat is absorbed through the sweat absorbing layer 180. The control device 40 measures the humidity by collecting a signal from the humidity sensor 110 to determine whether a certain amount of sweat is absorbed before analyzing the glucose concentration in the human body.
일정 습도 이상이 되었을 때, 제어 장치(40)는 글루코오스 센서(120)로부터 신호를 수집하여 땀 속의 글루코오스 농도를 측정한다. 또, 제어 장치(40)는 pH 센서(130)로부터 신호를 수집하여 땀의 pH를 측정하고, 온도 센서(140)로부터 신호를 수집하여 땀의 온도를 측정한다. When a certain humidity or more, the control device 40 collects a signal from the glucose sensor 120 to measure the glucose concentration in the sweat. In addition, the control device 40 collects a signal from the pH sensor 130 to measure the pH of the sweat, and collects a signal from the temperature sensor 140 to measure the temperature of the sweat.
제어 장치(40)는 측정된 pH값과 온도값을 이용하여 측정된 글루코오스 농도값을 보정한다. 효소 기반의 전기화학 센서는 pH나 온도의 변화에 따라 신호가 왜곡될 수 있고, 이에 의해 측정 오류가 발생할 수 있다. 제어 장치(40)는 측정된 pH값과 온도값을 이용하여 측정된 글루코오스 농도값을 더욱 정밀하게 보정할 수 있다. 도면에 도시되지 않았지만, 바이오 센서(100)는 스트레인 센서를 더 포함할 수 있고, 사용자의 움직임에 따라 야기될 수 있는 신호 왜곡도 보정할 수 있다.The control device 40 corrects the measured glucose concentration value by using the measured pH value and the temperature value. In enzyme-based electrochemical sensors, signals may be distorted due to changes in pH or temperature, thereby causing measurement errors. The control device 40 may more accurately correct the measured glucose concentration value by using the measured pH value and the temperature value. Although not shown in the drawing, the biosensor 100 may further include a strain sensor, and may correct signal distortion that may be caused by a user's movement.
제어 장치(40)는 보정된 글루코오스 농도에 따라 사용자의 체내 혈당 상태를 진단한다.The control device 40 diagnoses the blood glucose state of the user according to the corrected glucose concentration.
사용자의 체내 혈당 상태가 고혈당 상태로 진단되면, 제어 장치(40)는 약물 전달 장치(30)를 동작시켜 인체 내로 글루코오스 조절 약물(341)을 투입할 수 있다. When the blood glucose state of the user is diagnosed as a hyperglycemic state, the control device 40 may operate the drug delivery device 30 to inject the glucose regulating drug 341 into the human body.
약물 전달부(300)는 글루코오스 조절 약물(341)이 로딩된 상변화 나노입자(340)를 포함하고, 상변화 나노입자(340)는 상변화 온도가 서로 다른 제1 상변화 나노입자(340a)와 제2 상변화 나노입자(340b)를 포함할 수 있다. 따라서, 약물 전달부(300)의 가열 온도를 조절하는 것에 의해 글루코오스 조절 약물(341)의 투입량을 조절할 수 있다.The drug delivery unit 300 includes a phase change nanoparticle 340 loaded with a glucose control drug 341, and the phase change nanoparticle 340 has first phase change nanoparticles 340a having different phase change temperatures. And a second phase change nanoparticle 340b. Therefore, by adjusting the heating temperature of the drug delivery unit 300 it is possible to adjust the dose of the glucose control drug (341).
가열부(350)는 약물 전달부(300)를 가열하기 위한 히터(370)를 포함하고, 히터(370)는 둘 이상의 구분되는 히터, 예를 들어, 제1 히터(371), 제2 히터(372), 및 제3 히터(373)를 포함할 수 있다. 제1 히터(371), 제2 히터(372), 및 제3 히터(373)의 동작을 제어하여 약물 전달부(300)의 약물 투입 영역을 조절할 수 있다.The heating unit 350 includes a heater 370 for heating the drug delivery unit 300, and the heater 370 includes two or more separate heaters, for example, the first heater 371 and the second heater ( 372, and a third heater 373. The operation of the first heater 371, the second heater 372, and the third heater 373 may be controlled to adjust the drug injection region of the drug delivery unit 300.
따라서, 바이오 센싱 장치(10)와 약물 전달 장치(30)는 땀 발생 => 습도 측정 => 땀 속 글루코오스 농도 측정 => 글루코오스 농도 보정 => 약물 전달부 가열 => 글루코오스 조절 약물 투입 => 인체 내 글루코오스 조절의 과정을 실시간으로 계속하여 반복해서 수행할 수 있다. 이에 의해, 사용자의 인체 내 글루코오스가 일정하게 유지될 수 있다.Thus, the biosensing device 10 and the drug delivery device 30 are sweat generation => humidity measurement => sweat glucose concentration measurement => glucose concentration correction => drug delivery unit heating => glucose control drug input => human body The process of glucose regulation can be repeated over and over in real time. Thereby, the glucose in the human body of the user can be kept constant.
