WO2019059496A1 - 글루코스 센서 - Google Patents

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WO2019059496A1
WO2019059496A1 PCT/KR2018/006341 KR2018006341W WO2019059496A1 WO 2019059496 A1 WO2019059496 A1 WO 2019059496A1 KR 2018006341 W KR2018006341 W KR 2018006341W WO 2019059496 A1 WO2019059496 A1 WO 2019059496A1
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glucose
electrode
wiring
present
constituting
Prior art date
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PCT/KR2018/006341
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English (en)
French (fr)
Inventor
최봉진
금중한
김태균
Original Assignee
동우 화인켐 주식회사
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Publication date
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    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
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    • A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
    • A61B2562/125—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements characterised by the manufacture of electrodes
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    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors

Definitions

  • the present invention relates to a glucose sensor. More specifically, the present invention relates to a glucose sensor capable of greatly increasing the rate of measurement of glucose concentration.
  • Glucose is a broad nutrient source of most organisms and plays a fundamental role in energy supply, carbon storage, biosynthesis, and carbon skeleton and cell wall formation.
  • Glucose sensor which measures glucose concentration through potential difference or current measurement, Is being actively studied.
  • glucose sensors are based on the fixation of enzymes such as glucose oxidase or glucose dehydrogenase, which catalyze the oxidation of glucose to gluconolactone.
  • enzymes such as glucose oxidase or glucose dehydrogenase, which catalyze the oxidation of glucose to gluconolactone.
  • glucose sensors can be classified into Invasive, which mainly measures glucose contained in blood, and Non-invasive, which measures glucose contained mainly in saliva and sweat.
  • Patent Document 1 Korean Patent Laid-Open Publication No. 2001-0110272 (Disclosure Date: December 12, 2001, Name: Electrode for analyzing glucose containing Pt metal)
  • the present invention provides a glucose sensor capable of increasing the measurement speed with respect to the glucose concentration.
  • the present invention provides a glucose sensor capable of greatly increasing the measurement speed with respect to glucose concentration by shortening the saturation time of the current sensed through the electrode of the non-invasive glucose sensor to less than several seconds As a technical task.
  • a glucose sensor comprising: an electrode unit including a plurality of electrodes formed on a substrate; a glucose reaction unit formed on the electrode unit; a plurality of electrons extended from electrodes constituting the electrode unit; And a wiring connection portion for electrically connecting the wiring portion made of wirings and the electric wirings constituting the wiring portion.
  • the wiring connection part may reduce the initial potential difference between a plurality of electrodes constituting the electrode part, so that the saturation time of the current sensed through the electrode part by the glucose reaction of the glucose- Is shortened.
  • the wiring connection part is provided in a pad area connected to an end of the wiring part.
  • the wiring connection part may include a conductive tape or a conductive coating layer.
  • a separation guide portion is formed between the electrode portion and the wiring connection portion.
  • the electrode portion may be formed of at least one selected from the group consisting of Au, Ag, Cu, Pt, Ti, Ni, Ni, ), Cobalt (Co), and APC.
  • the glucose sensor according to the present invention may further include an electrode protection layer formed on the electrode unit and protecting electrodes constituting the electrode unit.
  • the electrode protection layer may include carbon.
  • the glucose sensor according to the present invention further comprises an electron transport layer formed on the electrode portion.
  • the electron transport layer may include prussian blue.
  • the glucose reaction unit may include a glucose oxidase or a glucose dehydrogenase.
  • the glucose sensor according to the present invention further comprises an ion exchange membrane formed on the glucose reaction unit.
  • the ion exchange membrane is characterized by protecting the glucose oxidase or the glucose dehydrogenase constituting the glucose reaction unit by preventing penetration of the impurity ion component.
  • the ion exchange membrane may include Nafion.
  • the glucose sensor according to the present invention further includes a temperature sensor formed on the substrate.
  • the present invention it is possible to provide a glucose sensor capable of increasing the measuring speed with respect to the glucose concentration.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is an exemplary top view of a glucose sensor made in accordance with one embodiment of the present invention
  • FIG. 3 is a graph illustrating a comparison of a sensing current saturation time of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention with a conventional one.
  • first, second, etc. may be used to describe various elements, but the elements should not be limited by the terms.
  • the terms may be named for the purpose of distinguishing one element from another, for example, without departing from the scope of the right according to the concept of the present invention, the first element may be referred to as a second element,
  • the component may also be referred to as a first component.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is an exemplary plan view of a glucose sensor manufactured according to an embodiment of the present invention.
  • a glucose sensor includes a substrate 10, an electrode unit 20, an electrode protection layer 30, an electron transport layer 40, a glucose reaction unit 50, An ion exchange membrane 60, a wiring section 70, a wiring connection section 80, a separation guide section 90, and a temperature sensor 100.
  • the substrate 10 serves to provide a structural base of the components making up the glucose sensor.
  • the substrate 10 may be implemented in the form of a substrate film having a hard material, such as glass, or having flexible characteristics.
