KR102173746B1 - 인체 신호를 센싱하는 센서 - Google Patents

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윤인열
정진표
김영석
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포항공과대학교 산학협력단
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Abstract

본 개시의 일 실시 예에 따르면, 인체 신호를 센싱하는 센서에 있어서, 유연기판; 상기 유연기판의 일 면에 부착되고, 피부로부터 상기 인체 신호를 획득하는 비반응성 금속 성분의 전극; 및 상기 전극 상에 부착되어 상기 전극의 표면적 및 상기 전극과 상기 피부에서 발생하는 커패시턴스를 증가시키는 상기 비반응성 금속 성분의 표면부;를 포함하고, 상기 표면부는 전기 도금, 이온 에칭 및 나노 파티클 도포 중 적어도 하나의 방법에 따라 상기 전극에 부착될 수 있다.

Description

인체 신호를 센싱하는 센서{Sensor for sensing vital signs}
본 개시는 인체 신호를 센싱하는 센서에 관한 것이다. 구체적으로 본 개시는 인체 전기 신호를 높은 민감도로 잡음 없이 측정하기 위해 전극의 특성을 향상시키는 센서에 관한 것이다.
인체 전기 신호란 인체 내부에서 이온 이동에 의해 발생하는 전기 신호의 일종으로 심장 박동에 의해 발생하는 심전도, 근육 수축에 의해 발생하는 근전도, 안구 운동에 의해 발생하는 안구전도, 대뇌피질의 신경 활동에 의해 발생하는 뇌전도 등이 있으며, 이러한 인체 전기 신호의 측정을 통해 질병의 진단 및 예방이 가능하다.
일반적으로 인체 전기 신호를 측정하는 방법에는 피부 안쪽으로 전극을 직접 삽입하여 측정하는 침습 방식과, 피부 표면에 전극을 부착하여 측정하는 비침습 방식이 있다. 단일 신경에서 발생하는 전기 신호를 측정하기 위해서는 침습 방식이 유리하지만, 이 방법의 경우 전극 삽입 시 통증수용기를 자극하여 환자가 고통을 느낄 수 있다는 단점이 있다. 비침습 방식의 경우에는 단일 신경에서 발생하는 전기 신호를 읽는 것은 불가능하지만, 환자에게 고통을 주지 않으며 지속적으로 측정이 가능하여 최근 웨어러블 디바이스 분야에서 많이 이용되고 있다. 그러나, 비침습 방식의 경우 피부 표면을 이루는 각질층이 전기가 잘 통하지 않는 부도체 성질을 가지기 때문에, 인체 전기 신호를 높은 신호 잡음비로 측정하기 위해서는 피부와 전극 사이의 인터페이스 저항을 최소화 하는 것이 매우 중요하다.
따라서, 인체를 통한 전기 신호의 측정 및 전달 시 높은 신호 잡음비의 신호를 얻기 위해 전극의 표면적을 증가시키는 것은 피부용 전극 분야에서 반드시 해결되어야 하는 과제이다.
한국등록특허 제10-1631666호, 피부 부착형 생체 신호 측정 장치
본 개시는 상기한 종래 기술의 문제점을 해결하기 위하여 고안된 것으로, 전극의 표면적을 증가시킴으로써 전극과 전해질 사이의 접촉 임피던스를 줄여 신호의 크기는 증가시키되 열 잡음은 감소시킴으로써, 높은 신호 잡음비의 신호를 측정 및 전달할 수 있는 센서를 제공하는데 그 목적이 있다.
본 개시의 목적들은 이상에서 언급한 목적들로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 목적들은 아래의 기재로부터 명확하게 이해될 수 있을 것이다.
상술한 목적을 달성하기 위한 본 개시의 일 측면에 따르면, 인체 신호를 센싱하는 센서에 있어서, 유연기판; 상기 유연기판의 일 면에 부착되고, 피부로부터 상기 인체 신호를 획득하는 비반응성 금속 성분의 전극; 및 상기 전극 상에 부착되어 상기 전극의 표면적 및 상기 전극과 상기 피부에서 발생하는 커패시턴스를 증가시키는 상기 비반응성 금속 성분의 표면부;를 포함하고, 상기 표면부는 전기 도금, 이온 에칭 및 나노 파티클 도포 중 적어도 하나의 방법에 따라 상기 전극에 부착되는 센서를 포함할 수 있다.
또한, 상기 비반응성 금속 성분은 금 및 플래티늄 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
또한, 상기 전극은 전기 이중층의 형성에 따른 변위 전류의 형태로 상기 인체 신호를 획득할 수 있다.