도면에 도시되지 않았지만, 제어 장치(40)는 제어 통신부(41)나 제어 통신부(41)에 연결된 별도의 네트워크 장치를 통하여 진단된 사용자의 상태를 사용자의 무선 단말이나 가족의 무선 단말, 특정 병원, 구급 센터, 또는 서비스 제공 업체로 전송할 수 있고, 사용자의 상태가 위험해지지 않도록 관리될 수 있다.Although not shown in the drawing, the control device 40 may determine the user's status diagnosed through the control communication unit 41 or a separate network device connected to the control communication unit 41, the user's wireless terminal or the family's wireless terminal, a specific hospital It can be sent to a first aid center or service provider, and managed so that the user's status is not at risk.
이제까지 본 발명에 대한 구체적인 실시예들을 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.So far, specific embodiments of the present invention have been described. Those skilled in the art will appreciate that the present invention can be implemented in a modified form without departing from the essential features of the present invention. Therefore, the disclosed embodiments should be considered in descriptive sense only and not for purposes of limitation. The scope of the present invention is shown in the claims rather than the foregoing description, and all differences within the scope will be construed as being included in the present invention.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 우수한 신뢰성을 가질 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 질병 진단이나 생체 신호 측정을 정확하게 할 수 있다.The biosensing device according to embodiments of the present invention may have excellent reliability. The bio-sensing device can accurately diagnose disease or measure biological signals.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 고집적화될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치에 포함되는 바이오 센서는 소형화될 수 있어 작은 면적에 복수 개의 다양한 센서들이 집적될 수 있다.The biosensing device according to embodiments of the present invention may be highly integrated. The biosensor included in the biosensor may be miniaturized so that a plurality of various sensors may be integrated in a small area.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 신축성을 가지며 인체에 부착되어 사용될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 사용자의 동작에 의해 변형되어도 신뢰성을 유지할 수 있는 신축성을 가질 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 인체에 부착되어 인체에 대한 진단과 측정을 실시간으로 수행할 수 있어 효과적이며, 사용하기 편리하여 누구나 쉽게 사용할 수 있다.The biosensing device according to the embodiments of the present invention may have elasticity and be attached to a human body. The bio-sensing device may have elasticity that can maintain reliability even when deformed by a user's operation. The bio-sensing device is attached to the human body to perform diagnosis and measurement on the human body in real time, and is effective and convenient to use, so anyone can use it easily.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 비침습적인 방식으로 인체의 글루코오스 농도를 정확하게 측정할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치에 포함되는 글루코오스 센서 등의 바이오 센서가 소형화될 수 있어 적은 양의 땀으로도 글루코오스 농도가 정확하게 측정될 수 있다. 또, 상기 글루코오스 센서는 전기화학적 활성 표면이 큰 다공성 금층을 포함할 수 있어 적은 양의 땀으로도 글루코오스 농도가 정확하게 측정될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 습도 센서에 의해 글루코오스 센싱에 필요한 땀의 수집 여부를 확인할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 상기 글루코오스 센서에 의해 측정된 글루코오스 농도가 pH 센서 및/또는 온도 센서에 의해 보정될 수 있어 글루코오스 농도를 더욱 정확하게 측정할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 땀흡수층에 의해 센싱에 필요한 땀을 효과적으로 용이하게 수집할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 스크린층에 의해 글루코오스 센싱에 사용되는 땀에서 이물질을 제거할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 방수층에 의해 글루코오스 센싱에 사용되는 땀이 외부로 배출되는 것을 방지할 수 있고, 글루코오스 센싱을 방해하는 외부의 수분 등 이물질이 바이오 센싱 장치 내부로 침투하는 것을 방지할 수 있다.Biosensing device according to embodiments of the present invention can