  • polyester resins such as polyethylene terephthalate, polyethylene isophthalate, polyethylene naphthalate and polybutylene terephthalate; Cellulose-based resins such as diacetylcellulose and triacetylcellulose; Polycarbonate resin; Acrylic resins such as polymethyl (meth) acrylate and polyethyl (meth) acrylate; Styrene resins such as polystyrene and acrylonitrile-styrene copolymer; Polyolefin resins such as polyethylene, polypropylene, cyclo- or norbornene-structured polyolefins, ethylene-propylene copolymers; Vinyl chloride resin; Amide resins such as nylon and aromatic polyamide; Imide resin; Polyether sulf
  • a film made of a thermosetting resin such as (meth) acrylic, urethane, acrylic urethane, epoxy, or silicone or a film made of an ultraviolet curable resin may be used.
  • the thickness of such a transparent optical film can be suitably determined, but in general, it can be determined to be 1 to 500 ⁇ ⁇ in consideration of workability such as strength and handling property, thin layer property, and the like. Particularly preferably 1 to 300 mu m, and more preferably 5 to 200 mu m.
  • Such a base film may contain one or more suitable additives.
  • the additive include an ultraviolet absorber, an antioxidant, a lubricant, a plasticizer, a release agent, a coloring inhibitor, a flame retardant, a nucleating agent, an antistatic agent, a pigment and a colorant.
  • the base film may be a structure including various functional layers such as a hard coating layer, an antireflection layer, and a gas barrier layer on one side or both sides of the film.
  • the functional layer is not limited to the above, and may include various functional layers can do.
  • the base film may be surface-treated.
  • the surface treatment include a chemical treatment such as a plasma treatment, a corona treatment, a dry treatment such as a primer treatment, and an alkali treatment including a saponification treatment.
  • the electrode portion 20 is formed of a plurality of electrodes formed on the substrate 10.
  • the electrode unit 20 senses an electrical signal generated by a reaction between a substance included in the glucose reaction unit 50 described later and glucose contained in the measurement target substance.
  • the substance to be measured may be, but is not limited to, saliva, sweat, body fluids, blood, etc. of the human body.
  • the electrodes constituting the electrode unit 20 correspond to the working electrodes 21-1 and 22-1 and the working electrodes 21-1 and 22-1
  • the reference electrode 21-2 or 22-2 may be formed of gold (Au), silver (Ag), copper (Cu), platinum (Pt), titanium (Ti ), Nickel (Ni), tin (Ni), molybdenum (Mo), cobalt (Co), and APC.
  • APC is an Ag-Pd-Cu alloy.
  • the electrode protection layer 30 is formed on the electrode portion 20 to protect the electrodes constituting the electrode portion 20.
  • the electrode protection layer 30 may include carbon.
  • the electron transport layer 40 is formed on the electrode protection layer 30 and functions to increase the electrical sensitivity of the electrode unit 20 through electron transport.
  • the electron transport layer 40 may include prussian blue.
  • prussian blue is a blue pigment mainly composed of potassium hexacyanoferrate (II) iron (III) oxide, and has a high oxidizing property.
  • the sensitivity of the electrode can be improved by forming the electron transport layer 40 including prussian blue between the electrode unit 20 and the glucose reaction unit 50.
  • (20) may be oxidized and corroded.
  • the electrode protecting layer 30 is formed between the electron transporting layer 40 including prussian blue and the electrode portion 20, Corrosion of the electrode part 20 due to blue can be prevented.
  • the glucose reaction unit 50 is formed on the electron transport layer 40 and is a component that reacts with glucose contained in the measurement target substance.
  • the glucose reaction unit 50 may include a glucose oxidase or a glucose dehydrogenase.
  • the reaction in the glucose reaction unit 50 and the signal detection principle of the electrode unit 20 will be described below as an example.
  • the glucose contained in the sample is oxidized by a glucose oxidase or a glucose dehydrogenase, and a glucose oxidase or a glucose dehydrogenase is reduced.
  • the electron transfer mediator oxidizes glucose oxidase or glucose dehydrogenase and itself is reduced.
  • the reduced electron transfer mediator loses electrons at the surface of the electrode to which a constant voltage is applied and is electrochemically reoxidized.
  • the glucose concentration in the sample is proportional to the amount of current generated in the course of the oxidation of the electron transport mediator. Thus, the glucose concentration can be measured by measuring this amount of current.
  • the ion exchange membrane 60 Since the ion exchange membrane 60 is formed on the glucose reaction unit 50 and only the measurement target component is passed among the substances contained in the sample, the ion exchange membrane 60 prevents penetration of the external impurity ion component, which protects glucose oxidase or glucose dehydrogenase.
  • the ion exchange membrane 60 may include Nafion, but this is only one example, and the ion exchange membrane 60 is not limited thereto.
  • the wiring portion 70 is composed of electrodes constituting the electrode portion 20 and a plurality of electric wirings extended from the temperature sensor 100.
  • the wiring portion 70 may be connected to a sensing analysis means that performs a current analysis function via an electrically connecting medium such as an FPCB (Flexible Printed Circuit Board) (not shown).
  • an electrically connecting medium such as an FPCB (Flexible Printed Circuit Board) (not shown).
  • FPCB Flexible Printed Circuit Board
  • a pad region may be provided at the end of the wiring portion 70, and the FPCB may be electrically connected to the pad region.
