바이오 센서 및 그 형성 방법{BIOSENSOR AND METHOD FOR FORMING THE SAME}
본 발명은 바이오 센서 및 그 형성 방법에 관한 것이다.
전기 화학 기반의 바이오 센서는 전기 화학적 방법이 지니는 분석 능력과 생물학적인 인식(biological recognition)의 특이성(specificity)을 결합시킨 것이다. 즉, 효소, 항원, 항체, 생화학 물질 등의 생물학적 특이성을 지니는 물질(biospecific reagent)을 전극 표면에 고정시키거나 함유하게 함으로써, 생물학적 인식 현상을 전류 혹은 전위 변화로 검출한다. 이러한 전기 화학 기반의 바이오 센서는 전극 자체의 저항과 전기 화학 반응이 일어나는 계면 특성이 매우 중요하다. 향상된 성능을 가진 전기 화학 기반의 바이오 센서를 제조할 수 있는 나노 물질 중 하나로써, 그래핀이 주목 받고 있다. 그러나 그래핀은 화학적으로 불활성이기 때문에, 전기 화학 기반의 바이오 센서를 구현하는 점에 있어서 어려움이 있다. 따라서, 그래핀을 이용하여 전기 화학 기반의 바이오 센서를 제조하기 위해서는 그래핀의 표면 활성화가 필요하다. 또한, 기존의 그래핀을 활용한 바이오 센서의 경우, 용액 공정 기반의 산화 그래핀(graphene oxide)을 주로 사용하였기 때문에, 공정상에 어려움이 있었다. 앞서 전술한 예는, 대한민국 등록 특허 제10-1355933호(발명의 명칭: 화학적으로 개질된 그래핀에 다양한 바이오물질을 흡착시키는 방법)에 개시되어 있다. 구체적으로, 기본적으로 소수성을 띠는 그래핀 상에 친수성을 띠는 바이오물질을 흡착시키기 위하여, 그래파이트를 산화시켜 제조한 산화 그래핀의 전기적 특성 복원을 위한 환원 및 친수성의 바이오 물질을 흡착시키기 위한 질소 도핑을 동시에 진행하는 개질 과정을 통해, 개질한 그래핀 상에만 선택적으로 바이오 물질이 흡착하므로, 바이오 물질이 선택적으로 흡착되고 패턴화된 그래핀층을 포함하는 복합기판을 제조하는 방법을 제공한다.
상기와 같은 문제점을 해결하기 위하여, 본 발명은 신뢰성이 우수한 바이오 센서를 제공한다. 본 발명은 유연성 및 신축성이 우수한 바이오 센서를 제공한다. 본 발명은 하나의 플랫폼 위에 다양한 센서를 포함하는 바이오 센서를 제공한다. 본 발명은 상기 바이오 센서의 형성 방법을 제공한다. 본 발명의 다른 목적들은 다음의 상세한 설명과 첨부한 도면으로부터 명확해 질 것이다.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센서는, 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함하고, 상기 센싱부는 그래핀층을 포함한다. 상기 그래핀층은 도핑된 전도성 물질을 포함할 수 있다. 상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다. 상기 센싱부는 상기 그래핀층 아래에 배치된 전도성 전극층 및 상기 그래핀층 위에 배치된 반응층을 더 포함할 수 있다. 상기 전도성 전극층은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴을 포함할 수 있다 상기 센싱부는 상기 그래핀층 위에 배치되는 상부 절연층을 더 포함할 수 있고, 상기 상부 절연층은 상기 그래핀층을 노출하는 오프닝부를 가질 수 있다. 상기 반응층은 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층과 접촉할 수 있다. 상기 반응층은 상기 센서의 종류에 따라 다른 물질로 형성될 수 있다. 상기 반응층은 은/염화은 또는 PEDOT로 형성될 수 있다. 상기 반응층은 폴리아닐린, 프러시안 블루, 및 글루코오스 옥시다아제 중에서 선택된 하나 이상의 물질로 표면 처리될 수 있다. 상기 브릿지부는 다중 절곡된 형상을 가질 수 있다. 상기 센서는 습도 센서, pH 센서, 글루코오스 센서, 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상의 센서를 포함할 수 있다. 상기 바이오 센서는 상기 전극부에 전원을 제공하는 전원부 및 상기 전극부로부터 전류, 전압, 또는 임피던스 중 어느 하나의 신호를 수집하여 상기 신호를 변환하는 프로세싱부를 더 포함할 수 있다. 본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센서의 형성 방법은, 센싱부, 상기 센싱부에 연결된 브릿지부, 및 상기 브릿지부에 연결된 전극부를 포함하는 센서를 하나 이상 포함하는 바이오 센서를 형성하는 방법으로서, 하부 절연층을 형성하는 단계, 상기 하부 절연층 위에 전도성 전극층을 형성하는 단계, 상기 전도성 전극층 위에 그래핀층을 형성하는 단계, 및 상기 그래핀층 위에 반응층을 형성하는 단계를 포함한다. 상기 바이오 센서의 형성 방법은, 상기 그래핀층 위에 상기 그래핀층을 노출시키는 오프닝부를 갖는 상부 절연층을 형성하는 단계 및 상기 반응층을 형성하기 전에 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층에 전도성 물질을 도핑하는 단계를 더 포함할 수 있다. 상기 전도성 물질은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다. 상기 반응층은 상기 오프닝부를 통하여 상기 그래핀층 위에 형성될 수 있다. 상기 전도성 전극층은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴을 포함하도록 형성될 수 있다. 상기 전도성 전극층은 금, 알루미늄, 백금, 니켈, 그래핀, 은 나노와이어 필름, 금속 그리드, 및 인듐주석산화물 중에서 선택된 하나 이상을 포함하는 물질로 형성될 수 있다. 상기 반응층은 상기 센서의 종류에 따라 다른 물질로 형성될 수 있다. 상기 센싱부, 상기 브릿지부, 및 상기 전극부는 동일 공정에 의해 함께 형성될 수 있다. 상기 센서는 습도 센서, pH 센서, 글루코오스 센서, 및 스트레인 게이지 중에서 선택된 하나 이상의 센서를 포함할 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 바이오 센서는 계면 특성이 향상되는 등 우수한 신뢰성을 가질 수 있다. 상기 바이오 센서는 우수한 유연성과 신축성을 가질 수 있어 생체 부착형 웨어러블 장치에 용이하고 다양하게 적용될 수 있다. 상기 바이오 센서는 하나의 플랫폼 위에 다양한 센서를 포함할 수 있어 다양한 물질을 동시에 검출할 수 있다. 상기 바이오 센서는 하나의 플랫폼에 기준 전극과 작업 전극을 동시에 구현할 수 있어 별도의 기준 전극을 구비할 필요가 없다. 상기 바이오 센서는 하나 이상의 센서를 포함할 수 있고, 상기 하나 이상의 센서는 간단한 공정으로 용이하게 형성될 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 모식도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 구성을 나타낸다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 구성을 설명하기 위한 도면이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 센싱부를 설명하기 위한 도면이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 브릿지부의 하부 절연층의 상부에 형성된 전도성 전극층을 확대한 도면이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 형성하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 형성 과정을 개략적으로 나타낸다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 표면처리 과정을 설명하기 위한 도면이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 바이오 센서의 이미지이다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 폴리에틸렌디옥시싸이오펜의 증착 결과를 나타낸다.
도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 폴리에틸렌디옥시싸이오펜의 증착 결과에 따른 전극의 특성을 분석한 그래프이다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 전기 화학 특성을 분석한 그래프이다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 동작 특성을 분석한 그래프이다.
도 15는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 신축성을 나타낸다.