또한, 상기 전극이 상기 피부로부터 상기 인체 신호를 획득하는 과정에서 발생하는 노이즈가 증가되는 상기 커패시턴스에 따라 감소할 수 있다.
또한, 상기 노이즈는 온도 및 상기 인체 신호의 주파수에 기초하여 결정될 수 있다.
또한, 상기 표면부는 상기 전기 도금의 방법에 따라 상기 전극에 부착되고, 상기 전기 도금의 방법은 전해질, 환원 전극, 및 산화 전극으로 각각 염화 금산(HAuCl4), 금 전극 및 금 전극이 이용되는 전기 도금의 방법을 포함할 수 있다.
또한, 상기 전기 도금의 방법은 상기 환원 전극 및 상기 산화 전극에 가해지는 전압에 기초하여 상기 표면부의 입자 크기를 결정하고, 상기 전압을 인가하는 시간에 기초하여 상기 표면부의 입자 량을 결정하고, 산화 환원 반응이 일어나는 주변의 온도에 기초하여 반응 속도를 결정할 수 있다.
또한, 상기 표면부가 상기 전극에 부착됨에 따라 상기 전극 및 상기 표면부의 표면적은 상기 전극의 표면적의 1.3배 이상일 수 있다.
본 개시의 일 실시 예에 따를 때, 인체 전기 신호 측정의 민감도를 향상시킴으로써 신호를 측정하거나 판별하는데 필요한 전력을 줄일 수 있다. 이를 통해서 저전력 인체 신호 모니터링 웨어러블 디바이스에 적용할 수 있다. 또한 다양한 물질에 적용할 수 있는 방법이기 때문에, 상황에 알맞은 전극 물질을 선택하여 사용할 수 있다. 일 예에 따라 고주파 통신에 알맞은 금 물질에도 적용이 가능하기 때문에, 인체 통신용 디바이스에 적용되어 전력 및 신호 감도를 개선할 수 있다.
또한, 본 개시의 일 실시 예에 따를 때, 피부용 전극을 통해 측정되는 인체 전기 신호의 신호 잡음비(signal-to-noise ratio, SNR)를 향상시킴으로써, 측정되는 신호 분석을 통해 건강 상태 및 특정 질병의 판별 정확도를 향상시킬 수 있다. 예를 들면, 심전도 측정을 통한 부정맥 판별의 정확도 또는 근전도 측정을 통한 근육 피로도 분석의 정확도 등이 향상될 수 있다.
본 개시의 효과는 상기한 효과로 한정되는 것은 아니며, 본 개시의 상세한 설명 또는 특허청구범위에 기재된 발명의 구성으로부터 추론 가능한 모든 효과를 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
도 1은 일반적인 전극과 피부 사이의 전기적 등가 회로도의 예시를 나타낸다.
도 2는 노이즈 소스를 포함한 전극과 피부 사이의 전기적 등가 회로도의 예시를 나타낸다.
도 3은 일 실시 예에 따른 인체 신호를 센싱하는 센서 구조의 일 예를 나타내는 개략적인 도면이다.
도 4는 본 개시의 일 실시 예에 따른 전기 도금을 이용하여 전극의 표면적을 증가시키는 방법의 기술적 개념도이다.
도 5는 본 개시의 일 실시 예에 따른 전극의 표면 이미지를 나타내는 도면이다.
도 6은 본 개시의 일 실시 예에 따른 전기 도금 전 전극과 전기 도금 후 전극으로 측정한 CV 그래프 곡선을 나타내는 도면이다.
도 7은 본 개시의 일 실시 예에 따른 전극을 이용하여 인체 전기 신호를 측정하는 동작을 나타내는 도면이다.
도 8은 도 7에 있는 전극을 이용하여 획득한 신호 개선 효과를 나타내는 도면이다.
도 9는 도 7에 있는 전극을 이용하여 획득한 신호 개선 효과를 나타내는 도면이다.
도 10은 일 실시 예에 따른 종래에 사용되던 Ag/AgCl 전극의 시간에 따른 임피던스 변화를 나타내는 도면이다.
실시 예들에서 사용되는 용어는 본 개시에서의 기능을 고려하면서 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어들을 선택하였으나, 이는 당 분야에 종사하는 기술자의 의도 또는 판례, 새로운 기술의 출현 등에 따라 달라질 수 있다. 또한, 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 발명의 설명 부분에서 상세히 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 본 개시에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌, 그 용어가 가지는 의미와 본 개시의 전반에 걸친 내용을 토대로 정의되어야 한다.
명세서 전체에서 어떤 부분이 어떤 구성요소를 “포함”한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있음을 의미한다. 또한, 명세서에 기재된 “…부”, “…모듈” 등의 용어는 적어도 하나의 기능이나 동작을 처리하는 단위를 의미하며, 이는 하드웨어 또는 소프트웨어로 구현되거나 하드웨어와 소프트웨어의 결합으로 구현될 수 있다.
