KR20130044642A - 생체용 압력 센서 및 그 제조 방법 - Google Patents

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Abstract

신체 내부에 주입되어 신체 내부의 압력을 외부에서 무선으로 측정할 수 있는 생체용 압력 센서 및 그 제조 방법을 제공한다. 생체용 압력 센서는 코일 인덕터와, 코일 인덕터와 전기적으로 연결되어 코일 인덕터와 함께 LC 공진 회로를 구성하는 캐패시터와, 하우징으로 둘러싸인 내부 공간을 사이에 두고 코일 인덕터와 이격 배치되는 가요성 멤브레인과, 코일 인덕터를 향한 가요성 멤브레인의 일면에 고정된 압력 변위 부재를 포함한다. 가요성 멤브레인은 외부 압력에 의해 변형되어 코일 인덕터에 대한 압력 변위 부재의 거리를 변화시킨다.

Description

생체용 압력 센서 및 그 제조 방법 {BIOCOMPATIBLE PRESSURE SENSOR AND MANUFACTURING METHOD THEREOF}
본 발명은 생체용 압력 센서에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 신체 내부에 내장시켜 신체 내부의 압력을 외부에서 무선으로 측정할 수 있는 생체용 압력 센서 및 그 제조 방법에 관한 것이다.
생체용 압력 센서는 신체 내부에 내장되어 신체 내부의 압력을 측정하는데 사용된다. 예를 들어, 뇌척수액의 압력을 측정하기 위한 카테터 팁 압력 센서와, 방광의 압력을 측정하는 방광 압력 센서가 개발되었으며, 녹내장 환자의 안압을 측정하는 안구용 압력 센서에 대한 연구도 활발하게 진행되고 있다.
생체용 압력 센서는 미세 전자기계 시스템(Mirco Electro-Mechanical System, MEMS) 공정을 이용하여 제작될 수 있다. 이러한 압력 센서로는 압저항(piezo-resistive) 효과를 이용한 압저항형 압력 센서와, 캐패시턴스의 변화로 압력 변화를 측정하는 정전용량형(capacitive) 압력 센서가 대표적이다.
압저항형 압력 센서는 외부 전원을 필요로 하지 않으므로 자체 발전이 가능하고, 고주파 응답 특성과 우수한 선형성을 가진다. 그러나 정압(static pressure)을 측정할 수 없고, 감도가 비교적 낮으며, 온도 변화에 매우 민감하여 온도 보상 회로를 구비해야 한다.
정전용량형 압력 센서는 응답속도가 빠르고, 출력이 압력과 습도 변화에 덜 민감하며, 정압과 동압(dynamic pressure) 모두 측정이 가능한 장점이 있다. 그러나 작동 영역이 협대역이고, 제조 공정이 복잡하며, 고주파 대역에서 사용할 경우 반도체의 저항 성분 및 고주파 기생 성분의 영향이 커져 사용에 어려움이 있다.
본 발명은 생체 적합성이 우수하고, 신체 내에서 요구하는 매우 작은 압력 범위에서 정밀하게 작동할 수 있는 인덕터형 생체용 압력 센서 및 그 제조 방법을 제공하고자 한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 생체용 압력 센서는 코일 인덕터와, 코일 인덕터와 전기적으로 연결되어 코일 인덕터와 함께 LC 공진 회로를 구성하는 캐패시터와, 하우징으로 둘러싸인 내부 공간을 사이에 두고 코일 인덕터와 이격 배치되는 가요성 멤브레인과, 코일 인덕터를 향한 가요성 멤브레인의 일면에 고정된 압력 변위 부재를 포함하며, 가요성 멤브레인은 외부 압력에 의해 변형되어 코일 인덕터에 대한 압력 변위 부재의 거리를 변화시킨다.
하우징은 상부와 하부가 개방된 내부 공간을 형성하는 제1 기판과 제2 기판의 적층 구조로 이루어질 수 있다. 제1 기판과 제2 기판은 실리콘을 포함하고, 제1 기판과 제2 기판의 표면에 실리콘 질화막이 위치할 수 있다.