  • the wiring connection portion 80 is a component for electrically connecting the electric wiring constituting the wiring portion 70.
  • the wiring connection portion 80 may be provided in a pad region connected to the end of the wiring portion 70, and may be configured to include a conductive tape or a conductive coating layer.
  • the separation guide unit 90 is provided near the wiring connection unit 80 and is a component for guiding the user to disconnect the wiring connection unit 80.
  • the reference electrode and the working electrode are electrically shorted, and the voltage is previously applied to the working electrode And the measurement time of the sensor is shortened as the potential difference level between the electrodes is adjusted to be similar to each other.
  • a plurality of electric wirings constituting the wiring portion 70 are connected to a plurality of electrodes constituting the electrode portion.
  • a pad region is provided at the end of the wiring portion 70, that is, at the end of the electric wiring.
  • the electrodes connected to the electric wires are not floating ) State, resulting in a minute potential difference between the electrodes.
  • the potential difference acts as an error component, and therefore, a time for removing the glucose concentration is required.
  • the wiring connection portion 80 for electrically connecting the electric wires constituting the wiring portion 70 can prevent the initial electric potential difference between the plurality of electrodes constituting the electrode portion 20 from being substantially
  • the saturation time of the current sensed through the electrode part by the glucose reaction in the glucose reaction part 50 is shortened to less than several seconds.
  • a plurality of electric wires constituting the wiring part 70 are electrically connected by using the wiring connection part 80,
  • the glucose concentration is measured by the user using the glucose sensor, it is possible to reduce the initial electric potential difference between the plurality of electrodes constituting the electrode by the operation of the detection and analysis means after removing the wiring connection portion 80
  • the saturation time of the current sensed through the electrode unit 20 is shortened to a few seconds or less.
  • the temperature sensor 100 is a component that is formed on the substrate 10 and measures the temperature of the environment in which the glucose concentration is measured. That is, the temperature sensor 100 transmits the current corresponding to the temperature to the IC having the current analysis function, and the IC converts the current value received from the temperature sensor 100 according to the set conversion algorithm. Since the measured glucose concentration may vary depending on the temperature, it is possible to measure the temperature together with the concentration of glucose, correct the concentration of glucose according to this temperature, or use it by matching the measured concentration and temperature .
  • Table 1 below is experimental data showing the comparison of the sensed current saturation time measured when the electrical wires constituting the wiring portion are electrically connected to each other and when the electrical wires are electrically connected to each other.
  • the saturation time of the sensing current is shortened to about 15 sec. It can be increased to a level corresponding to shortening of the sensing current saturation time.
  • FIG. 3 is a graph illustrating a comparison of a sensing current saturation time of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention with a conventional one.
  • FIG. 3A It can be seen from FIG. 3A that the conventional sensing current graph is saturated at about 70 sec.
  • FIG. 3B is a graph of the sensing current according to an embodiment of the present invention, which is saturated at about 15 seconds, and is shortened by about 55 seconds compared to the conventional art.
  • a glucose sensor capable of increasing the measurement speed with respect to the glucose concentration is provided.

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Abstract

본 발명은 글루코스 센서에 관한 것이다. 본 발명은 기판 상에 형성된 복수의 전극들로 이루어진 전극부, 상기 전극부 상에 형성된 글루코스 반응부, 상기 전극부를 구성하는 전극들로부터 연장 형성된 복수의 전기 배선들로 이루어진 배선부 및 상기 배선부를 구성하는 전기 배선들을 전기적으로 연결하는 배선 연결부를 포함한다. 본 발명에 따르면, 글루코스 센서의 전극을 통해 감지되는 전류의 포화 시간(Saturation Time)을 수 초 미만으로 단축되고, 이에 따라 글루코스 농도에 대한 측정 속도를 크게 높일 수 있다.

Description

글루코스 센서
본 발명은 글루코스 센서에 관한 것이다. 보다 구체적으로, 본 발명은 글루코스 농도에 대한 측정 속도를 크게 높일 수 있는 글루코스 센서에 관한 것이다.
글루코스(glucose)는 대부분 유기체의 광범위한 영양 공급원이며, 에너지 공급, 탄소 저장, 생합성 및 탄소 골격 및 세포벽 형성의 기초적인 역할을 수행하는 성분으로서, 전위차 또는 전류 측정을 통해 글루코스의 농도를 측정하는 글루코스 센서에 대한 연구가 활발히 수행되고 있다.
글루코스 센서에 대한 대부분의 연구들은 글루코스의 글루코노락톤 (gluconolactone)으로의 산화를 촉진하는 글루코스 산화효소(glucose oxidase) 또는 글루코스 탈수소효소와 같은 효소의 고정에 기반을 두고 있다.
이러한 글루코스 센서는 주로 혈액에 함유된 글루코스를 측정하는 침습형(Invasive)과 주로 침, 땀 등에 함유된 글루코스를 측정하는 비침습형(Non-invasive)으로 구분될 수 있다.
한편, 인체의 침, 땀 등을 시료로 하는 비침습형 글루코스 센서의 경우 시료에 포함되는 글루코스가 극소량이기 때문에, 의미 있는 측정을 가능하게 하는 감지 전류 포화 시간이 최소 1분 이상 소요된다는 문제점이 있다.