아래에서는 첨부한 도면을 참고하여 본 개시의 실시 예에 대하여 본 개시가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그러나 본 개시는 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시 예에 한정되지 않는다.
이하에서는 도면을 참조하여 설명하도록 한다.
인체 전기 신호 측정을 위한 피부용 전극으로는 일회용 Ag/AgCl 전극이 주로 이용되고 있다. 하지만 Ag/AgCl 전극의 경우 공기 중에 노출될 때 전극 표면에서 산화은(Ag2O)이 생성되고, 산화은이 전기 신호 전달을 담당하는 산화-환원 반응을 방해하여 인체 전기 신호 측정 시 신호를 불안정하게 만든다. 이 때문에, Ag/AgCl 전극은 장시간 사용이 불가능하여 일회용으로 사용될 수 밖에 없다는 한계점이 있다. 이에 도 10을 참조하면, 상용화된 Ag/AgCl 전극의 임피던스가 시간에 따라 증가하여 장시간 사용이 어려운 점을 보여주고 있다.
따라서, 최근에는 금이나 플래티넘과 같이 반응성이 낮은 금속 물질을 이용하여 사용이 편리하며 신호 감도가 우수한 전극을 만들기 위해 많은 연구가 진행되고 있으며, 이러한 전극을 웨어러블 디바이스와 결합하여 인체 전기 신호를 지속적으로 측정하고자 하는 노력들이 이루어지고 있다.
도 1은 일반적인 전극과 피부 사이의 전기적 등가 회로도의 예시를 나타낸다.
일반적으로 전극과 전해질 사이의 인터페이스는 도 1에 도시된 등가 회로도와 같이, 저항과 커패시턴스의 병렬 연결로 모델링 된다. 이온 교환을 통해 전극과 전해질 사이에 전류가 흐르는 경우에는 저항 성분으로, 전극과 전해질 사이 전기 이중층을 형성하여 변위 전류의 형태로 전류가 흐르는 경우에는 커패시턴스 성분으로 표현된다. Ag/AgCl의 전극의 경우 주로 산화-환원 반응에 의한 이온 교환을 통하여 전류가 흐르기 때문에 저항 성분이 전체 시스템에서 주요한 역할을 차지하지만, 금이나 플래티넘과 같은 비반응성 전극의 경우 주로 전극과 전해질 사이에 전기 이중층을 형성하여 변위 전류의 형태로 전류가 흐르기 때문에, 커패시턴스 성분이 전체 시스템에서 주요한 역할을 차지한다. 따라서, 비반응성 전극의 경우 전극의 표면적이 넓을수록 전극과 전해질 사이의 커패시턴스가 증가하고 이는 전체 임피던스를 감소시켜 인터페이스에 의한 신호 감쇄를 더욱 줄일 수 있다.
한편, 도 2는 일반적인 전극과 피부사이의 전기적 등가 회로도의 예시를 나타낸다.
도 2에 도시된 회로도에서처럼, 전극과 전해질 사이 열 잡음에 의한 노이즈 소스가 존재 하며 노이즈 소스의 스펙트럼 밀도를 SN(f)라 한다. 이 때, 전극을 통해 측정되는 노이즈 스펙트럼 밀도 Sout(f)는 노이즈 소스 입력 대비 측정되는 출력에 대한 전달 함수 H(s)를 통해 다음과 같이 계산된다.
Figure 112020077384555-pat00001
위 [수학식 1]에서와 같이 측정되는 노이즈의 크기는 커패시턴스의 제곱에 반비례한다.
Figure 112020077384555-pat00002
이 때, 전기 이중층의 커패시턴스는 [수학식 2]에서와 같이 표현될 수 있다(εr: 전기 이중층의 상대 유전율, A: 전극의 표면적, t: 전기 이중층의 두께). 따라서, 전극 표면적이 증가할 수록 커패시턴스는 증가하고 노이즈의 크기는 감소함을 확인할 수 있다. 결국, 전극의 표면적을 증가시키는 경우 전극에서 측정되는 신호는 증가하고 잡음은 감소하여 더 높은 신호 잡음비(SNR)의 신호를 얻을 수 있다.