도 16은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 구성을 나타낸다.
도 17은 본 발명의 일 실실예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 글루코오스 조절부를 나타낸다.
도 18은 본 발명의 일 실시예에 따른 발열부의 이미지이다.
도 19는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 발열부의 단면을 나타낸다.
도 20은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 약물 전달부를 나타낸다.
도 21은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 약물 전달부의 미세 바늘을 나타낸다.
도 22는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템을 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 23은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절부를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 24는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절부의 발열부를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 25는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달부의 형성 및 약물전달부와 발열부를 결합시키는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 26은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 센서부 및 글루코오스 조절부의 이미지이다.
도 27은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 글루코오스 조절 시스템의 이미지이다.
도 28는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템을 이용하여 글루코오스를 조절하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 29는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 센서부의 동작 과정을 설명하기 위한 도면이다.
도 30은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 글루코오스 조절부의 동작 과정을 설명하기 위한 도면이다.
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. 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. 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. 본 명세서에서, 어떤 부분이 다른 부분과 "연결"되어 있다고 할 때, 이는 "직접적으로 연결"되어 있는 경우뿐 아니라, 그 중간에 다른 구성요소를 사이에 두고 "전기적으로 연결"되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다. 도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 모식도이고, 도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 구성을 나타내며, 도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 구성을 설명하기 위한 도면이다. 도 1 내지 도 3을 참조하면, 바이오 센서(10)는 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)를 포함한다. 센싱부(100)는 임의의 패턴에 따라 배치된 복수의 센싱부를 포함할 수 있다. 센싱부(100)는 제1 센싱부(110), 제2 센싱부(120), 제3 센싱부(130), 및 제4 센싱부(140)를 포함할 수 있다. 제1 센싱부(110)는 습도를 측정할 수 있는 습도 센싱부일 수 있고, 제2 센싱부(120)는 pH를 측정할 수 있는 pH 센싱부일 수 있고, 제3 센싱부(130)는 글루코오스를 측정할 수 있는 글루코오스 센싱부일 수 있으며, 제4 센싱부(140)는 스트레인을 측정할 수 있는 스트레인 게이지일 수 있다. 제1 센싱부(110), 제2 센싱부(120), 제3 센싱부(130), 및 제4 센싱부(140)는 각각 하나 또는 둘 이상 배치될 수 있다. 바이오 센서(10)는 제1 센서(11), 제2 센서(12), 제3 센서(13), 및 제4 센서(14)를 포함할 수 있다. 제1 센서(11)는 습도 센서일 수 있고, 제2 센서(12)는 pH 센서일 수 있고, 제3 센서(13)는 글루코오스 센서일 수 있으며, 제4 센서(14)는 스트레인 게이지일 수 있다. 제1 센서(11)는 제1 센싱부(110), 제1 브릿지부(210), 및 제1 전극부(310)를 포함할 수 있고, 제2 센서(12)는 제2 센싱부(120), 제2 브릿지부(220), 및 제2 전극부(320)를 포함할 수 있다. 제3 센서(13)는 제3 센싱부(130), 제3 브릿지부(230), 및 제3 전극부(330)를 포함할 수 있고, 제4 센서(14)는 제4 센싱부(140), 제4 브릿지부(240), 및 제4 전극부(340)를 포함할 수 있다. 브릿지부(200)는 센싱부(100)와 전극부(300)를 연결한다. 전극부(300)는 센싱부(100)에 전압을 제공하거나, 센싱부(100)로부터 측정된 전위차, 전류, 또는 임피던스 등의 신호를 수집할 수 있다. 전극부(300)는 상기 신호를 수집하기 위해 2개 또는 3개의 전극 패턴을 포함할 수 있다. 도면에 도시되지는 않았으나, 바이오 센서(10)는, 전극부(300)에 전원을 제공하는 전원부 및 전극부(300)를 통해 수집된 전위차, 전류, 또는 임피던스 등의 신호를 산화 환원 반응에 의하여 나타나는 이온 변화량 또는 화학 물질의 농도 변화량 등으로 변환하는 프로세싱부를 더 포함할 수 있다. 상기 전원부는 전력 케이블, 재충전식 또는 일회용 배터리를 이용하여 전극부(300)에 전력을 제공할 수 있다. 도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 센싱부를 설명하기 위한 도면이다. 도 4를 참조하면, 센싱부(100)는 하부 절연층(101), 전도성 전극층(102), 그래핀층(103), 상부 절연층(105), 및 반응층(106)을 포함할 수 있다. 하부 절연층(101)은 전도성이 없는 투명한 고분자 물질로 형성될 수 있다. 상기 고분자 물질은, 예를 들어, 감광성 고분자일 수 있다. 또, 상기 고분자 물질은, 예를 들어, 에폭시 수지, 폴리이미드(polyimide), 페릴린(parylene)일 수 있다. 전도성 전극층(102)은 하부 절연층(10s) 위에 배치된다. 전도성 전극층(102)의 외부 형상은 하부 절연층(101)과 동일할 수 있으나, 그 내부 형상은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴을 포함할 수 있다. 전도성 전극층(102)은 전류가 흐를 수 있는 전도성 물질로 형성될 수 있다. 상기 전도성 물질은 금(Au), 알루미늄(Al), 백금(Pt), 니켈(Ni) 등의 금속, 그래핀(graphene), 은 나노와이어 필름(silver nanowire film), 금속 그리드(metal grid), 및 인듐주석산화물(indium tin oxide, ITO) 등의 금속 산화물 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다. 