KR101357671B1 - Structure and fabrication method of dry bio-electrode with super hydrophobic surface for measurement of living body signal - Google Patents

Structure and fabrication method of dry bio-electrode with super hydrophobic surface for measurement of living body signal Download PDF

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KR101357671B1
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장성필
차두열
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인하대학교 산학협력단
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Abstract

Disclosed are an EMG sensor having a super hydrophobic surface and a fabrication method thereof. The EMG sensor having a super hydrophobic surface includes a living body signal electrode thin film which has super hydrophobicity and holes of a regular pattern; and a substrate having the same pattern as the living body signal electrode thin film. The living body signal electrode thin film protrudes in order to fill a contact hole formed in the center of the substrate.

Description

초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서 및 이의 형성 방법{Structure and Fabrication Method of Dry bio-electrode with super hydrophobic surface for measurement of living body signal}Structural and Fabrication Method of Dry bio-electrode with super hydrophobic surface for measurement of living body signal

본 발명은 초소수성 표면을 갖는 근전도측정을 위한 건식 생체전극 구조 및 그 형성방법에 관한 것으로써, 보다 상세하게는 그물 구조로 된 건식 생체전극의 표면을 플라즈마 공정을 통해 초소수성으로 처리하여 피부 분비물(땀, 피지 등)으로부터 생체신호 획득을 용이하게 하는 기술에 관한 것이다.
The present invention relates to a dry bioelectrode structure for measuring electromyography having a superhydrophobic surface and a method for forming the same. More specifically, the surface of the dry bioelectrode having a mesh structure is treated with superhydrophobicity through a plasma process to produce skin secretions. The present invention relates to a technique for facilitating the acquisition of a biosignal from (sweat, sebum, etc.).

신체도 일종의 도체이며, 신체 내에는 많은 미량의 전류가 발생한다. The body is also a conductor, and a large amount of current is generated in the body.

따라서 신체로부터 이러한 미량의 전류를 감지하거나 외부 자극에 대한 전류의 변화량을 감지하여 신체 내부의 특성을 측정할 수가 있다. 이러한 원리를 이용하여 심전도(ECG), 근전도(EMG), 뇌전도(EEG), 피부저항(GSR), 안구운동, 신체온도, 맥박, 혈압 및 신체 움직임 등을 측정할 수 있으며, 이러한 생체신호의 변화를 감지하기 위해 생체용 전극이 일반적으로 사용된다.
Therefore, it is possible to measure the internal characteristics of the body by sensing such a small amount of current from the body or sensing the amount of change in the current with respect to the external stimulus. These principles can be used to measure ECG, EMG, EEG, skin resistance (GSR), eye movement, body temperature, pulse, blood pressure, and body movements, A biomedical electrode is generally used.

도 1은 종래의 생체용 전극 및 생체신호 측정기를 설명하기 위한 사시도이며, 도 2는 도 1의 생체용 전극이 부착된 상태를 설명하기 위한 단면도이다.1 is a perspective view illustrating a conventional bioelectrode and a biosignal measuring device, and FIG. 2 is a cross-sectional view illustrating a state in which the bioelectrode of FIG. 1 is attached.

도 1 및 도 2를 참조하면, 종래의 생체용 전극(10)은 절연성을 가지며 원형으로 형성된 점착성 시트(20) 및 금속 전극(30)을 포함한다. 금속 전극(30)은 도전성을 갖는 재질로 형성되며, 하부에서 넓게 형성된 밀착부(32)와 밀착부(32)의 중앙에 돌출 형성된 고정 돌기(34)를 포함한다. 점착성 시트(20)의 중앙에는 홀이 형성되어 고정 돌기(34)를 통과시킬 수 있으며, 고정 돌기(34)는 홀을 통해 점착성 시트(20)의 외부로 노출될 수 있다. 점착성 시트(20)의 저면에는 점착성 물질이 도포되어 생체용 전극(10)을 신체의 피부에 밀착시킬 수 있다.
Referring to FIGS. 1 and 2, the conventional electrode 10 for a living body includes an adhesive sheet 20 and a metal electrode 30 that are insulative and formed in a circular shape. The metal electrode 30 is formed of a conductive material, and includes a close contact portion 32 formed at a lower portion thereof and a fixing protrusion 34 protruding from the center of the close contact portion 32. A hole may be formed in the center of the adhesive sheet 20 to allow the fixing protrusion 34 to pass through, and the fixing protrusion 34 may be exposed to the outside of the adhesive sheet 20 through the hole. An adhesive material may be applied to the bottom of the adhesive sheet 20 so that the biological electrode 10 may be in close contact with the skin of the body.

