KR20130057246A - 생체 신호 측정용 테트로드 및 그 제조 방법 - Google Patents

생체 신호 측정용 테트로드 및 그 제조 방법 Download PDF

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Abstract

개시된 생체 신호 측정용 테트로드는 생체 삽입 방향으로 길게 연장되고, 서로 대칭되도록 배열된 네 개의 전극, 및 네 개의 전극을 절연시키기 위해서, 네 개의 전극을 둘러싸고 있는 절연층을 포함할 수 있다.
그리고, 개시된 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법은 제1절연층을 형성하는 단계, 제1절연층 상에 제1 및 제2전극을 형성하고, 제1 및 제2전극 상에 제2절연층을 형성하는 단계, 및 제2절연층 상에 제3 및 제4전극을 형성하고, 상기 제3 및 제4전극 상에 제3절연층을 형성하는 단계를 포함할 수 있다.

Description

생체 신호 측정용 테트로드 및 그 제조 방법{Tetrode for measuring bio-signal and method of manufacturing the same}
생체 신호 측정용 테트로드 및 그 제조 방법에 관한 것이다. 더 상세하게는 생체의 뇌신경 신호를 측정하는 테트로드 및 그 제조 방법에 관한 것이다.
생체는 수많은 신경 세포(neuron)들로 구성되는데 이러한 신경 세포들은 정보 전달의 매개체 역할을 한다. 신경 세포 사이의 정보 전달 방법은 전기 신호의 송수신 과정이라 할 수 있다. 즉, 신경 세포들은 소정의 전기 신호를 통해 다른 신경 세포로 정보를 전달한다. 이는 신경 세포들이 외부의 전기적 자극에 민감할 수 있는 것을 보여주는 반증이기도 하다.
한편, 인간의 뇌에는 수많은 신경 세포가 존재하는 것으로 알려져 있다. 이러한 뇌의 신경 세포는 뇌 기능을 결정지으며 역할에 따라 다양하게 분류된다. 따라서, 뇌 기능에 대해 이해하기 위해서는 뇌 신경 세포의 역할 및 작용에 대한 분석이 요구된다. 이러한 뇌 신경 세포의 기능에 대한 분석을 위해, 외부의 자극에 따른 뇌 신경 세포의 전기적 특성 및 특정 뇌 신경 세포에 대한 전기적 자극에 따른 생체의 반응을 분석하는 방법 등이 제안되었다. 뇌 신경 세포와 전기와의 상관 관계를 규명하는 실험에 사용되는 장치 즉, 뇌 신경 세포 전기 신호 분석 장치(Single unit recording system)는 뇌 신경 세포의 전기적 신호를 검출하거나 뇌 신경 세포에 전기적 신호를 인가하는 역할을 수행하는 전극부, 상기 전극부를 뇌 신경세포에 근접시키는 역할을 수행하는 마이크로-조정부(Micro-manipulator) 그리고, 상기 전극부로부터 발생되는 전기적 신호를 디지털 신호로 변환시키고 이를 분석하는 신호 처리부 등으로 구성된다.
뇌는 생체의 조직 중에서 가장 민감한 부분이기 때문에 뇌 신경 세포에 전기적 자극을 가하거나 전기적 신호를 측정하는 과정은 매우 중요하다. 따라서, 생체로부터 전기적 신호를 측정하거나, 생체에 전기적 신호를 인가하는 전극부에 대한 연구가 활발하게 진행되고 있다.
생체 신호 측정용 테트로드 및 그 제조 방법을 제공한다.
개시된 생체 신호 측정용 테트로드는
생체 삽입 방향으로 연장되고, 서로 이격되도록 배열된 적어도 네 개의 전극들; 및
상기 전극들을 절연시키는 절연층;을 포함할 수 있다.
상기 전극들의 일단면은 생체 신호를 측정하기 위해서, 노출되어 있을 수 있다.
상기 전극들의 단면 형상은 정사각형 또는 원형을 포함할 수 있다.
상기 전극들은 네 개의 전극들을 포함하고, 상기 네 개의 전극들은 정사각형 형태로 배열될 수 있다.
상기 전극들 중에서 적어도 하나의 전극은 상기 생체에 전기 자극을 가할 수 있다.
상기 전극들 사이에 마련되고, 유체가 흐를 수 있는 채널을 더 포함할 수 있다.
상기 채널 내에 마련된 광도파관을 더 포함할 수 있다.
상기 광도파관을 둘러싸고 있는 반사층을 더 포함할 수 있다.
상기 절연층은 생체 적합성 폴리머(biocompatible polymer)를 포함할 수 있다.
상기 절연층은 플렉서블(flexible)한 폴리머를 포함할 수 있다.
상기 절연층은 폴리이미드 또는 PDMS를 포함할 수 있다.
상기 네 개의 전극은 전도성 재료를 포함할 수 있다.
개시된 생체 신호 측정용 테트로드 어레이는
상기 생체 신호 측정용 테트로드를 복수 개 포함하고,
상기 복수 개의 생체 신호 측정용 테트로드는 이차원의 어레이 형태로 배열될 수 있다.
개시된 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법은
제1절연층을 형성하는 단계;
상기 제1절연층 상에 제1 및 제2전극을 형성하고, 상기 제1 및 제2전극 상에 제2절연층을 형성하는 단계;
상기 제2절연층 상에 제3 및 제4전극을 형성하고, 상기 제3 및 제4전극 상에 제3절연층을 형성하는 단계;를 포함할 수 있다.
상기 제1절연층을 형성하는 단계는
실리콘 웨이퍼 상에 희생층을 형성하고, 상기 희생층 상에 상기 제1절연층을 형성할 수 있다.