[선행기술문헌]
[특허문헌]
(특허문헌 1) 대한민국 공개특허공보 특2001-0110272호(공개일자: 2001년 12월 12일, 명칭: Pt 금속을 함유한 글루코스 분석용 전극과 성능)
본 발명은 글루코스 농도에 대한 측정 속도를 높일 수 있는 글루코스 센서를 제공하는 것을 기술적 과제로 한다.
보다 구체적으로, 본 발명은 비침습형 글루코스 센서의 전극을 통해 감지되는 전류의 포화 시간(Saturation Time)을 수 초 미만으로 단축시킴으로써, 글루코스 농도에 대한 측정 속도를 크게 높일 수 있는 글루코스 센서를 제공하는 것을 기술적 과제로 한다.
이러한 기술적 과제를 해결하기 위한 본 발명에 따른 글루코스 센서는 기판 상에 형성된 복수의 전극들로 이루어진 전극부, 상기 전극부 상에 형성된 글루코스 반응부, 상기 전극부를 구성하는 전극들로부터 연장 형성된 복수의 전기 배선들로 이루어진 배선부 및 상기 배선부를 구성하는 전기 배선들을 전기적으로 연결하는 배선 연결부를 포함한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 배선 연결부는 상기 전극부를 구성하는 복수의 전극들 간의 초기 전위 편차를 줄여 상기 글루코스 반응부의 글루코스 반응에 의해 상기 전극부를 통해 감지되는 전류의 포화 시간(Saturation Time)을 단축시키는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 배선 연결부는 상기 배선부의 종단에 연결되는 패드 영역에 구비되어 있는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 배선 연결부는 도전성 테이프 또는 도전성 코팅층을 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 전극부와 상기 배선 연결부의 사이에는 분리 안내부가 형성되어 있는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 전극부는 금(Au), 은(Ag), 구리(Cu), 백금(Pt), 티타늄(Ti), 니켈(Ni), 주석(Ni), 몰리브덴(Mo), 코발트(Co), APC로 이루어진 군에서 선택된 하나 이상을 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서는 상기 전극부 상에 형성되어 상기 전극부를 구성하는 전극들을 보호하는 전극 보호층을 더 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 전극 보호층은 카본(carbon)을 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서는 상기 전극부 상에 형성된 전자 수송층을 더 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 전자 수송층은 프러시안 블루(prussian blue)를 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 글루코스 반응부는 글루코스 산화효소 또는 글루코스 탈수소효소를 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서는 상기 글루코스 반응부 상에 형성된 이온 교환막을 더 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 이온 교환막은 불순물 이온 성분의 침투를 방지하여 상기 글루코스 반응부를 구성하는 글루코스 산화효소 또는 글루코스 탈수소효소를 보호하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서에 있어서, 상기 이온 교환막은 나피온(Nafion)을 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따른 글루코스 센서는 상기 기판 상에 형성된 온도 센서를 더 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명에 따르면, 글루코스 농도에 대한 측정 속도를 높일 수 있는 글루코스 센서가 제공되는 효과가 있다.
특히, 비침습형 글루코스 센서의 전극을 통해 감지되는 전류의 포화 시간(Saturation Time)을 수 초 미만으로 단축되고, 이에 따라 글루코스 농도에 대한 측정 속도를 크게 높일 수 있는 글루코스 센서가 제공되는 효과가 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시 예에 따른 글루코스 센서의 단면도이고,
도 2는 본 발명의 일 실시 예에 따라 제조된 글루코스 센서의 예시적인 평면도이고,
도 3은 본 발명의 일 실시 예에 따른 글루코스 센서의 감지 전류 포화 시간(saturation time)을 종래와 비교하여 나타낸 그래프이다.
본 명세서에 개시되어 있는 본 발명의 개념에 따른 실시 예들에 대해서 특정한 구조적 또는 기능적 설명은 단지 본 발명의 개념에 따른 실시 예들을 설명하기 위한 목적으로 예시된 것으로서, 본 발명의 개념에 따른 실시 예들은 다양한 형태들로 실시될 수 있으며 본 명세서에 설명된 실시 예들에 한정되지 않는다.
본 발명의 개념에 따른 실시 예들은 다양한 변경들을 가할 수 있고 여러 가지 형태들을 가질 수 있으므로 실시 예들을 도면에 예시하고 본 명세서에서 상세하게 설명하고자 한다. 그러나, 이는 본 발명의 개념에 따른 실시 예들을 특정한 개시 형태들에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물, 또는 대체물을 포함한다.
제1 또는 제2 등의 용어는 다양한 구성 요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성 요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. 상기 용어들은 하나의 구성 요소를 다른 구성 요소로부터 구별하는 목적으로만, 예컨대 본 발명의 개념에 따른 권리 범위로부터 벗어나지 않은 채, 제1 구성 요소는 제2 구성 요소로 명명될 수 있고 유사하게 제2구성 요소는 제1구성 요소로도 명명될 수 있다.
