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KR101952468B1 - 할로우 코일에 기반한 전기화학적 바이오센서 - Google Patents

할로우 코일에 기반한 전기화학적 바이오센서 Download PDF

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KR101952468B1
KR101952468B1 KR1020137030507A KR20137030507A KR101952468B1 KR 101952468 B1 KR101952468 B1 KR 101952468B1 KR 1020137030507 A KR1020137030507 A KR 1020137030507A KR 20137030507 A KR20137030507 A KR 20137030507A KR 101952468 B1 KR101952468 B1 KR 101952468B1
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요하네스 헨드리쿠스 레오나르두스 한쎈
로베르트 트위후이센
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노비오센스 비.브이.
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Abstract

본 발명은 병렬로 감긴 와이어를 포함하는 할로우 코일 및 상기 할로우 코일에 작동가능하게 연결된 전자 회로 부품을 포함하는 바이오센서에 관한 것으로, 상기 와이어는 적어도, 상대 전극으로서 사용될 수 있는 제1 코일 와이어, 작업 전극으로서 사용될 수 있는 제2 코일 와이어, 및 기준 전극으로서 사용될 수 있는 제3 코일 와이어를 포함하고, 상기 제2 코일 와이어에는, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층이 제공되고, 상기 전자 회로 부품은 상기 바이오리셉터의 활성에 기초하여 트랜스시버에 대한 입력 신호를 생성 및 상기 트랜스시버에 입력 신호를 무선으로 전송 가능하고, 상기 전자 회로 부품은 생체적합성 수지에 캡슐화된다.