상기 제2절연층 상에, 상기 제1 및 제2전극 사이에 배치되는 채널을 형성하고, 상기 채널 상에 제4절연층을 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 채널 내에 광도파관을 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 광도파관을 둘러싸는 반사층을 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 제1 내지 제3절연층을 레이저로 절삭하여, 복수 개의 생체 신호 측정용 테트로드를 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 제1 내지 제3절연층을 포토리소그래피 공정으로 패터닝하여, 복수 개의 생체 신호 측정용 테트로드를 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 제1 내지 제4전극의 단면 형상은 정사각형 또는 원형으로 형성될 수 있다.
상기 제1 내지 제4전극은 정사각형 형태로 배열될 수 있다.
개시된 생체 신호 측정용 테트로드는 네 개의 전극을 구비하여, 생체 신호의 전달 위치를 정확하게 파악할 수 있다. 개시된 테트로드는 그 크기가 작기 때문에, 작은 생물체에도 삽입이 가능하며, 생체 삽입시 주위 세포의 손상을 방지할 수 있다. 또한, 개시된 테트로드는 실리콘 기반의 전극에 비해서 생체 적합성이 우수하여, 장시간 동안 생체 신호의 측정이 가능하다. 개시된 테트로드는 플렉서블하여, 생체의 움직임이 활발한 경우에도 부러질 염려가 없다. 아울러, 개시된 테트로드는 생체에 전기적 자극뿐만 아니라, 소정의 약물 또는 빛을 정확하게 신경 세포에 가할 수 있다.
도 1a는 개시된 생체 신호 측정용 테트로드의 개략적인 사시도이고, 도 1b는 도 1a에 도시된 생체 신호 측정용 테트로드의 개략적인 정면도이다.
도 2는 개시된 다른 생체 신호 측정용 테트로드의 개략적인 정면도이다.
도 3은 개시된 또 다른 생체 신호 측정용 테트로드의 개략적인 정면도이다.
도 4a 내지 도 4c는 개시된 생체 신호 측정용 테트로드를 사용하여 신경 세포로부터 생체 신호를 측정하는 방법을 개략적으로 도시한 것이다.
도 5는 개시된 생체 신호 측정용 테트로드의 어레이의 개략적인 정면도이다.
도 6a 내지 도 6h는 개시된 생체 신호 측정용 테트로드와 그 어레이의 제조 공정을 개략적으로 도시한 것이다.
도 7a는 개시된 테트로드의 개략적인 평면도이고, 도 7b는 개시된 테트로드의 적용예이다.
도 8a는 개시된 다른 테트로드의 개략적인 평면도이고, 도 8b는 개시된 다른 테트로드의 적용예이다.
도 9a 및 도 9b는 개시된 또 다른 테트로드의 개략적인 평면도이다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여, 개시된 생체 신호 측정용 테트로드 및 그 제조 방법에 대해서 상세하게 설명한다. 이하의 도면들에서, 동일한 참조 부호는 동일한 구성 요소를 지칭하며, 도면상에서 각 구성 요소의 크기는 설명의 명료성과 편의성을 위해서 과장되어 있을 수 있다.
도 1a는 개시된 생체 신호 측정용 테트로드(100)의 개략적인 사시도이고, 도 1b는 생체 신호 측정용 테트로드(100)의 개략적인 정면도이다.
도 1a 및 도 1b를 참조하면, 개시된 생체 신호 측정용 테트로드(100)는 생체 삽입 방향으로 길게 연장되고, 서로 이격되도록 배열된 적어도 네 개의 전극들(110)과 상기 전극들(110)을 절연시키기 위해서, 전극들(110)을 둘러싸고 있는 절연층(120)을 포함할 수 있다.
상기 전극들(110)은 적어도 네 개의 전극들을 포함할 수 있으며, 예를 들어, 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)을 포함할 수 있다. 전극들(110)은 생체 삽입 방향 즉, 그 길이 방향으로 길게 연장될 수 있다. 전극들(110)의 일단면(end surface)은 생체 신호를 측정하기 위해서 노출되어 있을 수 있다. 이렇게 개시된 테트로드(100)는 적어도 네 개의 전극들(110)을 구비하여, 상기 생체 신호의 전달 위치를 정확하게 파악할 수 있다. 즉, 어느 신경 세포로부터 상기 생체 신호가 전달되었는지를 정확하게 알 수 있다. 따라서, 개시된 테트로드(100)는 단 단위 신경 신호 측정(single unit recording)을 용이하고, 정확하게 수행할 수 있다. 그리고, 전극들(110)의 타단면은 전기 회로(미도시)와 연결되어, 상기 전극들(110)로부터 입력받은 상기 생체 신호를 분석할 수 있다. 따라서, 개시된 테트로드(100)는 BCI(brain computer interface)와 DBS(deep brain stimulation) 등 다양한 뇌 연구 분야에 사용될 수 있다.
전극들(110)의 각 단면은 다각형 또는 원형을 포함할 수 있으며, 예를 들어, 정사각형일 수 있다. 전극들(110)의 너비(w2)와 높이(h2)는 각각 수 내지 수백 ㎛일 수 있으며, MEMS(micro electromechanical system) 공정에 의해서 제조될 수 있다. 예를 들어, 전극들(110)의 너비(w2)와 높이(h2)는 각각 약 1 ㎛ 내지 200 ㎛일 수 있으며, 더 구체적으로 약 5 ㎛ 내지 50 ㎛일 수 있다. 또한, 전극들(110)의 너비(w2)와 높이(h2)의 크기는 서로 같을 수 있다. 한편, 전극들(110)의 너비(w2)와 높이(h2)는 NEMS(nano electromechanical system) 공정에 의해서, 수 내지 수백 ㎚ 정도로 제조될 수도 있다. 따라서, 개시된 테트로드(100)는 그 크기가 작기 때문에, 작은 생물체에도 삽입이 가능하며, 생체 삽입시 주위 세포의 손상을 방지할 수 있다.