제1 기판 위로 내부 공간의 상부를 덮도록 절연막이 위치하고, 코일 인덕터와 캐패시터는 절연막의 외면에 위치할 수 있다. 코일 인덕터는 절연막의 중앙에 위치하고, 캐패시터는 코일 인덕터의 외측에 위치할 수 있다.
코일 인덕터는 내측 패드부, 외측 패드부, 및 내측 패드부와 외측 패드부를 연결하며 소용돌이 모양으로 배치된 일정 폭의 도선을 포함할 수 있다. 캐패시터는 유전체를 사이에 두고 적층된 상부 전극과 하부 전극을 포함하며, 상부 전극과 하부 전극은 각각 내측 패드부 및 외측 패드부와 전기적으로 연결될 수 있다. 코일 인덕터와 캐패시터는 보호막으로 덮일 수 있다.
가요성 멤브레인은 내부 공간의 하부를 덮도록 제2 기판의 하면에 고정되고, 생체 고분자로 제조된 탄성소재 막으로 이루어질 수 있다. 압력 변위 부재는 페라이트를 포함할 수 있다. 다른 한편으로, 압력 변위 부재는 금속을 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 생체용 압력 센서의 제조 방법은, 제1 기판 위에 절연막을 형성하는 단계와, 절연막 위에 LC 공진 회로를 구성하는 코일 인덕터와 캐패시터를 형성하는 단계와, 제1 기판의 일부를 제거하여 내부 공간을 형성하는 단계와, 제2 기판 위에 가요성 멤브레인을 부착하는 단계와, 제2 기판의 일부를 제거하여 내부 공간을 형성하는 단계와, 가요성 멤브레인의 일면에 압력 변위 부재를 고정시키는 단계와, 내부 공간을 사이에 두고 절연막과 압력 변위 부재가 서로 마주하도록 제1 기판과 제2 기판을 조립 및 접합시키는 단계를 포함한다.
생체용 압력 센서의 제조 방법은, 코일 인덕터와 캐패시터를 형성한 다음 코일 인덕터와 캐패시터를 보호막으로 덮는 단계를 더 포함할 수 있다. 절연막은 폴리이미드를 포함하고, 보호막은 폴리우레탄을 포함할 수 있다.
가요성 멤브레인은 생체 고분자로 제조된 탄성소재 막으로 이루어질 수 있다. 압력 변위 부재는 페라이트를 포함하는 자성 물질과, 구리 또는 알루미늄을 포함하는 금속 물질 중 어느 하나를 포함할 수 있다.
생체용 압력 센서는 신체 내에서 요구하는 매우 작은 압력 범위에서 용이하게 작용하여 신체 내부의 미세한 압력 변화를 정밀하게 측정할 수 있다. 또한, 생체용 압력 센서는 신체 외부에서 무선 계측 장치를 이용하여 신체 내부의 압력 변화를 간단하게 측정할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체용 압력 센서의 분해 사시도이다.
도 2는 도 1에 도시한 생체용 압력 센서의 결합 상태 단면도이다.
도 3은 도 1에 도시한 생체용 압력 센서 중 코일 인덕터와 캐패시터를 나타낸 개략도이다.
도 4a와 도 4b는 도 1에 도시한 생체용 압력 센서의 작동 상태를 나타낸 단면도이다.
도 5는 신체 내부에 주입된 생체용 압력 센서와 신체 외부에 위치하는 외부 계측 장치의 회로도이다.
도 6a는 압력 변위 부재가 페라이트로 형성된 실시예 1의 경우 코일 인덕터와 압력 변위 부재의 거리에 따른 주파수-상(phase) 변화를 나타낸 그래프이다.
도 6b는 압력 변위 부재가 페라이트로 형성된 실시예 1의 경우 압력에 따른 주파수 피크 변화를 나타낸 그래프이다.