Description

할로우 코일에 기반한 전기화학적 바이오센서{ELECTROCHEMICAL BIOSENSOR BASED ON HOLLOW COILS}
본 발명은 바이오센서 및 그 제조 방법에 관한 것이다. 본 발명은 또한 상기 바이오센서를 포함하는 의료 장치에 관한 것이다.
혈중 글루코스 모니터링은 혈중 글루코스 농도(혈당증)를 테스트하는 방법이다. 이는 당뇨병(diabetes mellitus)의 케어에 중요하다.
혈중 글루코스 테스트는 일반적으로 피부(전형적으로, 손가락 끝)를 찔러서 혈액을 채취하고, 이어서 그 혈액을 화학적 활성 일회용 스트립에 두어 수행되며, 화학적 활성 일회용 스트립은 컬러 변화, 또는 전기적 특징 변화에 의해 결과를 나타내고, 전기적 특징은 전자적 측정기에 의해 측정된다.
타입 2 당뇨병을 가진 대부분의 사람들은 하루에 적어도 한번(통상적으로 아침식사 전) 테스트하여 그들의 다이어트 및 운동의 유효성을 평가한다.
타입 2 당뇨병을 가진 많은 사람들은 경구 투여를 사용하여 인슐린 내성을 방지하고, 아침식사 전 및 후에 혈중 글루코스를 테스트하여 그 투여의 유효성을 평가한다. 인슐린을 사용하는 당뇨병환자 (모든 타입 1 당뇨병 환자 및 많은 타입 2 당뇨병 환자)는 통상적으로 보다 자주, 예컨대 하루 3 내지 10회 혈당을 테스트하여, 이전의 인슐린 복용의 유효성을 평가하고, 다음의 인슐린 복용의 시간을 결정하는 것을 돕는다.
혈중 글루코스의 측정을 위한 향상된 기술은 모든 당뇨병 환자에 대한 케어의 표준을 급속하게 변화시키고 있다. 현재 이용가능한 몇 가지 혈중 글루코스 테스트 방법이 존재한다.
화학적 테스트 스트립: 화학적 테스트 스트립은 혈중 글루코스를 모니터링하기 위한 중간 비용 방법이다. 보통 손끝으로부터 채취한, 상당히 큰 혈액 방울을, 화학적으로 제조된 스트립, 소위 혈중 글루코스 테스트 스트립에 둔다. 스트립에 있는 화학물질은 혈액과 반응하여 글루코스 농도에 따라 컬러가 변화하고, 이어서 테스트 스트립 용기의 측면에 있는 차트와 컬러를 비교하는 것에 의해 판독할 수 있다.
혈중 글루코스 측정기: 혈중 글루코스 측정기는 혈중 글루코스 수준을 측정하기 위한 전기 장치이다. 상대적으로 적은 혈액 방울을 일회용 테스트 스트립에 두고, 이를 디지털 측정기에 접속한다. 수초 내에, 혈중 글루코스 수준이 디지털 디스플레이에 표시될 것이다. 샘플 크기는 30 내지 0.3 μl 사이이다. 테스트 시간은 5초 내지 2분 사이이다(최신 측정기는 전형적으로 15초 미만이다).
비록 조금 비싸지만, 혈중 글루코스 측정기는 당뇨병 자가 케어에서 돌파구인 것으로 보인다. 측정기에 필요한 혈액 방울이 더 작을 수 있기 때문에, 테스트와 관련된 통증은 감소되고, 당뇨병 환자들의 테스트 요법에 대한 준수가 향상된다. 비록 혈중 글루코스 측정기를 사용하는 비용이 높아 보일지라도; 당뇨병 합병증의 의료 비용 회피에 비해 비용 편익인 것으로 여겨진다.
최근의 환영받는 이점은 손가락 끝 이외의 다른 부분으로부터 혈중 글루코스 테스트를 위한 작은 혈액 방울을 사용하는 것이다. 동일한 테스트 스트립 및 측정기를 사용하는 이러한 대안 부위의 테스트는, 사실상 고통이 없고, 손가락 끝이 아프게 되는 경우 손가락 끝에게 필요한 휴식을 제공한다.
추가의 향상은 연속적인 혈중 글루코스 모니터에 의해 부여된다: 연속적인 혈중 글루코스 모니터 (CGM)는 연속적인 기준으로(매 수 분(every few minutes)) 혈중 글루코스 수준을 측정한다. 전형적 시스템은 하기로 이루어진다:
a) 피부의 바로 아래에 위치된 일회용 글루코스 바이오센서로서, 교체시까지 몇 일 동안(for a few days) 착용되는 글루코스 바이오센서;
b) 상기 센서로부터 비-이식된 송신기까지의 링크로서, 라디오 수신기와 통신하는 링크;
c) 무선호출기(또는 인슐린 펌프)처럼 착용하는 전기적 수신기로서, 실용적으로 연속적인 방식으로 혈중 글루코스 수준을 디스플레이하고, 혈당증 익스커전에서 상승 및 하락 트렌드를 모니터링하는 전기적 수신기.
연속적인 혈중 글루코스 모니터는 간질액의 글루코스 수준을 측정한다. 연속적 모니터링은 혈중 글루코스 수준이 인슐린, 운동, 음식, 및 기타 인자에 대해 반응하는 방식의 검사를 가능하게 한다. 추가적인 데이터는 고혈당증의 정정 및 음식물 섭취에 대한 올바른 인슐린 투여 비율을 세팅하는데 유용할 수 있다. 혈중 글루코스 수준이 전형적으로 체크되지 않는(예를 들어, 밤 중) 기간 도중 모니터링하는 것은 인슐린 투여의 문제점(예컨대 인슐린 펌프 사용자에 대한 기저 수준 또는 주사를 맞는 환자에 대한, 장시간 작용하는 인슐린 수준)을 확인하는 것을 도울 수 있다. 모니터에는 또한 환자에게 고혈당증 또는 저혈당증을 경고하는 알람이 장착되어, 환자가 어떠한 병태의 징후도 느끼지 못하는 경우라 할지라도 (필요에 따라, 핑거스틱(fingerstick) 후) 환자가 교정 조치(들)을 취할 수 있도록 한다.
연구들은 연속적인 센서를 갖는 환자들이 고혈당증을 덜 경험하고, 또한 글리코실화된 헤모글로빈 수준을 저하시키는 것을 입증하였다. 이러한 기술은 센서로부터 즉각적인 혈중 글루코스 데이터에 기반한 인슐린 펌프의 실시간 자동 제어와 연계된 폐-루프 시스템을 개발하기 위한 노력에서 중요한 요소이다.
본 발명의 목적은, 보다 신뢰할 수 있고, 저렴하고, 사용하기 쉬운 바이오센서, 바람직하게는 연속적 모니터링 바이오센서, 및 보다 바람직하게는 생체 이식 연속적 모니터링 바이오센서를 제공하는 것이다.
따라서, 본 발명은 병렬로 감긴 와이어를 포함하는 할로우 코일 및 상기 할로우 코일에 작동가능하게 연결된 전자 회로 부품을 포함하는 바이오센서로서, 상기 와이어는 적어도, 상대 전극으로서 사용될 수 있는 제1 코일 와이어, 작업 전극으로서 사용될 수 있는 제2 코일 와이어, 및 기준 전극으로서 사용될 수 있는 제3 코일 와이어를 포함하고,
상기 제2 코일 와이어에는, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층이 제공되고, 상기 전자 회로 부품은 상기 바이오리셉터의 활성에 기초하여 트랜스시버에 대한 입력 신호를 생성 및 상기 트랜스시버에 입력 신호를 무선으로 전송 가능하고, 상기 전자 회로 부품은 생체적합성 수지에 캡슐화된 것인, 바이오센서를 제공한다.
본 발명에 따른 센서는 일반적으로 실린더 형상을 갖고, 필수적으로 2개의 부품: 할로우 코일 및 상기 코일에 부착된 전자 회로 부품으로 이루어진다. 전자 회로 부품은 그 상응하는 포인트에서 코일 와이어에 연결된다. 전자 회로 부품은 바람직하게는 상기 코일의 말단에 부착된다. 전자 회로 부품은 상기 코일의 내부 또는 상기 코일의 외부에 위치될 수 있다. 회로 부품이 코일의 외부에 위치되는 경우에, 회로 부품은 바람직하게는 코일의 축 방향으로 연장하여, 반경 방향에서 센서로부터 나오는 회로 부품에 의해 센서의 직경이 실질적으로 증가되지 않도록 한다. 여기에서 사용된, 센서의 직경은 코일의 축 방향에 대해 수직인 센서의 최대 크기인 것으로 이해된다. 바람직하게는, 상기 센서는 0.1 내지 3 mm의 직경을 갖는다. 바람직하게는, 상기 센서는 5 내지 20 mm의 길이를 갖는다. 여기에서 사용된, 센서의 길이는 코일의 축 방향에서 코일 및 전자 회로 부품의 전체 크기인 것으로 이해된다.
여기에서 사용된, 용어 '할로우 코일'은, 보디의 둘레를 따라 구부러진 하나 이상의 와이어에 의해 정의된 속이 빈 튜브형 보디인 것으로 이해되고, 즉 와이어는 다른 와이어, 맨드렐 또는 기타 요소를 따라 감기는 것은 아니다.
할로우 코일은, 센서가 플렉시블하고 센서가 위치되는 주변 환경의 형상을 따를 수 있는 것이 유리하다.
사용 도중, 센서는 센서 내의 바이오리셉터와 상호작용하는 바이오마커를 포함하는 수성 환경에 위치된다. 수성 환경은 예를 들어, 혈관계, 요로, 또는 예를 들면 복강내 또는 관절 내, 관절낭내(intracapsular) 또는 안구 내와 같은 신체 내의 기타 위치일 수 있다. 특히, 본 발명에 따른 센서는 누액 내 글루코스 수준의 자가 모니터링을 용이하게 하고, 그와 함께 혈액 중 글루코스 수준의 지표를 제공하기 위하여 위 또는 아래 눈꺼풀 하에 장착될 수 있다. 이러한 환경에서 사용하기에 적합한 본 발명에 따른 센서는 바이오리셉터로서 글루코스 산화효소를 포함한다.