Ag/AgCl과 같은 반응성 전극의 경우에도 전극의 표면적이 증가하면 인터페이스 저항이 감소하여 측정되는 신호의 신호 잡음비가 증가한다. 하지만, 반응성 전극의 경우 오랜 시간 공기 중에 노출되면 전극 표면이 산화하여 재사용이 불가능 하기 때문에, 웨어러블 디바이스 등에 적용하여 전극의 교체 없이 지속적으로 사용하기에는 금과 플래티넘과 같은 비반응성 전극이 유리하다. 또한, 반응성 전극의 경우 고주파에서의 사용이 제한되는 문제점이 있다. 이는 산화-환원 반응이 일어나는 시간이 고주파에서의 전류의 방향이 바뀌는 속도를 따라가지 못하기 때문이다. 하지만, 금이나 플래티넘과 같은 비반응성 전극의 경우에는 화학 반응을 통한 직접적인 이온 교환이 아닌 이온 이동에 의한 변위 전류의 형태로 신호를 전달하기 때문에 상대적으로 높은 주파수의 신호를 전달하기 유리하다. 이를 등가 회로를 통해 해석하자면, 도 2에서의 전극과 피부 사이의 등가회로는 저항과 커패시턴스의 병렬 연결로 구성됨을 확인할 수 있다. 고주파 신호에서는 상대적으로 임피던스가 작은 커패시턴스 성분을 통한 전류 전달이 주를 이룬다. 따라서, 반응성 전극보다 커패시턴스가 크기 때문에 고주파에서 임피던스가 더 작은 비반응성 전극이 고주파 신호 전달에 훨씬 유리하다. 일반적인 인체 전기 신호는 낮은 주파수 성분으로 구성되어 있지만 최근 유망한 분야인 사람의 몸을 매질로 하여 신호를 주고 받는 인체 통신 분야에서는 상대적으로 고주파 전기 신호를 사용하기 때문에 비반응성 전극을 사용하는 것이 유리하다. 또한 인체 통신 분야에서 역시 전극의 표면적을 증가시켜 전기 신호의 신호 잡음비를 향상시키는 것은 통신 시스템의 오차율을 감소시키는데 매우 중요하다.
이하에서는 도면을 참조하여 본 개시의 실시 예들을 상세히 설명한다.
본 개시의 일 실시 예는 전극의 표면적을 증가시킴으로써 전극과 전해질 사이의 접촉 임피던스를 줄여 신호의 크기는 증가시키고 열 잡음은 감소시킴으로써, 높은 신호 잡음비의 신호를 측정하고 전달할 수 있다.
인체 전기 신호의 크기는 매우 작기 때문에, 그 신호를 증폭하고 잡음을 제거하기 위한 다양한 연구가 많이 진행되어 왔다. 하지만, 가장 처음 측정되는 인체 전기 신호의 신호 잡음비가 낮다면 그 신호를 가공하여 신호의 질을 상승시키는 데 한계가 있다.
이에 따라, 본 개시의 일 실시 예에 따른 전기 도금 방법을 이용하여 전극의 표면적을 넓혀 가장 처음 측정되는 인체 전기 신호의 신호 잡음비를 증가시킬 수 있으며, 이는 다양한 신호 처리 방법을 통해 기존보다 더욱 신호의 질을 향상시킬 수 있다. 또한, 인체 전기 신호의 분석을 통해 인체의 질병들을 진단하고 예방하고자 하는 연구들의 분석 정확도를 향상시키는 데 큰 도움을 줄 수 있다.
도 3은 일 실시 예에 따른 인체 신호를 센싱하는 센서(300) 구조의 일 예를 나타내는 개략적인 도면이다.
일 실시 예에 따른 센서(300)는, 유연기판(310), 전극(320) 및 표면부(330)를 포함할 수 있다.
일 실시 예에 따른 유연기판(310)은, 실리콘(silicone) 기반의 기판 또는 유연한 폴리이미드 기반의 기판으로 구성될 수 있다.
일 실시 예에 따른 센서(300)는, 유연기판(310)의 일 면에 부착되어 피부로부터 인체 신호를 획득하는 비반응성 금속 성분의 전극(320)을 포함할 수 있다.
일 실시 예에 따른 전극(320)은, 유연기판(310)의 일 면에 부착되고, 피부로부터 인체 신호를 획득하는 비반응성 금속 성분으로 구성될 수 있다. 구체적으로, 전극(320)이 부착되는 유연기판(310)의 일 면은, 피부와 맞닿는 면 또는 피부를 지향하는 면일 수 있다.
일 실시 예에 따른 센서(300)는, 전극(320) 상에 부착되어 전극(320)의 표면적 및 전극(320)과 피부에서 발생하는 커패시턴스를 증가시키는 비반응성 금속 성분의 표면부(330)를 포함할 수 있다.
일 실시 예에 따른 표면부(330)는, 전극(320) 상에 부착되어 전극(320)의 표면적 및 전극(320)과 피부에서 발생하는 커패시턴스를 증가시키는 비반응성 금속 성분을 포함할 수 있다.