accurately measure the glucose concentration of the human body in a non-invasive manner. The bio-sensing device can measure glucose concentration in sweat. A biosensor, such as a glucose sensor included in the biosensing device, can be miniaturized so that the glucose concentration can be accurately measured even with a small amount of sweat. In addition, the glucose sensor may include a porous gold layer having a large electrochemically active surface so that glucose concentration can be accurately measured even with a small amount of sweat. The bio-sensing device may check whether sweat collected for glucose sensing is collected by a humidity sensor. The biosensing device can measure the glucose concentration more accurately by measuring the glucose concentration measured by the glucose sensor by the pH sensor and / or the temperature sensor. The bio-sensing device can easily and efficiently collect the sweat necessary for sensing by the sweat-absorbing layer. The bio-sensing device may remove foreign substances from sweat used for glucose sensing by the screen layer. The bio-sensing device can prevent the sweat used for glucose sensing from being discharged to the outside by the waterproof layer, and prevent foreign substances such as external moisture that prevents glucose sensing from penetrating into the bio-sensing device.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센싱 장치는 1회용으로 사용될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 스트립형으로 소형화될 수 있고, 땀흡수 갭을 통하여 땀을 용이하게 수집할 수 있어 1회용으로 간편하게 사용될 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 커버층을 땀흡수층으로 형성함으로써 땀을 더욱 용이하게 수집할 수 있다. 상기 바이오 센싱 장치는 방수층을 포함하는 것에 의해 인체에 부착하여 사용될 수 있고, 땀이 적게 나거나 잘 나지 않는 사용자에게 부착되어 효과적으로 사용될 수 있다.The biosensing device according to the embodiments of the present invention may be used for a single use. The bio-sensing device can be miniaturized into a strip shape and can easily collect sweat through a sweat absorption gap, and thus can be conveniently used for a single use. The bio-sensing device can collect sweat more easily by forming a cover layer as a sweat absorbing layer. The bio-sensing device may be used by attaching to the human body by including a waterproof layer, and may be effectively attached to a user who has little sweat or does not sweat well.
본 발명의 실시예들에 따른 약물 전달 장치는 인체에 약물을 투입할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 인체에 투입되는 약물의 양을 조절할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 사용자의 상태에 따라 약물을 단계별로 순차적으로 투입할 수 있다.Drug delivery device according to embodiments of the present invention can inject drugs into the human body. The drug delivery device may adjust the amount of drug injected into the human body. The drug delivery device may sequentially inject drugs step by step according to the user's condition.
본 발명의 실시예들에 따른 약물 전달 장치는 인체에 글루코오스 조절 약물을 투입할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 사용자의 인체 내 글루코오스 농도에 따라 인체에 투입되는 글루코오스 조절 약물의 양을 조절할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 상기 글루코오스 조절 약물을 단계별로 순차적으로 방출할 수 있어 사용자가 인체 내 글루코오스를 효과적으로 조절할 수 있다. 상기 약물 전달 장치는 인체에 부착된 후 상기 글루코오스 조절 약물을 여러 번 반복해서 방출할 수 있어 장시간 사용될 수 있다. The drug delivery device according to the embodiments of the present invention may inject glucose control drugs into the human body. The drug delivery device may adjust the amount of glucose regulating drug injected into the human body according to the glucose concentration in the human body of the user. The drug delivery device may sequentially release the glucose regulating drug step by step, thereby allowing the user to effectively regulate glucose in the human body. The drug delivery device may be repeatedly used to release the glucose control drug several times after being attached to the human body, and thus may be used for a long time.