생체신호 측정기(1)는 메인 컨트롤러(40), 생체용 전극(10) 및 접속 케이블(50)를 포함한다. 접속 케이블(50)의 단부에는 소켓(52)이 장착되며, 소켓(52)에는 고정 돌기(34)와 결속되기 위한 홈이 형성되어 금속 전극(30)과 전기적으로 연결될 수가 있다. 접속 케이블(50)은 소켓(52)을 이용하여 생체용 전극(10)과 연결될 수 있으며, 반대쪽의 플러그를 이용하여 메인 컨트롤러(40)와 연결될 수 있다.
The biosignal measuring device 1 includes a main controller 40, a bioelectrode 10, and a connection cable 50. A socket 52 is mounted at an end of the connection cable 50, and a groove for engaging with the fixing protrusion 34 is formed in the socket 52, so that the socket 52 may be electrically connected to the metal electrode 30. The connection cable 50 may be connected to the biological electrode 10 using the socket 52, and may be connected to the main controller 40 using a plug on the opposite side.

생체용 전극(10)이 신체에 부착된 상태에서 메인 컨트롤러(40)는 필요한 생체신호를 측정할 수 있으며, 측정된 신호들로부터 심전도(ECG), 근전도(EMG), 뇌전도(EEG), 피부저항(GSR), 안구운동, 신체온도 등을 측정할 수가 있다.
The main controller 40 can measure the necessary biosignals with the bioelectrode 10 attached to the body, and from the measured signals, electrocardiogram (ECG), electromyogram (EMG), electroencephalogram (EEG), and skin resistance. (GSR), eye movements, body temperature, and more.

일반적으로 생체용 전극(10)의 저면으로는 금속 전극(30)이 직접 노출되어 있으며, 주변의 점착성 시트(20)가 있다고 해도금속 전극(30)과 피부 간의 접촉이 불안정하게 유지될 수 있다. 따라서 젤(gel) 상태의 전해 물질(60)을 피부에 도포할 수 있으며, 도포된 전해 물질을 매개로 피부와 금속 전극(30)이 비교적 안정된 연결 상태를 유지할 수 있다.
In general, the metal electrode 30 is directly exposed on the bottom surface of the biological electrode 10, and even if the adhesive sheet 20 is in the vicinity, contact between the metal electrode 30 and the skin may be unstable. Therefore, the gel electrolytic material 60 may be applied to the skin, and the skin and the metal electrode 30 may maintain a relatively stable connection state through the applied electrolytic material.

하지만, 젤을 사용한다고 해도, 종래의 생체용 전극을 이용한 연결은 안정된 연결을 방해할 수 있는 몇몇 요소에 의해서 쉽게 영향을 받을 수가 있다. However, even with gels, connections with conventional bioelectrodes can be easily affected by several factors that can interfere with stable connections.

예를 들어, 피부부터 메인 컨트롤러(40)까지 피부-젤-금속 전극(30)-소켓(52)-메인 컨트롤러(40)의 과정을 거쳐 생체신호가 전달되는 동안 생체신호가 약해지거나 노이즈가 발생할 수가 있다. 특히, 금속 전극(30)과 소켓(52)은 고정 돌기(34)에 점(point) 접촉을 하기 때문에 전기적 연결 상태가 매우 불안하며, 정확한 측정을 방해하는 가장 큰 이유가 될 수 있다.For example, the biosignal may be weakened or noise may be generated while the biosignal is transferred from the skin to the main controller 40 through the process of the skin-gel-metal electrode 30, the socket 52, and the main controller 40. There is a number. In particular, since the metal electrode 30 and the socket 52 make point contact with the fixing protrusion 34, the electrical connection state is very unstable, and may be the biggest reason for preventing accurate measurement.

특히, 생체용 전극은 소모품으로서 일반적으로 일회용으로 사용되고 있다. 따라서 생체용 전극을 사용할 때마다 새로운 생체용 전극을 교체할 수 있는데, 가끔 생체용 전극과 소켓이 불안정하게 연결될 수 있으며, 점 접촉을 하는 종래의 전극 연결방식에서는 이러한 문제점을 해결하기가 쉽지 않다.
In particular, biological electrodes are generally used as disposables as consumables. Therefore, a new bioelectrode may be replaced every time a bioelectrode is used. Sometimes, the bioelectrode and the socket may be unstablely connected, and in the conventional electrode connection method of point contact, it is not easy to solve this problem.