전극들(110)은 서로 이격되게 배열될 수 있으며, 또한, 테트로드(100)의 중심을 기준으로 서로 대칭되도록 배열될 수 있다. 전극들(110)은 그 배열 형태가 다각형 형태가 되도록 배열될 수 있다. 예를 들어, 전극들(110)은 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)을 포함하는 경우에, 도 1b에 도시된 바와 같이, 그 배열 형태가 정사각형이 되도록 배열될 수 있다. 전극들(110)이 이렇게 정사각형 형태로 배열되는 경우, 각 전극별로 생체 신호의 크기, 방향과 시간을 정확하게 측정할 수 있다.
전극들(110)은 금속, 전도성 폴리머, 전도성 산화물 등 전도성 재료를 포함할 수 있다. 전극들(110)은 예를 들어, Cu, Al, Au, Ag, Cr, Ni, Mo, Ti, Pt 또는 이들의 합금 등으로 이루어질 수 있다. 또한, 전극들(110)은 티오펜(thiophene), PEDOT 등으로 이루어질 수도 있으며, 그 밖에 TiO2, IrOx 등으로 이루어질 수도 있다. 한편, 전극들(110) 중에서 적어도 하나의 전극은 상기 생체를 구성하는 세포, 예를 들어, 신경 세포에 전기 자극을 가할 수 있다. 또한, 네 개의 전극들(110) 이외에 또 다른 전극을 더 구비하여, 생체를 구성하는 세포, 예를 들어, 신경 세포에 전기 자극을 가할 수 있다. 상기 또 다른 전극은 네 개의 전극들(110)의 중심에 마련될 수 있다.
상기 절연층(120)은 상기 전극들(110)을 각각 둘러싸도록 마련될 수 있다. 따라서, 절연층(120)은 전극들(110)이 서로 전기적으로 절연되도록 해주며, 전극들(110)이 서로 일정한 간격으로 이격되도록 할 수 있다. 즉, 절연층(120)은 전극들(110)이 배열된 형태 예를 들어, 정사각형 형태를 유지하게 할 수 있다.
절연층(120)의 단면은 다각형 또는 원형을 포함할 수 있으며, 예를 들어, 정사각형일 수 있다. 절연층(120)의 너비(w1)와 높이(h1)는 각각 수십 내지 수백 ㎛일 수 있다. 예를 들어, 절연층(120)의 너비(w1)와 높이(h1)는 각각 약 10 ㎛ 내지 500 ㎛일 수 있으며, 더 구체적으로 약 20 ㎛ 내지 70 ㎛일 수 있다. 또한, 절연층(120)의 너비(w1)와 높이(h1)의 크기는 서로 같을 수 있다. 한편, 절연층(120)의 너비(w1)와 높이(h1)는 MEMS 공정에 의해서, 수 내지 수백 ㎚ 정도로 제조될 수도 있다. 개시된 테트로드(100)는 이렇게 그 크기가 작기 때문에, 작은 생물체에도 삽입이 가능하며, 생체 삽입시 주위 세포의 손상을 방지할 수 있다.
절연층(120)은 생체 적합성 폴리머(biocompatible polymer)로 이루어질 수 있으며, 또한 플렉서블(flexible)한 폴리머로 이루어질 수 있다. 절연층(120)은 예를 들어, 폴리이미드(polyimide) 또는 PDMS 등으로 이루어질 수 있다. 따라서, 개시된 테트로드(100)는 실리콘 기반의 전극에 비해서 생체 적합성이 우수하여, 장시간 동안 생체 신호의 측정이 가능하다. 또한, 개시된 테트로드(100)는 플렉서블하여, 생체의 움직임이 활발한 경우에도 부러질 염려가 없다. 한편, 절연층(120) 내에는 테트로드(100)의 단단함을 유지해주는, 적어도 하나의 지지부(125)가 더 마련될 수 있다. 지지부(125)는 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117) 사이에 마련될 수 있으며, 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)과 나란하게 마련될 수 있다. 지지부(125)는 그 단면 형상이 다각형 또는 원형일 수 있으며, 예를 들어, 직사각형 또는 정사각형일 수 있다. 또한, 지지부(125)는 SiO2, SU-8, SiN 등으로 이루어질 수 있다.
도 2는 개시된 다른 생체 신호 측정용 테트로드(200)의 개략적인 정면도이다. 도 1a 및 도 1b에 도시된 테트로드(100)와의 차이점을 위주로 상세하게 설명하기로 한다.
도 2를 참조하면, 개시된 생체 신호 측정용 테트로드(200)는 생체 삽입 방향으로 길게 연장되고, 서로 이격되도록 배열된 적어도 네 개의 전극들(210)과 상기 전극들(210)을 절연시키기 위해서, 전극들(210)을 둘러싸고 있는 절연층(220)을 포함할 수 있다. 또한, 개시된 테트로드(200)는 전극들(210) 사이에 마련된 채널(230)을 더 포함할 수 있다.
상기 전극들(210)은 적어도 네 개의 전극들을 포함할 수 있으며, 예를 들어, 제1 내지 제4전극(211, 213, 215, 217)을 포함할 수 있다. 전극들(210)의 각 단면은 원형일 수 있으며, 전극들(210)의 지름(d2)은 수 내지 수백 ㎛일 수 있다. 예를 들어, 전극들(210)의 지름(d2)은 약 1 ㎛ 내지 200 ㎛일 수 있으며, 더 구체적으로 약 5 ㎛ 내지 50 ㎛일 수 있다. 한편, 전극들(210)의 지름(d2)은 MEMS 공정에 의해서, 수 내지 수백 ㎚ 정도로 제조될 수도 있다. 따라서, 개시된 테트로드(200)는 그 크기가 작기 때문에, 작은 생물체에도 삽입이 가능하며, 생체 삽입시 주위 세포의 손상을 방지할 수 있다. 또한, 전극들(210)은 서로 대칭되도록 배열될 수 있으며, 그 배열 형태가 다각형 형태가 되도록 배열될 수 있다. 예를 들어, 전극들(210)은 도 2에 도시된 바와 같이, 그 배열 형태가 정사각형이 되도록 배열될 수 있다.