글루코스 산화효소는 하기 반응을 촉매한다.
Figure 112013104688511-pct00001
생성된 H202의 양은 눈물 중의 글루코스의 양의 지표이다. 센서의 가동을 위하여, 전자기장을 생성하는 무선 트랜스시버가 눈에 가깝게 위치된다. 상기 전자기장은 상기 센서에 유도적으로 전원공급한다. 글루코스의 농도는 전위차방식으로 측정된다. 전자 회로 부품은 눈물에 존재하는 글루코스의 양을 나타내는 입력 신호를 생성하고, 상기 신호를 트랜스시버에 전송한다.
그러한 작용을 할 수 있는 전자 회로 부품은 그 자체로 공지이며, 그러한 전자 회로 부품의 예는 도면을 참조하여 상세한 설명에서 상세히 설명한다. 그러한 전자 회로 부품의 보다 자세한 예는 DE 10 2007 038 402, DE 10 2008 049 648 A1 및 EP 1 475 886 B1에서 찾을 수 있다.
생체적합성 층은 바이오리셉터가 누설되거나, 또는 예를 들어, 액체 환경에 존재하는 프로테아제에 의해 분해되는 것을 방지한다.
생체적합성 층은 바이오리셉터를 포함한다. 즉 바이오리셉터는 생체적합성 층에 부착 또는 커버되거나 함유되는 것에 의해 생체적합성 층 내에 또는 생체적합성 층 상에 고정화된다. 생체적합성 층은 모노머 및 바이오리셉터를 포함하는 용액(예를 들어, 완충 용액 예컨대 인산 완충 염수)으로부터 형성될 수 있고, 이는 작업 전극으로서 사용될 코일 상에 폴리머화된다. 생체적합성 층은 또한 표준의 딥 코팅 프로세스에 의해 형성될 수 있다. 딥 코팅은 하나의 단계 또는 하나 이상의 단계로 행해질 수 있다. 이것이 2 단계로 행해지는 경우, 제2 코일은 예를 들어 바이오리셉터가 없는 폴리머를 포함하는 용액에 함침되고, 이어서 후속하여 폴리머 및 바이오리셉터를 포함하는 용액에 함침된다. 2 단계 딥 코팅 프로세스의 다른 예에서, 제2 코일은 바이오리셉터를 포함하는 수용액에 함침되고, 이어서 후속하여 생체적합성 층을 형성하기 위한 폴리머를 포함하는 용액에 함침된다.
생체적합성 층을 형성하기 위해 사용되는 물질은 생체적합성 층에 전기전도성 또는 비-전기전도성을 부여할 수 있다. 생체적합성 층을 형성하기 위한 용액은 예를 들어, 용해도를 향상시키기 위해, 형성된 코팅의 균질성을 향상시키기 위해, 또는 형성된 코팅 또는 용액의 전도 특성을 증가시키기 위해 첨가제를 포함할 수 있다. 예를 들어, 치환된 덱스트란, 예컨대 디에틸아미노에틸-덱스트란 (DEAE)은 센서의 바이오리셉터의 안정성을 증가시키는 것으로 나타났다. 전도 특성을 향상시키기 위한 첨가제의 예는 선형 또는 사이클릭 지방족 폴리에테르 또는 폴리스티렌술포네이트를 포함한다. 계면활성제의 예는 폴리에틸렌 글리콜 (PEG)을 포함한다.
회로 부품은 생체적합성 수지 캐핑에 임베드된다. 수지는 회로 부품을 외부 환경으로부터 보호한다. 수지의 예는 UV 경화성 의료용 접착제, 예컨대 시아노 아크릴레이트, 아크릴화된 우레탄 및 실리콘을 포함한다. 코일의 나머지 말단에도 또한 수지 캐핑이 제공될 수 있다.
제2 코일 와이어는 바이오리셉터의 활성에 의해 생성된 전류가 통과하는 것을 가능하게 하도록 배치된다. 이것이 달성되는 한 구현예는, 제2 코일 와이어가 Pt 표면을 갖는 본 발명에 따른 센서이다. 이는 그 위에 제공되는 코팅에 광범위한 물질의 선택이 가능하다는 점에서 유리하다. H202는 백금 작업 전극에서 물 및 산소로 분해된다. 전기화학적 분해는 전위차방식으로 측정된다.
이것이 달성되는 추가의 구현예는, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층이 전기전도성인 본 발명에 따른 센서이다. H202의 분해에 의해 생성된 전자는 바이오리셉터가 존재하는 전기전도성 층을 통해 제2 코일 와이어로 이동한다. 이러한 경우, 제2 코일 와이어는 예를 들어 Pt, Pd 또는 이들의 합금의 표면을 갖는 임의의 전극 물질일 수 있다.
코일 와이어의 표면은 와이어의 내부와 상이한 물질로 만들어지거나, 또는 동일 물질이 코일 와이어의 내부 및 표면에 사용될 수 있다. 예를 들어, 코일 와이어는 Pt, Pd 및 Ag와 같은 기타 금속이 코팅된 스테인리스 스틸로 만들어질 수 있다.
바람직하게는, 코일은 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화된다. 코일이 습윤 환경에 위치될 경우 최상층은 코일을 둘러싼다. 이러한 추가적인 층은 민감한 인간 신체, 예컨대 눈꺼풀 하에서 바이오센서의 사용의 적합성을 더욱 증가시킨다.
바람직한 구현예에서, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층은 전기전도성이고, 코일은 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화된다.
본 발명에 따른 센서의 하기 특정 구현예가 언급된다:
제2 코일 와이어는 Pt 표면을 갖고, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층은 전기전도성이고, 코일은 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화된다;
제2 코일 와이어는 Pt 표면을 갖고, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층은 전기전도성이고, 코일은 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화되지 않는다;
제2 코일 와이어는 Pt 표면을 갖고, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층은 전기전도성이 아니고, 코일은 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화된다;
제2 코일 와이어는 Pt 표면을 갖고, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층은 전기전도성이 아니고, 코일은 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화되지 않는다;
제2 코일 와이어는 비-Pt 금속으로 만들어진 표면을 갖고, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층은 전기전도성이고, 코일은 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화된다; 및
제2 코일 와이어는 비-Pt 금속으로 만들어진 표면을 갖고, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층은 전기전도성이고, 코일은 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화되지 않는다.
본 발명에 따르면, 오직 코일만이 최상층에 캡슐화될 수 있거나, 또는 센서 (코일 및 전자 회로 부품)가 최상층에 캡슐화될 수 있다.
최상층에 사용된 생체적합성 물질은, 그것이 본 발명에 따른 바이오리셉터와 상호작용하는 바이오마커에 침투가능한 한, 임의의 공지의 적절한 물질일 수 있다.
바람직하게는, 최상층의 생체적합성 물질은 친수성 물질이다. 바람직하게는, 생체적합성 물질은 생체적합성 하이드로겔이다. 일부 구현예에서, 친수성 물질은 다당류의 호모폴리머이다.
일부 구현예에서, 하이드로겔은 바람직하게는 소수성 반응성 모노머 및 친수성 반응성 모노머의 코폴리머이다. 적절한 예는 친수성 및 소수성 모노머 빌딩 블록의 하기 조합일 수 있다 : (i) 친수성: N-비닐피롤리디논, 소수성: n-부틸메타크릴레이트; (ii), 친수성: 히드록시에틸메타크릴레이트, 소수성: 메틸메타크릴레이트; (iii), 친수성: N-디메틸아미노에틸메타크릴레이트, 소수성: 사이클로헥실아크릴레이트.
일부 구현예에서, 하이드로겔은 다당류이고, 예를 들어 히알루론 또는 기토산에 기반한 것들 및 합성 다당류, 예컨대 셀룰로오스 에틸술포네이트 또는 카르복시메틸셀룰로오스 또는 이들의 혼합물에 기반한 것들이다.
일부 구현예에서, 하이드로겔은 지방족 영역에 있는 하나 이상의 탄소에 의해 각각의 블록이 상이한, 폴리에테르의 블록 코폴리머, 예를 들어, 폴리에틸렌 글리콜 및 폴리프로필렌 글리콜의 ABA 블록 코폴리머이다.