또한, 이렇게 고정 돌기(34)와 소켓(52)을 이용하는 방식을 스냅(snap) 연결방식이라 할 수 있는데, 이러한 스냅(snap) 연결방식은 생체신호 측정기를 소형화하는 데에 유리하지가 않다. 왜냐하면, 금속 전극(30)에 고정 돌기(34)를 형성하는데 고정 돌기(34)에 의해서 전극을 납작하게 형성할 수가 없으며, 하나의 생체용 전극에 2개 이상의 소켓을 연결하고자 할 때에도 소켓 간의 최소 간격을 확보하기 위해 생체용 전극의 면적을 작게 할 수가 없기 때문이다.
In addition, a method of using the fixing protrusion 34 and the socket 52 may be referred to as a snap connection method, which is not advantageous for miniaturizing a biosignal measuring instrument. Because the fixing protrusions 34 are formed on the metal electrode 30, the electrodes cannot be flattened by the fixing protrusions 34, and even when two or more sockets are connected to one bioelectrode, a minimum between the sockets is required. This is because the area of the biological electrode cannot be made small to secure the gap.

특히, 하나의 몸체에 여러 개의 전극들을 집적화하고자 할 때에도, 생체용 전극에는 여러 개의 고정 돌기 혹은 스냅이 있어야 하기 때문에 전극 또는 기기를 소형화하는 데에 어려움이 있다.In particular, even when integrating a plurality of electrodes in one body, it is difficult to miniaturize the electrode or device because the electrodes for living body must have a plurality of fixing projections or snaps.

또한, 하나의 몸체에 여러 개의 스냅을 형성할 때에도 스냅 간 간격은 스냅과 연결되는 소켓의 단자 간 간격과 동일한 것이 좋다. 만약에 스냅 간의 간격이 단자 간의 간격보다 좁으면 소켓이 전극에 장착되지 않을 수가 있으며, 스냅 간의 간격이 단자 간의 간격보다 넓으면 전극의 휨이 발생할 수가 있다.
In addition, when forming a plurality of snaps in one body, the spacing between snaps is preferably equal to the spacing between terminals of the socket connected to the snap. If the spacing between the snaps is smaller than the spacing between the terminals, the socket may not be mounted on the electrode. If the spacing between the snaps is wider than the spacing between the terminals, the electrode may be warped.

한편, 근저도측정은 인체의 피부 표면에 전극을 부착하여 근육 내의 한 지점에서 생긴 활동전위를 이끌어내어 운동단위의 활동을 검출하는 측정법이다.
On the other hand, the low and low level measurement is a method of detecting the activity of the exercise unit by drawing an action potential generated at one point in the muscle by attaching an electrode to the skin surface of the human body.

이것은 근골격근에서 형성되는 미세한 전기신호를 관찰, 분석하여 병변을 찾아내는데 주로 이용된다. 건식 생체전극은 피부 표면에 젤을 도포할 필요가 없어 장시간 착용 중에도 출력특성이 변하지 않기 때문에 근전의수나 근전의족에 이용되고 있다.It is mainly used to find lesions by observing and analyzing minute electric signals formed in musculoskeletal muscles. Dry bioelectrodes do not need to be coated with gel on the surface of the skin and do not change their output characteristics even when worn for a long time.

그러나 종래에 건식 생체전극은 장시간 착용시 피부 분비물에 의해 신호 대 잡음특성이 나빠지는 경향이 있다. 이것은 생체신호 측정의 신뢰성을 가져오며, 결과적으로 근전 의수나 근전 의족의 오동작을 일으키는 원인이 될 수 있다.
However, conventional dry bioelectrodes have a tendency for signal-to-noise characteristics to be deteriorated by skin secretions when worn for a long time. This results in the reliability of the measurement of the biosignal, which may result in malfunction of the myocardium or myo limb.

본 발명이 해결하고자 하는 과제는 건식 생체전극의 표면을 초소수성으로 처리하고 그물 형태로 제작함으로써 장시간 착용 중에도 신호대 잡음비의 특성을 극대화 하는데 그 목적이 있다.
The problem to be solved by the present invention is to maximize the characteristics of the signal-to-noise ratio even during long-time wearing by the super-hydrophobic treatment of the surface of the dry bioelectrode and manufactured in the form of a net.

상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 실시 예에 따른 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서는 근전도 측정신호를 처리하는 처리부와 연결되며, 일단이 상기 처리부와 연결되며, 타단은 인체와 접촉하여 상기 인체의 생체신호를 감지하는 초소수성 생체신호 측정센서를 포함하며, 상기 초소수성 생체신호 측정센서는 복수 개의 홀이 일정한 패턴으로 형성되며, 초소수성 성질을 갖는 생체전극 박막; 및 상기 생체전극 박막과 동일한 패턴 형상으로 형성된 기판을 포함하며, 상기 생체전극 박막은, 상기 기판 중심부에 구비된 컨텍홀 외부로 돌출되어 상기 처리부와 연결되는 것을 특징으로 한다.
The biological signal measuring sensor having a superhydrophobic surface according to an embodiment of the present invention for solving the above problems is connected to a processing unit for processing an EMG measurement signal, one end is connected to the processing unit, the other end is in contact with the human body And a superhydrophobic biosignal measuring sensor for detecting a biosignal of the microporous biosignal measuring sensor, wherein the superhydrophobic biosignal measuring sensor has a plurality of holes formed in a predetermined pattern and has a superhydrophobic property; And a substrate formed in the same pattern shape as the bioelectrode thin film, wherein the bioelectrode thin film protrudes out of the contact hole provided at the center of the substrate and is connected to the processing unit.