상기 절연층(220)은 상기 전극들(210)이 서로 절연되도록, 이들을 각각 둘러싸도록 마련될 수 있다. 절연층(220)의 단면은 원형일 수 있으며, 절연층(220)의 지름(d1)은 수십 내지 수백 ㎛일 수 있다. 예를 들어, 절연층(220)의 지름(d1)은 약 10 ㎛ 내지 500 ㎛일 수 있으며, 더 구체적으로 약 20 ㎛ 내지 70 ㎛일 수 있다. 한편, 절연층(220)의 지름(d1)은 MEMS 공정에 의해서, 수 내지 수백 ㎚ 정도로 제조될 수도 있다. 개시된 테트로드(200)는 이렇게 그 크기가 작기 때문에, 작은 생물체에도 삽입이 가능하며, 생체 삽입시 주위 세포의 손상을 방지할 수 있다.
아울러, 채널(230)이 절연층(220)의 일 영역에 마련될 수 있으며, 테트로드(200)의 생체 삽입 방향 즉, 그 길이 방향으로 연장되어 마련될 수 있다. 채널(230)은 전극들(210)과 평행하게 마련될 수 있다. 또한, 채널(230)은 전극들(210) 사이에 마련될 수 있으며, 절연층(220)의 중심부에 마련될 수 있다. 채널(230)을 통해서, 소정의 약물이 신경 세포에 전달될 수 있다. 채널(230)의 일단면은 이렇게 신경 세포에 소정의 약물을 전달할 수 있게 개방되어 있을 수 있으며, 채널(230)의 타단면은 마이크로 펌프와 약물 챔버(미도시) 등과 연결될 수 있다.
채널(230)의 각 단면은 다각형 또는 원형을 포함할 수 있으며, 예를 들어, 정사각형 또는 직사각형일 수 있다. 채널(230)의 너비(w3)와 높이(h3)는 각각 수 내지 수백 ㎛일 수 있다. 예를 들어, 채널(230)의 너비(w3)와 높이(h3)는 각각 약 1 ㎛ 내지 200 ㎛일 수 있으며, 더 구체적으로 약 5 ㎛ 내지 50 ㎛일 수 있다. 또한, 채널(230)의 너비(w3)와 높이(h3)의 크기는 서로 같을 수 있다. 한편, 채널(230)의 너비(w3)와 높이(h3)는 MEMS 공정에 의해서, 수 내지 수백 ㎚ 정도로 제조될 수도 있다.
도 3은 개시된 또 다른 생체 신호 측정용 테트로드(300)의 개략적인 정면도이다. 도 1b 및 도 2에 도시된 테트로드(100, 200)와의 차이점을 위주로 상세하게 설명하기로 한다.
도 3을 참조하면, 개시된 생체 신호 측정용 테트로드(300)는 생체 삽입 방향으로 길게 연장되고, 서로 이격되도록 배열된 적어도 네 개의 전극들(310)과 상기 전극들(310)을 절연시키기 위해서, 전극들(310)을 둘러싸고 있는 절연층(320)을 포함할 수 있다. 또한, 개시된 테트로드(300)는 전극들(310) 사이에 마련된 광도파관(340)을 더 포함할 수 있다.
상기 전극들(310)은 적어도 네 개의 전극들을 포함할 수 있으며, 예를 들어, 제1 내지 제4전극(311, 313, 315, 317)을 포함할 수 있다. 전극들(310)의 각 단면은 정사각형일 수 있으며, 전극들(310)의 너비와 높이는 각각 수 내지 수백 ㎛일 수 있으며, MEMS 공정에 의해서, 수 내지 수백 ㎚ 정도로 제조될 수도 있다. 또한, 전극들(310)은 서로 대칭되도록 배열될 수 있으며, 그 배열 형태가 다각형 형태가 되도록 배열될 수 있다. 예를 들어, 전극들(210)은 도 3에 도시된 바와 같이, 그 배열 형태가 정사각형이 되도록 배열될 수 있다.
상기 절연층(320)은 상기 전극들(310)이 서로 절연되도록, 이들을 각각 둘러싸도록 마련될 수 있다. 절연층(320)의 단면은 정사각형일 수 있으며, 절연층(320)의 너비와 높이는 각각 수십 내지 수백 ㎛일 수 있다. 한편, 절연층(320)의 너비와 높이는 MEMS 공정에 의해서, 수 내지 수백 ㎚ 정도로 제조될 수도 있다. 개시된 테트로드(300)는 이렇게 그 크기가 작기 때문에, 작은 생물체에도 삽입이 가능하며, 생체 삽입시 주위 세포의 손상을 방지할 수 있다.
아울러, 광도파관(340)이 절연층(320)의 일 영역에 마련될 수 있으며, 테트로드(300)의 생체 삽입 방향 즉, 그 길이 방향으로 연장되어 마련될 수 있다. 광도파관(340)은 전극들(310)과 평행하게 마련될 수 있다. 또한, 광도파관(340)은 전극들(310) 사이에 마련될 수 있으며, 절연층(320)의 중심부에 마련될 수 있다. 광도파관(340)을 통해서, 빛이 신경 세포에 전달될 수 있다. 개시된 테트로드(300)는 광도파관(340)을 통해서 정확한 위치에, 정량의 빛을 조사할 수 있다. 따라서, 개시된 테트로드(300)는 광유전학(optogenetics) 분야의 연구에도 사용될 수 있다. 광도파관(340)의 일단면은 신경 세포에 소정의 빛을 조사할 수 있게 개방되어 있을 수 있으며, 광도파관(340)의 타단면은 레이저 등과 같은 광원(미도시)과 연결될 수 있다.