어떤 구성 요소가 다른 구성 요소에 "연결되어" 있다거나 "접속되어" 있다고 언급된 때에는, 그 다른 구성 요소에 직접적으로 연결되어 있거나 또는 접속되어 있을 수도 있지만, 중간에 다른 구성 요소가 존재할 수도 있다고 이해되어야 할 것이다. 반면에, 어떤 구성 요소가 다른 구성 요소에 "직접 연결되어" 있다거나 "직접 접속되어" 있다고 언급된 때에는 중간에 다른 구성 요소가 존재하지 않는 것으로 이해되어야 할 것이다. 구성 요소들 간의 관계를 설명하는 다른 표현들, 즉 "~사이에"와 "바로 ~사이에" 또는 "~에 이웃하는"과 "~에 직접 이웃하는" 등도 마찬가지로 해석되어야 한다.
본 명세서에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시 예를 설명하기 위해 사용된 것으로서, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 명세서에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 본 명세서에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성 요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
다르게 정의되지 않는 한, 기술적이거나 과학적인 용어를 포함해서 여기서 사용되는 모든 용어들은 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 나타낸다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 것과 같은 용어들은 관련 기술의 문맥상 가지는 의미와 일치하는 의미를 갖는 것으로 해석되어야 하며, 본 명세서에서 명백하게 정의하지 않는 한, 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미로 해석되지 않는다.
이하에서는, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예를 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명의 일 실시 예에 따른 글루코스 센서의 단면도이고, 도 2는 본 발명의 일 실시 예에 따라 제조된 글루코스 센서의 예시적인 평면도이다.
도 1 및 도 2를 참조하면, 본 발명의 일 실시 예에 따른 글루코스 센서는 기판(10), 전극부(20), 전극 보호층(30), 전자 수송층(40), 글루코스 반응부(50), 이온 교환막(60), 배선부(70), 배선 연결부(80), 분리 안내부(90) 및 온도 센서(100)를 포함한다.
기판(10)은 글루코스 센서를 구성하는 구성요소들의 구조적인 기지(base)를 제공하는 기능을 한다.
예를 들어, 기판(10)은 유리 등과 같은 경성 재질을 갖거나 플렉서블 특성을 갖는 기재 필름 형태로 구현일 수 있다. 기판(10)이 플렉서블하게 구현되는 경우 기재 필름에 적용될 수 있는 구체적인 물질의 예로는, 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리에틸렌이소프탈레이트, 폴리에틸렌나프탈레이트, 폴리부틸렌테레프탈레이트 등의 폴리에스테르계 수지; 디아세틸셀룰로오스, 트리아세틸셀룰로오스 등의 셀룰로오스계 수지; 폴리카보네이트계 수지; 폴리메틸(메타)아크릴레이트, 폴리에틸(메타)아크릴레이트 등의 아크릴계 수지; 폴리스티렌, 아크릴로니트릴-스티렌 공중합체 등의 스티렌계 수지; 폴리에틸렌, 폴리프로필렌, 시클로계 또는 노보넨 구조를 갖는 폴리올레핀, 에틸렌-프로필렌 공중합체 등의 폴리올레핀계 수지; 염화비닐계 수지; 나일론, 방향족 폴리아미드 등의 아미드계 수지; 이미드계 수지; 폴리에테르술폰계 수지; 술폰계 수지; 폴리에테르에테르케톤계 수지; 황화 폴리페닐렌계 수지; 비닐알코올계 수지; 염화비닐리덴계 수지; 비닐부티랄계 수지; 알릴레이트계 수지; 폴리옥시메틸렌계 수지; 에폭시계 수지 등과 같은 열가소성 수지로 구성된 필름을 들 수 있으며, 상기 열가소성 수지의 블렌드물로 구성된 필름도 사용할 수 있다. 또한, (메타)아크릴계, 우레탄계, 아크릴우레탄계, 에폭시계, 실리콘계 등의 열경화성 수지 또는 자외선 경화형 수지로 된 필름을 이용할 수도 있다. 이와 같은 투명 광학 필름의 두께는 적절히 결정될 수 있지만, 일반적으로는 강도나 취급성 등의 작업성, 박층성 등을 고려하여, 1 ∼ 500㎛로 결정될 수 있다. 특히 1 ∼ 300㎛가 바람직하고, 5 ∼ 200㎛가 보다 바람직하다.
이러한 기재 필름은 적절한 1종 이상의 첨가제가 함유된 것일 수도 있다. 첨가제로는, 예컨대 자외선흡수제, 산화방지제, 윤활제, 가소제, 이형제, 착색방지제, 난연제, 핵제, 대전방지제, 안료, 착색제 등을 들 수 있다. 기재 필름은 필름의 일면 또는 양면에 하드코팅층, 반사방지층, 가스배리어층과 같은 다양한 기능성층을 포함하는 구조일 수 있으며, 기능성층은 전술한 것으로 한정되는 것은 아니며, 용도에 따라 다양한 기능성층을 포함할 수 있다.
또한, 필요에 따라 기재 필름은 표면 처리된 것일 수 있다. 이러한 표면 처리로는 플라즈마(plasma) 처리, 코로나(corona) 처리, 프라이머(primer) 처리 등의 건식 처리, 검화 처리를 포함하는 알칼리 처리 등의 화학 처리 등을 들 수 있다.