상기 생체신호는 근전도, 심전도 또는 뇌전도 신호들 중 어느 하나의 신호인 것을 특징으로 한다.
The bio-signal is characterized in that any one of the EMG, EKG or EKG signals.

상기 생체전극 박막은 은-염화은(Ag-AgCl) 금속 재질인 것을 특징으로 한다.
The bioelectrode thin film is made of silver-silver chloride (Ag-AgCl) metal material.

상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 실시 예에 따른 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서는 복수 개의 홀이 일정한 패턴으로 형성되도, 초소수성 성질을 갖는 생체전극 박막; 및 상기 생체전극 박막과 동일한 패턴 형상으로 형성된 기판을 포함하며, 상기 생체전극 박막은, 상기 기판 중심부에 구비된 컨텍홀 외부로 돌출되는 것을 특징으로 한다.
According to an embodiment of the present disclosure, a biosignal measuring sensor having a superhydrophobic surface may include a bioelectrode thin film having superhydrophobic properties, even if a plurality of holes are formed in a predetermined pattern; And a substrate formed in the same pattern shape as the bioelectrode thin film, wherein the bioelectrode thin film protrudes outside the contact hole provided at the center of the substrate.

상기 생체전극 박막은 은-염화은(Ag-AgCl) 금속 재질인 것을 특징으로 한다.
The bioelectrode thin film is made of silver-silver chloride (Ag-AgCl) metal material.

상기 생체전극 박막은 하부 표면이 금 또는 은으로 도금된 것을 특징으로 한다.
The bioelectrode thin film is characterized in that the lower surface is plated with gold or silver.

상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 실시 예에 따른 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서 형성방법은 건식 생체 전극을 제공하는 단계; 상기 건식 생체 전극 표면을 플라즈마 공정을 통해 초소수성 성질을 갖도록 처리하는 단계; 상기 기판의 주변 영역 상에 일정한 패턴으로 복수 개의 관통홀을 형성하는 단계; 상기 기판의 중심 영역에 컨택홀을 형성하는 단계; 및 상기 컨택홀 내에 상기 초소수성 건식 생체 전극 물질을 매립하는 단계를 포함한다.
According to an aspect of the present invention, there is provided a method of forming a biosignal measuring sensor having a superhydrophobic surface, the method comprising: providing a dry bioelectrode; Treating the surface of the dry bioelectrode to have a superhydrophobic property through a plasma process; Forming a plurality of through holes in a predetermined pattern on the peripheral area of the substrate; Forming a contact hole in a central region of the substrate; And embedding the superhydrophobic dry bioelectrode material in the contact hole.

본 발명에 따르면, 건식 생체전극 표면을 초소수성으로 제작함으로써 피부 분비물에 의한 생체신호의 왜곡을 최소화할 수 있는 이점이 있다.According to the present invention, it is possible to minimize the distortion of the bio-signals by the skin secretion by making the surface of the dry bio-electrode hydrophobic.

또한, 그물 형태로 전극을 제작함으로써 외부와의 공기소통으로 인하여 피부 분비물의 발생을 억지할 수 있는 이점이 있다.In addition, by manufacturing the electrode in the form of a net there is an advantage that can suppress the generation of skin secretions due to air communication with the outside.

또한 근전도 신호 측정뿐만이 아니라 뇌전도, 심전도 신호를 용이하게 측정할 수 있는 이점이 있다.
In addition, there is an advantage that can easily measure the EKG, ECG signal as well as the EMG signal measurement.