Claims (46)

  1. 지지층; 및Support layer; And
    상기 지지층 위에 배치되는 바이오 센서를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And a biosensor disposed on the support layer.
  2. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1,
    상기 바이오 센서는 글루코오스 센서를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The biosensor comprises a glucose sensor.
  3. 제 2 항에 있어서,The method of claim 2,
    상기 글루코오스 센서는, 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제2 전극을 포함하고,The glucose sensor includes a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode,
    상기 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러싸는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And the second electrode surrounds the first electrode.
  4. 제 3 항에 있어서,The method of claim 3, wherein
    상기 글루코오스 센서는 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제3 전극을 더 포함하고,The glucose sensor further includes a third electrode disposed adjacent to the first electrode,
    상기 제2 전극 및 상기 제3 전극은 상기 제1 전극을 둘러싸는 것을 특징으로 하는 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And the second electrode and the third electrode surround the first electrode.
  5. 제 3 항에 있어서,The method of claim 3, wherein
    상기 제1 전극은, 다공성 금층, 상기 다공성 금층 위에 배치되는 과산화수소 분해층, 및 상기 과산화수소 분해층 위에 배치되는 글루코오스 분해층을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The first electrode, a bio-sensing device comprising a porous gold layer, a hydrogen peroxide decomposition layer disposed on the porous gold layer, and a glucose decomposition layer disposed on the hydrogen peroxide decomposition layer.
  6. 제 2 항에 있어서,The method of claim 2,
    상기 바이오 센서는 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되는 습도 센서를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The biosensor further comprises a humidity sensor disposed adjacent to the glucose sensor.
  7. 제 6 항에 있어서,The method of claim 6,
    상기 습도 센서는, 빗 형상의 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 빗 형상의 제2 전극을 포함하고,The humidity sensor includes a comb-shaped first electrode and a comb-shaped second electrode disposed adjacent to the first electrode,
    상기 제1 전극의 빗살과 상기 제2 전극의 빗살이 서로 교대로 배치되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치. The comb teeth of the first electrode and the comb teeth of the second electrode are arranged alternately with each other.
  8. 제 2 항에 있어서,The method of claim 2,
    상기 바이오 센서는 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되는 pH 센서를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The biosensor further comprises a pH sensor disposed adjacent to the glucose sensor.
  9. 제 8 항에 있어서,The method of claim 8,
    상기 pH 센서는, 제2 전극 및 상기 제2 전극에 인접하게 배치되는 제1 전극을 포함하고,The pH sensor includes a second electrode and a first electrode disposed adjacent to the second electrode,
    상기 제1 전극은 상기 제2 전극을 둘러싸는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And the first electrode surrounds the second electrode.
  10. 제 8 항에 있어서,The method of claim 8,
    상기 pH 센서는, 제2 전극 및 상기 제2 전극에 인접하게 배치되는 두 개의 제1 전극을 포함하고,The pH sensor includes a second electrode and two first electrodes disposed adjacent to the second electrode,
    상기 두 개의 제1 전극은 상기 제2 전극을 둘러싸는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And said first two electrodes surround said second electrode.
  11. 제 2 항에 있어서,The method of claim 2,
    상기 바이오 센서는, 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되고, 습도 센서, pH 센서, 및 온도 센서 중에서 하나 또는 둘 이상을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The biosensor is disposed adjacent to the glucose sensor, and further comprises one or two or more of a humidity sensor, a pH sensor, and a temperature sensor.
  12. 제 11 항에 있어서,The method of claim 11,
    상기 글루코오스 센서는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정하고,The glucose sensor measures the glucose concentration in the sweat,
    상기 습도 센서는 상기 글루코오스 농도 측정에 필요한 상기 땀의 양을 측정하고,The humidity sensor measures the amount of sweat required to measure the glucose concentration,
    상기 pH 센서는 상기 땀의 pH를 측정하며,The pH sensor measures the pH of the sweat,
    상기 온도 센서는 상기 땀의 온도를 측정하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The temperature sensor is a bio-sensing device, characterized in that for measuring the temperature of the sweat.
  13. 제 12 항에 있어서,The method of claim 12,
    상기 글루코오스 센서에 의해 측정된 상기 글루코오스 농도는, 상기 pH 센서에 의해 측정된 상기 땀의 pH 및 상기 온도 센서에 의해 측정된 상기 땀의 온도 중에서 하나 또는 둘에 의해 보정되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The glucose concentration measured by the glucose sensor is corrected by one or two of the pH of the sweat measured by the pH sensor and the temperature of the sweat measured by the temperature sensor .
  14. 제 11 항에 있어서,The method of claim 11,
    상기 지지층 위에 형성된 배선 패턴을 더 포함하고,Further comprising a wiring pattern formed on the support layer,