도 7a는 압력 변위 부재가 구리로 형성된 실시예 2의 경우 코일 인덕터와 압력 변위 부재의 거리에 따른 주파수-상 변화를 나타낸 그래프이다.
도 7b는 압력 변위 부재가 구리로 형성된 실시예 2의 경우 압력에 따른 주파수 피크 변화를 나타낸 그래프이다.
도 8a는 압력 변위 부재가 알루미늄으로 형성된 실시예 3의 경우 코일 인덕터와 압력 변위 부재의 거리에 따른 주파수-상 변화를 나타낸 그래프이다.
도 8b는 압력 변위 부재가 알루미늄으로 형성된 실시예 3의 경우 압력에 따른 주파수 피크 변화를 나타낸 그래프이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체용 압력 센서의 제조 방법을 나타낸 공정 순서도이다.
도 10a 내지 도 10g는 각각 도 9에 도시한 제1 단계 내지 제8 단계를 순차적으로 나타낸 개략 단면도이다.
이하, 첨부한 도면을 참고로 하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체용 압력 센서(100)의 분해 사시도이고, 도 2는 도 1에 도시한 생체용 압력 센서(100)의 결합 상태 단면도이다.
도 1과 도 2를 참고하면, 본 실시예에 따른 생체용 압력 센서(100)는 LC 공진 회로를 구성하는 코일 인덕터(10)와 캐패시터(20)를 포함한다.
또한, 생체용 압력 센서(100)는 하우징(30)으로 둘러싸인 내부 공간(40)을 사이에 두고 코일 인덕터(10)와 이격 배치되는 가요성 멤브레인(50)과, 코일 인덕터(10)를 향한 가요성 멤브레인(50)의 일면에 고정된 압력 변위 부재(60)를 포함한다.
가요성 멤브레인(50)은 생체 내부의 압력 증가에 따라 내부 공간(40)의 내측으로 변형되며, 압력 변위 부재(60)는 가요성 멤브레인(50)의 변형에 따라 코일 인덕터(10)에 대한 거리가 변한다. 그리고 이러한 거리 변화에 따라 코일 인덕터(10)의 인덕턴스가 변한다.
본 실시예의 생체용 압력 센서(100)는 인덕턴스 변화에 따른 공진 주파수의 변화를 측정함으로써 신체 내부의 압력을 정밀하게 감지할 수 있다.
생체용 압력 센서(100)의 세부 구조를 살펴보면 다음과 같다.
하우징(30)은 프레임 형태로 이루어진 제1 기판(31)과 제2 기판(32)의 적층 구조로 이루어지며, 제1 기판(31)과 제2 기판(32)의 내측으로 상부와 하부가 개방된 내부 공간(40)이 형성된다. 편의상 도 1과 도 2를 기준으로 상측에 위치하는 기판을 제1 기판(31)이라 하고, 하측에 위치하는 기판을 제2 기판(32)이라 한다.
제1 기판(31)과 제2 기판(32)은 실리콘으로 형성될 수 있다. 그리고 제1 기판(31)의 상면과 하면 및 제2 기판(32)의 상면과 하면에 실리콘 질화막(33)이 위치할 수 있다. 코일 인덕터(10) 및 가요성 멤브레인(50)을 향해 위치하는 실리콘 질화막(33)은 절연막으로 기능하고, 그 반대면에 위치하는 실리콘 질화막(33)은 제1 기판(31)과 제2 기판(32)을 습식 식각할 때 식각 마스크로 사용될 수 있다. 제1 기판(31)과 제2 기판(32)의 소재는 전술한 예에 한정되지 않으며 다른 소재로도 제작이 가능하다.
제1 기판(31) 위로 내부 공간(40)의 상부를 덮도록 절연막(15)이 위치한다. 절연막(15)은 폴리이미드(polyimide)로 형성될 수 있다. 그리고 절연막(15) 위로 절연막(15)의 중앙에 코일 인덕터(10)가 위치하고, 절연막(15) 위로 코일 인덕터(10)의 바깥에 캐패시터(20)가 위치한다.