일부 구현예에서, 하이드로겔은 나피온(테트라플루오로에틸렌-퍼플루오로-3,6-디옥사-4-메틸-7-옥텐술폰산 코폴리머)이다.
바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층에 있는 전기전도성 폴리머는 바람직하게는 하기 식 (I):
Figure 112013104688511-pct00002
의 임의로 치환된 5-멤버의 헤테로사이클로부터 합성된 폴리머이고,
여기서 R1은 헤테로원자, 바람직하게는 N, S 또는 O를 나타내고,
여기서 R2, R3은 H, 바람직하게는 1 내지 4개의 탄소 원자의, 임의로 치환된 알킬의 그룹에서 각각 독립적으로 선택되고, 상기 알킬은 예를 들어 히드록실기, 알킬기 및 알킬 에테르, 임의로 치환된 o-알킬로 치환될 수 있고, 또한 여기서 R2 및 R3은 그들이 연결되는 탄소 원자와 함께 고리를 형성할 수 있다.
헤테로 원자가 황인 치환된 5 멤버의 헤테로사이클의 예는 3,4-알킬렌디옥시티오펜이다. 3,4-알킬렌디옥시티오펜의 바람직한 예는 2,3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신, 3,4-디하이드로-2H-티에노[3,4-b][1,4]디옥세핀 또는 2,3,4,5-테트라하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥소신이다. 3,4-알킬렌디옥시티오펜의 다른 바람직한 예는 다음을 포함한다.
2,3-2기 치환된-2,3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신,
2-치환된-2,3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신
3-치환된-3,4-디하이드로-2H-티에노[3,4-b][1,4]디옥세핀
3,3-2기 치환된-3,4-디하이드로-2H-티에노[3,4-b][1,4]디옥세핀
3,3-비스(치환된)-3,4-디하이드로-2H-티에노[3,4-b][1,4]디옥세핀
또는 2,3,4,5-테트라치환된-2,3,4,5-테트라하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥소신.
특히 바람직한 것은 다음과 같다.
2,3-디메틸-2,3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신
3,3-디메틸-3,4-디하이드로-2H-티에노[3,4-b][1,4]디옥세핀
3,3-비스(메톡시메틸)-3,4-디하이드로-2H-티에노[3,4-b][1,4]디옥세핀
2,3,4,5-테트라메틸-2,3,4,5-테트라하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥소신
2.3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신-2-올
2-메틸-2,3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신
2,3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신-2-일메탄올
2- 페닐-2,3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신
소듐 4-(2,3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신-2-일메톡시)부탄-1-술포네이트
3-메틸-3,4-디하이드로-2H-티에노[3,4-b][1,4]디옥세핀
3.4-디하이드로-2H-티에노[3,4-b][1,4]디옥세핀-3-일메탄올
3,4-디하이드로-2H-티에노[3,4-b][1,4]디옥세핀-3-올
5,10-디하이드로티에노[3,4-c][2,5]벤조디옥소신
또는 2-메틸-2,3-디하이드로티에노[3,4-b][1,4]디옥신.
가장 바람직한 모노머는 비치환된 3,4-에틸렌디옥시티오펜이다.
바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층에 사용하기 위한 비-전기전도성 물질의 예는 3,4-디하이드록실-L-페닐알라닌 (L-DOPA), 키토산, 나피온(테트라플루오로에틸렌-퍼플루오로-3,6-디옥사-4-메틸-7-옥텐술폰산 코폴리머)을 포함한다.
바람직하게는, 제3 코일 와이어는 은 / 염화은 기준 전극이다. 기준 전극은 또한 전자 회로 부품의 상응하는 포인트에 연결되어 안테나로서 기능할 수 있다.
본 발명에 따른 센서의 병렬 와이어는 안테나로서 사용될 수 있는 절연 층을 포함하는 제4 코일 와이어 및/또는 스페이서로서 사용될 수 있는 절연 층을 포함하는 제5 코일 와이어를 더 포함할 수 있다. 본 발명에 따른 센서의 와이어는 또한 안테나 또는 스페이서로서 작용하는 하나 이상의 추가적인 코일 와이어를 포함할 수 있다. 절연 층은 예를 들어, 파릴렌, 폴리테트라플루오로 에틸렌, 플루오르화된 에틸렌 프로필렌, 퍼플루오로알콕시 코폴리머, 폴리페닐렌 설파이드, 폴리에테르 블록 아미드, 폴리에테르 케톤, 폴리아미드, 폴리이미드, 폴리에스테르이미드, 폴리에틸렌, 예컨대 고밀도 폴리에틸렌 및 저밀도 폴리에틸렌, 폴리비닐리덴 플루오라이드, 또는 폴리우레탄으로 만들어질 수 있다.
본 발명에 따른 센서의 병렬 와이어는, 추가의 작업 전극으로서 사용될 수 있는, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층이 제공된 추가의 코일 와이어를 포함할 수 있다. 추가의 코일 와이어는 제2 코일 와이어로서 동일한 구성을 가질 수 있다. 추가의 코일 와이어는 또한, 그것이 전자 회로 부품에 대한 적절한 연결에 의해 작업 전극으로서 작동할 수 있는 한, 제2 코일 와이어와 상이한 구성을 가질 수 있다. 특히, 상이한 작업 전극에 있는 바이오리셉터는 상이할 수 있다. 본 발명에 따른 센서의 코일은 또한 추가의 작업 전극으로서 작동할 수 있는 하나 이상의 추가적인 코일 와이어를 포함할 수 있다.
본 발명에 따른 센서에 있는 바이오리셉터는 바람직하게는 산화환원효소, 즉 레독스 효소이다. 바람직하게는, 바이오리셉터는 효소 커미션 그룹 EC 1.X.3의 산화환원효소이고, X = 1 - 17이다. 이러한 타입의 산화환원효소의 예는 EC 1.1.3 (예를 들어, 글루코스 산화효소, L-굴로노락톤 산화효소, 티아민(Thiamine) 산화효소, 크산틴(Xanthine) 산화효소), EC 1.3.3 (예를 들어, 프로토포르피리노겐 산화효소), EC 1.4.3 (예를 들어, 모노아민 산화효소), EC 1.5.3 (예를 들어, 사르코신 산화효소, 디하이드로벤조페난트리딘 산화효소), EC 1.7.3 (예를 들어, 유레이트 산화효소), EC 1.8.3 (예를 들어, 설파이트 산화효소), EC 1.9.3 (예를 들어, 시토크롬 c 산화효소), EC 1.10.3 (예를 들어, 카테콜 산화효소, 라카아제) 및 EC 1.16.3 (예를 들어, 세룰로플라스민)을 포함한다.
바이오리셉터는 바람직하게는 글루코스 산화효소, 젖산 탈수소효소, 피루빈산염 탈수소효소 및 피루빈산염 산화효소로 이루어진 그룹에서 선택될 수 있다.
본 발명의 추가의 측면에 따르면, 본 발명은 트랜스시버 및 본 발명에 따른 센서를 포함하는 의료 장치를 제공한다.
본 발명의 추가의 측면에 따르면, 본 발명은 하기 단계를 포함하는, 본 발명에 따른 센서의 제조 방법을 제공한다.
1 ) 할로우 코일을 제공하는 단계,
2) 상기 코일을 전기 회로 부품과 연결하는 단계 및
3) 상기 전기 회로 부품을 생체적합성 수지로 캡슐화하는 단계.
바람직하게는, 상기 방법은 3) 단계 이후 전기 회로 부품 및 코일에, 또는 코일에 최상층을 제공하는 4) 단계를 추가로 포함한다.
본 발명의 추가의 측면에 따르면, 본 발명은 눈에서 글루코스 수준의 측정을 위한 본 발명에 따른 의료 장치 또는 본 발명에 따른 센서의 사용을 제공한다.
본 발명의 추가의 측면에 따르면, 본 발명은 본 발명에 따른 의료 장치 또는 본 발명에 따른 센서의 사용에 의해 당뇨병을 진단하는 방법을 제공한다.
본 발명은 도면을 참조하여 아래에 상세히 설명될 것이다.
도 1은 본 발명에 따른 센서의 구현예를 도식적으로 나타낸다.
도 2는 전자 회로 부품의 상세를 도시한 본 발명에 따른 센서의 구현예의 개략도이다.
도 3은 전자 회로 부품의 상세를 도시한 본 발명에 따른 센서의 추가적인 구현예의 개략도이다.