    상기 배선 패턴은, 상기 습도 센서에 연결되는 제1 배선 패턴, 상기 글루코오스 센서에 연결되는 제2 배선 패턴, 상기 pH 센서에 연결되는 제3 배선 패턴, 및 상기 온도 센서에 연결되는 제4 배선 패턴을 포함하고,The wiring pattern may include a first wiring pattern connected to the humidity sensor, a second wiring pattern connected to the glucose sensor, a third wiring pattern connected to the pH sensor, and a fourth wiring pattern connected to the temperature sensor. Including,
    상기 배선 패턴은 구불구불한 형상을 갖는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And the wiring pattern has a serpentine shape.
  15. 제 14 항에 있어서,The method of claim 14,
    상기 배선 패턴과 상기 지지층 사이에 배치되는 제1 절연층, 및A first insulating layer disposed between the wiring pattern and the support layer, and
    상기 배선 패턴 위에 배치되는 제2 절연층을 더 포함하고,Further comprising a second insulating layer disposed on the wiring pattern,
    상기 제2 절연층은 상기 습도 센서, 상기 글루코오스 센서, 및 상기 pH 센서를 노출하고,The second insulating layer exposes the humidity sensor, the glucose sensor, and the pH sensor,
    상기 제1 절연층 및 상기 제2 절연층은 구불구불한 형상을 갖는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And said first insulating layer and said second insulating layer have a serpentine shape.
  16. 제 2 항에 있어서,The method of claim 2,
    상기 글루코오스 센서 위에 배치되는 스크린층을 더 포함하고,Further comprising a screen layer disposed on the glucose sensor,
    상기 글루코오스 센서는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정하고,The glucose sensor measures the glucose concentration in the sweat,
    상기 스크린층은 상기 글루코오스 센서에 제공되는 상기 땀에서 이물질을 제거하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The screen layer is a bio-sensing device, characterized in that to remove foreign substances from the sweat provided to the glucose sensor.
  17. 제 2 항에 있어서,The method of claim 2,
    상기 바이오 센서 위에 배치되는 땀흡수층을 더 포함하는 바이오 센싱 장치.And a sweat absorbing layer disposed on the biosensor.
  18. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1,
    상기 지지층 아래에 배치되는 방수층을 더 포함하는 바이오 센싱 장치.And a waterproof layer disposed under the support layer.
  19. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1,
    상기 바이오 센서는, 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제2 전극을 포함하고,The biosensor includes a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode,
    상기 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러싸는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And the second electrode surrounds the first electrode.
  20. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1,
    상기 바이오 센서는, 빗 형상의 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 빗 형상의 제2 전극을 포함하고,The biosensor includes a comb-shaped first electrode and a comb-shaped second electrode disposed adjacent to the first electrode,
    상기 제1 전극의 빗살과 상기 제2 전극의 빗살이 서로 교대로 배치되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The comb teeth of the first electrode and the comb teeth of the second electrode are arranged alternately with each other.
  21. 지지층;Support layer;
    상기 지지층의 양측에 배치되는 스페이서;Spacers disposed at both sides of the support layer;
    상기 스페이서 사이의 상기 지지층 위에 배치되는 바이오 센서; 및A biosensor disposed on the support layer between the spacers; And
    상기 바이오 센서와 이격되도록 상기 스페이서 위에 배치되는 커버층을 포함하고,A cover layer disposed on the spacer to be spaced apart from the biosensor,
    상기 바이오 센서는 글루코오스 센서를 포함하며,The biosensor includes a glucose sensor,
    상기 지지층, 상기 스페이서, 및 상기 커버층에 의해 땀을 흡수할 수 있는 땀흡수 갭이 정의되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The sweat sensing gap which can absorb a sweat by the said support layer, the said spacer, and the said cover layer is defined, The biosensing apparatus characterized by the above-mentioned.
  22. 지지층;Support layer;
    상기 지지층의 양측에 배치되는 스페이서;Spacers disposed at both sides of the support layer;
    상기 스페이서 사이의 상기 지지층 위에 배치되는 바이오 센서; 및A biosensor disposed on the support layer between the spacers; And
    상기 바이오 센서와 이격되도록 상기 스페이서 위에 배치되는 커버층을 포함하고,A cover layer disposed on the spacer to be spaced apart from the biosensor,
    상기 바이오 센서는 글루코오스 센서를 포함하며,The biosensor includes a glucose sensor,
    상기 글루코오스 센서는, 제1 전극 및 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제2 전극을 포함하고,The glucose sensor includes a first electrode and a second electrode disposed adjacent to the first electrode,
    상기 제1 전극은, 다공성 금층, 상기 다공성 금층 위에 배치되는 과산화수소 분해층, 및 상기 과산화수소 분해층 위에 배치되는 글루코오스 분해층을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The first electrode, a bio-sensing device comprising a porous gold layer, a hydrogen peroxide decomposition layer disposed on the porous gold layer, and a glucose decomposition layer disposed on the hydrogen peroxide decomposition layer.
  23. 제 22 항에 있어서,The method of claim 22,
    상기 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러싸는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And the second electrode surrounds the first electrode.
  24. 제 22 항에 있어서,The method of claim 22,
    상기 글루코오스 센서는 상기 제1 전극에 인접하게 배치되는 제3 전극을 더 포함하고,The glucose sensor further includes a third electrode disposed adjacent to the first electrode,