도 1은 종래의 생체용 전극 및 생체신호 측정기를 설명하기 위한 사시도이다.
도 2는 도 1의 생체용 전극이 부착된 상태를 설명하기 위한 단면도이다.
도 3은 본 발명의 실시 예에 따른 초소수성 표면을 갖는 EMG 센서의 상부도 및 단면도를 나타낸 예시도이다.
도 4는 도 3에 도시된 초소수성 표면을 갖는 EMG 센서의 형성 방법을 나타낸 플로우 챠트이다.
도 5 내지 도 8은 도 4에 도시된 플로우 챠트를 설명하기 위한 EMG 센서의 형성 순서도를 나타낸 예시도이다.1 is a perspective view illustrating a conventional bioelectrode and a biosignal measuring device.
FIG. 2 is a cross-sectional view for describing a state in which the bioelectrode of FIG. 1 is attached.
3 is an exemplary view showing a top view and a cross-sectional view of an EMG sensor having a superhydrophobic surface according to an embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a flow chart illustrating a method of forming an EMG sensor having a superhydrophobic surface shown in FIG. 3.
5 to 8 are exemplary diagrams illustrating a flow chart of forming an EMG sensor for explaining the flowchart shown in FIG. 4.

본 명세서 또는 출원에 개시되어 있는 본 발명의 개념에 따른 실시 예들에 대해서 특정한 구조적 내지 기능적 설명들은 단지 본 발명의 개념에 따른 실시 예를 설명하기 위한 목적으로 예시된 것으로, 본 발명의 개념에 따른 실시 예들은 다양한 형태로 실시될 수 있으며 본 명세서 또는 출원에 설명된 실시 예들에 한정되는 것으로 해석되어서는 아니된다.Specific structural and functional descriptions of embodiments according to the concepts of the present invention disclosed in this specification or application are merely illustrative for the purpose of illustrating embodiments in accordance with the concepts of the present invention, The examples may be embodied in various forms and should not be construed as limited to the embodiments set forth herein or in the application.

본 발명의 개념에 따른 실시 예는 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 형태를 가질 수 있으므로 특정 실시 예들을 도면에 예시하고 본 명세서 또는 출원에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나, 이는 본 발명의 개념에 따른 실시 예를 특정한 개시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
Embodiments in accordance with the concepts of the present invention can make various changes and have various forms, so that specific embodiments are illustrated in the drawings and described in detail in this specification or application. It is to be understood, however, that it is not intended to limit the embodiments according to the concepts of the present invention to the particular forms of disclosure, but includes all modifications, equivalents, and alternatives falling within the spirit and scope of the invention.

제1 및/또는 제2 등의 용어는 다양한 구성 요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성 요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안된다. 상기 용어들은 하나의 구성 요소를 다른 구성 요소로부터 구별하는 목적으로만, 예컨대 본 발명의 개념에 따른 권리 범위로부터 이탈되지 않은 채, 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소는 제1 구성요소로도 명명될 수 있다.
The terms first and / or second, etc. may be used to describe various components, but the components should not be limited by the terms. The terms are intended to distinguish one element from another, for example, without departing from the scope of the invention in accordance with the concepts of the present invention, the first element may be termed the second element, The second component may also be referred to as a first component.

어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "연결되어" 있다거나 "접속되어" 있다고 언급된 때에는, 그 다른 구성요소에 직접적으로 연결되어 있거나 또는 접속되어 있을 수도 있지만, 중간에 다른 구성요소가 존재할 수도 있다고 이해되어야 할 것이다. 반면에, 어떤 구성요소가 다른 구성요소에 "직접 연결되어" 있다거나 "직접 접속되어" 있다고 언급된 때에는, 중간에 다른 구성요소가 존재하지 않는 것으로 이해되어야 할 것이다. 구성요소들 간의 관계를 설명하는 다른 표현들, 즉 "~사이에"와 "바로 ~사이에" 또는 "~에 이웃하는"과 "~에 직접 이웃하는" 등도 마찬가지로 해석되어야 한다.
It is to be understood that when an element is referred to as being "connected" or "connected" to another element, it may be directly connected or connected to the other element, . On the other hand, when an element is referred to as being "directly connected" or "directly connected" to another element, it should be understood that there are no other elements in between. Other expressions that describe the relationship between components, such as "between" and "between" or "neighboring to" and "directly adjacent to" should be interpreted as well.

본 명세서에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시 예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 명세서에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 설시된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
The terminology used herein is for the purpose of describing particular embodiments only and is not intended to be limiting of the invention. Singular expressions include plural expressions unless the context clearly indicates otherwise. In this specification, the terms "comprises ",or" having ", or the like, specify that there is a stated feature, number, step, operation, , Steps, operations, components, parts, or combinations thereof, as a matter of principle.

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 가지고 있다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 것과 같은 용어들은 관련 기술의 문맥상 가지는 의미와 일치하는 의미를 가지는 것으로 해석되어야 하며, 본 명세서에서 명백하게 정의하지 않는 한, 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미로 해석되지 않는다.
Unless defined otherwise, all terms used herein, including technical or scientific terms, have the same meaning as commonly understood by one of ordinary skill in the art to which this invention belongs. Terms such as those defined in commonly used dictionaries are to be interpreted as having a meaning consistent with the contextual meaning of the related art and are to be interpreted as ideal or overly formal in the sense of the art unless explicitly defined herein Do not.