도 3은 도 1에 도시한 생체용 압력 센서 중 코일 인덕터와 캐패시터를 나타낸 개략도이다.
도 3을 참고하면, 코일 인덕터(10)는 내측 패드부(11)와 외측 패드부(12)를 포함하며, 내측 패드부(11)로부터 외측 패드부(12)를 향해 일정한 폭과 일정한 두께의 도선(13)이 일정한 간격을 두고 사각 소용돌이 모양으로 배치된 형태로 이루어진다. 코일 인덕터(10)는 구리막으로 형성될 수 있다.
다른 한편으로, 코일 인덕터(10)는 외측에서 내측을 향할수록 도선의 높이가 점진적으로 높아지는 적층형 구조로 이루어질 수도 있다. 도 3에서는 코일 인덕터(10)가 절연막(15) 위에서 높이 변화 없이 일정한 폭과 일정한 두께의 도선(13)으로 구성된 경우를 예로 들어 도시하였다. 도 3에서 WL은 도선(13)의 폭을 나타내고, S는 도선(13)의 간격을 나타낸다.
캐패시터(20)는 단층 캐패시터(single layer capacitor)로서, 유전체(21)(도 2 참조)를 사이에 두고 위치하는 상부 전극(22)(도 2 참조) 및 하부 전극(23)(도 2 참조)을 포함한다.
하부 전극(23)은 코일 인덕터(10)의 외측 패드부(12)와 전기적으로 연결되고, 상부 전극(22)은 코일 인덕터(10)의 내측 패드부(11)와 와이어 본딩을 통해 전기적으로 연결된다. 이러한 캐패시터(20)는 코일 인덕터(10)와 함께 LC 공진 회로를 형성한다.
다시 도 1과 도 2를 참고하면, 코일 인덕터(10)와 캐패시터(20)는 보호막(16)으로 덮인다. 보호막(16)은 폴리우레탄과 같은 고분자 수지막일 수 있다.
가요성 멤브레인(50)은 제2 기판(32) 아래로 내부 공간(40)의 하부를 덮도록 위치한다. 가요성 멤브레인(50)은 외부 압력에 의해 변형하는 탄성소재 막으로서, 생체 적합성이 우수한 생체 고분자로 제조된다. 예를 들어, 가요성 멤브레인(50)은 Nusil사의 상표명 MED 6640으로 형성될 수 있다.
가요성 멤브레인(50)은 제2 기판(32)에 고정되며, 생체용 압력 센서(100)가 주입된 신체 내부의 압력 증가에 따라 가요성 멤브레인(50) 중 내부 공간(40)과 마주하는 부위가 내부 공간(40)을 향해 변형한다. 가요성 멤브레인(50)은 신체 내에서 요구하는 매우 작은 압력 범위에서 용이하게 변형한다.
압력 변위 부재(60)는 코일 인덕터(10)를 향한 가요성 멤브레인(50)의 일면, 즉 가요성 멤브레인(50)의 내면에 고정된다. 압력 변위 부재(60)는 페라이트(ferrite)를 포함하는 자성 물질로 형성되거나, 구리 또는 알루미늄과 같은 금속으로 형성될 수 있다. 압력 변위 부재(60)는 가요성 멤브레인(50)의 변형에 따라 상승하여 코일 인덕터(10)와의 거리가 변한다.
도 4a와 도 4b는 도 1에 도시한 생체용 압력 센서의 작동 상태를 나타낸 단면도이다.
도 4a와 도 4b를 참고하면, 가요성 멤브레인(50) 중 내부 공간(40)과 마주하는 부위는 외부 압력이 증가함에 따라 내부 공간(40)을 향해 볼록하게 변형하며, 외부 압력이 커질수록 가요성 멤브레인(50)의 변형량이 커진다. 그리고 가요성 멤브레인(50)의 변형에 따라 압력 변위 부재(60)가 상승하여 코일 인덕터(10)와의 거리가 변한다. 이때 외부 압력의 크기와 압력 변위 부재(60)의 상승량은 비례 관계에 있다.