일 실시 예에 따른 전극(320)을 구성하는 비반응성 금속 성분은 금 및 플래티늄 중 적어도 하나를 포함할 수 있으나, 반드시 이에 국한되는 것은 아니며 종래에 동일한 기술 분야에서 사용되는 비반응성 금속이라면 얼마든지 대체되어 사용될 수 있다. 그러나, 전술한 종래 기술의 문제 해결 및 후술하는 본 개시의 효과 면에서는 상기 개시한 금 및 플래티늄 중 하나인 것이 바람직할 수 있다.
일 실시 예에 따른 센서(300)는, 전기 도금, 이온 에칭 및 나노 파티클 도포 중 적어도 하나의 방법에 따라 전극(320)에 부착되는 표면부(330)를 포함할 수 있다.
일 실시 예에 따른 표면부(330)는, 전기 도금, 이온 에칭 및 나노 파티클 도포 중 적어도 하나의 방법에 따라 전극(320)에 부착될 수 있다.
일 실시 예에 따른 전극(320)은 전기 이중층의 형성에 따른 변위 전류의 형태로 인체 신호를 획득할 수 있다.
일 실시 예에 따른 표면부(330)는 전기 도금 방법에 따라 전극(320)에 부착되고, 그러한 전기 도금 방법은 전해질, 환원 전극 및 산화 전극으로 각각 염화 금산(HAuCl4), 금 전극 및 금 전극이 이용되는 전기 도금의 방법을 포함할 수 있다.
일 실시 예에 따른 전기 도금 방법은, 환원 전극 및 산화 전극에 가해지는 전압에 기초하여 표면부(330)의 입자 크기를 결정하고, 전압을 인가하는 시간에 기초하여 표면부(330)의 입자 량을 결정하고, 산화 환원 반응이 일어나는 주변의 온도에 기초하여 반응 속도를 결정할 수 있다.
일 실시 예에 따르면, 전극(320)이 피부로부터 인체 신호를 획득하는 과정에서 발생하는 노이즈는 증가되는 커패시턴스에 따라 감소할 수 있다.
일 실시 예에 따르면, 노이즈는 주변 온도 및 인체 신호의 주파수에 기초하여 결정될 수 있다.
일 실시 예에 따른 센서(300)의 표면부(330)가 전극(320)에 부착됨에 따라, 전극(320) 및 표면부(330)의 표면적은 전극(320)의 표면적의 1.3배 이상일 수 있다.
일 실시 예에 따르면, 표면부(330)의 입자 크기와 표면부(330)의 입자 량이 비례하도록 전압 및 전압을 인가하는 시간을 결정할 수 있다.
일 실시 예에 따를 때, 전극(320) 상에 부착되는 표면부(330)의 양이 많은 경우, 표면적이 충분히 커질 수 있다. 그러나 표면부(330)의 양이 지나치게 많은 경우 결과적으로 전극(320) 및 표면부(330)가 지나치게 두꺼워질 수 있다. 전극(320) 및 표면부(330)가 지나치게 두꺼워질 경우, 오히려 전극(320) 및 표면부(330)에 인가되는 신호의 양이 감소할 수 있기 때문에 표면부(330)의 표면적은 전극(320)의 표면적의 기설정 배수 이내로 결정될 수 있다. 예를 들면, 표면부(330)의 표면적은 전극(320)의 표면적의 1.3배 이상이고 1.7배 이하일 수 있다.
일 실시 예에 따른 인체 신호를 센싱하는 센서(300)는, 유연기판(310)의 일 면에 부착되어 피부로부터 인체 신호를 획득하는 비반응성 금속 성분의 전극(320)과, 비반응성 금속 성분의 표면부(330)를 포함할 수 있다. 이러한 전극(320)과 표면부(330)를 구성하는 비반응성 금속 성분은 금, 플래티늄 등일 수 있다. 전극(320)에 부착되는 표면부(330)는 전기 도금, 이온 에칭 및 나노 파티클 도포 등의 방법에 따라 전극(320)에 부착될 수 있으며, 전기 도금 방법은 전해질, 환원 전극 및 산화 전극으로 각각 염화 금산(HAuCl4), 금 전극 및 금 전극이 이용되는 전기 도금의 방법을 포함할 수 있다.
일 실시 예에 따른 전기 도금 방법은, 인가되는 전압의 크기가 커질수록 표면부(330)에 부착되는 입자의 크기가 커질 수 있고, 전압을 인가하는 시간이 증가할수록 표면부(330)에 부착되는 입자량 및 크기가 증가할 수 있다. 또한, 온도를 증가시켜 전기 도금의 반응 속도를 빠르게 조절할 수 있다.