    상기 제2 전극 및 상기 제3 전극은 상기 제1 전극을 둘러싸는 것을 특징으로 하는 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And the second electrode and the third electrode surround the first electrode.
  25. 제 22 항에 있어서,The method of claim 22,
    상기 바이오 센서는 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되는 pH 센서를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The biosensor further comprises a pH sensor disposed adjacent to the glucose sensor.
  26. 제 25 항에 있어서,The method of claim 25,
    상기 pH 센서는, 제2 전극 및 상기 제2 전극에 인접하게 배치되는 제1 전극을 포함하고,The pH sensor includes a second electrode and a first electrode disposed adjacent to the second electrode,
    상기 제1 전극은 상기 제2 전극을 둘러싸는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.And the first electrode surrounds the second electrode.
  27. 제 22 항에 있어서,The method of claim 22,
    상기 바이오 센서는, 상기 글루코오스 센서와 인접하게 배치되고, pH 센서 및 온도 센서 중에서 하나 또는 둘을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The biosensor is disposed adjacent to the glucose sensor, further comprising one or two of a pH sensor and a temperature sensor.
  28. 제 27 항에 있어서,The method of claim 27,
    상기 글루코오스 센서는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정하고,The glucose sensor measures the glucose concentration in the sweat,
    상기 pH 센서는 상기 땀의 pH를 측정하며,The pH sensor measures the pH of the sweat,
    상기 온도 센서는 상기 땀의 온도를 측정하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The temperature sensor is a bio-sensing device, characterized in that for measuring the temperature of the sweat.
  29. 제 28 항에 있어서,The method of claim 28,
    상기 글루코오스 센서에 의해 측정된 상기 글루코오스 농도는, 상기 pH 센서에 의해 측정된 상기 땀의 pH 및 상기 온도 센서에 의해 측정된 상기 땀의 온도 중에서 하나 또는 둘에 의해 보정되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The glucose concentration measured by the glucose sensor is corrected by one or two of the pH of the sweat measured by the pH sensor and the temperature of the sweat measured by the temperature sensor .
  30. 제 22 항에 있어서,The method of claim 22,
    상기 글루코오스 센서 위에 배치되는 스크린층을 더 포함하고,Further comprising a screen layer disposed on the glucose sensor,
    상기 글루코오스 센서는 땀 속의 글루코오스 농도를 측정하고,The glucose sensor measures the glucose concentration in the sweat,
    상기 스크린층은 상기 글루코오스 센서에 제공되는 상기 땀에서 이물질을 제거하는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The screen layer is a bio-sensing device, characterized in that to remove foreign substances from the sweat provided to the glucose sensor.
  31. 제 22 항에 있어서,The method of claim 22,
    상기 커버층은 땀흡수층으로 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센싱 장치.The cover layer is a bio-sensing device, characterized in that formed as a sweat absorbing layer.
  32. 마이크로니들; 및Microneedle; And
    상기 마이크로니들 내에 배치되고 약물이 로딩된 상변화 나노입자를 포함하는 약물 전달부를 포함하는 약물 전달 장치.A drug delivery device comprising a drug delivery unit including a phase change nanoparticles disposed in the microneedle and loaded with drugs.
  33. 제 32 항에 있어서,The method of claim 32,
    상기 상변화 나노입자는,The phase change nanoparticles,
    상기 약물이 로딩된 상변화 물질과, A phase change material loaded with the drug,
    상기 상변화 물질을 둘러싸는 리간드 화합물을 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.Drug delivery device comprising a ligand compound surrounding the phase change material.
  34. 제 33 항에 있어서,The method of claim 33, wherein
    상기 상변화 나노입자는 제1 상변화 나노입자와 제2 상변화 나노입자를 포함하고,The phase change nanoparticles include a first phase change nanoparticle and a second phase change nanoparticle,
    상기 제1 상변화 나노입자는 제1 상변화 온도를 갖는 제1 상변화 물질을 포함하고,The first phase change nanoparticle includes a first phase change material having a first phase change temperature,
    상기 제2 상변화 나노입자는 제2 상변화 온도를 갖는 제2 상변화 물질을 포함하며,The second phase change nanoparticle includes a second phase change material having a second phase change temperature,
    상기 제2 상변화 온도는 상기 제1 상변화 온도보다 높은 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.And the second phase change temperature is higher than the first phase change temperature.
  35. 제 34 항에 있어서,The method of claim 34, wherein
    상기 제1 상변화 온도는 40℃보다 낮고,The first phase change temperature is lower than 40 ° C.,
    상기 제2 상변화 온도는 40℃보다 높은 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.The second phase change temperature is higher than 40 ℃ drug delivery device.
  36. 제 32 항에 있어서,The method of claim 32,
    상기 약물 전달부는 상기 마이크로니들 표면에 코팅된 상변화층을 더 포함하고,The drug delivery unit further comprises a phase change layer coated on the surface of the microneedle,
    상기 상변화층은 테트라데칸올로 형성되는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.The phase change layer is a drug delivery device, characterized in that formed with tetradecanol.
  37. 제 32 항에 있어서,The method of claim 32,
    상기 약물 전달부는 상기 마이크로니들과 결합하여 상기 마이크로 니들을 지지하는 마이크로니들 결합층을 더 포함하고,The drug delivery unit further comprises a microneedle bonding layer coupled to the microneedle to support the microneedle,