페라이트로 형성된 압력 변위 부재(60)는 코일 인덕터(10)와의 거리가 가까워짐에 따라 인덕턴스 상승을 유발한다. 반면 금속으로 형성된 압력 변위 부재(60)는 코일 인덕터(10)와의 거리가 가까워짐에 따라 와전류(eddy current)가 발생하여 인덕턴스 저하를 유발한다. 그러나 두 경우 모두 외부 압력 변화에 따라 인덕턴스가 변화하는 원리는 동일하므로 이를 이용하여 신체 내부의 압력을 감지할 수 있다.
도 5는 신체 내부에 주입된 생체용 압력 센서와 신체 외부에 위치하는 외부 계측 장치의 회로도이다.
도 5를 참고하면, 생체용 압력 센서의 코일 인덕터를 제1 인덕터(Ls)라 할 때, 외부 계측 장치(70)는 제2 인덕터(Lr)를 포함한다. 제1 인덕터(Ls)의 인덕턴스 변화는 상호 인덕턴스 작용에 의해 제2 인덕터(Lr)로 전달된다. 따라서 외부 계측 장치(70)는 제2 인덕터(Lr)의 인덕턴스 변화에 따른 공진 주파수 변화로부터 생체용 압력 센서에 가해지는 압력을 검출할 수 있다.
전술한 구성에서 가요성 멤브레인(50)은 신체 내에서 요구하는 매우 작은 압력 범위에서 용이하게 작동하며, 외부 압력 증가에 비례하여 압력 변위 부재(60)의 높이를 정밀하게 조절한다. 따라서 본 실시예에 따른 생체용 압력 센서(100)를 이용하면 신체 바깥에서 외부 계측 장치(70)를 이용하여 신체 내부의 미세한 압력 변화를 정밀하게 측정할 수 있다.
도 6a는 압력 변위 부재가 페라이트로 형성된 실시예 1의 경우 코일 인덕터와 압력 변위 부재의 거리에 따른 주파수-상(phase) 변화를 나타낸 그래프이고, 도 6b는 실시예 1에서 압력에 따른 주파수 피크 변화를 나타낸 그래프이다.
도 7a는 압력 변위 부재가 구리로 형성된 실시예 2의 경우 코일 인덕터와 압력 변위 부재의 거리에 따른 주파수-상 변화를 나타낸 그래프이고, 도 7b는 실시예 2에서 압력에 따른 주파수 피크 변화를 나타낸 그래프이다.
도 8a는 압력 변위 부재가 알루미늄으로 형성된 실시예 3의 경우 코일 인덕터와 압력 변위 부재의 거리에 따른 주파수-상 변화를 나타낸 그래프이고, 도 8b는 실시예 3에서 압력에 따른 주파수 피크 변화를 나타낸 그래프이다.
실시예 1 내지 실시예 3 모두에서, 외부 계측 장치와 생체용 압력 센서간 거리는 5mm이다. 외부 계측 장치는 10.5회의 감긴 수(턴수)와 10mm의 직경을 가지는 제2 인덕터를 구비하며, 공진 주파수는 57MHz이다.
실시예 1에서 코일 인덕터는 50㎛ 폭과 30㎛ 간격의 도선을 포함하며, 도선의 감긴 수(턴수)는 23회이다. 실시예 2에서 코일 인덕터는 50㎛ 폭과 30㎛ 간격의 도선을 포함하고, 도선의 감긴 수(턴수)는 31회이다. 실시예 3에서 코일 인덕터는 50㎛ 폭과 50㎛ 간격의 도선을 포함하며, 도선의 감긴 수(턴수)는 24회이다.
실시예 1에서 압력 변위 부재의 크기는 3mm(가로)X3mm(세로)이고, 실시예 2와 실시예 3에서 압력 변위 부재의 크기는 2mm(가로)X2mm(세로)이다.