즉, 이러한 전기 도금 방법은 환원 전극 및 산화 전극에 가해지는 전압에 기초하여 표면부(330)에 부착되는 비반응성 금속의 입자 크기를 결정하고, 전압을 인가하는 시간에 기초하여 표면부(330)의 입자 량을 결정하며, 산화 환원 반응이 일어나는 주변의 온도에 기초하여 반응 속도를 결정할 수 있다. 이후, 표면부(330)가 전극(320)에 부착됨에 따라, 전극(320) 및 표면부(330)의 표면적은 전극(320)의 표면적의 1.3배 이상일 수 있다.
또한, 전극(320)은 전기 이중층의 형성에 따른 변위 전류의 형태로 인체 신호를 획득할 수 있다.
일 실시 예에 따른 센서(300)에서, 표면부(330)는 전극(320)에 부착되어 전극(320)의 표면적이 증가될 수 있고, 전극(320)의 표면적이 증가함에 따라 전극(320)과 피부에서 발생하는 커패시턴스가 증가될 수 있다. 표면적이 증가된 표면부(330)에 의해 커패시턴스가 증가됨에 따라, 전극(320)과 피부 사이에서 발생하는 노이즈, 즉 전극(320)이 피부로부터 인체 신호를 획득하는 과정에서 발생하는 노이즈(또는, 저항, 임피던스 값)가 상기 증가된 커패시턴스에 대응하여 감소하게 된다. 이러한 노이즈의 감소는 상기한 [수학식 1] 내지 [수학식 2]에 기초한 것이며, 이를 통상의 기술자는 쉽게 이해할 수 있을 것이다. 더하여, 여기서 발생하는 노이즈는 온도 및 인체 신호의 주파수에 기초하여 결정될 수 있다.
결과적으로, 인체 신호를 센싱하는 센서(300)는, 표면적이 증가된 표면부(330) 및 전극(320)에 의해 전극(320)과 피부 사이에서 발생하는 노이즈가 감소함으로써 인체 신호 측정의 민감도를 향상시켜 보다 정확하고 신뢰도 높은 인체 신호를 획득할 수 있게 된다.
추가적으로 일 실시 예에 따르면, 표면부(330)의 입자 크기와 표면부(330)의 입자 량이 비례하도록 전압 및 전압을 인가하는 시간을 결정할 수 있다. 예를 들어, 표면부에 부착되는 비반응성 금속 성분의 입자 량이 동일할 경우, 입자의 크기가 작아지면 부착되는 입자 량도 적어지고, 입자의 크기가 커지면 부착되는 입자 량도 많아지게 될 수 있다. 즉, 입자의 크기와 부착되는 입자 량이 비례함에 따라 전체적인 표면부(330)의 표면적의 값을 동일하게 유지할 수 있어 보다 효율적인 노이즈 감소 효과를 얻을 수 있다.
도 4는 본 개시의 일 실시 예에 따른 전기 도금을 이용하여 전극(320)의 표면적을 증가시키는 방법의 기술적 개념도이다.
도 4를 참조하면, 일 실시 예에서 전기 도금을 진행하고자 하는 전극(320)을 환원 전극으로 사용하여 전원의 (-)극에 연결한 후, 도금하고자 하는 물질이 포함된 전해질에 담근 후 전압을 인가하는 방법으로 전기 도금을 진행할 수 있다.
일 실시 예에서, 전기 도금 방법은 금이나 플래티넘을 포함한 다양한 비반응성 전극에 사용 가능하며, 예를 들면, 가장 대표적인 비반응성 금속인 금 전극을 이용하여 본 개시의 일 실시 예에 따른 효과를 증명할 수 있다. 또한, 예를 들어 환원 전극으로 금 전극을 사용하고 전해질로는 염화 금산(HAuCl4)이 사용될 수 있으며, 전해질의 농도 유지를 위해 산화 전극으로도 금 전극이 사용될 수 있다.
본 개시의 일 실시 예에 따른 효과를 확인하기 위해, 전기 도금을 통해 전극(320)의 표면적을 증가시킨 후 원자간력현미경 (Atomic Force Microscope), 전자현미경 (Scannin Electron Microscope), 순환 전압전류법 (Cyclic voltammetry) 및 임피던스 분광법 (Electrochemical Impedance Spectroscopy) 등을 통해 전극 표면적 증가를 시각적 및 정량적으로 확인할 수 있다. 또한, 전기 도금을 진행한 전극, 진행하지 않은 전극 및 상용화된 Ag/AgCl 전극 각각을 이용하여 인체 전기 신호를 측정 후 비교함으로써 전극 표면적 증가가 신호 잡음비를 향상시키는 것과 향상된 전극이 상용화된 전극에 비해 그 성능이 더 향상됨을 검증할 수 있다.