광도파관(340)은 빛을 통과시킬 수 있는 투명한 재료로 이루어질 수 있다. 예를 들어, 광도파관(340)은 SiN, SiON, SU-8 등으로 이루어질 수 있다. 또한, 광도파관(340)은 유리 또는 플라스틱으로 형성될 수 있으며, 이득 매질로 도핑될 수 있다. 상기 이득 매질은 희토류 원소일 수 있으며, 예를 들어, Pr,Tb, Dy, Nd, Pm, Sm, Eu, Gd, Dy, Ho, Er, Tm, Yb 또는 이들의 조합을 포함할 수 있다.
광도파관(340)의 각 단면은 다각형 또는 원형일 수 있으며, 예를 들어, 정사각형 또는 직사각형일 수 있다. 광도파관(340)의 너비(w4)와 높이(h4)는 각각 수 내지 수백 ㎛일 수 있다. 예를 들어, 광도파관(340)의 너비(w4)와 높이(h4)는 각각 약 1 ㎛ 내지 90 ㎛일 수 있으며, 더 구체적으로 약 5 ㎛ 내지 50 ㎛일 수 있다. 또한, 광도파관(340)의 너비(w4)와 높이(h4)의 크기는 서로 같을 수 있다.
또한, 반사층(345)이 상기 광도파관(340)을 둘러싸고 있을 수 있다. 반사층(345)은 광도파관(340)을 통과하는 빛을 반사시켜서, 빛이 외부로 소실되는 것을 방지할 수 있다. 따라서, 빛이 신경 세포에 전달되는 광효율이 향상될 수 있으며, 저출력의 광원을 사용할 수 있다. 반사층(345)은 빛에 대한 반사도가 우수한 금속 등을 포함할 수 있으며, 예를 들어, Al, Ni, Cr, Cu, Au, Ag 등으로 이루어질 수 있다. 또한, 반사층(345)은 광도파관(340)보다 굴절률이 작은 재료로 이루어질 수 있다. 반사층(345)은 예를 들어, 실리카 유리, 저굴절률 유리 또는 폴리머 등으로 이루어질 수 있다. 반사층(345)은 산화물로 이루어 질 수도 있으며, 예를 들어, SiO2를 포함할 수 있다. 한편, 광도파관(340)과 반사층(345)은 도 2에 도시된 채널(230)에 형성될 수 있다. 또한, 절연층(320) 내에는 테트로드(300)의 단단함을 유지해주는, 적어도 하나의 지지부(355)가 더 마련될 수 있다. 지지부(355)는 제1 내지 제4전극(311, 313, 315, 317) 사이에 마련될 수 있으며, 제1 내지 제4전극(311, 313, 315, 317)과 나란하게 마련될 수 있다. 지지부(355)는 그 단면 형상이 다각형 또는 원형일 수 있으며, 예를 들어, 직사각형 또는 정사각형일 수 있다. 또한, 지지부(355)는 SiO2, SU-8 등으로 이루어질 수 있다. 도 3에는 예시적으로, 두 개의 지지부(355)가 각각 제1 및 제2전극(311, 313) 사이와, 제3 및 제4전극(315, 317) 사이에 마련되었다.
도 4a 내지 도 4b는 개시된 생체 신호 측정용 테트로드(100)를 사용하여 신경 세포로부터 생체 신호를 측정하는 방법을 개략적으로 도시한 것이다.
도 4a를 참조하면, 개시된 테트로드(100)는 테트로드(100)로부터 같은 거리에 위치한 제1 및 제2신경 세포(150, 155)로부터 각각 생체 신호를 입력받을 수 있다. 비록, 제1 및 제2신경 세포(150, 155)가 테트로드(100)로부터 같은 거리에 위치하더라도, 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)에 각각 입력되는 생체 신호의 크기, 방향과 시간 등이 다르다. 따라서, 테트로드(100)는 제1 및 제2신경 세포(150, 155)의 위치를 정확하게 파악할 수 있으며, 어디에 위치한 신경 세포로부터 측정된 생체 신호인지 구별할 수 있다.
도 4b 및 도 4c를 참조하면, 개시된 테트로드(100)는 화살표 방향 즉, 생체 삽입 방향으로 진행하면서 신경 세포들(151)로부터 생체 신호를 측정할 수 있다. 즉, 개시된 테트로드(100)는 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)의 노출된 단면(end surface)에서 생체 신호를 측정할 수 있다. 따라서, 개시된 테트로드(100)는 생체에 삽입된 깊이에 따른 생체 신호의 측정이 가능하다. 예를 들어, 신경 세포 한 층 정도로 이루어진 얇은 뇌 영역으로부터 생체 신호의 측정이 가능하다. 한편, 상기 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)의 노출된 단면 상에는 금속층(160)이 더 마련될 수 있다. 상기 금속층(160)은 생체 친화도를 높이고, 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)의 임피던스를 조절할 수 있다. 금속층(160)은 예를 들어, 금, 은, 구리, 알루미늄 또는 이들의 합금으로 이루어질 수 있다.
도 5는 개시된 생체 신호 측정용 테트로드 어레이(400)의 개략적인 정면도이다.
도 5를 참조하면, 개시된 테트로드 어레이(400)는 앞서 설명된 생체 신호 측정용 테트로드(100)를 복수 개 포함하고, 상기 복수 개의 테트로드(100)는 이차원의 어레이 형태로 배열될 수 있다. 테트로드 어레이(400)는 복수 개의 테트로드(100)가 m × n(m, n은 자연수)의 어레이 형태로 배열될 수 있다. 도 5에는 12개의 테트로드(100)가 3 × 4의 어레이 형태로 배열된 것이 예시적으로 도시되어 있으나, 테트로드 어레이(400)의 배열 형태는 이에 한정되지 않으며 다양한 형태로 배열될 수 있다. 개시된 테트로드 어레이(400)는 복수 개의 테트로드(100)를 구비하여, 대면적에 분포하는 다수의 신경 세포들로부터 전달된 생체 신호를 동시에 측정할 수 있다.
도 6a 내지 도 6h는 개시된 생체 신호 측정용 테트로드(300)와 그 어레이(400')의 제조 공정을 개략적으로 도시한 것이다.