도 4는 본 발명에 따른 센서에 있는 전자 회로 부품의 정전위의 작업 원리를 도시한다.
도 5-8은 본 발명에 따른 바이오센서의 구성의 다양한 예를 도시한다.
도 9-12는 본 발명에 관한 실험에 의해 얻어진 다양한 그래프를 도시한다.
도 1은 본 발명에 따른 센서(100)의 구현예를 도시한다. 센서(100)은 병렬로 감긴 제1 코일 와이어(1), 제2 코일 와이어(2), 제3 코일 와이어(3), 제4 코일 와이어(4) 및 제5 코일 와이어(5)을 포함하는 할로우 코일(10)을 포함한다. 할로우 코일(10)은 전자 회로(20)에 연결된다. 전자 회로(20)는 코일(10)의 말단에 부착된다. 이러한 실시예에서 할로우 코일(10)은 1 mm의 직경을 갖는다.
제1 코일 와이어(1)는 상대 전극으로서 작용한다. 제2 코일 와이어(2)는 작업 전극으로서 작용한다. 제3 코일 와이어(3)는 기준 전극으로서 작용한다. 제4 코일 와이어(4)는 안테나로서 작용한다. 제5 코일 와이어(5)는 스페이서로서 작용한다.
할로우 코일(10) 및 전자 회로(20)는 연속적인 최상층(11)에 커버된다. 전자 회로(20)는 최상층(11) 하의 수지(21)에 임베드된다.
제1 코일 와이어(1)는 백금-도금된 스테인리스 스틸로 만들어지고, 단지 최상층(11)이 제공된다.
제2 코일 와이어(2)는 백금-도금된 스테인리스 스틸로 만들어지고, 최상층(11) 하에서 폴리머 층(2A)이 제공된다. 폴리머 층(2A)은 전자 전도성이고, 본 실시예에서 바이오리셉터(2B), 글루코스 산화효소를 포함한다.
제3 코일 와이어(3)는 은 도금된 스테인리스 스틸이고, 최상층(11) 하에서 염화은 층(3A)으로 코팅된다.
제4 코일 와이어(4)는 스테인리스 스틸로 만들어지고, 최상층(11) 하에서 절연 층(4A)으로 코팅된다. 절연 층(4A)은 예를 들어, PTFE로 만들어진다.
제5 코일 와이어(5)는 스테인리스 스틸로 만들어지고, 최상층(11) 하에서 절연 층(5A)으로 코팅된다. 절연 층(5A)은 예를 들어, PTFE로 만들어진다.
안테나(4)에 대한 귀선(return wire)은 전자 회로 부품(2)으로부터 제4 코일 와이어(4)의 상이한 루프(도시되지 않음)까지 연장하여, 폐 루프 안테나가 형성된다.
사용 도중, 이러한 구현예의 센서는 눈물로 채워진 아래 눈꺼풀에 위치된다. 눈물에 있는 글루코스는, 제2 코일 와이어(2)의 폴리머 층(2A)에 있는 글루코스 산화효소의 촉매 기능에 의해 H202를 생성한다.
센서는 아래 눈꺼풀에 가까이 위치된 트랜스시버 (도시되지 않음)에 의해 생성된 전자기장에 의해 작동한다. 전자기장은 코일을 통해 전류를 유도한다. 전류의 수준은 H202의 수준에 의존하고, 이는 이어서 눈물에 있는 글루코스의 수준에 의존한다. 전자 회로(20)는 글루코스의 수준을 나타내는 신호를 생성하고, 코일(4)을 통해 외부 장치에 신호를 전송한다.
도 2는 본 발명에 따른 센서의 구현예를 도식적으로 나타낸다. 전자 회로(20) 부품을 보다 상세히 설명한다. 이 실시예에서, 코일(10)은 안테나로서 사용되는 코일 와이어를 포함한다. 전자 회로 부품(20)은 정전위(40), 참조 소스(80), AID 컨버터(50), 마이크로프로세서(60) 및 RF 트랜스시버(70)로 이루어진다. 정전위(40)는 작업 전극의 전류를 전압으로 변환한다. 이러한 전압은 A/D 컨버터(50)에 의해 카운트로 디지털화된다. 참조 소스(80)는 필요한 바이어스 전압을 정전위(40)에 제공한다. 마이크로프로세서(60)는 센서의 프로세싱을 제어한다. 카운트, 즉 센서 미가공 데이터는, 마이크로프로세서(60)에 의해, 예를 들어 Norm ISO 18000-3에 기재된 바와 같이, 전송 데이터 패킷으로 변환된다. RF 트랜스시버(70)는 유도 커플링을 사용하여 리더 유닛 (여기에서 도시되지 않음)에 무선으로 연결된다. RF 트랜스시버(70)는 귀선(30)에 의해 안테나 코일에 연결된다. RF 트랜스시버(70)는 안테나 코일을 사용하여 센서 미가공 데이터를 포함하는 데이터 패킷을 리더 유닛에 전송한다. 센서는 또한 유도 커플링을 사용하여 무선으로 동력이 공급된다. 데이터 및 동력 전달을 위해 동일한 안테나 코일이 사용된다.
도 3은 본 발명에 따른 센서의 전자 회로 부품의 구현예를 도식적으로 나타낸다. 도 3은 안테나를 제외하고는 도 2와 동일하다. 이 실시예에서, 코일은 안테나로서 사용되는 코일 와이어를 포함하지 않는다. 대신, 전자 회로 부품은 데이터 및 동력 전달을 위한 안테나를 포함한다.
도 4는 본 발명에 따른 센서에 있는 전자 회로 부품의 정전위의 작업 원리를 도시한다. 정전위는 차동 입력 증폭기 (OpAmp) 및 트랜스임피던스 증폭기 (TIA)로 이루어진다. 차동 입력 증폭기는 작업(WE) 전극 및 기준(RE) 전극 간의 전위를 비교하여 요구되는 작업 바이어스 전위를 조정한다. 이를 위해, 작업 전극 및 기준 전극 간의 전압은 증폭될 수 있고, 에러 신호로서 상대 전극에 인가될 수 있다. 따라서, 작업 전극 및 기준 전극 간의 전압은 일정하게 유지된다. 트랜스임피던스 증폭기는 작업 전극에 연결되고, 셀 전류를 전압(Out)으로 변환한다. 트랜스임피던스 증폭기는 가상 접지에서 작업 전극의 전위를 유지한다.
도 5-8은 본 발명에 따른 바이오센서의 구성의 다양한 예를 도시한다.
도 5에서, 코일은 병렬로 감긴 4개의 와이어로 이루어진다. 와이어는 전자 회로 부품의 각각의 포인트에 연결되어 이들이 각각 : 상대 전극 1, 작업 전극 2, 기준 전극 3 및 안테나 4로서 기능하도록 한다.
도 6에서, 코일은 병렬로 감긴 3개의 와이어로 이루어진다. 와이어는 전자 회로 부품의 각각의 포인트에 연결되어 이들이 각각 : 상대 전극 1, 작업 전극 2, 기준 전극 3'로서 기능하도록 한다. 이 구현예에서, 기준 전극으로서 작용하는 와이어는 또한 안테나로서 기능한다.
도 7에서, 코일은 병렬로 감긴 5개의 와이어로 이루어진다. 와이어는 전자 회로 부품의 각각의 포인트에 연결되어 이들이 각각 : 상대 전극 1, 작업 전극 2, 기준 전극 3, 안테나 4 및 스페이서 5로서 기능하도록 한다.
도 8에서, 코일은 병렬로 감긴 4개의 와이어로 이루어진다. 와이어는 전자 회로 부품의 각각의 포인트에 연결되어 이들이 각각 : 상대 전극 1, 작업 전극 2, 기준 전극 3' 및 스페이서 5로서 기능하도록 한다. 이 구현예에서, 기준 전극 3'로서 작용하는 와이어는 또한 안테나로서 기능한다.
실시예
실시예 1 : PEDOT의 전기전도성 층을 갖는 Pt 작업 전극의 제조, 최상층 없음 (비-병렬 와이어)
(효소) 작업 전극을 인산완충 염수(PBS)에 3,4-에틸렌디옥시티오펜 (EDOT) (~10-2 M)을 분산하여 제조하고, GOX (~110 U/mL)를 가하고, 교반 없이 용해되도록하였다.
3개의 전극 전기화학적 시스템을 사용하였고, 이때 백금 코일 와이어 (0.01 mm 직경)는 작업 전극 (WE)으로서 기능하고, 백금 코일 와이어는 상대 전극 (CE)으로서 기능하고, 감긴 Ag/AgCl/포화된 KCl은 기준 전극 (RE)으로서 기능한다. 와이어는 병렬로 감기지 않지만, 별개의 부품으로서 존재한다. 전극은 전기중합 프로세스를 위한 전기화학적 셀을 형성한다.
WE는 사용 전에 초순수(ultra pure water)에서 초음파 세척된다. 전극을 EDOT/GOx/PBS 용액에 위치시키고, 전위를 15 사이클 동안 0.2 내지 1.2V/s 사이로 사이클했다. 결과로 얻어진 코팅된 전극을 신선한 PBS 용액으로 세척하고, 직접 사용하여 백금 전극 상으로 고정화된 GOx PEDOT 매트릭스를 얻었다(Pt/PEDOT/GOx).
실시예 2: 감지 기능
실시예 1에 의해 얻어진 3개의 전극 셋업을 사용하여 글루코스 보정 곡선을 만들었다.
0.05 mM의 단계로 0.00 내지 0.40 mM 및 0.5 mM의 단계로 0.50 내지 8.00 mM의 글루코스 PBS 용액을 제조하였다.
상이한 용액에 대하여 전류측정을 하였다. 용액을 연속적으로 교반하면서, Ag/AgCl/포화된 KCl에 대해 600 mV의 1개의 전위 단계를 인가하고, 600초 동안 전류를 측정하였다. 60 내지 600초 동안 평균 전류 및 표준 편차를 계산하고, 글루코스 농도에 대해 플롯하였다.