일 실시 예에서, 금속 나노파티클을 생성하여 전극(320)의 표면적을 증가시키는 하나의 실시 예로서 전기 도금 방법을 통해 그 효과를 확인할 수 있다.
일 실시 예에서 전기 도금을 진행할 때, 도금을 할 전극(320)을 음극으로 도금할 물질로 이루어진 전극을 양극으로 설정할 수 있다. 또한, 이후 도금할 물질과 보조 전해질로 이루어진 용액에 음극과 양극을 담가 일정 시간 동안 일정한 전압을 가해주어 도금을 진행할 수 있다. 일 실시 예에서 금을 도금하는 경우, 음극에는 금을 도금할 전극(320)을 위치시키고 양극에는 금 전극을 위치시킬 수 있다.
일 실시 예에서, 용액으로는 금 성분이 포함되어있는 HAuCl4와 보조 전해질인 황산(H2SO4)을 포함하는 용액을 사용하여 도금 세팅을 구성할 수 있다. 또한, 전압, 시간, 온도, 용액 내 도금 물질 농도, 보조 전해질의 종류와 농도 등의 조건들을 변화시켜가며 표면적 개선 효과를 다르게 할 수 있다.
일 실시 예에서, 전압 조건이 커질수록 증착되는 금 나노파티클의 크기가 커지며, 시간 조건을 조절하여 실제 증착되는 나노파티클의 양과 크기를 조절 할 수 있다. 또한, 온도를 증가시킴으로써 반응 속도를 빠르게 하여 실제 도금 시간 등을 줄이는 것도 가능하다.
일 실시 예에서, 용액 내 도금 물질 농도를 조절함으로써 도금 균일도 등을 조절할 수 있으며, 보조 전해질 종류와 농도에 따라 도금 속도 등을 조절할 수 있다.
전술한 전기 도금 방법을 통해 노이즈 발생을 효과적으로 감소시킬 수 있게 된다.
도 5는 본 개시의 일 실시 예에 따른 전극(320)의 표면 이미지를 나타내는 도면이며, 일 실시 예에 따라 실제로 구현된 전극(320)을 SEM으로 관찰한 전극 표면 이미지로서, 전기 도금 전 전극 표면 (좌) 및 전기 도금 후 전극 표면 (우)를 나타낸다. 여기에서, 전기 도금은 실온에서 2.7 V를 인가하였으며 60 초 동안 진행하였다. 또한, 사용한 도금 용액은 4mM의 HAuCl4가 포함 된 0.5M H2SO4 수용액이었다. 도 5에 도시된 것처럼, 전기 도금을 통해 금 나노파티클이 표면부(330)에 증착되어 표면적이 증가한 것을 시각적으로 확인할 수 있다.
도 6은 본 개시의 일 실시 예에 따른 전기 도금 전 전극(610)과 전기 도금 후 전극(620)으로 측정한 CV 그래프 곡선을 나타내는 도면이다.
도 6을 참조하면, 일 실시 예에서, 표면적이 증가된 전극과 일반 전극을 4mM의 Fe(CN)6가 포함된 1M KNO3 수용액에서 순환전류법을 이용하여 측정한 데이터에 랜들스-세브직 방정식 (Randles-Sevcik equation)을 적용하여 전기적으로 활성화된 표면 영역 (electrically active surface area)을 구하여 계산해보았을 때, 표면적이 1.38배 증가하였음을 확인할 수 있다.
도 7은 본 개시의 일 실시 예에 따른 전극(320)을 이용하여 인체 전기 신호를 측정하는 동작을 나타내는 도면이며, 도 8 및 도 9는 각각 도 7에 도시된 전극(320)을 이용하여 획득한 신호 개선 효과를 나타내는 도면이다.
일 실시 예에서, 도 7에 도시된 것처럼, 상술한 방법을 이용하여 실제로 인체 전기 신호 측정용 전극에 적용하여 인체 전기 신호(예: ECG, EMG)를 측정해본 결과, 도 8 및 도 9에 도시된 것처럼, 유의미한 신호 개선 효과를 확인할 수 있었다
도 8은 평면 금 전극으로 측정한 ECG 신호와 신호대잡음비 (8(a) 참조), 표면적을 증가시킨 금 전극으로 측정한 ECG 신호와 신호대잡음비 (8(b) 참조) 및 상용화된 Ag/AgCl 전극으로 측정한 ECG 신호와 신호대잡음비를 나타낸다 또한, 도 9는 평면 금 전극으로 측정한 EMG 신호와 신호대잡음비 (9(a) 참조), 표면적을 증가시킨 금 전극으로 측정한 EMG 신호와 신호대잡음비 (9(b) 참조) 및 상용화된 Ag/AgCl 전극으로 측정한 EMG 신호와 신호대잡음비 (9(c) 참조)를 나타낸다.