그래핀층(103)은 전도성 전극층(102) 위에 배치된다. 그래핀층(103)은 그래핀, 그래핀과 같은 탄소 계열 물질, 탄소나노튜브(carbon nanotube, CNT) 등을 포함할 수 있다. 그래핀층(103)은 전도성 물질(104)이 도핑될 수 있다. 전도성 물질(104)은 금속 나노입자(nanoparticles) 또는 금속 나노와이어의 형태로 그래핀층(103)의 전체 또는 일부 영역에 배치될 수 있다. 전도성 물질(104)은, 예를 들어, 금(Au) 나노입자를 포함할 수 있으며, 도핑된 전도성 물질(104)에 의해 그래핀층(103)의 전도성이 향상될 수 있다. 상부 절연층(105)는 그래핀층(103) 위에 배치된다. 상부 절연층(105)은 그래핀층(103)의 일부 영역을 노출하는 오프닝부(105a)를 가질 수 있다. 반응층(106)은 오프닝부(105a)에 의해 노출된 그래핀층(103) 위에 배치된다. 반응층(106)은 글루코오스 센서의 기준 전극으로 사용되거나 습도를 측정하기 위하여 은(Ag)/염화은(AgCl) 또는 폴리에틸렌디옥시싸이오펜(Poly(3,4-ethylenedioxythiophene), PEDOT) 등의 물질을 증착시켜 형성될 수 있다. 반응층(106) 중 적어도 어느 하나는 상대 전극(counter electrode)을 형성하기 위한 물질을 증착시켜 형성될 수 있다. 따라서, 본 발명의 다른 실시예에 따른 전기 화학 기반의 바이오 센서는 하나의 플랫폼 위에, 복수 개의 센싱부(100)를 형성하고, 각각의 센싱부(100)에 각기 다른 물질을 검출하기 위한 반응층(106)을 구현함으로써, 다양한 물질을 동시에 검출할 수 있다. 또한, 종래의 전기 화학 센서에서, 상용화된 기준 전극을 별도로 구성해야 했던 것과 달리, 본 발명은 하나의 플랫폼에 기준 전극과 작업 전극(working electrode)을 동시에 구현할 수 있다. 반응층(106)의 표면은 산성도(pH)를 측정하기 위해 폴리아닐린(polyaniline)으로 표면 처리되거나, 땀 속 글루코오스를 측정하기 위하여 글루코오스 분해 효소인 글루코오스 옥시다아제(glucose oxidase), 글루코오스 분해 산물인 과산화수소 분해의 촉매 역할을 하는 프러시안 블루(prussian blue) 등의 물질로 표면 처리될 수 있다. 반응층(106)을 형성하는 물질은 센싱부(100)에 의하여 검출하고자 하는 물질에 따라 달라질 수 있다. 센싱부(100)는 하나의 플랫폼 위에 각각 다른 물질을 검출하기 위한 반응층(106)을 포함할 수 있고, 이에 의해 다양한 물질을 검출하는 복수 개의 센서(11 내지 14)가 구현될 수 있다. 또, 하나의 플랫폼에 상대 전극과 작업 전극(working electrode)을 동시에 구현하여 센서를 형성함으로써, 상용화된 별도의 기준 전극을 필요로 하지 않는다. 도면에 도시되지 않았지만, 브릿지부(200)는 하부 절연층, 전도성 전극층, 그래핀층 및 상부 절연층을 포함할 수 있다. 전극부(300)는 하부 절연층 및 전도성 전극층을 포함할 수 있다. 전극부(300)는 상기 전도성 전극층 위에 상부 절연층을 포함할 수 있으며, 상기 상부 절연층은 센싱부(100)의 상부 절연층(105)과 마찬가지로 오프닝부를 포함하고, 상기 오프닝부를 통해 전원부의 전원이 전극부(300)에 제공될 수 있다. 브릿지부(200)의 하부 절연층, 전도성 전극층, 그래핀층, 및 상부 절연층과 전극부(300)의 하부 절연층, 전도성 전극층, 및 상부 절연층은 각각 센싱부(100)의 하부 절연층(101), 전도성 전극층(102), 그래핀층(103) 및 상부 절연층(105)과 동일한 물질로 동일한 공정을 수행하는 것에 의해 함께 형성될 수 있다. 브릿지부(200)의 그래핀층에는 전도성 물질이 도핑되지 않을 수 있다. 바이오 센서(10)는 하나의 플랫폼에 복수 개의 센싱부(100)를 포함할 수 있고, 각각의 센싱부(100)는 다른 물질을 검출할 수 있다. 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)를 구성하는 하부 절연층은 센서가 달라도 서로 연결되도록 형성될 수 있다. 그러나, 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)를 구성하는 전도성 전극층은 센싱부, 브릿지부, 및 전극부가 연결되어 하나의 센서로 동작하도록 센서별로 전기적으로 구분되도록 형성될 수 있다. 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)가 연결되어 하나의 센서로 동작할 수 있고, 개별적으로 신호를 수집할 수 있다. 도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 브릿지부의 하부 절연층의 상부에 형성된 전도성 전극층을 확대한 도면이다. 도 5를 참조하면, 브릿지부(200)를 구성하는 하부 절연층은 상하 또는 좌우로 다중 절곡된 패턴을 포함할 수 있다. 또, 브릿지부(200)의 하부 절연층 위에 배치되는 전도성 전극층은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴으로 다중 절곡된 하부 절연체의 형상을 따라 전도성 물질로 형성될 수 있다. 센싱부(100)와 전극부(300)를 연결하는 브릿지부(200)가 다중 절곡된 패턴으로 형성되기 때문에 바이오 센서는 신축성을 가질 수 있다. 사용자에게 거부감을 주지 않고 신체에 착용하여 사용하는 웨어러블(wearable) 장치에 용이하게 적용될 수 있다. 도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이고, 도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 형성하는 방법을 설명하기 위한 도면이다. 도 6 및 도 7을 참조하면, 바이오 센서의 형성 방법은, 하부 절연층(101)을 형성하는 단계(S110), 하부 절연층(101) 위에 전도성 전극층(102)을 형성하는 단계(S120), 전도성 전극층(102) 위에 그래핀층(103)을 형성하는 단계(S130), 그래핀층(103) 위에 상부 절연층(105)을 형성하는 단계(S140), 센싱부 및 전극부의 상부 절연층(105)에 오프닝부(105a)를 형성하는 단계(S150), 센싱부에 형성된 오프닝부(105a)에 의하여 노출된 그래핀층(103)에 전도성 물질(104)을 도핑하는 단계(S160), 및 전도성 물질(104)이 도핑된 그래핀층(103) 위에 반응층(106)을 형성하는 단계(S170)를 포함할 수 있다. 희생 기판(400) 위에 하부 절연층(101)을 형성한다(S110). 희생 기판(400)으로 유리(Glass) 기판, 석영(Quartz) 기판, 실리콘(Si) 기판, 게르마늄(Ge) 기판 등이 사용될 수 있다. 희생 기판(400) 위에 하부 절연층(101)을 형성하기 전에 바이오 센서를 기판으로 분리하기 위한 희생층(410)이 형성될 수 있다. 희생층(410)은, 예를 들어, 니켈(Ni), 구리(Cu), 알루미늄(Al)과 같은 금속 또는 PMMA(poly(methyl methacrylate) 등으로 형성될 수 있다. 하부 절연층(101)은 감광성 고분자 물질을 희생 기판(400)위에 도포하고, 포토리소그래피(Photolithography) 또는 전자빔리소그래피(e-beam lithography) 공정을 수행하여 형성될 수 있다. 상기 고분자 물질은 에폭시 수지, 폴리이미드, 및 페릴린 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다. 