이하, 첨부한 도면을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시 예를 설명함으로써, 본 발명을 상세히 설명할 것이며, 같은 문자는 같은 의미를 가진다.
DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the preferred embodiments of the present invention with reference to the accompanying drawings, wherein like characters have the same meanings.

도 3은 본 발명의 실시 예에 따른 초소수성 표면을 갖는 EMG 센서의 상부도 및 단면도를 나타낸 예시도이다.3 is an exemplary view showing a top view and a cross-sectional view of an EMG sensor having a superhydrophobic surface according to an embodiment of the present invention.

도 3에 도시된 바와 같이, 본 발명의 초소수성 표면을 갖는 EMG 센서(100)는 근전도 측정신호를 처리하는 처리부와 일단이 연결되며, 타단은 인체와 접촉하여 상기 인체의 생체신호를 감지하는 초소수성 EMG 센서일 수 있다.As shown in FIG. 3, the EMG sensor 100 having the superhydrophobic surface of the present invention is connected to a processing unit for processing an EMG measurement signal, and the other end is in contact with a human body to detect the biological signal of the human body. It may be a hydrophobic EMG sensor.

상기 초소수성 EMG 센서(100)는 복수 개의 홀이 일정한 패턴으로 형성되며, 초소수성 성질을 갖는 생체전극 박막(110); 및 상기 생체전극 박막(110)과 동일한 패턴 형상으로 형성된 기판(120)을 포함하며, 상기 생체전극 박막(110)은 상기 기판(120) 중심부에 구비된 컨텍홀(150) 외부로 돌출되어 상기 처리부(미도시)와 연결되는 것을 특징으로 한다.The superhydrophobic EMG sensor 100 has a plurality of holes formed in a predetermined pattern, the bioelectrode thin film 110 having a superhydrophobic property; And a substrate 120 formed in the same pattern shape as the bioelectrode thin film 110, wherein the bioelectrode thin film 110 protrudes out of the contact hole 150 provided at the center of the substrate 120. It is characterized in that the connection with (not shown).

이때, 상기 기판(120)은 실리콘(Si) 기판, 저마늄(Ge) 기판, 질화갈륨(GaN) 기판, 질화알루미늄(AlN)기판 , 인화갈륨(GaP) 기판, 인화인듐(InP) 기판, 갈륨 비소(GaAs) 기판, 실리콘 카바이드(SiC) 기판, 유리, 석영(Quartz) 기판, 산화실리콘/실리콘(SiO2/Si) 기판, 산화알루미늄(Al2O3) 기판, 산화 리튬알루미늄(LiAlO3) 기판과 산화 마그네슘(MgO) 기판 중 어느 하나일 수 있으며, 보다 바람직하게는 유연성 재질을 갖는 기판일 수 있다.In this case, the substrate 120 is a silicon (Si) substrate, a germanium (Ge) substrate, gallium nitride (GaN) substrate, aluminum nitride (AlN) substrate, gallium phosphide (GaP) substrate, indium phosphide (InP) substrate, gallium Arsenic (GaAs) substrate, silicon carbide (SiC) substrate, glass, quartz (Quartz) substrate, silicon oxide / silicon (SiO 2 / Si) substrate, aluminum oxide (Al 2 O 3 ) substrate, lithium aluminum oxide (LiAlO3) substrate The substrate may be any one of a magnesium peroxide (MgO) substrate, and more preferably, a substrate having a flexible material.

상기 생체신호는 근전도, 심전도 또는 뇌전도 신호들 중 어느 하나의 신호일 수 있으며, 상기 생체전극 박막(110)은 은-염화은(Ag-AgCl) 금속 재질의 성분을 갖는 박막일 수 있다.The biosignal may be one of an electrocardiogram, electrocardiogram, or electroencephalogram signal, and the bioelectrode thin film 110 may be a thin film having a silver-silver chloride (Ag-AgCl) metal material.

여기서, 상기 컨택홀(150) 내에 매립되는 생체전극 박막 물질은 스퍼터링(Sputtering), 상압 화학기상증착법(Atmosphere Pressure Chemical Vapor Deposition: APCVD), 저압 화학기상증착법(Low Pressure Chemical Vapor Deposition: LPCVD), 유기금속 화학기상증착법(Metal Organic Chemical Vapor Deposition: MOCVD) 중 어느 하나를 이용하여 증착될 수 있다.
Here, the bioelectrode thin film material embedded in the contact hole 150 may be sputtered, Atmosphere Pressure Chemical Vapor Deposition (APCVD), Low Pressure Chemical Vapor Deposition (LPCVD), organic It may be deposited using any one of Metal Organic Chemical Vapor Deposition (MOCVD).