전극부(20)는 기판(10) 상에 형성된 복수의 전극들로 이루어진다. 이러한 전극부(20)는 후술하는 글루코스 반응부(50)를 구성하는 물질과 측정 대상 물질에 포함되어 있는 글루코스의 반응에 의해 발생된 전기적 신호를 감지한다. 예를 들어, 측정 대상 물질은 인체의 침, 땀, 체액, 혈액 등일 수 있으나, 이에 한정되지는 않는다.
예를 들어, 도 2에 예시된 바와 같이, 전극부(20)를 구성하는 전극들은 작동 전극들(21-1, 22-1) 및 이 작동 전극들(21-1, 22-1)에 대응하는 기준 전극들(21-2, 22-2)을 포함하여 구성될 수 있으며, 전극부(20)는 금(Au), 은(Ag), 구리(Cu), 백금(Pt), 티타늄(Ti), 니켈(Ni), 주석(Ni), 몰리브덴(Mo), 코발트(Co), APC로 이루어진 군에서 선택된 하나 이상을 포함하거나, 이들의 합금일 수 있다. APC는 Ag-Pd-Cu 합금이다.
전극 보호층(30)은 전극부(20) 상에 형성되어 전극부(20)를 구성하는 전극들을 보호한다.
예를 들어, 전극 보호층(30)은 카본(carbon)을 포함할 수 있다.
전자 수송층(40)은 전극 보호층(30) 상에 형성되어 전자 수송을 통해 전극부(20)의 전기적인 감도를 높이는 기능을 수행한다.
예를 들어, 전자 수송층(40)은 프러시안 블루(prussian blue)를 포함할 수 있다. 이러한 프러시안 블루는 헥사시아노철(II)산철(III)칼륨이 주성분인 청색 안료로서, 높은 산화성을 갖는다. 프러시안 블루를 포함하는 전자 수송층(40)을 전극부(20)와 글루코스 반응부(50) 사이에 형성하면, 전극의 감도를 향상시킬 수는 있지만, 프러시안 블루의 하부에 위치한 금속성의 전극부(20)가 산화되어 부식될 수 있다. 본 발명의 일 실시 예에 따르면, 프러시안 블루를 포함하는 전자 수송층(40)과 전극부(20) 사이에 전극 보호층(30)이 형성되어 있기 때문에, 전자 수송층(40)에 포함된 프러시안 블루에 의한 전극부(20)의 부식을 방지할 수 있다.
글루코스 반응부(50)는 전자 수송층(40) 상에 형성되어 있으며, 측정 대상 물질에 포함되어 있는 글루코스와 반응하는 구성요소이다.
예를 들어, 글루코스 반응부(50)는 글루코스 산화효소 또는 글루코스 탈수소효소를 포함할 수 있다.
글루코스 반응부(50)에서의 반응 및 전극부(20)의 신호 감지 원리를 예시적으로 설명하면 다음과 같다.
측정 대상 물질인 시료를 글루코스 센서에 주입하면, 시료에 포함되어 있는 글루코스가 글루코스 산화효소 또는 글루코스 탈수소효소에 의하여 산화되고, 글루코스 산화효소 또는 글루코스 탈수소효소는 환원된다. 이때, 전자전달매개체는 글루코스 산화효소 또는 글루코스 탈수소효소를 산화시키고, 자신은 환원된다. 환원된 전자전달매개체는 일정 전압이 가해진 전극 표면에서 전자를 잃고 전기화학적으로 다시 산화된다. 시료 내의 글루코스 농도는 전자전달매개체가 산화되는 과정에서 발생되는 전류량에 비례하므로, 이 전류량을 측정함으로써 글루코스 농도를 측정할 수 있다.
이온 교환막(60)은 글루코스 반응부(50) 상에 형성되어 있으며, 시료에 포함되어 있는 물질들 중에서 측정 대상 성분만을 통과시키기 때문에, 외부의 불순물 이온 성분의 침투를 방지하여 글루코스 반응부(50)를 구성하는 글루코스 산화효소 또는 글루코스 탈수소효소를 보호한다. 예를 들어, 이온 교환막(60)은 나피온(Nafion)을 포함할 수 있으나, 이는 하나의 예시일 뿐이며, 이온 교환막(60)이 이에 한정되지는 않는다.
배선부(70)는 전극부(20)를 구성하는 전극들 및 온도 센서(100)로부터 연장 형성된 복수의 전기 배선들로 이루어진다. 이러한 배선부(70)는 도시하지 않은 FPCB(Flexible Printed Circuit Board)와 같은 전기적 연결 매체를 매개로 전류 분석 기능을 하는 감지 분석 수단에 연결될 수 있다. 도면상 도시하지는 않았으나, 배선부(70)의 종단에는 패드 영역이 구비될 수 있으며, FPCB는 이 패드 영역에 접착되어 전기적으로 연결될 수 있다.
배선 연결부(80)는 배선부(70)를 구성하는 전기 배선들을 전기적으로 연결하는 구성요소이다. 예를 들어, 배선 연결부(80)는 배선부(70)의 종단에 연결되는 패드 영역에 구비될 수 있으며, 도전성 테이프 또는 도전성 코팅층을 포함하는 형태로 구성될 수 있다.