전류는 0 내지 10 mM 범위에서 글루코스 농도에 선형적으로 비례하는 것으로 관찰되었다. 낮은 농도 범위(0 내지 0.7 mM)에 대해 생성된 보정 곡선은 도 9에 도시된다. 기호는 개별적인 측정 포인트를 나타내고, 직선은 이들 포인트에 대한 최소 제곱법을 나타낸다. 고혈당의, 생리적 및 저혈당의 농도에서 글루코스의 검출을 입증하는 실시예는 도 10에 도시된다. 0 mM 내지 3.9 mM의 영역은 저혈당 영역을 나타내고, 3.9 mM 내지 5.5 mM의 영역은 정상 글루코스 영역을 나타내고, 5.5mM를 넘는 영역은 고혈당 영역을 나타낸다.
실시예 3 : L-DOPA의 비-전기전도성 층을 갖는 Pt 작업 전극의 제조, 최상층 없음 (비-병렬 와이어)
(효소) 작업 전극을 10 mL의 TRIS 완충 용액(pH 7.5)에 3,4-디히드록시-L-페닐알라닌 (L-DOPA) (20 mg)을 용해하여 제조하였다. 감긴 백금 와이어를 17시간 동안 실온에서 이 용액에 함침하였다. L-DOPA 코팅된 전극을 후속하여 4.5시간 동안 ~1000 U/mL의 GOx를 포함하는 PBS 용액에 함침하였다.
그에 따라 GOx를 포함하는 L-DOPA의 비-전도 코팅으로 코팅된 감긴 백금 전극을 얻었다.
실시예 4: 감지 기능
작업 전극을 실시예 3에 의해 얻어진 전극으로 대체한 것을 제외하고는, 실시예 2를 반복하였다. 작업 전극을 통해 측정된 전류가 글루코스 농도에 실질적으로 비례하는 것을 나타내는 보정 곡선을 생성하였다.
실시예 5: 키토산의 비-전기전도성 층을 갖는 Pt 작업 전극의 제조, 최상층 없음 (비-병렬 와이어)
(효소) 작업 전극을 100mL의 아세트산에 키토산 (~ 1 g)을 용해하여 제조하였다. 용액을 실온에서 3시간 동안 교반하면서 정치하고, 이어서 필요시까지 4℃에서 보관하였다. 변형된 키토산 (3 mL)의 용액에 15 μL 폴리(알릴아민) (PAA) 분자량 ~65000을 H20 중 20 중량% 용액으로서 가하였다. 키토산 용액 글루테르알데히드 (60μL) 중 PAA의 완전한 용해에 이어 H20 중 25 중량% 용액을 가하였다. 이 용액을 이어서 용액 1로 명명하였다. 키토산 용액 글루테르알데히드 (60μL) 중 GOx의 완전한 용해를 H20 중 25 중량% 용액으로서 가한 후, 변형된 키토산 (3 mL)의 별개의 용액 내로 GOx (-7 mg)를 가하였다. 이 용액은 이어서 용액 2로 명명하였다. 초순수로 린스된 H2S04 및 H202의 혼합물을 사용하여 백금 코일을 세척하고, 초순수를 함유하는 초음파 욕조에서 추가로 세척하였다. 세척된 백금 코일을 용액 1로 딥 코팅하고, 실온에서 2시간 동안 건조한 후, 용액 2로 딥코팅하고 건조하였다.
그에 따라 GOx를 포함하는 키토산의 비-전도 코팅으로 코팅된 감긴 백금 와이어를 얻었다.
실시예 6: 감지 기능
백금 코일 와이어 상대 전극 및 코일 와이어 Ag/AgCl 기준 전극과 실시예 5에 의해 얻어진 작업 전극을 결합하는 것에 의해 대표적인 전류측정기 측정을 행하였다. 코팅된 전극을 필요시까지 4℃에서 보관하였다.
실시예 2와 유사한 과정에 따라 보정 곡선을 생성하였다. 이러한 전극을 사용하여 생성된 보정 곡선은 도 11에 도시된다. 좌측의 그래프는 1일에 글루코스 농도에 대한 전류 의존성을 나타내고, 좌측의 그래프는 2일 및 3일에 글루코스 농도에 대한 전류 의존성을 도시한다.
작업 전극을 통해 측정된 전류는 글루코스 농도에 실질적으로 비례한다.
실시예 7: 나피온의 비-전기전도성 층을 갖는 Pt 작업 전극의 제조, 최상층 없음 (비-병렬 와이어)
(효소) 작업 전극을, PEG (615 mg)를 함유하는 PBS (1 mM)의 용액에 소혈청 알부민 (BSA) 및 GOx (2.7 mg)를 용해하여 제조하였다. GOx 및 BSA를 완전히 용해하고 글루테르알데히드 (H20 중 2.5 중량% 15 μL)의 용액을 가하고, 용액을 완전히 혼합하였다. 백금 코일 와이어 (직경 0.1 mm)를 실리카로 손질하고, H2SO4/H2O2 용액(1:3)에 세척하고 초순수로 린스하였다. 세척된 백금 와이어의 표면 상으로 Gox 용액(2 μL)을 드롭 캐스트하고, 1시간 동안 실온에서 건조하였다. 건조 후 나피온(테트라플루오로에틸렌-퍼플루오로-3,6-디옥사-4-메틸-7-옥텐술폰산 코폴리머)의 용액을 표면에 두고, 실온에서 1시간 동안 건조하였다.
그에 따라 GOx를 포함하는 나피온의 비-전도 코팅으로 코팅된 감긴 백금 와이어를 얻었다.
실시예 8: 감지 기능
작업 전극을 실시예 7에 의해 얻어진 전극으로 대체한 것을 제외하고는, 실시예 2를 반복하였다. 작업 전극을 통해 측정된 전류가 글루코스 농도에 실질적으로 비례하는 것을 나타내는 보정 곡선을 생성하였다.
실시예 9: PEDOT의 전기전도성 층을 갖는 Pt 작업 전극의 제조, 최상층 없음 (비-병렬 와이어)
(효소) 작업 전극을, PEG8000 (0.001 M)을 함유하는 인산 완충 염수(PBS)에 3,4-에틸렌디옥시티오펜 (EDOT) (0.01 M)을 분산하여 제조하였다. EDOT 용액에 GOx (5312.7 U)를 가하고, 이를 교반 없이 용해하였다.
감긴 작업 전극 (WE), 직경 1.5 mm, 상대 전극 (CE)으로서 감긴 백금 와이어 및 Ag/AgCl/포화된KCl 기준 전극 (RE)으로 이루어진, 3-전극 전기화학적 시스템을 사용하였다. 전극은 전기중합 프로세스를 위한 전기화학적 셀을 형성하였다.
WE를 H2S04, 초순수 및 마지막으로 PBS에 순차적 세척으로 미리 세척하였다. 전극을 EDOT/GOx/PEG/PBS 용액에 두고, 전위를 30 사이클 동안 0.1 V/s의 스캔 속도에서 0.3V로부터 0.2 - 1.2 V 사이에서 사이클하였다.
그에 따라 GOx를 포함하는 PEDOT의 전도 코팅으로 코팅된 감긴 백금 와이어를 얻었다.
실시예 10: 감지 기능
작업 전극을 실시예 9에 의해 얻어진 전극으로 대체한 것을 제외하고는, 실시예 2를 반복하였다. 도 12에 도시한 바와 같이, 작업 전극을 통해 측정된 전류가 글루코스 농도에 실질적으로 비례하는 것을 나타내는 보정 곡선을 생성하였다.
실시예 11 : 병렬 와이어
WE, CE 및 RE로서 사용된 와이어가 병렬로 감긴 점을 제외하고는, 실시예 1 - 10을 반복하였다. 병렬로 감기지 않은 와이어가 사용된 실시예(실시예 1 - 10) 및 병렬로 감긴 와이어가 사용된 실시예(실시예 11) 간의 감지 거동에서 어떠한 실질적인 차이도 나타나지 않았다.
실시예 12: 최상층을 가진 병렬 와이어
WE, CE 및 RE로서 사용된 와이어를 병렬로 감고, 코일을 나피온 (테트라플루오로에틸렌-퍼플루오로-3,6-디옥사-4-메틸-7-옥텐술폰산 코폴리머) (물 중 10 중량%)의 용액으로 딥 코팅한 후 실온에서 건조한 점을 제외하고는, 실시예 1 - 10을 반복하였다. 나피온에 캡슐화된 코일을 얻었다. 실시예 11 및 12 간의 감지 거동에서 어떠한 실질적인 차이도 나타나지 않았다.
실시예 13: PEDOT (병렬 와이어)의 전기전도성 층을 갖는 Pt 작업 전극의 제조
백금 도금된 스테인리스 스틸의 와이어(직경 0.152 mm)를 BMA 및 NVP의 코폴리머로 코팅하였다. 또다른 백금 도금된 스테인리스 스틸의 와이어(직경 0.152 mm)를 PEDOT/GOx로 전기화학적으로 코팅하고, 이를 다시 BMA 및 NVP의 코폴리머로 코팅하였다. 은 도금된 스테인리스 스틸 와이어(직경 0.152 mm)는 염화은 층으로 코팅될 수 있고, 이는 또한 코폴리머로 코팅될 수 있다. 이들 3개의 와이어는 맨드렐 둘레에 병렬로 감길 수 있다. 형성된 코일은 이어서 0.87 mm의 외경을 갖는다. 맨드렐의 제거 후, 코일을 길이 1cm의 조각으로 절단하였다. 코일의 한쪽 끝을 UV-경화성 폴리머 방울로 폐쇄하였다. 코일의 다른 한쪽 끝에 있는 3개의 와이어를 이어서 전자 회로에 연결하였다.
실시예 2와 유사한 과정에 따라 보정 곡선을 생성하였다. 작업 전극을 통해 측정된 전류는 글루코스 농도에 실질적으로 비례한다.
실시예 14
실시예 1 - 13에 따라 만들어진 코일을 전자 회로 부품에 연결하여 바이오센서를 형성하였다. 센서로부터 얻어진 전자 신호는 안테나 시스템에 의해 전송되어, 예를 들어 한 쌍의 글래스에 마운트된 외부 장치에 수신될 수 있다. 이는 이어서 신호를 증폭하여 이를 또다른 장치, 예를 들어 인슐린 펌프에 전송할 수 있다.