하부 절연층(101)은 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)의 배치 영역에 따라 다른 패턴으로 형성될 수 있으나, 형성 공정을 용이하게 하기 위하여, 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)에 포함되는 하부 절연층(101)이 하나로 연결되도록 패터닝될 수 있다. 하부 절연층(101) 위에 전도성 전극층(102)을 형성한다(S120). 전도성 전극층(102)은 하부 절연층(101) 위에 전도성 물질을 증착한 후 포토리소그래피 또는 전자빔리소그래피공정을 수행하여 형성될 수 있다. 상기 전도성 물질은 금(Au), 알루미늄(Al), 백금(Pt), 니켈(Ni) 등의 금속, 그래핀(graphene), 은 나노와이어 필름(silver nanowire film), 금속 그리드(metal grid), 및 인듐주석산화물(indium tin oxide, ITO) 등의 금속 산화물 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다. 복수 개의 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300)를 구성하는 각각의 전도성 전극층(102)은 한번의 공정을 통하여 함께 형성될 수 있다. 센싱부 및 브릿지부에 형성되는 전도성 전극층(102)은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴으로 형성될 수 있다. 하나의 센서를 구성하는 센싱부(100), 브릿지부(200), 및 전극부(300) 각각의 전도성 전극층(102)의 패턴은 서로 연결되도록 형성된다. 그러나, 각각의 센서는 전기적으로 절연되도록 전도성 전극층(102)이 형성될 수 있다. 복수 개의 센서를 구성하는 하부 절연층(101)이 서로 연결되어 있더라도, 각각의 센서는 전도성 전극층(102)에 의하여 전기적으로 구분되어 형성되기 때문에, 서로 독립적으로 신호를 측정 및 수집할 수 있다. 전도성 전극층(102) 위에 그래핀층(103)을 형성한다(S130). 그래핀(103a)은 화학기상 증착(chemical vapor deposition, CVD)을 수행하여 성장된 후 전도성 전극층(102) 위로 전사될 수 있다. 그래핀(103a)은 단층 또는 이층 이상의 다층으로 형성될 수 있으며, 전도성 전극층(102) 위에서 직접 성장될 수도 있다. 그래핀층(103)은 그래핀(103a)을 전극부(300)를 제외한 전도성 전극층(102)과 동일한 형상으로 패터닝하는 것에 의해 센싱부(100) 및 브릿지부(200) 위에 형성될 수 있다. 그래핀층(103) 위에 상부 절연층(105)을 형성한다. 상부 절연층(105)은 센싱부(100) 및 브릿지부(200)의 그래핀층(103)과 전극부(300)의 전도성 전극층(102) 위에 전도성이 없는 감광성 고분자 물질을 도포한 후 하부 절연층(101)과 동일한 형상으로 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 상부 절연층(105)을 형성하는 방법은 전술한 하부 절연층(101)을 형성하는 방법과 동일하므로 상세한 설명은 생략한다. 센싱부(100) 및 전극부(300)의 상부 절연층에 오프닝부를 형성한다(S150). 포토리소그래피 또는 전자빔리소그래피 공정을 이용하여 센싱부(100) 및 전극부(300)의 상부 절연층(105)을 제거할 수 있다. 센싱부(100) 및 전극부(300) 위에 존재하는 상부 절연층(105)이 제거되고, 센싱부(100)의 그래핀층(103)과 전극부(300)의 전도성 전극층(102)이 오프닝부(105a)를 통해 노출될 수 있다. 상부 절연층(105)을 형성하는 단계(S140)와 센싱부(100) 및 전극부(300)의 상부 절연층(105)에 오프닝부(105a)를 형성하는 단계(S150)는 하나의 마스크를 이용하여 한번의 공정으로 동시에 수행될 수 있다. 센싱부(100)의 상부 절연층(105)에 형성된 오프닝부(105a)에 의하여 노출된 그래핀층(103)에 전도성 물질(104)을 도핑할 수 있다(S160). 전도성 물질(104)은 금속 나노입자 및 금속 나노와이어 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다. 전도성 물질(104)은, 예를 들어, 금 나노입자를 포함할 수 있다. 예를 들어, 염화 금(gold chloride) 용액을 노출된 그래핀층(103)에 드랍 캐스팅(drop casting) 하는 것에 의해 그래핀층(103)에 금 나노입자가 도핑될 수 있다. 전도성 물질(104)이 도핑된 그래핀층(103) 위에 반응층(106)을 형성한다(S170). 오프닝부(105a)에 의하여 노출된 센싱부(100)의 그래핀층에 특정 물질을 검출할 수 있는 반응층(106)을 형성할 수 있다. 도면에 도시되지는 않았으나, 상기 바이오 센서의 형성 방법은 특정 물질과 선택적으로 반응하는 유기 분자로 반응층(106)을 표면 처리하는 단계를 더 포함할 수 있다. 예를 들어, 반응층(106)의 표면은 폴리아닐린, 글루코오스 옥시다아제, 또는 프러시안 블루 등의 물질로 표면 처리될 수 있다. 하나의 플랫폼에 다양한 센서를 구성하기 위하여, 센싱부(100)를 구성하는 반응층(106)을 센서에 따라 각각 다른 물질로 형성하거나, 각각 다른 물질로 표면 처리를 할 수 있다. 반응층(106)을 형성하고자 하는 센싱부(100)에 연결된 전극부(300)에 전원을 제공하고, 센싱부(100)의 전도성 전극층(102)에 전류를 흐르게 함으로써 선택적으로 반응층(106)을 형성할 수 있다. 이에 의해, 센싱부(100)를 구성하는 반응층(106)을 센서에 따라 각각 다른 물질로 형성할 수 있다. 즉, 반응층(106)을 형성하고자 하는 센싱부(100)에 연결된 전극부(300)에 전원을 제공함으로써, 오프닝부(105a)에 의하여 노출된 복수의 그래핀층(103) 중에서 전류가 흐르는 전도성 전극층(102) 위에 존재하는 그래핀층(103)에만 선택적으로 반응층(106)을 형성할 수 있다. 반응층(106)은 전기 도금 공정을 수행하는 것에 의해 형성될 수 있다. 특정 물질과 선택적으로 반응하는 유기 분자 또는 특정 화학 물질로 반응층(106)을 표면 처리할 수 있다. 반응층(106)의 표면 처리는 표면 처리하고자 하는 반응층(106) 아래에 배치된 전도성 전극층(102)에 연결된 전극부(300)에 전원을 연결하여 전류를 흐르게 하는 것에 의해 선택적으로 수행될 수 있다. 반응층(106)의 형성 및 반응층(106)의 표면처리시, 반응층(106)을 형성하는 물질 또는 반응층(106)의 표면에 형성되는 화학 물질 사이에 발생할 수 있는 교차 오염(cross contamination)을 최소화 하기 위하여, 반응성이 가장 낮은 물질을 이용하는 공정부터 순차적으로 진행할 수 있다. 도 7의 (f) 및 (g)에 도시된 바와 같이, 바이오 센서의 형성 방법은, 센싱부(100)의 상부 절연층에 형성된 오프닝부에 의하여 노출된 그래핀층(103)에 전도성 물질을 도핑하는 단계(S160) 이전에, 상부 절연층이 형성된 구조물을 PDMS 스탬프(500)를 이용하여 실리콘 패치(silicone patch)(600) 위로 전사하는 단계를 더 포함할 수 있다. 상부 절연층(105) 형성된 구조물이 실리콘 패치(600)에 옮겨진 후 오프닝부에 의하여 노출된 그래핀층(103) 중에서, 반응층(106)을 형성하고자 하는 그래핀층(103) 아래에 배치된 전도성 전극층(102)에 연결된 전극부(300)에 전원을 제공하여, 센싱부(100)의 전도성 전극층(102)에 전류를 흐르게 한 후, 전기 도금 공정을 수행하여 은(Ag)/염화은(AgCl)을 증착시켜 기준 전극을 형성할 수 있다. 이어서, 상술한 방법과 마찬가지로, PEDOT(poly(3,4-ethylenedioxythiophene))을 증착하여 습도 센서를 형성할 수 있다. 예를 들어, 상기 습도 센서는, 제1 전극과 제2 전극이 빗 형상으로 형성되며, 제1 전극의 홈과 제2 전극의 홈이 서로 교차되도록 형성될 수 있다. 