도 6a를 참조하면, 반도체 웨이퍼(350) 상에 희생층(360)을 형성할 수 있다. 반도체 웨이퍼(350)는 예를 들어, 실리콘 웨이퍼일 수 있으며, 희생층(360)은 실리콘 산화물, 실리콘 질화물, 산화 지르코늄, PSG(phospho-silicate glass), BPSG(borophospho-silicate glass) 등을 포함할 수 있다. 또한, 희생층(360)은 화학적 식각(etch)이 가능한 금속, 합금, 고용체, 산화물, 질화물, 또는 고온성 유기물 등으로 이루어질 수 있다. 예를 들어, 희생층(360)은 크롬과 구리의 합금일 수 있다.
그리고, 상기 희생층(360) 상에 제1절연층(321)을 형성하고, 제1절연층(321) 상에 복수 개의 전극들을 형성할 수 있다. 예를 들어, 제1절연층(321) 상에 적어도 하나의 제1전극(311)과 이와 이격되어 배치되는 적어도 하나의 제2전극(313)을 형성할 수 있다. 제1절연층(321)은 생체 적합성 폴리머(biocompatible polymer)로 이루어질 수 있으며, 또한 플렉서블(flexible)한 폴리머로 이루어질 수 있다. 제1절연층(321)은 예를 들어, 폴리이미드(polyimide) 또는 PDMS 등으로 이루어질 수 있다. 제1절연층(321)은 상기와 같은 폴리머를 증착 또는 스핀 코팅(spin coating)하여 형성될 수 있다. 또한, 제1절연층(321)은 증착 또는 스핀 코팅된 후에, 경화될 수 있다.
제1 및 제2전극(311, 313)은 금속, 전도성 폴리머 또는 전도성 산화물 등 전도성 재료를 포함할 수 있다. 제1 및 제2전극(311, 313)은 예를 들어, Cu, Al, Au, Ag, Cr, Ni, Mo, Ti, Pt 또는 이들의 합금 등으로 이루어질 수 있다. 또한, 제1 및 제2전극(311, 313)은 티오펜(thiophene), PEDOT 등으로 이루어질 수도 있으며, 그 밖에 TiO2, IrOx 등으로 이루어질 수도 있다. 예를 들어, 제1 및 제2전극(311, 313)은 포토리소그래피 공정으로 전극을 패터닝하고, 원하는 두께만큼 도금하거나, 증착하여 형성될 수 있다. 제1 및 제2전극(311, 313)이 도금으로 형성되는 경우, 먼저 씨드층을 형성하고, 상기 씨드층 상에 전극을 형성할 수 있다. 또한, 제1 및 제2전극(311, 313)이 도금으로 형성되는 경우, 생체로 삽입되는 일단면이 평평하도록 제1 및 제2전극(311, 313)의 상기 일단면을 폴리싱(polishing)할 수 있다.
다음으로, 도 6b를 참조하면, 상기 제1절연층(321)과 제1 및 제2전극(311, 313) 상에 제2절연층(323)을 형성할 수 있다. 제2절연층(323)은 생체 적합성 폴리머(biocompatible polymer)로 이루어질 수 있으며, 또한 플렉서블(flexible)한 폴리머로 이루어질 수 있다. 제2절연층(323)은 예를 들어, 폴리이미드(polyimide) 또는 PDMS 등으로 이루어질 수 있다. 제2절연층(321)은 상기와 같은 폴리머를 증착 또는 스핀 코팅(spin coating)하고, 이를 경화시켜서 형성될 수 있다. 그리고, 제2절연층(323)의 상면에 적어도 하나의 채널(322)을 형성할 수 있다. 채널(322)은 제1 및 제2전극(311, 313) 사이에 배치되도록 형성될 수 있다. 이 채널(322)은 신경 세포에 주입되는 소정의 약물이 흘러가는 통로가 될 수 있다. 한편, 채널(322)에는 다음 공정을 통해서 광도파관(340)이 형성될 수도 있다.
도 6c를 참조하면, 상기 채널(322)에 제1반사층(341)을 형성하고, 상기 제1반사층(341)에 광도파관(340)을 형성할 수 있다. 제1반사층(341)은 빛에 대한 반사도가 우수한 금속 등을 포함할 수 있으며, 예를 들어, Al, Ni, Cr, Cu, Au, Ag 등으로 이루어질 수 있다. 또한, 제1반사층(341)은 광도파관(340)보다 굴절률이 작은 재료로 이루어질 수 있다. 제1반사층(341)은 예를 들어, 실리카 유리, 저굴절률 유리 또는 폴리머 등으로 이루어질 수 있다. 광도파관(340)은 빛을 통과시킬 수 있는 투명한 재료로 이루어질 수 있다. 예를 들어, 광도파관(340)은 SiN, SiON, SU-8 등으로 이루어질 수 있다. 또한, 광도파관(340)은 유리 또는 플라스틱으로 형성될 수 있으며, 이득 매질로 도핑될 수 있다. 상기 이득 매질은 희토류 원소일 수 있으며, 예를 들어, Pr,Tb, Dy, Nd, Pm, Sm, Eu, Gd, Dy, Ho, Er, Tm, Yb 또는 이들의 조합을 포함할 수 있다. 한편, 광도파관(340)은 제2절연층(323)에 채널(322)을 형성하지 않고, 평평한 제2절연층(323) 상에 형성될 수 있다. 그리고, 제2절연층(323) 상에 광도파관(340)을 덮도록 제3절연층(도 6d의 325)을 형성할 수 있다.