Claims (25)

  1. 병렬로 감긴 와이어를 포함하는 할로우 코일 및 상기 할로우 코일에 작동가능하게 연결된 전자 회로 부품을 포함하는 바이오센서로서,
    상기 와이어는 적어도, 상대 전극으로서 사용되는 제1 코일 와이어, 작업 전극으로서 사용되는 제2 코일 와이어, 및 기준 전극으로서 사용되는 제3 코일 와이어를 포함하고,
    상기 제2 코일 와이어에는, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층이 제공되고,
    상기 전자 회로 부품은 상기 바이오리셉터의 활성에 기초하여 트랜스시버에 대한 입력 신호를 생성 및 상기 트랜스시버에 입력 신호를 무선으로 전송 가능하고,
    상기 전자 회로 부품은 생체적합성 수지에 캡슐화된 것인, 바이오센서.
  2. 청구항 1에 있어서, 상기 제2 코일 와이어는 Pt 표면을 갖는 것인, 바이오센서.
  3. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층은 전기전도성인 것인, 바이오센서.
  4. 청구항 3에 있어서, 상기 생체적합성 층은 하기 식 (I):
    Figure 112016123912324-pct00003

    의 임의로 치환된 5-멤버의 헤테로사이클로부터 합성된 전자 전도 폴리머를 포함하고,
    여기서 R1은 헤테로원자를 나타내고,
    여기서 R2, R3은 H, 1 내지 4개의 탄소 원자의, 임의로 치환된 알킬의 그룹에서 각각 독립적으로 선택되고, 상기 알킬은 히드록실기, 알킬기 및 알킬 에테르, 임의로 치환된 o-알킬로 치환될 수 있고, 또한 여기서 R2 및 R3은 그들이 연결되는 탄소 원자와 함께 고리를 형성할 수 있는 것인, 바이오센서.
  5. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 코일은 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화된 것인, 바이오센서.
  6. 청구항 5에 있어서, 상기 생체적합성 물질은 친수성 물질인 것인, 바이오센서.
  7. 청구항 6에 있어서, 상기 친수성 물질은, 소수성 반응성 모노머와 친수성 반응성 모노머의 코폴리머; 지방족 영역에 있는 하나 이상의 탄소에 의해 각각의 블록이 상이한, 폴리에테르의 블록 코폴리머; 및 다당류의 호모폴리머로 이루어진 그룹에서 선택된 것인 바이오센서.
  8. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 생체적합성 수지는 UV 경화성 의료용 접착제인 것인, 바이오센서.
  9. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 제3 코일 와이어는 은 / 염화은 기준 전극인 것인, 바이오센서.
  10. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 와이어는, 안테나로서 사용될 수 있는 절연 층으로 코팅된 제4 코일 와이어를 더 포함하는 것인, 바이오센서.
  11. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 와이어는, 스페이서로서 사용될 수 있는 절연 층으로 코팅된 제5 코일 와이어를 더 포함하는 것인, 바이오센서.
  12. 청구항 10에 있어서, 상기 절연 층은 파릴렌; 폴리테트라플루오로 에틸렌; 플루오르화된 에틸렌 프로필렌; 퍼플루오로알콕시 코폴리머; 폴리페닐렌 설파이드; 폴리에테르 블록 아미드; 폴리에테르 케톤; 폴리아미드; 폴리이미드; 폴리에스테르이미드; 고밀도 폴리에틸렌 및 저밀도 폴리에틸렌과 같은 폴리에틸렌; 폴리비닐리덴 플루오라이드; 또는 폴리우레탄 또는 이들의 코폴리머로 만들어진 것인, 바이오센서.
  13. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 추가의 작업 전극으로서 사용될 수 있는, 바이오리셉터를 포함하는 생체적합성 층이 제공된 하나 이상의 추가의 코일 와이어를 포함하는, 바이오센서.
  14. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 바이오리셉터는 산화환원효소인 것인, 바이오센서.
  15. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 바이오리셉터는 효소 커미션 그룹 EC 1.X.3의 산화환원효소이고, X = 1 - 17인 것인, 바이오센서.
  16. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 바이오리셉터는 글루코스 산화효소, 젖산 탈수소효소, 피루빈산염 탈수소효소 및 피루빈산염 산화효소로 이루어진 그룹에서 선택된 것인, 바이오센서.
  17. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 바이오센서는 0.1 mm 내지 3 mm의 직경을 갖는 것인, 바이오센서.
  18. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 바이오센서는 5 mm 내지 20 mm의 길이를 갖는 것인, 바이오센서.
  19. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 전자 회로 부품은 상기 코일의 말단에 부착되고, 상기 코일의 다른 말단에는 생체적합성 수지가 제공되는 것인, 바이오센서.
  20. 청구항 1 또는 청구항 2에 있어서, 상기 바이오센서는 생체적합성 물질의 최상층에 캡슐화된 것인, 바이오센서.
  21. 청구항 1 또는 청구항 2에 기재된 바이오센서 및 원격 수신기를 포함하는 의료 장치.
  22. 청구항 1 또는 청구항 2에 기재된 바이오센서의 제조 방법으로서, 하기 단계:
    1) 할로우 코일을 제공하는 단계,
    2) 상기 할로우 코일을 전기 회로 부품과 연결하는 단계 및
    3) 상기 전기 회로 부품을 생체적합성 수지로 캡슐화하는 단계
    를 포함하는 것인, 바이오센서의 제조 방법.
  23. 눈(eye)에서 글루코스 수준을 측정하는데 사용하기 위한, 청구항 1 또는 청구항 2에 기재된 바이오센서.
  24. 청구항 1 또는 청구항 2에 기재된 바이오센서 또는 청구항 1 또는 청구항 2에 기재된 바이오센서 및 원격 수신기를 포함하는 의료 장치를 사용하는 것에 의한 인간을 제외한 대상에 대한, 당뇨병 진단 방법.
  25. 눈에서 글루코스 수준을 측정하는데 사용하기 위한, 청구항 1 또는 청구항 2에 기재된 바이오센서 및 원격 수신기를 포함하는 의료 장치.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20210088979A (ko) 2020-01-07 2021-07-15 엘지이노텍 주식회사 체내용 센싱 장치