폴리아닐린을 이용하여 pH 센서를 형성한 후, 글루코오스 분해 산물인 과산화 수소 분해의 촉매 역할을 하는 프러시안블루, 글루코오스 분해 효소인 글루코오스 옥시다아제 및 나피온(Nafion®)을 순차적으로 처리하여 글루코오스 센서를 형성할 수 있다. 이에 의해, 습도 센서, pH 센서 및 글루코오스 센서가 하나의 플랫폼에 구현되는 바이오 센서가 형성될 수 있다. 도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 형성 과정을 개략적으로 나타낸다. 도 8을 참조하면, 실리콘 기판(Si) 위에 니켈 금속을 증착하여 희생층인 니켈층(Ni)을 형성한다. 니켈층(Ni) 위에 에폭시 수지를 스핀 코팅한 후 포토리소그래피 공정을 수행하여 하부 절연층(Bottom epoxy)을 형성한다. 열 증착(thermal evaporation) 공정을 수행하여 크롬(Cr) 7nm, 금(Au) 70nm를 증착한 후, 포토리소그래피 공정을 수행하여 전도성 전극층(Au mesh)을 형성한다. 센싱부 및 브릿지부에서 전도성 전극층(Au mesh)은 그물 패턴 또는 메쉬 패턴으로 형성될 수 있다. 전도성 전극층(Au mesh) 위에 그래핀을 전사시킨다. 그래핀을 전도성 전극층과 동일한 형상으로 패터닝하여 그래핀층(GP)을 형성한다. 그래핀층(GP) 위에 에폭시 수지를 스핀 코팅한 후 포토리소그래피 공정을 수행하여 하부 절연층(Bottom epoxy)과 동일한 패턴을 갖는 상부 절연층(Top epoxy)을 형성한다. 이때, 센싱부 및 전극부의 상부 절연층이 제거되어 오프닝부가 형성된다. PDMS 스탬프를 이용하여 구조체를 실리콘 패치(Silicone patch) 위로 전사한다. 오프닝부에 의하여 노출된 센싱부의 그래핀층에 20mM의 AuCl 3 용액을 드랍 캐스팅한 후 약 5분 동안 반응시켜, 센싱부의 그래핀층에 금 나노입자를 도핑한다. 하나의 플랫폼에 다양한 센서를 구성하기 위하여, 각각의 센싱부를 구성하는 반응층을 형성하고 표면 처리한다. 도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 표면처리 과정을 설명하기 위한 도면이다. 상기 바이오 센서는 습도, 산성도, 및 글루코오스 등을 검출하기 위하여, 작업 전극과 상대 전극 등을 포함하는 복수의 반응층을 금 나노입자가 도핑된 그래핀층 위에 형성할 수 있다. 이때, 교차 오염을 최소화하기 위하여, 반응성이 가장 낮은 물질로 구성되는 반응층을 먼저 형성할 수 있다. 도 9를 참조하면, 상부 절연층이 형성된 구조물이 실리콘 패치에 옮겨진 후(a), 반응층을 형성하고자 하는 그래핀층 아래에 배치된 전도성 전극층에 연결된 전극부에 전원을 제공하여, 센싱부의 전도성 전극층에 전류를 흐르게 한 후, 전기 도금 공정을 진행하여 은(Ag)/염화은(AgCl)을 증착하여 기준 전극(130a)을 형성한다(b). 상술한 방법과 마찬가지로, PEDOT(poly(3,4-ethylenedioxythiophene))을 증착하여 습도 센싱부(110)를 형성한다(c). 이때, 습도 센싱부(110)는, 제1 전극과 제2 전극이 빗 형상으로 형성되며, 제1 전극의 홈과 제2 전극의 홈이 서로 교차되도록 형성될 수 있다. 다음으로, 폴리아닐린을 이용하여 pH 센싱부(120)를 형성한 후(d), 글루코오스 분해 산물인 과산화수소 분해의 촉매 역할을 하는 프러시안블루, 글루코오스 분해 효소인 글루코오스 옥시다아제 및 나피온을 순차적으로 처리하여 글루코오스 센싱부(130b)를 형성한다(e)~(f). pH 센싱부(120)와 글루코오스 센싱부(130b)는 기준 전극(130a)을 공유한다. 이에 의해, 습도 센서, pH 센서 및 글루코오스 센서가 하나의 플랫폼에 구현되는 바이오 센서가 형성될 수 있다. 도 10은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 바이오 센서의 이미지이다. 도 10을 참조하면, 바이오 센서는 메쉬 패턴의 전도성 전극층 및 금이 도핑된 그래핀층이 작업 전극으로 동작하고, 상기 그래핀층 위에 프러시안 블루로 형성된 액티브 레이어가 존재한다. 또, 액티브 레이어는 글루코오스 옥시다아제와 나피온이라는 물질에 의하여 인캡슐레이션된다. 땀 속에 글루코오스가 존재하면, 글루코오스 옥시다아제가 반응하여 과산화수소를 생성하고, 프로시안 블루가 이를 분해하는 촉매 역할을 하여 전자가 생성되며, 작업 전극은 상기 전자를 포획하게 된다. 즉, 땀속에 존재하는 글루코오스의 변화를 전기적으로 측정하는 것이 가능하다. 도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 폴리에틸렌디옥시싸이오펜의 증착 결과를 나타내고, 도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 폴리에틸렌디옥시싸이오펜의 증착 결과에 따른 전극의 특성을 분석한 그래프이다. 도 11 및 도 12를 참조하면, 바이오 센서의 전극 특성을 분석하기 위하여 금 필름으로만 구성된 전극(Au film)과, 메쉬 패턴으로 형성된 금 전극(Au mesh) 및 메쉬 패턴의 금 전극과 금 나노입자가 도핑된 그래핀층을 포함하는 본 발명의 일 실시예에 따른 그래핀 하이브리드 전극(GP hybrid)을 비교 분석하였다. 특히, 습도를 측정하기 위한 PEDOT을 증착한 결과를 비교 분석한 결과, 금 필름의 전극의 경우는 전극의 모든 면적에 전류가 흐르므로, PEDOT이 전극 전체에 증착이 되나, 메쉬 패턴의 금 전극은 메쉬 패턴을 기준으로 PEDOT이 증착되지 않는 부분이 존재한다. 그러나, 본 발명의 그래핀 하이브리드 전극은 PEDOT이 전극 전체에 증착됨을 알 수 있다. 도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 구성하는 전극의 구조에 따른 전기 화학 특성을 분석한 그래프이다. 도 13을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 그래핀 하이브리드 전극의 전기 화학적 특성이 금 필름으로 형성된 전극보다 더 우수하고, 표면 처리도 향상된다. 이는 그래핀에 의하여 전극의 계면 특성이 향상되어 나타난 결과임을 알 수 있다. 또, 같은 전극 면적에서 얼마나 더 많은 전자를 주고받을 수 있는가를 나타내는 전기 화학적인 활성도 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 그래핀 하이브리드 전극이 더 높게 나타난다. 도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 동작 특성을 분석한 그래프이다. 도 14에 도시된 바와 같이, 습도 센서, 글루코오스 센서, pH 센서가 하나의 플랫폼에 형성되었음에도 상기 바이오 센서는 매우 안정적으로 센서의 성능을 나타낸다. 도 15는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 신축성을 나타낸다. 도 15를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 바이오 센서는 다중 절곡된 형상의 브릿지부에 의해 우수한 신축성을 가질 수 있다. 따라서, 30% 수축 또는 30% 늘려가며 센서의 성능을 테스트한 결과 센서의 특성 저하가 나타나지 않았다. 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서는 매우 유연하고 신축성이 우수하기 때문에 웨어러블 디바이스에 용이하게 적용할 수 있다. 도 16은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 구성을 나타낸다. 도 16을 참조하면, 글루코오스 조절 시스템(1)은 센서부(10), 글루코오스 조절부(20), 제어부(30), 및 네트워크 송수신부(40)를 포함할 수 있다. 