실시예 1에서 0~50mmHg 범위로 압력이 변할 때 주파수 피크 변화량은 0.66MHz이고, 포화점(saturation point)은 20mmHg에서 9.75MHz이다. 실시예 2에서 0~50mmHg 범위로 압력이 변할 때 주파수 피크 변화량은 0.98MHz이며, 포화점은 15mmHg에서 11.97MHz이다. 실시예 3에서 0~50mmHg 범위로 압력이 변할 때 주파수 피크 변화량은 1.47MHz이고, 포화점은 15mmHg에서 15.91MHz이다.
도 6a 내지 도 8b를 참고하면, 실시예 1의 경우 공진 주파수 그래프의 Q값(Quality factor)은 높지만, 압력 변화에 따른 주파수 피크 자체의 변화량은 작은 것을 확인할 수 있다. 반면, 실시예 2와 실시예 3의 경우 공진 주파수 그래프의 Q값은 낮지만, 압력 변화에 따른 주파수 피크 자체의 변화량은 좀 더 큰 것을 확인할 수 있다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체용 압력 센서의 제조 방법을 나타낸 공정 순서도이고, 도 10a 내지 도 10g는 도 9에 도시한 제1 단계 내지 제8 단계를 순차적으로 나타낸 개략 단면도이다.
도 9를 참고하면, 본 실시예에 따른 생체용 압력 센서의 제조 방법은 제1 기판 위에 절연막을 형성하는 제1 단계(S10)와, 절연막 위에 코일 인덕터와 캐패시터를 형성하는 제2 단계(S20)와, 코일 인덕터와 캐패시터 위에 보호막을 형성하는 제3 단계(S30)와, 제1 기판에 내부 공간을 형성하는 제4 단계(S40)를 포함한다.
또한, 본 실시예에 따른 생체용 압력 센서의 제조 방법은 제2 기판 위에 가요성 멤브레인을 부착하는 제5 단계(S50)와, 제2 기판에 내부 공간을 형성하는 제6 단계(S60)와, 가요성 멤브레인의 일면에 압력 변위 부재를 고정시키는 제7 단계(S70)와, 제1 기판과 제2 기판을 조립 및 접합하는 제8 단계(S80)를 포함한다.
도 10a를 참고하면, 제1 단계(S10)에서 제1 기판(31)을 준비하고, 제1 기판(31)의 일면에 절연막(15)을 형성한다. 제1 기판(31)은 실리콘으로 형성될 수 있으며, 제1 기판(31)의 표면에 실리콘 질화막(33)이 위치할 수 있다. 절연막(15)은 폴리이미드를 포함할 수 있고, 스핀 코팅(spin coating) 등의 방법으로 형성될 수 있다.
도 10b를 참고하면, 제2 단계(S20)에서 절연막(15) 위에 증착 또는 스퍼터링 등의 방법으로 금속막(예를 들어 구리막)을 형성하고, 금속막을 식각 등의 방법으로 패터닝하여 코일 인덕터(10)를 형성한다. 그리고 코일 인덕터(10)의 외측에 하부 전극과 유전체 및 상부 전극으로 구성된 캐패시터(20)를 형성하고, 코일 인덕터(10)와 캐패시터(20)를 전기적으로 연결하여 LC 공진 회로를 구성한다.
도 10c를 참고하면, 제3 단계(S30)에서 코일 인덕터(10)와 캐패시터(20) 위로 보호막(16)을 형성하여 코일 인덕터(10)와 캐패시터(20)가 외부로 노출되지 않도록 한다. 보호막(16)은 폴리우레탄과 같은 고분자 수지막일 수 있다.
도 10d를 참고하면, 제4 단계(S40)에서 제1 기판(31)의 중앙 부위를 식각 등의 방법으로 제거하여 하부가 개방된 내부 공간(40)을 형성한다. 습식 식각을 적용하는 경우 제1 기판(31) 하면의 실리콘 질화막(33)을 먼저 패터닝하여 식각 마스크를 형성하고, 식각 마스크로 덮이지 않은 제1 기판(31)의 일부를 습식 식각하여 내부 공간을 형성할 수 있다. 이때 제1 기판(31)의 내벽은 경사면으로 형성될 수 있다.