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9788765B2 (en) 2012-09-28 2017-10-17 Dexcom, Inc. Zwitterion surface modifications for continuous sensors
US20140209481A1 (en) * 2013-01-25 2014-07-31 Google Inc. Standby Biasing Of Electrochemical Sensor To Reduce Sensor Stabilization Time During Measurement
US9737250B2 (en) 2013-03-15 2017-08-22 Dexcom, Inc. Membrane for continuous analyte sensors
US8922366B1 (en) * 2013-06-28 2014-12-30 Google Inc. Reader communication with contact lens sensors and display device
US9459201B2 (en) 2014-09-29 2016-10-04 Zyomed Corp. Systems and methods for noninvasive blood glucose and other analyte detection and measurement using collision computing
CN105361891A (zh) * 2015-10-19 2016-03-02 中国农业大学 植于活鱼眼球巩膜组织间液内的血糖传感器及制备方法
CA2998398C (en) * 2015-12-30 2023-09-19 Dexcom, Inc. Biointerface layer for analyte sensors
US9554738B1 (en) 2016-03-30 2017-01-31 Zyomed Corp. Spectroscopic tomography systems and methods for noninvasive detection and measurement of analytes using collision computing
EP3607011A1 (en) 2017-04-07 2020-02-12 NovioSense B.V. Coating for implantable medical device
EP3928687B1 (en) * 2017-10-24 2024-06-26 Dexcom, Inc. Wearable device with pre-connected analyte sensor
US20210113120A1 (en) 2018-04-10 2021-04-22 Ligalli B.V. Vaginal Measurements Using a Vaginal Ring

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070213611A1 (en) 2003-07-25 2007-09-13 Simpson Peter C Dual electrode system for a continuous analyte sensor
WO2010056624A2 (en) 2008-11-11 2010-05-20 Isense Corporation Long-term implantable biosensor

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4703756A (en) * 1986-05-06 1987-11-03 The Regents Of The University Of California Complete glucose monitoring system with an implantable, telemetered sensor module
US5593852A (en) * 1993-12-02 1997-01-14 Heller; Adam Subcutaneous glucose electrode
US6544193B2 (en) * 1996-09-04 2003-04-08 Marcio Marc Abreu Noninvasive measurement of chemical substances
US6175752B1 (en) * 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6515144B2 (en) * 2001-05-22 2003-02-04 The Board Of Regents Of The University Of Nebraska Oligothiophenes and synthesis thereof
EP1390733B1 (en) * 2001-05-30 2010-05-19 i-SENS, INC. Biosensor
US10022078B2 (en) * 2004-07-13 2018-07-17 Dexcom, Inc. Analyte sensor
DE50306025D1 (de) 2003-05-06 2007-02-01 Fraunhofer Ges Forschung Vorrichtung zum Einstellen einer Resonanzschaltung für eine minimale Leistungsaufnahme eines Verstärkers
US7241266B2 (en) * 2004-05-20 2007-07-10 Digital Angel Corporation Transducer for embedded bio-sensor using body energy as a power source
DE102004033288A1 (de) * 2004-07-09 2006-02-02 H.C. Starck Gmbh Kondensationsprodukte aus 3,4-Alkylendioxythiophen-Derivaten mit Ketonen und daraus erhältliche elektrisch leitfähige Polymere
EP2054476B9 (en) * 2006-07-25 2012-03-14 Glumetrics, Inc. Flourescent dyes for use in glucose sensing
US7747318B2 (en) * 2006-12-07 2010-06-29 Neuropace, Inc. Functional ferrule
EP2111148B1 (en) * 2007-01-19 2015-08-12 Given Imaging (Los Angeles) LLC Micro-remote gastrointestinal physiological measurement device
DE102007038402A1 (de) 2007-05-31 2008-12-24 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Vorrichtung und Verfahren zum Erfassen eines druckabhängigen Parameters
GB0715590D0 (en) * 2007-08-09 2007-09-19 Glysure Ltd Sensing apparatus
WO2010018524A1 (en) * 2008-08-11 2010-02-18 Nxp B.V. Ingestible devices for measuring physiological parameters
DE102008049648A1 (de) 2008-09-30 2010-04-15 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Vorrichtung und Verfahren zur Gleichrichtung einer Eingangswechselspannung

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070213611A1 (en) 2003-07-25 2007-09-13 Simpson Peter C Dual electrode system for a continuous analyte sensor
WO2007120442A2 (en) 2003-07-25 2007-10-25 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
WO2010056624A2 (en) 2008-11-11 2010-05-20 Isense Corporation Long-term implantable biosensor

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
논문, Po-Chin Nien ET AL, "AMperometric Glucose Biosensor based on entrapment~", ElectroAnalysis, Vol, 18, no. 13-14, 1 July 2006(2006.07.01), p 1408-1415
논문, YU BAZHANG et al, "Coil-type implantable glucose biosensor with excess enzyme loading", Frontiers in bioscience, US, Vol, 10, 1 Jan 2005(2005.01.01), p 512-520

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20210088979A (ko) 2020-01-07 2021-07-15 엘지이노텍 주식회사 체내용 센싱 장치

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Publication number Publication date
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CN103687958B (zh) 2015-11-25

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