센서부(10)는 전술한 실시예들에서 설명한 바이오 센서와 동일하므로 중복되는 설명은 생략한다. 도 17은 본 발명의 일 실실예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 글루코오스 조절부를 나타낸다. 도 17을 참조하면, 글루코오스 조절부(20)는 발열부(21) 및 발열부(21) 아래에 배치된 약물 전달부(23)를 포함할 수 있다. 도 18은 본 발명의 일 실시예에 따른 발열부의 이미지이고, 도 19는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템의 발열부의 단면을 나타낸다. 도 18 및 도 19를 참조하면, 발열부(21)는 제1 발열부(21A), 제2 발열부(21B), 및 온도 센서(22)를 포함할 수 있다. 제1 발열부(21A) 및 제2 발열부(21B)는 피부에 주입되는 약물의 양을 단계적으로 조절할 수 있다. 온도 센서(22)는 제1 및 제2 발열부(21A,21B)의 온도를 측정할 수 있고, 제1 및 제2 발열부(21A,21B)의 온도가 일정 온도 이상으로 상승하지 않도록 제어할 수 있다. 제1 및 제2 발열부(21A,21B)는 그물 또는 메쉬 패턴을 포함할 수 있다. 제1 및 제2 발열부(21A,21B)는 가로 방향으로 형성된 복수 개의 가로 선형 패턴 및 세로 방향으로 형성된 복수 개의 세로 선형 패턴을 포함한다. 각 교차점 사이의 가로 선형 패턴 또는 세로 선형 패턴은 상하 방향으로 다중 절곡될 수 있으며, 가로 선형 패턴과 세로 선형 패턴이 서로 교차하여 형성된 교차점을 포함할 수 있다. 따라서, 가로 선형 패턴의 길이 또는 세로 선형 패턴의 길이는 각 교차점 사이의 거리보다 길게 형성될 수 있다. 이와 같이, 가로 선형 패턴 또는 세로 선형 패턴은 다중 절곡되어 각 교차점 사이의 거리보다 길게 형성됨으로써 발열부(21)는 우수한 발열 효과를 가질 수 있다. 발열부(21)는 차례로 적층된 하부 절연층(21a), 전도성 전극층(21b), 그래핀층(21c) 및 상부 절연층(21d)을 포함할 수 있다. 도 20은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 약물 전달부를 나타내고, 도 21은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 약물 전달부의 미세 바늘을 나타낸다. 도 20 및 도 21을 참조하면, 약물 전달부(23)는 일정 간격으로 배치된 마이크로 크기의 미세 바늘(24)을 포함할 수 있다. 미세 바늘(24)은 고분자 물질, 예를 들어, 비닐피롤리돈(vinyl pyrrolidone)으로 형성될 수 있다. 미세 바늘(24)은 그 외부면에 상변화 물질(phase change material, PCM)로 형성된 코팅층(24a)을 포함할 수 있고, 그 내부에 글루코오스 조절 약물(55)을 포함할 수 있다. 상기 상변화 물질은 일정 온도 이상에서 상변화가 일어날 수 있다. 상기 상변화 물질은, 예를 들어, 트리데카노익 에시드(tridecanoic acid)일 수 있다. 온도가 임계온도(Tc)이상으로 올라가면, 미세 바늘(24)의 코팅층(24a)은 액체 상태로 상변화가 일어나고, 미세 바늘(24) 내부에 있던 글루코오스 조절 약물(55)이 흘러나와 피부로 스며들게 된다. 도면에 도시되지는 않았으나, 글루코오스 조절 시스템(1)은 센서부(10) 및 발열부(21)에 전원을 제공하는 전원 장치를 더 포함할 수 있다. 상기 전원 장치는 전력 케이블, 재충전식 또는 일회용 배터리를 이용하여 센서부(10) 및 발열부(21)에 전력을 제공할 수 있다. 상기 전원 장치에 의하여 글루코오스 조절 시스템(1)의 센서부(10) 및/또는 발열부(21)에 전원이 제공되면, 센서부(10) 및/또는 발열부(21)에 전류가 흐르게 된다. 다시 도 2 및 도 16을 참조하면, 제어부(30)는 센서부(10)에 포함된 센서(11,12,13,14)로부터 신호를 수집한다. 제어부(30)는 습도 센서(11)로부터 습도 신호를 수집하여 습도를 측정한다. 일정 습도 이상이 되었을 때, 제어부(30)는 글루코오스 센서로부터 글루코오스 신호를 수집하여 사용자의 땀 속에 존재하는 글루코오스 농도를 측정한다. 제어부(30)는 pH 센서(12)로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정한다. 제어부(30)는 스트레인 게이지(14)로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정한다. 제어부(30)는 측정된 글루코오스 농도를 보정한다. 효소 기반의 전기화학 센서는 pH 가 낮아지면 신호가 왜곡될 수 있고, 이에 의해 측정 오류가 발생할 수 있다. 제어부(30)는 측정된 pH 값에 따라 측정된 글루코오스 농도를 보정할 수 있다. 또, 땀의 양에 따른 습도 변화, 움직임에 따른 스트레인 변화 등에 따라 신호가 왜곡될 수 있다. 제어부(30)는 측정된 pH 값과 함께 측정된 습도와 스트레인에 따라 글루코오스 농도를 더욱 정밀하게 보정할 수 있다. 사용자의 글루코오스 농도가 높을 경우, 제어부(30)는 글루코오스 조절부(20)의 발열부(21)에 전류를 흐르게 하여 발열부(21)의 온도를 증가시킨다. 이에 의해, 일정 온도 이상에서 약물 전달부(23)의 미세 바늘(24)의 고분자 물질이 상변화가 일어나고 미세 바늘(24) 내부에 있던 글루코오스 조절 약물(55)이 피부로 주입된다. 약물이 과다하게 주입되면 센서부(10)에 포함된 스트레인 게이지(14)를 통하여 사용자의 손떨림을 측정하고 저혈당 상태를 진단한다. 네트워크 송수신부(40)는, 제어부(30)로부터 진단된 진단 결과를 수신하고, 글루코오스 조절 시스템(1)과 연동된 사용자의 무선 단말 또는 특정 병원, 가족 또는 서비스를 제공하는 업체로 전송할 수 있다. 네트워크는 유무선 단말들 및 서버들 상호 간에 정보 교환이 가능한 연결 구조를 의미하는 것으로, 근거리 통신망(local area network; LAN), 광역 통신망(wide area network; WAN), 부가가치 통신망(value added network; VAN), 이동 통신망(mobile radio communication network), 위성 통신망 등과 같은 유무선 통신망으로 구현될 수 있다. 무선 단말은 휴대용 단말기 및/또는 컴퓨터를 포함할 수 있다. 상기 휴대용 단말기는 휴대성과 이동성이 보장되는 무선 통신 장치로서, PCS(personal communication system), GSM(global system for mobile communications), PDC(personal digital cellular), PHS(personal handyphone system), PDA(personal digital assistant), IMT(international mobile telecommunication)-2000, CDMA(code division multiple access)-2000, W-CDMA(W-code division multiple access), WiBro(wireless broadband internet) 단말, 스마트폰(smart phone), 스마트 패드(smart pad) 등을 포함할 수 있다. 상기 컴퓨터는 예를 들어, 웹 브라우저(WEB browser)가 탑재된 데스크톱(desktop), 랩톱(laptop), 테블릿 PC(tablet PC) 등을 포함할 수 있다. 도 22는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템을 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다. 