도 10e를 참고하면, 제5 단계(S50)에서 제2 기판(32)을 준비하고, 제2 기판(32)의 일면에 가요성 멤브레인(50)을 부착한다. 제2 기판(32)은 실리콘으로 형성될 수 있고, 제2 기판(32)의 표면에 실리콘 질화막(33)이 위치할 수 있다. 가요성 멤브레인(50)은 외부 압력에 의해 변형하는 탄성소재 막으로서 생체 적합성이 우수한 생체 고분자로 제조된다.
도 10f를 참고하면, 제6 단계(S60)에서 제2 기판(32)의 중앙 부위를 식각 등의 방법으로 제거하여 하부가 개방된 내부 공간(40)을 형성한다. 습식 식각을 적용하는 경우 제2 기판(32) 하면의 실리콘 질화막(33)을 먼저 패터닝하여 식각 마스크를 형성하고, 식각 마스크로 덮이지 않은 제2 기판(32)의 일부를 습식 식각하여 내부 공간(40)을 형성할 수 있다. 이때 제2 기판(32)의 내벽은 경사면으로 형성될 수 있다. 내부 공간(40)이 형성됨에 따라 가요성 멤브레인(50)의 중앙 부위는 내부 공간(40)을 향해 개방된다.
제7 단계(S70)에서 내부 공간(40)을 향한 가요성 멤브레인(50)의 일면 중앙에 접착제 등을 이용하여 압력 변위 부재(60)를 고정시킨다. 압력 변위 부재(60)는 페라이트로 형성되거나, 구리 또는 알루미늄과 같은 금속으로 형성될 수 있다.
도 10g를 참고하면, 제8 단계(S80)에서 절연막(15)과 압력 변위 부재(60)가 직접 마주하도록 제1 기판(31)과 제2 기판(32)을 조립 및 접합시킨다. 절연막(15)과 압력 변위 부재(60) 사이의 내부 공간(40)은 공기로 채워지고, 외부 압력 변화에 따라 가요성 멤브레인(50)이 변형하여 압력 변위 부재(60)의 높이가 변한다.
전술한 과정으로 생체용 압력 센서(100)가 완성되며, 완성된 생체용 압력 센서(100)는 안구에 주입되어 안압을 검출하는데 사용될 수 있다.
상기에서는 본 발명의 바람직한 실시예에 대하여 설명하였지만, 본 발명은 이에 한정되는 것이 아니고 특허청구범위와 발명의 상세한 설명 및 첨부한 도면의 범위 안에서 여러 가지로 변형하여 실시하는 것이 가능하고 이 또한 본 발명의 범위에 속하는 것은 당연하다.
100: 생체용 압력 센서 10: 코일 인덕터
15: 절연막 16: 보호막
20: 캐패시터 30: 하우징
31: 제1 기판 32: 제2 기판
33: 실리콘 질화막 40: 내부 공간
50: 가요성 멤브레인 60: 압력 변위 부재

Claims (16)

  1. 코일 인덕터;
    상기 코일 인덕터와 전기적으로 연결되어 상기 코일 인덕터와 함께 LC 공진 회로를 구성하는 캐패시터;
    하우징으로 둘러싸인 내부 공간을 사이에 두고 상기 코일 인덕터와 이격 배치되는 가요성 멤브레인; 및
    상기 코일 인덕터를 향한 상기 가요성 멤브레인의 일면에 고정된 압력 변위 부재
    를 포함하며,
    상기 가요성 멤브레인은 외부 압력에 의해 변형되어 상기 코일 인덕터에 대한 상기 압력 변위 부재의 거리를 변화시키는 생체용 압력 센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 하우징은 상부와 하부가 개방된 내부 공간을 형성하는 제1 기판과 제2 기판의 적층 구조로 이루어지는 생체용 압력 센서.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 제1 기판과 상기 제2 기판은 실리콘을 포함하고,
    상기 제1 기판과 상기 제2 기판의 표면에 실리콘 질화막이 위치하는 생체용 압력 센서.