도 4는 도 3에 도시된 초소수성 표면을 갖는 EMG 센서의 형성 방법을 나타낸 플로우 챠트이며, 도 5 내지 도 8은 도 4에 도시된 플로우 챠트를 설명하기 위한 EMG 센서의 형성 순서도를 나타낸다.4 is a flowchart illustrating a method of forming an EMG sensor having a superhydrophobic surface illustrated in FIG. 3, and FIGS. 5 to 8 illustrate a flowchart of forming an EMG sensor for describing the flowchart illustrated in FIG. 4.

도 4 내지 도 8에 도시된 바와 같이, 본 발명의 초소수성 표면을 갖는 EMG 센서의 형성 방법(S100)은 제1 단계(S110) 내지 제5 단계(S150)를 포함한다.As shown in FIGS. 4 to 8, the method (S100) of forming the EMG sensor having the superhydrophobic surface of the present invention includes a first step (S110) to a fifth step (S150).

상기 제1 단계(S110)는 건식 생체 전극을 제공하는 단계일 수 있다.The first step S110 may be a step of providing a dry bioelectrode.

여기서, 상기 건식 생체 전극은 은-염화은(Ag-AgCl) 금속 재질의 성분을 갖는 박막일 수 있으며, 보다 바람직하게는 표면에 금(Au)이 코팅된 초 박막일 수 있다.Here, the dry bioelectrode may be a thin film having a silver-silver chloride (Ag-AgCl) metal component, and more preferably, a super thin film coated with gold (Au) on a surface thereof.

상기 제2 단계(S120)는 상기 건식 생체 전극 표면을 플라즈마 공정을 통해 초소수성 성질을 갖도록 처리하는 단계일 수 있다.The second step S120 may be a step of treating the surface of the dry bioelectrode to have a superhydrophobic property through a plasma process.

상기 제3 단계(S130)는 상기 기판의 주변 영역 상에 일정한 패턴으로 복수 개의 비아홀(140)을 형성하는 단계일 수 있다.The third step S130 may be a step of forming a plurality of via holes 140 in a predetermined pattern on the peripheral area of the substrate.

상기 제4 단계(S140)는 상기 기판(120)의 중심 영역에 컨택홀(150)을 형성하는 단계일 수 있다.The fourth step S140 may be a step of forming the contact hole 150 in the central region of the substrate 120.

상기 제5 단계(S150)는 상기 컨택홀 내에 상기 초소수성 건식 생체 전극 물질을 매립하는 단계일 수 있다.The fifth step S150 may be a step of embedding the superhydrophobic dry bioelectrode material in the contact hole.

상기 제 5 단계(S150)는 스퍼터링(Sputtering), 상압 화학기상증착법(Atmosphere Pressure Chemical Vapor Deposition: APCVD), 저압 화학기상증착법(Low Pressure Chemical Vapor Deposition: LPCVD), 유기금속 화학기상증착법(Metal Organic Chemical Vapor Deposition: MOCVD) 중 어느 하나를 이용하는 단계일 수 있다.The fifth step (S150) is sputtering, Atmosphere Pressure Chemical Vapor Deposition (APCVD), Low Pressure Chemical Vapor Deposition (LPCVD), Metal Organic Chemical Vapor Deposition (Metal Organic Chemical Vapor Deposition) Vapor Deposition: MOCVD) may be used.

따라서, 본 발명에 의하면, 유연성 재질의 기판 밑면에 금속 전극을 형성하고 플라즈마 처리를 통해 초소수성 표면을 형성함으로써 피부 분비물로부터 생체신호의 왜곡을 최소화 할 수 있다.
Therefore, according to the present invention, the distortion of the biological signal from the skin secretion can be minimized by forming a metal electrode on the bottom surface of the flexible material and forming a superhydrophobic surface through plasma treatment.

이상에서는 본 발명의 바람직한 실시 예에 대하여 도시하고 설명하였지만, 본 발명은 상술한 특정의 실시 예에 한정되지 아니하며, 청구범위에서 청구하는 본 발명의 요지를 벗어남이 없이 당해 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 다양한 변형실시가 가능한 것은 물론이고, 이러한 변형실시들은 본 발명의 기술적 사상이나 전망으로부터 개별적으로 이해되어서는 안 될 것이다.
While the above has been shown and described with respect to preferred embodiments of the invention, the invention is not limited to the specific embodiments described above, it is usually in the technical field to which the invention belongs without departing from the spirit of the invention claimed in the claims. Various modifications can be made by those skilled in the art, and these modifications should not be individually understood from the technical spirit or the prospect of the present invention.