도 22를 참조하면, 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법은 센서부를 형성하는 단계(S100), 글루코오스 조절부를 형성하는 단계(S200), 및 센서부 및 글루코오스 조절부를 패키징하는 단계(S300)를 포함한다. 상기 형성 순서는 변경될 수 있다. 센서부를 형성하는 단계는 전술한 실시예에서 도6을 참조하여 설명하였으므로 여기서는 생략한다. 도 23은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절부를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이고, 도 24는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절부의 발열부를 형성하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다. 도 23 및 도 24를 참조하면, 상기 글루코오스 조절부의 형성 단계(S200)는 발열부를 형성하는 단계(S210), 약물 전달부를 형성하는 단계(S220), 약물 전달부 및 발열부를 결합시키는 단계(S230), 및 약물 전달부의 표면에 상변화 물질을 코팅하는 단계(S240)를 포함한다. 발열부를 형성하는 단계(S210)는 하부 절연층을 형성하는 단계(S211), 하부 절연층 위에 전도성 전극층을 형성하는 단계(S212), 그래핀층을 형성하는 단계(S213), 및 상부 절연층을 형성하는 단계(S214)를 포함한다. 다시 도 18, 도 19, 도 23, 및 도 24를 참조하면, 발열부를 형성하는 단계(S210)에서는 형성 공정을 용이하게 하기 위하여 희생 기판을 이용할 수 있다. 상기 희생 기판으로 유리 기판, 석영 기판, 실리콘 기판, 게르마늄 기판 등이 사용될 수 있다. 상기 희생 기판 위에 글루코오스 조절부를 기판으로부터 분리하기 위한 희생층이 형성될 수 있다. 상기 희생층은, 예를 들어, 니켈(Ni), 구리(Cu), 알루미늄(Al)과 같은 금속 또는 PMMA(poly(methyl methacrylate) 등으로 형성될 수 있다. 상기 희생 기판 위에 하부 절연층(21a)을 형성한다(S211). 하부 절연층(21a)은 상기 희생층이 형성된 상기 희생 기판 위에, 전도성이 없는 고분자 물질을 스핀 코팅하여 형성될 수 있다. 상기 고분자 물질은 감광성 고분자를 포함할 수 있고, 예를 들어, 에폭시 수지, 폴리이미드(polyimide), 페릴린(parylene) 등을 포함할 수 있다. 예를 들어, 하부 절연층(21a)은 감광성 고분자 물질을 상기 희생 기판 위에 도포한 후 포토리소그래피 또는 전자빔리소그래피 공정을 수행하여 형성될 수 있다. 이에 의해, 가로 방향으로 연장되도록 형성된 복수 개의 가로 선형 패턴, 세로 방향으로 연장되도록 형성된 복수 개의 세로 선형 패턴, 및 가로 선형 패턴과 세로 선형 패턴이 서로 교차하여 형성된 교차점을 포함하는 하부 절연층(21a)이 형성될 수 있다. 하부 절연층(21a) 위에 전도성 전극층(21b)을 형성한다(S212). 전도성 전극층(21b)은 하부 절연층(21a) 위에 전도성 물질을 증착한 후 포토리소그래피 또는 전자빔리소그래피공정을 수행하여 하부 절연층(21a)과 같은 형상으로 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 전도성 전극층(21b)은 발열부(21)의 전체 저항을 감소시키기 위하여 그물 형상 또는 메쉬 형상으로 형성될 수 있다. 전도성 전극층(21b) 위에 그래핀층(21c)을 형성한다(S213). 그래핀층(21c)은 화학기상 증착 공정에 의해 성장된 그래핀을 전도성 전극층(21c) 위로 전사시킨 후 상기 그래핀을 전도성 전극층(21b)과 동일한 형상으로 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 상기 그래핀은 단층 또는 이층 이상의 다층으로 형성될 수 있고, 전도성 전극층(21b) 위에 직접 성장되어 형성될 수도 있다. 그래핀층(21c) 위에 상부 절연층(21d)을 형성한다(S214). 상부 절연층(21d)은 그래핀층(30c) 위에 전도성이 없는 감광성 고분자 물질을 도포한 후 하부 절연층(21a)과 동일한 형상으로 패터닝하는 것에 의해 형성될 수 있다. 전도성 전극층(21b) 및/또는 그래핀층(21c)을 형성할 때, 제1 발열부(21A)와 제2 발열부(21B) 사이에 온도 센서(22)를 함께 형성할 수 있다. 온도 센서(22)는 전도성 전극층(21b)을 포함하지 않고, 그래핀층(21c)만 포함할 수 있다. 도 25는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달부의 형성 및 약물전달부와 발열부를 결합시키는 방법을 설명하기 위한 도면이다. 도 23 및 도 25를 참조하면, 몰드(80)를 이용하여 약물 전달부(23)를 형성한다(S220). 몰드(80)를 이용하는 것에 의해 복잡한 공정 없이 약물 전달부(23)의 형성 과정을 단순화시킬 수 있다. 몰드(80)에 고분자 물질 및 약물의 혼합 용액(50)을 부은 후 경화시켜 마이크로 크기의 미세 바늘이 일정한 간격으로 배치된 약물 전달부(23)가 형성될 수 있다. 몰드(80)는 상기 미세 바늘에 대응하는 오목부를 포함하고, 상기 오목부는, 예를 들어, 약 250um의 직경과 약 1mm의 높이를 가질 수 있다. 혼합 용액(50)은 상용화된 혈당강하제, 고분자, 경화제 등을 포함할 수 있다. 혼합 용액(50)은, 예를 들어, 메트포민(metformin), 비닐피롤리돈, 및 아조비스이소뷰티로나이트릴(Azobisisobutyronitrile)을 포함할 수 있다. 약물 전달부(23) 및 발열부(21)를 결합시킨다(S230). 약물 전달부(23)의 일측면에 발열부(21)를 배치하고, 상온의 진공 챔버 내에서 건조시킨 후 자외선(UV light)을 약 30분 동안 조사시켜 약물 전달부(23)의 일측면에 발열부(21)를 결합시킬 수 있다. 약물 전달부(23) 및 발열부(21)가 결합된 구조체를 몰드(80)로부터 분리시킨다. 약물 전달부(23)의 미세 바늘 표면에 상변화 물질을 코팅한다(S240). 스프레이 코팅(spray coating), 딥 코팅(dip coating) 및 드랍 캐스팅(drop casting) 등의 공정을 수행하여 미세 바늘(24) 표면이 상변화 물질(24a)로 코팅될 수 있다. 상변화 물질(24a)은, 예를 들어, 트리데카노익 에시드일 수 있다. 다시 도 22를 참조하면, 센서부(10) 및 글루코오스 조절부(20)를 하나의 패치에 패키징한다(S300). 상기 패치는 피부에 잘 부착되는 투명한 고분자 물질로 형성될 수 있다. 센서부(10) 및 글루코오스 조절부(20)는 피부에 잘 부착되는 투명한 패치에 의하여 둘러싸일 수 있다. 상기 패치는 땀을 컨트롤할 수 있는 별도의 필름을 포함할 수 있다. 이에 의해, 글루코오스 조절 시스템은 상기 패치에 의하여 수분 증발을 최소한으로 줄일 수 있다. 도 26은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 센서부 및 글루코오스 조절부의 이미지이다 도 26을 참조하면, 글루코오스 조절 시스템의 센서부(10) 및 글루코오스 조절부(20)는 투명한 패치에 의하여 하나로 패키징될 수 있으며, 유연하고 신축성이 우수하다. 도 27은 본 발명의 일 실시예에 따라 형성된 글루코오스 조절 시스템의 이미지이다. 도 27을 참조하면, 상기 글루코오스 조절 시스템은 센서부 및 글루코오스 조절부가 하나의 패치에 형성되어 피부에 부착될 수 있다. 상기 글루코오스 조절 시스템의 제어부는 사용자 체내의 글루코오스 농도에 따라 저혈당 또는 고혈당 상태를 진단하며, 글루코오스 조절 시스템과 연동된 사용자의 단말에 무선으로 진단 결과를 전송할 수 있다. 이에 의해, 사용자는 자신의 체내의 글루코오스 농도를 실시간으로 조절할 수 있다.. 