  4. 제2항에 있어서,
    상기 제1 기판 위로 상기 내부 공간의 상부를 덮도록 절연막이 위치하고,
    상기 코일 인덕터와 상기 캐패시터는 상기 절연막의 외면에 위치하는 생체용 압력 센서.
  5. 제4항에 있어서,
    상기 코일 인덕터는 상기 절연막의 중앙에 위치하고,
    상기 캐패시터는 상기 코일 인덕터의 외측에 위치하는 생체용 압력 센서.
  6. 제4항에 있어서,
    상기 코일 인덕터는 내측 패드부, 외측 패드부, 및 상기 내측 패드부와 상기 외측 패드부를 연결하며 소용돌이 모양으로 배치된 일정 폭의 도선을 포함하는 생체용 압력 센서.
  7. 제6항에 있어서,
    상기 캐패시터는 유전체를 사이에 두고 적층된 상부 전극과 하부 전극을 포함하며,
    상기 상부 전극과 상기 하부 전극은 각각 상기 내측 패드부 및 상기 외측 패드부와 전기적으로 연결되는 생체용 압력 센서.
  8. 제4항에 있어서,
    상기 코일 인덕터와 상기 캐패시터는 보호막으로 덮이는 생체용 압력 센서.
  9. 제2항에 있어서,
    상기 가요성 멤브레인은 상기 내부 공간의 하부를 덮도록 상기 제2 기판의 하면에 고정되고, 생체 고분자로 제조된 탄성소재 막으로 이루어지는 생체용 압력 센서.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 압력 변위 부재는 페라이트를 포함하며, 상기 코일 인덕터와의 거리가 가까워질수록 상기 코일 인덕터의 인덕턴스를 증가시키는 생체용 압력 센서.
  11. 제9항에 있어서,
    상기 압력 변위 부재는 금속을 포함하며, 상기 코일 인덕터와의 거리가 가까워질수록 상기 코일 인덕터의 인덕턴스를 저감시키는 생체용 압력 센서.
  12. 제1 기판 위에 절연막을 형성하는 단계;
    상기 절연막 위에 LC 공진 회로를 구성하는 코일 인덕터와 캐패시터를 형성하는 단계;
    상기 제1 기판의 일부를 제거하여 내부 공간을 형성하는 단계;
    제2 기판 위에 가요성 멤브레인을 부착하는 단계;
    상기 제2 기판의 일부를 제거하여 내부 공간을 형성하는 단계;
    상기 가요성 멤브레인의 일면에 압력 변위 부재를 고정시키는 단계; 및
    상기 내부 공간을 사이에 두고 상기 절연막과 상기 압력 변위 부재가 서로 마주하도록 상기 제1 기판과 상기 제2 기판을 조립 및 접합시키는 단계
    를 포함하는 생체용 압력 센서의 제조 방법.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 코일 인덕터와 상기 캐패시터를 형성한 다음 상기 코일 인덕터와 상기 캐패시터를 보호막으로 덮는 단계를 더 포함하는 생체용 압력 센서의 제조 방법.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 절연막은 폴리이미드를 포함하고,
    상기 보호막은 폴리우레탄을 포함하는 생체용 압력 센서의 제조 방법.
  15. 제12항에 있어서,
    상기 가요성 멤브레인은 생체 고분자로 제조된 탄성소재막으로 이루어지는 생체용 압력 센서의 제조 방법.
  16. 제12항에 있어서,
    상기 압력 변위 부재는 페라이트를 포함하는 자성 물질과, 구리 또는 알루미늄을 포함하는 금속 물질 중 어느 하나를 포함하는 생체용 압력 센서의 제조 방법.
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