100 : EMG 센서
110 : 생체전극 박막
120 : 기판
130 : 포토레지스트
140 : 비아홀
150 : 컨택홀100: EMG sensor
110: bioelectrode thin film
120: substrate
130: photoresist
140: via hole
150: contact hole

Claims (7)

생체 신호를 처리하는 처리부와 일단이 연결되며, 타단은 인체와 접촉하여 상기 생체신호를 감지하는 생체신호 측정센서이고,
상기 생체신호 측정센서는,
복수 개의 홀이 일정한 패턴으로 형성되며, 초소수성 성질을 갖는 생체전극 박막; 및
상기 생체전극 박막과 동일한 패턴 형상으로 형성된 기판을 포함하며,
상기 생체전극 박막은,
상기 기판 중심부에 구비된 컨텍홀 외부로 돌출되어 상기 처리부와 연결되는 것을 특징으로 하는 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서.
One end is connected to a processing unit for processing a bio-signal, the other end is a bio-signal measuring sensor for detecting the bio-signal in contact with the human body,
The bio-signal measuring sensor,
A plurality of holes formed in a predetermined pattern and having a superhydrophobic property; And
It includes a substrate formed in the same pattern shape as the bioelectrode thin film,
The bioelectrode thin film,
The biosignal measuring sensor having a super hydrophobic surface, which protrudes outside the contact hole provided at the center of the substrate and is connected to the processing unit.
제1항에 있어서,
상기 생체신호는,
근전도(EMG), 심전도(ECG) 뇌전도(EEG), 피부저항(GSR), 안구운동 및 신체온도 신호로 이루어지는 군에서 선택되는 어느 하나의 신호인 것을 특징으로 하는 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서.
The method of claim 1,
The bio-
EMG, electrocardiogram (ECG) electroencephalogram (EEG), skin resistance (GSR), eye movement and body temperature signal, any one of the signals selected from the group consisting of a biosignal measuring sensor having a super hydrophobic surface .
제2항에 있어서,
상기 생체전극 박막은,
은-염화은(Ag-AgCl) 금속 재질인 것을 특징으로 하는 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서.
3. The method of claim 2,
The bioelectrode thin film,
Bio-signal measuring sensor having a superhydrophobic surface, characterized in that the silver-silver chloride (Ag-AgCl) metal material.
복수 개의 홀이 일정한 패턴으로 형성되도, 초소수성 성질을 갖는 생체전극 박막; 및
상기 생체전극 박막과 동일한 패턴 형상으로 형성된 기판을 포함하며,
상기 생체전극 박막은,
상기 기판 중심부에 구비된 컨텍홀 외부로 돌출되는 것을 특징으로 하는 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서.
A bioelectrode thin film having superhydrophobic properties, even though a plurality of holes are formed in a predetermined pattern; And
It includes a substrate formed in the same pattern shape as the bioelectrode thin film,
The bioelectrode thin film,
The biosignal measuring sensor having a super hydrophobic surface, characterized in that protrudes to the outside of the contact hole provided in the center of the substrate.
제4항에 있어서,
상기 생체전극 박막은,
은-염화은(Ag-AgCl) 금속 재질인 것을 특징으로 하는 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서.
5. The method of claim 4,
The bioelectrode thin film,
Bio-signal measuring sensor having a superhydrophobic surface, characterized in that the silver-silver chloride (Ag-AgCl) metal material.
제4항에 있어서,
상기 생체전극 박막은,
하부 표면이 금 또는 은으로 도금된 것을 특징으로 하는 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서.
5. The method of claim 4,
The bioelectrode thin film,
A biosignal measuring sensor having a superhydrophobic surface, characterized in that the lower surface is plated with gold or silver.
기판 하부에 건식 생체 전극을 제공하는 단계;
상기 건식 생체 전극 표면을 플라즈마 공정을 통해 초소수성 성질을 갖도록 처리하는 단계;
상기 기판의 주변 영역 상에 일정한 패턴으로 복수 개의 관통홀을 형성하는 단계;
상기 기판의 중심 영역에 컨택홀을 형성하는 단계; 및
상기 컨택홀 내에 상기 초소수성 건식 생체 전극 물질을 매립하는 단계를 포함하는 초소수성 표면을 갖는 생체신호 측정센서 형성방법.
Providing a dry bioelectrode under the substrate;
Treating the surface of the dry bioelectrode to have a superhydrophobic property through a plasma process;
Forming a plurality of through holes in a predetermined pattern on the peripheral area of the substrate;
Forming a contact hole in a central region of the substrate; And
And embedding the superhydrophobic dry bioelectrode material in the contact hole.
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