    상기 마이크로니들과 상기 마이크로니들 결합층은 일체로 형성되는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치. Drug delivery device, characterized in that the microneedle and the microneedle bonding layer is formed integrally.
  38. 제 32 항에 있어서,The method of claim 32,
    상기 약물은 글루코오스 조절 약물을 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.The drug delivery device, characterized in that the glucose control drug.
  39. 제 32 항에 있어서,The method of claim 32,
    상기 약물 전달부와 결합하고, 상기 약물 전달부를 가열하는 가열부를 더 포함하는 약물 전달 장치.And a heating unit coupled to the drug delivery unit and heating the drug delivery unit.
  40. 제 39 항에 있어서,The method of claim 39,
    상기 가열부가 상기 약물 전달부를 가열하는 것에 의해 상기 상변화 나노입자에 로딩된 상기 약물이 방출되는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.And the drug loaded on the phase change nanoparticle is released by heating the drug delivery part.
  41. 제 39 항에 있어서,The method of claim 39,
    상기 가열부는 하나 또는 둘 이상의 히터를 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.The heating unit comprises a drug delivery device, characterized in that one or more heaters.
  42. 제 41 항에 있어서,42. The method of claim 41 wherein
    상기 히터는 제1 히터 및 제2 히터를 포함하고,The heater includes a first heater and a second heater,
    상기 제1 히터 및 상기 제2 히터의 동작을 제어하는 것에 의해 상기 상변화 나노입자에 로딩된 상기 약물이 단계별로 순차적으로 방출되는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.The drug delivery device, characterized in that by sequentially controlling the operation of the first heater and the second heater the drug loaded on the phase change nanoparticles are sequentially released step by step.
  43. 제 41 항에 있어서,42. The method of claim 41 wherein
    상기 상변화 나노입자는 상기 약물이 로딩된 상변화 물질을 포함하고,The phase change nanoparticles include a phase change material loaded with the drug,
    상기 상변화 나노입자는 제1 상변화 나노입자와 제2 상변화 나노입자를 포함하고,The phase change nanoparticles include a first phase change nanoparticle and a second phase change nanoparticle,
    상기 제1 상변화 나노입자는 제1 상변화 온도를 갖는 제1 상변화 물질을 포함하고,The first phase change nanoparticle includes a first phase change material having a first phase change temperature,
    상기 제2 상변화 나노입자는 제2 상변화 온도를 갖는 제2 상변화 물질을 포함하며,The second phase change nanoparticle includes a second phase change material having a second phase change temperature,
    상기 제2 상변화 온도는 상기 제1 상변화 온도보다 높고,The second phase change temperature is higher than the first phase change temperature,
    상기 제1 히터에 의해 상기 약물 전달부가 상기 제1 상변화 온도와 상기 제2 상변화 온도 사이의 온도로 가열되면, 상기 제1 히터 위에 배치된 상기 약물 전달부의 상기 제1 상변화 나노입자에 로딩된 약물이 방출되고,When the drug delivery unit is heated to a temperature between the first phase change temperature and the second phase change temperature by the first heater, the drug delivery unit is loaded on the first phase change nanoparticles disposed on the first heater. Drug is released,
    상기 제1 히터에 의해 상기 약물 전달부가 상기 제2 상변화 온도보다 높은 온도로 가열되면, 상기 제1 히터 위에 배치된 상기 약물 전달부의 상기 제2 상변화 나노입자에 로딩된 약물이 방출되고,When the drug delivery unit is heated to a temperature higher than the second phase change temperature by the first heater, the drug loaded on the second phase change nanoparticle of the drug delivery unit disposed on the first heater is released.
    상기 제2 히터에 의해 상기 약물 전달부가 상기 제1 상변화 온도와 상기 제2 상변화 온도 사이의 온도로 가열되면, 상기 제2 히터 위에 배치된 상기 약물 전달부의 상기 제1 상변화 나노입자에 로딩된 약물이 방출되며,When the drug delivery unit is heated to a temperature between the first phase change temperature and the second phase change temperature by the second heater, the drug delivery unit is loaded on the first phase change nanoparticles disposed on the second heater. Drug is released,
    상기 제2 히터에 의해 상기 약물 전달부가 상기 제2 상변화 온도보다 높은 온도로 가열되면, 상기 제2 히터 위에 배치된 상기 약물 전달부의 상기 제2 상변화 나노입자에 로딩된 약물이 방출되는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.When the drug delivery unit is heated to a temperature higher than the second phase change temperature by the second heater, the drug loaded on the second phase change nanoparticles of the drug delivery unit disposed on the second heater is released. Drug delivery device.
  44. 제 41 항에 있어서,42. The method of claim 41 wherein
    상기 가열부는 상기 히터와 이격되도록 배치되는 온도 센서를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.The heating unit further comprises a temperature sensor arranged to be spaced apart from the heater.
  45. 제 39 항에 있어서,The method of claim 39,
    상기 가열부는,The heating unit,
    지지층과,Support layer,
    상기 지지층 위에 배치된 히터와,A heater disposed on the support layer,
    상기 지지층 위에 상기 히터와 이격되도록 배치된 온도 센서를 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.And a temperature sensor disposed to be spaced apart from the heater on the support layer.
  46. 제 45 항에 있어서,The method of claim 45,
    상기 가열부는,The heating unit,
    상기 지지층 아래에 배치되는 방수층을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달 장치.The drug delivery device further comprises a waterproof layer disposed below the support layer.
PCT/KR2017/006572 2016-06-29 2017-06-22 Biosensing device and drug delivery device WO2018004191A1 (en)