분리 안내부(90)는 배선 연결부(80)의 인근에 구비되어 있으며, 배선 연결부(80)의 분리를 사용자에게 안내하기 위한 구성요소이다.
배선 연결부(80)에 의해 감지 전류 포화시간이 단축되는 원리를 설명하면 다음과 같다.
배선 연결부(80)를 이용하여 배선부(70)를 구성하는 복수의 전기 배선들을 전기적으로 연결하면, 기준 전극과 작업 전극이 전기적으로 쇼트(short)되어 기전 극에 대비하여 작동 전극에 미리 전압을 가해준 것과 같은 효과를 가지기 때문에, 이 전극들 간의 전위차 수준이 유사하게 맞추어짐에 따라 센서의 측정시간이 단축된다.
이를 보다 구체적으로 설명하면 다음과 같다.
배선부(70)를 구성하는 복수의 전기 배선들은 전극부를 구성하는 복수의 전극들에 연결되어 있고, 배선부(70)의 종단, 즉, 전기 배선들의 종단에는 패드 영역이 구비되어 있다.
만약, 글루코스 센서를 사용하지 않는 상태에서 배선 연결부(80)를 이용하여 배선부(70)를 구성하는 복수의 전기 배선들을 전기적으로 연결하지 않는다면, 이 전기 배선들에 연결되어 있는 전극들은 플로팅(floating) 상태가 되며, 이에 따라 각 전극들 간에는 미세한 전위 편차가 발생한다. 이러한 상태에서 글루코스 센서를 사용하여 글루코스 농도를 측정코자 하는 경우, 이 전위 편차는 오차 성분으로 작용하기 때문에 이를 제거하기 위한 시간이 요구된다.
반면, 본 발명의 일 실시 예에 따르면, 배선부(70)를 구성하는 전기 배선들을 전기적으로 연결하는 배선 연결부(80)가 전극부(20)를 구성하는 복수의 전극들 간의 초기 전위 편차를 실질적으로 0에 가깝게 줄이기 때문에, 글루코스 반응부(50)의 글루코스 반응에 의해 전극부를 통해 감지되는 전류의 포화 시간(Saturation Time)이 수초 미만으로 단축된다.
즉, 본 발명의 일 실시 예에 따르면, 글루코스 센서를 사용하지 않는 상태에서는, 배선 연결부(80)를 이용하여 배선부(70)를 구성하는 복수의 전기 배선들을 전기적으로 연결하여 전극부(20)를 구성하는 복수의 전극들 간의 초기 전위 편차를 실질적으로 0에 가깝게 줄이고, 사용자가 글루코스 센서를 사용하여 글루코스 농도를 측정하는 경우, 배선 연결부(80)를 제거한 이후 감지 분석 수단의 동작에 의해 전류를 감지하기 때문에, 전극부(20)를 통해 감지되는 전류의 포화 시간(Saturation Time)이 수초 미만으로 단축된다.
온도 센서(100)는 기판(10) 상에 형성되어 글루코스 농도가 측정되는 환경의 온도를 측정하는 구성요소이다. 즉, 온도 센서(100)는 온도에 대응하는 전류를 전류 분석 기능을 하는 IC에 전달하며, IC는 온도 센서(100)로부터 전달받은 전류값을 설정된 변환 알고리즘에 따라 온도값을 변환한다. 측정되는 글루코스 농도에는 온도에 따라 편차가 있을 수 있기 때문에, 글루코스의 농도와 함께 온도를 측정하고, 이 온도에 따라 글루코스의 농도를 보정하거나, 측정된 농도와 온도를 매칭(matching)시켜 활용할 수 있다.
다음 표 1은 배선 연결부를 이용하여 배선부를 구성하는 전기 배선들을 전기적으로 연결한 경우와 그렇지 않은 경우에 측정한 감지 전류 포화 시간(saturation time)을 서로 비교하여 나타낸 실험 데이터이다.
샘플 연결전 포화시간(sec) 연결후 포화시간(sec)
1 70 15
2 73 15
3 69 15
표 1을 참조하면, 전기 배선 연결 전의 대부분의 샘플의 감지 전류는 약 70sec 정도에서 포화되기 때문에, 글루코스 농도를 측정하는 사용자는 신뢰성 있는 측정을 위해서는 전류가 포화되기까지 최소 70sec에서 80sec 정도를 기다려야 한다.
반면, 본 발명의 일 실시 예에 따라, 배선 연결부를 이용하여 배선부를 구성하는 전기 배선들을 전기적으로 연결한 경우, 감지 전류의 포화 시간이 약 15sec 수준으로 단축되기 때문에, 글루코스 농도에 대한 측정 속도를 감지 전류 포화 시간 단축에 대응하는 수준으로 높일 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시 예에 따른 글루코스 센서의 감지 전류 포화 시간(saturation time)을 종래와 비교하여 나타낸 그래프이다.
도 3의 A는 종래의 감지 전류 그래프로서, 약 70sec 정도에서 포화된다는 사실을 알 수 있다. 반면, 도 3의 B는 본 발명의 일 실시 예에 있어서의 감지 전류 그래프로서, 약 15sec 정도에서 포화되며, 종래와 대비하여 약 55sec 정도 단축되는 것을 알 수 있다.