도 6d를 참조하면, 상기 광도파관(340) 상에 제2반사층(343)을 형성할 수 있다. 제2반사층(343)은 제1반사층(341)과 같은 재료로 형성될 수 있으며, 제1 및 제2반사층(341, 343)은 반사층(345)을 형성하여, 상기 광도파관(340)을 둘러싸고 있을 수 있다. 반사층(345)은 광도파관(340)을 통과하는 빛을 반사시켜서, 빛이 외부로 소실되는 것을 방지할 수 있다. 그리고, 상기 제2반사층(343)과 제2절연층(323) 상에 제3절연층(325)을 형성할 수 있다. 제3절연층(325)은 제1 및 제2절연층(321, 323)과 같은 재료로 형성될 수 있으며, 상기와 같은 폴리머를 증착 또는 스핀 코팅(spin coating)하고, 이를 경화시켜서 형성될 수 있다.
도 6e를 참조하면, 제3절연층(325) 상에 복수 개의 전극들을 형성할 수 있다. 예를 들어, 제3절연층(325) 상에 적어도 하나의 제3전극(315)과 이와 이격되어 배치되는 적어도 하나의 제4전극(317)을 형성할 수 있다. 그리고, 제3절연층(325)과 제3 및 제4전극(315, 317) 상에 제4절연층(327)을 형성할 수 있다. 제3 및 제4전극(315, 317)은 금속, 전도성 폴리머, 전도성 산화물 등 전도성 재료를 포함할 수 있다. 제3 및 제4전극(315, 317)은 예를 들어, Cu, Al, Au, Ag, Cr, Ni, Mo, Ti, Pt 또는 이들의 합금 등으로 이루어질 수 있다. 또한, 제3 및 제4전극(315, 317)은 티오펜(thiophene), PEDOT 등으로 이루어질 수도 있으며, 그 밖에 TiO2, IrOx 등으로 이루어질 수도 있다. 예를 들어, 제3 및 제4전극(315, 317)은 포토리소그래피 공정으로 전극을 패터닝하고, 원하는 두께만큼 도금하거나, 증착하여 형성될 수 있다. 제3 및 제4전극(315, 317)이 도금으로 형성되는 경우, 먼저 씨드층을 형성하고, 상기 씨드층 상에 전극을 형성할 수 있다. 또한, 제3 및 제4전극(315, 317)이 도금으로 형성되는 경우, 생체로 삽입되는 일단면이 균일해지도록 제3 및 제4전극(315, 317)의 상기 일단면을 폴리싱(polishing)할 수 있다. 한편, 포토리소그래피 공정에는 스텝퍼(stepper) 방식과 얼라이너(aligner) 방식의 노광 장치가 모두 사용될 수 있다.
제4절연층(327)은 제1 내지 제3절연층(321, 323, 325)과 같은 폴리머 재료를 포함할 수 있다. 제4절연층(327)은 상기와 같은 폴리머를 증착 또는 스핀 코팅(spin coating)하여 형성될 수 있다. 또한, 제1절연층(321)은 증착 또는 스핀 코팅된 후에, 경화되어 형성될 수 있다.
도 6f를 참조하면, 서로 인접한 다른 테트로드(300)를 각각 구성하는 제2전극(313)과 제1전극(311) 사이의 제1 내지 제4절연층(321, 323, 325, 327)의 일부를 제거하여, 복수 개의 테트로드(300)를 형성할 수 있다. 예를 들어, 제1 내지 제4절연층(321, 323, 325, 327)을 레이저로 절삭하여, 복수 개의 테트로드(300)를 형성할 수 있다. 여기에서, 상기 제1 내지 제4절연층(321, 323, 325, 327)은 펨토 초 레이저(femtosecond laser)로 절삭될 수 있다. 또한, 제1 내지 제4절연층(321, 323, 325, 327)이 광민감성(photosensitive) 폴리머를 포함하는 경우, 제1 내지 제4절연층(321, 323, 325, 327)을 포토리소그래피 공정으로 패터닝하여, 복수 개의 테트로드(300)를 형성할 수 있다. 한편, 제1 내지 제4절연층(321, 323, 325, 327)은 절연층(320)을 형성할 수 있다.
다음으로, 도 6g를 참조하면, 희생층(도 6f의 360)을 제거하여, 반도체 웨이퍼(도 6f의 350)로부터 복수 개의 테트로드(300)를 분리할 수 있다. 상기 희생층(360)은 식각 공정에 의해서 제거될 수 있다.
한편, 도 6f를 참조하면, 제1 내지 제4절연층(321, 323, 325, 327)의 일부를 제거하여, 복수 개의 테트로드(300)를 형성하기 전에, 제4절연층(327) 상에 다시 제1절연층(321')을 형성하고, 제1절연층(321') 상에 제1 및 제2전극(311', 313')을 형성하는 등 도 6a 내지 도 6e에 도시된 공정을 적어도 한번 수행할 수 있다. 이렇게, 도 6a 내지 도 6e에 도시된 공정을 반복하여 수행함으로써, 테트로드 어레이(400')를 형성할 수 있다. 도 6h에는 4개의 테트로드(300)가 2 × 2의 어레이 형태로 배열된 것이 예시적으로 도시되어 있으나, 테트로드 어레이(400')의 배열 형태는 이에 한정되지 않으며 다양한 형태로 배열될 수 있다.
개시된 생체 신호 측정용 테트로드(300)와 그 어레이(400')의 제조 방법은 MEMS 공정 에 의해서 수행될 수 있다. 따라서, 종래에 4 개의 전선을 기계적으로 꼬아서 만드는 방법에 비해서, 제1 내지 제4전극(311, 313, 315, 317)이 균일하게 배열될 수 있으며, 전극들이 서로 접촉하여 단락되는 문제도 방지할 수 있다. 또한, 수 내지 수백 ㎛ 정도의 작은 크기의 테트로드(300)를 제작할 수 있으므로, 생체 조직의 손상을 방지할 수 있다. 또한, 테트로드(300)는 수 내지 수백 ㎚ 정도로도 제조될 수 있다.