이와 같이 도 8 내지 도 9에 도시된 것처럼, 상술한 방법을 이용하여 전극(320)의 표면적을 증가시켰을 때, ECG 신호의 경우 신호대잡음비가 약 1.98배 증가하였으며, EMG 신호의 경우 약 1.70배 증가하였다. 이처럼, 전극 표면적 개선을 함으로써 생체 전기 신호 측정 민감도를 향상시킬 수 있다.
도 10은 일 실시 예에 따른 종래에 사용되던 Ag/AgCl 전극의 시간에 따른 임피던스 변화를 나타내는 도면이다.
도 10을 참조하면, 종래에 사용되던 Ag/AgCl 물질을 사용하는 전극은, 공기중에 노출될 때 전극 표면에서 산화은(Ag2O)이 생성되고, 이러한 산화은이 전기 신호 전달을 담당하는 산화-환원 반응을 방해하여 인체 전기 신호 측정 시 신호를 불안정하게 만들 수 있다. 즉, 시간이 경과함에 따라 전극 표면에 산화은이 생성됨으로써 도 10에 도시된 그래프와 같이 전극 표면에 형성되는 임피던스(또는 저항) 값의 증가가 나타난다. 결과적으로, Ag/AgCl 전극은 장기간 사용시 전극 표면에 형성되는 임피던스 값이 증가하여 장기간 사용이 불가능하며, 이러한 문제점은 도 8의 그래프를 통해 확인할 수 있다.
한편, 상술한 도면들에 도시된 구성요소들 외에 다른 범용적인 구성요소들이 전극에 더 포함되거나 도시된 구성요소들 중 일부는 생략될 수 있으며, 상술한 방법들 외에 다른 범용적인 구성방법들이 더 포함되거나 일부가 생략될 수 있음을 관련 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이해할 수 있다.
또한, 상술한 방법은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성 가능하고, 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다. 또한, 상술한 방법에서 사용된 데이터의 구조는 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체에 여러 수단을 통하여 기록될 수 있다. 상기 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체는 마그네틱 저장매체(예를 들면, 롬, 램, USB, 플로피 디스크, 하드 디스크 등), 광학적 판독 매체(예를 들면, 시디롬, 디브이디 등)와 같은 저장매체를 포함한다.
본 실시 예와 관련된 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 상기된 기재의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 방법들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 개시의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 개시에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.
300: 센서
310: 유연기판
320: 전극
330: 표면부

Claims (8)

  1. 인체 신호를 센싱하는 센서에 있어서,
    유연기판;
    상기 유연기판의 일 면에 부착되고, 피부로부터 상기 인체 신호를 획득하는 비반응성 금속 성분의 전극; 및
    상기 전극 상에 부착되어 상기 전극의 표면적 및 상기 전극과 상기 피부에서 발생하는 커패시턴스를 증가시키는 상기 비반응성 금속 성분의 표면부;를 포함하고,
    상기 표면부는 전기 도금, 이온 에칭 및 나노 파티클 도포 중 적어도 하나의 방법에 따라 상기 전극에 부착되는, 센서.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 비반응성 금속 성분은 금 및 플래티늄 중 적어도 하나를 포함하는, 센서.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극은 전기 이중층의 형성에 따른 변위 전류의 형태로 상기 인체 신호를 획득하는, 센서.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극이 상기 피부로부터 상기 인체 신호를 획득하는 과정에서 발생하는 노이즈가 증가되는 상기 커패시턴스에 따라 감소하는, 센서.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 노이즈는 온도 및 상기 인체 신호의 주파수에 기초하여 결정되는, 센서.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 표면부는 상기 전기 도금의 방법에 따라 상기 전극에 부착되고,
    상기 전기 도금의 방법은 전해질, 환원 전극, 및 산화 전극으로 각각 염화 금산(HAuCl4), 금 전극 및 금 전극이 이용되는 전기 도금의 방법을 포함하는, 센서.
  7. 제 6 항에 있어서,
    상기 전기 도금의 방법은
    상기 환원 전극 및 상기 산화 전극에 가해지는 전압에 기초하여 상기 표면부의 입자 크기를 결정하고,
    상기 전압을 인가하는 시간에 기초하여 상기 표면부의 입자 량을 결정하고,
    산화 환원 반응이 일어나는 주변의 온도에 기초하여 반응 속도를 결정하는, 센서.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 표면부가 상기 전극에 부착됨에 따라 상기 전극 및 상기 표면부의 표면적은 상기 전극의 표면적의 1.3배 이상인, 센서.
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