이상에서 상세히 설명한 바와 같이 본 발명에 따르면, 글루코스 농도에 대한 측정 속도를 높일 수 있는 글루코스 센서가 제공되는 효과가 있다.
특히, 비침습형 글루코스 센서의 전극을 통해 감지되는 전류의 포화 시간(Saturation Time)을 수 초 미만으로 단축되고, 이에 따라 글루코스 농도에 대한 측정 속도를 크게 높일 수 있는 글루코스 센서가 제공되는 효과가 있다.
[부호의 설명]
10: 기판
20: 전극부
21-1, 22-1: 작동 전극
21-2, 22-2: 기준 전극
30: 전극 보호층
40: 전자 수송층
50: 글루코스 반응부
60: 이온 교환막
70: 배선부
80: 배선 연결부
90: 분리 안내부
100: 온도 센서

Claims (15)

  1. 기판 상에 형성된 복수의 전극들로 이루어진 전극부;
    상기 전극부 상에 형성된 글루코스 반응부;
    상기 전극부를 구성하는 전극들로부터 연장 형성된 복수의 전기 배선들로 이루어진 배선부; 및
    상기 배선부를 구성하는 전기 배선들을 전기적으로 연결하는 배선 연결부를 포함하는, 글루코스 센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 배선 연결부는 상기 전극부를 구성하는 복수의 전극들 간의 초기 전위 편차를 줄여 상기 글루코스 반응부의 글루코스 반응에 의해 상기 전극부를 통해 감지되는 전류의 포화 시간(Saturation Time)을 단축시키는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 배선 연결부는 상기 배선부의 종단에 연결되는 패드 영역에 구비되어 있는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 배선 연결부는 도전성 테이프 또는 도전성 코팅층을 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 전극부와 상기 배선 연결부의 사이에는 분리 안내부가 형성되어 있는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 전극부는 금(Au), 은(Ag), 구리(Cu), 백금(Pt), 티타늄(Ti), 니켈(Ni), 주석(Ni), 몰리브덴(Mo), 코발트(Co), APC로 이루어진 군에서 선택된 하나 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 전극부 상에 형성되어 상기 전극부를 구성하는 전극들을 보호하는 전극 보호층을 더 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 전극 보호층은 카본(carbon)을 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 전극부 상에 형성된 전자 수송층을 더 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 전자 수송층은 프러시안 블루(prussian blue)를 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 글루코스 반응부는 글루코스 산화효소 또는 글루코스 탈수소효소를 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  12. 제1항에 있어서,
    상기 글루코스 반응부 상에 형성된 이온 교환막을 더 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 이온 교환막은 불순물 이온 성분의 침투를 방지하여 상기 글루코스 반응부를 구성하는 글루코스 산화효소 또는 글루코스 탈수소효소를 보호하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  14. 제12항에 있어서,
    상기 이온 교환막은 나피온(Nafion)을 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
  15. 제1항에 있어서,
    상기 기판 상에 형성된 온도 센서를 더 포함하는 것을 특징으로 하는, 글루코스 센서.
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20210020578A (ko) * 2019-08-16 2021-02-24 동우 화인켐 주식회사 바이오 센서
KR102546761B1 (ko) * 2019-12-03 2023-06-22 동우 화인켐 주식회사 바이오 센서
KR20220135858A (ko) * 2021-03-31 2022-10-07 동우 화인켐 주식회사 이온 센서

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH04301759A (ja) * 1991-03-29 1992-10-26 Nok Corp グルコ−スバイオセンサ
JPH0815220A (ja) * 1994-04-25 1996-01-19 Matsushita Electric Ind Co Ltd 特定化合物の定量法およびその装置
US20080251379A1 (en) * 2007-04-12 2008-10-16 Mayer Daniel W Electrochemical sensor with zero calibration feature and method of calibrating
KR20130135605A (ko) * 2012-06-01 2013-12-11 주식회사 아이센스 정확도가 향상된 전기화학적 바이오센서
US20160097734A1 (en) * 2013-01-11 2016-04-07 Northeastern University Saliva Glucose Monitoring System

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20010110272A (ko) 2001-11-20 2001-12-12 홍영표 Pt 금속을 함유한 글루코스 분석용 전극과 성능
CA2806064C (en) * 2010-07-19 2020-01-07 Cilag Gmbh International System and method for measuring an analyte in a sample

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH04301759A (ja) * 1991-03-29 1992-10-26 Nok Corp グルコ−スバイオセンサ
JPH0815220A (ja) * 1994-04-25 1996-01-19 Matsushita Electric Ind Co Ltd 特定化合物の定量法およびその装置
US20080251379A1 (en) * 2007-04-12 2008-10-16 Mayer Daniel W Electrochemical sensor with zero calibration feature and method of calibrating
KR20130135605A (ko) * 2012-06-01 2013-12-11 주식회사 아이센스 정확도가 향상된 전기화학적 바이오센서
US20160097734A1 (en) * 2013-01-11 2016-04-07 Northeastern University Saliva Glucose Monitoring System

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