도 28는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템을 이용하여 글루코오스를 조절하는 방법을 설명하기 위한 순서도이다. 도 28을 참조하면, 상기 글루코오스 조절 방법은, 센서부의 습도 센서로부터 신호를 수집하여 습도를 측정하는 단계(S410), 글루코오스 센서로부터 신호를 수집하여 땀 속의 글루코오스 농도를 측정하는 단계(S420), pH 센서로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정하는 단계(S430), 스트레인 게이지로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정하는 단계(S440), 측정된 글루코오스 농도를 보정하는 단계(S450), 보정된 글루코오스 농도에 따라 사용자의 체내 혈당 상태를 진단하는 단계(S460), 사용자의 체내 혈당 상태에 따라, 발열부의 온도를 증가시켜 약물을 주입하는 단계(S470), 및 사용자 단말 등으로 진단 결과를 전송하는 단계(S480)를 포함할 수 있다. 도 29는 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 센서부의 동작 과정을 설명하기 위한 도면이고, 도 30은 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코오스 조절 시스템에서 글루코오스 조절부의 동작 과정을 설명하기 위한 도면이다. 도 2, 도 16, 도 28, 도 29 및 도 30을 참조하면, 글루코오스 조절 시스템(1)은 하나의 패키지에 글루코오스 농도를 측정하는 센서부(10)와 체내 글루코오스 농도를 조절하는 글루코오스 조절부(20)를 포함할 수 있다. 센서부(10)는 습도 센서(11), pH 센서(12), 글루코오스 센서(13), 및 스트레인 게이지(14)를 포함할 수 있다. 상기 글루코오스 조절 시스템이 피부에 부착되면, 글루코오스 조절 시스템의 패치에 존재하는 땀 포획층(P)에 의하여 땀이 포획된다. 제어부(30)는 체내 글루코오스 농도를 분석하기 전에 일정 수준의 땀이 포획되었는지를 확인하기 위하여 습도 센서(11)로부터 신호를 수집하여 습도를 측정한다(S410). 일정 습도 이상이 되었을 때, 제어부(30)는 글루코오스 센서(13)의 센싱부(130a,130b)부터 신호를 수집하여 땀 속의 글루코오스 농도를 측정한다(S420). 글루코오스 센서(13)는 전기화학 기반의 센서로서, 메쉬 패턴의 전도성 전극층 및 금이 도핑된 그래핀층이 작업 전극으로 동작한다. 상기 그래핀층 위에 프러시안 블루로 형성된 액티브 레이어가 배치되고, 상기 액티브 레이어는 글루코오스 옥시다아제와 나피온이라는 물질에 의하여 인캡슐레이션될 수 있다. 땀(S) 속에 글루코오스(G)가 존재하면, 글루코오스 옥시다아제가 반응하여 과산화수소를 생성하고, 프러시안 블루가 이를 분해하는 촉매 역할을 하여 전자가 생성되며, 작업 전극은 생성된 전자를 포획한다. 제어부(30)는 일정 습도 이상이 되었을때, 글루코오스 센서(13)로부터 신호를 수집하여 땀속에 존재하는 글루코오스 농도를 측정할 수 있다. 제어부(30)는 pH 센서(12)로부터 신호를 수집하여 pH 값을 측정한다(S430). 땀(S)에 들어있는 젖산에 따른 pH 변화를 측정할 수 있다. 제어부(30)는 스트레인 게이지(14)로부터 신호를 수집하여 스트레인을 측정한다(S440). 움직임 등에 따른 스트레인 변화를 측정할 수 있다. 제어부(30)는 측정된 글루코오스 농도를 보정한다(S450). 효소 기반의 전기화학 센서는 pH 가 낮아지면 신호가 왜곡될 수 있고, 이에 의해 측정 오류가 발생할 수 있다. 제어부(30)는 측정된 pH 값에 따라 측정된 글루코오스 농도를 보정할 수 있다. 또, 땀의 양에 따른 습도 변화, 움직임에 따른 스트레인 변화 등에 따라 신호가 왜곡될 수 있다. 제어부(30)는 측정된 pH 값과 함께 측정된 습도와 스트레인에 따라 글루코오스 농도를 더욱 정밀하게 보정할 수 있다. 제어부(30)는 보정된 글루코오스 농도에 따라 사용자의 체내 혈당 상태를 고혈당 상태 또는 저혈당 상태로 진단한다(S460). 제어부(30)는 사용자의 체내 혈당 상태에 따라 발열부(21A,21B)의 온도를 증가시켜 약물을 주입한다(S470). 사용자의 상태가 고혈당 상태로 진단될 경우, 제어부(30)는 글루코오스 조절부(20)에 전원을 제공하여 발열부(21A, 21B)에 전류를 흐르게 함으로써 발열부(21A,21B)의 온도를 증가시킬 수 있다. 발열부(21A,21B)의 온도가 증가하여 약 41~42℃에 도달하면, 약물 전달부(23)는 발열부(21A,21B)에 의해 가열되어 미세 바늘(24)의 표면에 코팅되어 있는 상변화 물질의 상변화가 일어나고, 상변화 물질에 의하여 둘러싸여 있던 글루코오스 조절 약물(55)이 피부로 스며들고, 체내의 글루코오스 농도가 조절될 수 있다. 발열부(21A,21B)를 제1 발열부(21A) 및 제2 발열부(21B)로 구분하여, 피부에 주입되는 약물의 양을 단계적으로 조절할 수 있다. 예를 들어, 제어부(30)는 주기적으로 사용자의 상태를 진단할 수 있으며, 첫번째 주기에서, 사용자의 상태가 고혈당 상태로 진단될 경우, 제1 발열부(21A)의 온도를 상승시켜, 제1 발열부(21A) 아래에 배치된 약물 전달부(23)의 미세 바늘(24)에 포함된 약물을 사용자에게 주입할 수 있다. 이후 일정 시간이 흘러, 두번째 주기에서 사용자의 상태가 고혈당 상태로 진단될 경우, 제2 발열부(21B)의 온도를 상승시켜, 제2 발열부(21B) 아래에 배치된 약물 전달부(23)의 미세 바늘(24)에 포함된 약물을 사용자에게 주입할 수 있다. 약물 전달부(23)는 교체 가능하도록 형성될 수 있다. 약물 전달부(23)를 교체하는 것에 의해 글루코오스 조절 시스템(1)은 지속적으로 사용될 수 있다. 제1 발열부(21A)와 제2 발열부(21B) 사이에 온도 센서(22)를 배치하여 실시간으로 온도를 측정함으로써 제1 및 제2 발열부(21A,21B)의 온도가 일정 온도 이상으로 올라가지 않도록 제1 및 제2 발열부(21A,21B)에 흐르는 전류의 양이 제어될 수 있다. 또, 제어부(30)는 스트레인 게이지로(14)부터 사용자의 움직임을 실시간으로 측정하여, 사용자에게 떨림 증상이 발생하였을 때, 사용자의 상태를 저혈당 상태로 진단할 수 있다. 제어부(30)는 진단된 사용자의 상태를 네트워크 송수신부(40)를 통하여 글루코오스 조절 시스템과 연동되는 사용자의 무선 단말 또는 특정 병원, 가족 또는 의료 서비스를 제공하는 업체 등으로 전송할 수 있다(S480). 제어부(30)는, 예를 들어, 컴퓨터에 의해 실행되는 프로그램 모듈과 같은 컴퓨터에 의해 실행가능한 명령어를 포함하는 기록 매체의 형태로 구현될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 컴퓨터에 의해 액세스될 수 있는 임의의 가용 매체일 수 있고, 휘발성 및 비휘발성 매체 및/또는 분리형 및 비분리형 매체를 포함할 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 컴퓨터 저장 매체 및 통신 매체를 포함할 수 있다. 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.
1: 글루코오스 조절 시스템 10: 바이오 센서
11: 제1 센서(습도 센서) 12: 제2 센서(pH 센서)
13: 제3 센서(글루코오스 센서) 14: 제4 센서(스트레인 게이지)
20: 글루코오스 조절부 21: 발열부
23: 약물 전달부 30: 제어부
40: 네트워크 송수신부 100: 센싱부
101: 하부 절연층 102: 전도성 전극층
103: 그래핀층 104: 전도성 물질
200: 브릿지부 300: 전극부 |