Applications Claiming Priority (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020160081453A KR101789716B1 (en) 2016-06-29 2016-06-29 Biosensing device
KR1020160081447A KR101933760B1 (en) 2016-06-29 2016-06-29 Biosensing device
KR10-2016-0081447 2016-06-29
KR10-2016-0081453 2016-06-29
KR1020160081450A KR101843263B1 (en) 2016-06-29 2016-06-29 Drug delivery device
KR10-2016-0081450 2016-06-29

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2018004191A1 true WO2018004191A1 (en) 2018-01-04

Family

ID=60786104

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/KR2017/006572 WO2018004191A1 (en) 2016-06-29 2017-06-22 Biosensing device and drug delivery device

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2018004191A1 (en)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108802140A (en) * 2018-08-13 2018-11-13 广州钰芯传感科技有限公司 A kind of interdigital electrode and its preparation method and application of porous gold modification
CN110314275A (en) * 2019-07-09 2019-10-11 清华大学 Degradable flexible controlled drug delivery devices
CN115515488A (en) * 2021-04-22 2022-12-23 株式会社阿尔比缇 Microneedle biosensor and method for manufacturing same
WO2023097765A1 (en) * 2021-12-01 2023-06-08 中国科学院深圳先进技术研究院 Stretchable multifunctional sensor, and manufacturing method therefor and application thereof

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003322630A (en) * 2002-05-01 2003-11-14 Seiko Epson Corp Biosensor, biosensing system, and biosensing method
JP2012505164A (en) * 2008-10-07 2012-03-01 ジン・トゥオ Phase change polymer microneedle
KR20150046627A (en) * 2013-10-22 2015-04-30 삼성전자주식회사 Bio-sensor
KR20160055314A (en) * 2014-11-07 2016-05-18 한국과학기술원 Temperature sensitive Capsule and Method of preparing the same

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003322630A (en) * 2002-05-01 2003-11-14 Seiko Epson Corp Biosensor, biosensing system, and biosensing method
JP2012505164A (en) * 2008-10-07 2012-03-01 ジン・トゥオ Phase change polymer microneedle
KR20150046627A (en) * 2013-10-22 2015-04-30 삼성전자주식회사 Bio-sensor
KR20160055314A (en) * 2014-11-07 2016-05-18 한국과학기술원 Temperature sensitive Capsule and Method of preparing the same

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
LEE ET AL.: "A graphene-based electrochemical device with thermoresponsive microneedles for diabetes monitoring and therapy", NATURE NANOTECHNOLOGY, vol. 11, no. 6, 21 March 2016 (2016-03-21), pages 566 - 572, XP055451020, DOI: doi:10.1038/nnano.2016.38 *

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108802140A (en) * 2018-08-13 2018-11-13 广州钰芯传感科技有限公司 A kind of interdigital electrode and its preparation method and application of porous gold modification
CN110314275A (en) * 2019-07-09 2019-10-11 清华大学 Degradable flexible controlled drug delivery devices
CN115515488A (en) * 2021-04-22 2022-12-23 株式会社阿尔比缇 Microneedle biosensor and method for manufacturing same
WO2023097765A1 (en) * 2021-12-01 2023-06-08 中国科学院深圳先进技术研究院 Stretchable multifunctional sensor, and manufacturing method therefor and application thereof

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2018004191A1 (en) Biosensing device and drug delivery device
WO2016099113A1 (en) Noninvasive blood glucose measurement method and apparatus
US9649486B2 (en) Electrode system for transdermal conduction of electric signals, and a method of use thereof
WO2016153313A1 (en) Wearable electronic device
WO2014098363A1 (en) Skin condition measuring device for smartphone
US8971983B2 (en) Disposable low-profile conformable biomedical sensor
WO2016080804A1 (en) Apparatus for measuring bioelectrical signals
WO2020231216A1 (en) Facial beauty device and mask sheet used therefor
WO2017105092A1 (en) Electronic device including shield structure
WO2020230952A1 (en) Pain monitoring apparatus and method
WO2018101786A1 (en) Electrode belt device for measuring bio-signal
WO2015084091A1 (en) System and method for blood sugar measurement capable of minimizing number of times of blood sampling
WO2022039532A1 (en) Medication adherence monitoring system and device using same
WO2018216956A1 (en) Bio sensor, method for manufacturing bio sensor, and apparatus for measuring bio signals
EP1364614B1 (en) Voltage measuring device comprising fixing member, electrode and transmitter
WO2020256282A1 (en) Resonator assembly for biometric sensing and biosensor using electromagnetic waves
WO2022173087A1 (en) Brain wave measurement device
WO2019093796A1 (en) Respiratory sensing device and respiratory monitoring system including same
WO2023204429A1 (en) Biosensor cartridge and biosensor diagnostic device for reading same
WO2018004182A1 (en) Biosensing device and drug delivery device
WO2023075253A1 (en) Electronic device for sleep monitoring and operation method thereof
WO2021251593A1 (en) Method for monitoring thyroid function according drug administration, and monitoring server and user terminal for performing same
WO2019208901A1 (en) Electrochemical bio-marker detection method and device for diagnosing diabetes
WO2023277267A1 (en) Applicator for transcutaneous sensor, and applicator assembly
WO2021015602A1 (en) In vivo blood vessel implantable system for real-time monitoring biometric information and driving method thereof, and medical education system capable of observing structure, function, and mutation of blood vessel and driving method thereof

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 17820467

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 17820467

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1