본 실시예에서는 제2절연층(323)의 상면에 적어도 하나의 채널(322)을 형성하고, 상기 채널(322)에 제1반사층(341) 및 광도파관(340)을 순차적으로 형성한 다음 상기 광도파관(340) 상에 제2반사층(343)을 형성한다고 하였다. 그러나, 이에 한정하지 않는다. 채널(322)를 이용하지 않고, 제2 절연층(323)상에 반사층(345) 및 광도파관(340)을 형성할 수도 있다. 예를 들어, 제2 절연층(323)의 상면에 반사층을 형성하고, 상기한 반사층상에 광도파관(340)을 형성한 다음, 광도파관의 측면 및 상면에 반사층을 형성함으로써 제2절연층(323)에 광도파관(340) 및 반사층(345)를 형성할 수 있다.
도 7a는 개시된 테트로드(100)의 개략적인 평면도이고, 도 7b는 개시된 테트로드(100)의 적용예이다.
도 7a 및 도 7b를 참조하면, 개시된 테트로드(100)는 생체 삽입부(130), 고정부(140)와 회로 연결부(145)를 포함할 수 있다. 테트로드(100)는 전체적인 형상이 "T"자형으로 형성될 수 있다. 즉, 생체 삽입부(130)와 고정부(140)는 생체 삽입 방향으로 연장되어 형성될 수 있다. 또한, 회로 연결부(145)는 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)이 서로 더 멀리 이격되도록, 고정부(140)로부터 넓게 퍼지도록 형성될 수 있다.
생체 삽입부(130)는 도 1a 및 도 1b에 대한 설명과 같이, 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)과 이들을 둘러싸고 있는 절연층(120)을 포함할 수 있다. 생체 삽입부(130)는 생체에 직접 삽입되는 부분으로서, 생체 세포의 손상을 방지하기 위해서 그 높이와 너비는 수 ㎚ 내지 수백 ㎛ 정도로 형성될 수 있다. 그리고, 생체 삽입부(130)의 길이는 수 내지 수십 ㎜ 정도로 형성될 수 있으며, 예를 들어 약 1 내지 약 100㎜ 정도로 형성될 수 있다.
고정부(140)는 마이크로 구동부(500)에 고정되는 부분이다. 마이크로 구동부(500)는 모터를 구비하여, 테트로드(100)가 생체에 삽입되게 할 수 있다. 마이크로 구동부(500)는 테르로드(100)를 생체에 수 ㎚ 내지 수 ㎛ 정도의 미세 단위로 삽입할 수 있다. 고정부(140)에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)은 생체 삽입부(130)에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)보다 더 크거나 같게 형성될 수 있다. 고정부(140)는 마이크로 구동부(500)에 용이하게 고정되도록, 생체 삽입부(130)보다 크게 형성될 수 있다. 예를 들어, 고정부(140)의 너비는 수십 ㎛ 내지 수 ㎜ 정도로 형성될 수 있다. 그리고, 고정부(140)의 길이는 수 ㎜ 내지 수십 ㎜ 정도로 형성될 수 있으며, 예를 들어 10 내지 50㎜ 정도로 형성될 수 있다.
회로 연결부(145)는 마이크로 구동부(500)에 구비된 전기 회로(510)와 테트로드(100)를 연결시킬 수 있다. 상기 전기 회로(510)는 상기 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)으로부터 입력 받은 생체 신호를 분석할 수 있다. 회로 연결부(145)에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)은 전기 회로(510)에 용이하게 연결하기 위해서, 고정부(140)에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)보다 더 크거나 같게 형성될 수 있다. 또한, 회로 연결부(145)의 너비 역시 전기 회로(510)에 용이하게 연결하기 위해서, 수 ㎜ 내지 수십 ㎜ 정도로 형성될 수 있다. 또한, 생체 삽입부(130)에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)의 단면 형상은 정사각형이고, 고정부(140)와 회로 연결부(145)에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)의 단면 형상은 정사각형 또는 직사각형일 수 있다.
한편, 도 7b에 도시된 바와 같이 고정부(140)가 마이크로 구동부(500)에 고정되며 휘어질 수 있고, 테트로드(100)는 플렉서블하므로 회로 연결부(145)가 마이크로 구동부(500)에 구비된 전기 회로(510)에 연결될 수 있다.
도 8a는 개시된 테트로드(100')의 개략적인 평면도이고, 도 8b는 개시된 테트로드(100')의 적용예이다.
도 8a 및 도 8b를 참조하면, 개시된 테트로드(100')는 생체 삽입부(130'), 고정부(140')와 회로 연결부(145')를 포함할 수 있다. 테트로드(100')는 전체적인 형상이 "L"자형으로 형성될 수 있다. 즉, 생체 삽입부(130')와 고정부(140')는 생체 삽입 방향으로 연장되어 형성될 수 있으며, 회로 연결부(145')는 고정부(140')와 소정 각도로 꺾여지게 형성될 수 있다. 예를 들어, 회로 연결부(145')는 고정부(140')와 수직하게 꺾여지도록 형성될 수 있다. 또한, 회로 연결부(145')는 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)이 서로 이격되어 배치될 수 있게, 넓게 퍼지도록 형성될 수 있다.
생체 삽입부(130')는 도 1a 및 도 1b에 대한 설명과 같이, 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)과 이들을 둘러싸고 있는 절연층(120)을 포함할 수 있다. 생체 삽입부(130')는 생체에 직접 삽입되는 부분으로서, 생체 세포의 손상을 방지하기 위해서 그 높이와 너비는 수 ㎚ 내지 수백 ㎛ 정도로 형성될 수 있다. 그리고, 생체 삽입부(130')의 길이는 수 ㎜ 정도로 형성될 수 있으며, 예를 들어 1 내지 10㎜ 정도로 형성될 수 있다.
고정부(140')는 마이크로 구동부(500)에 고정되는 부분이다. 마이크로 구동부(500)는 모터를 구비하여, 테트로드(100')가 생체에 삽입되게 할 수 있다. 마이크로 구동부(500)는 테르로드(100')를 생체에 수 ㎚ 내지 수 ㎛ 정도의 미세 단위로 삽입할 수 있다. 고정부(140`)에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)은 생체 삽입부(130')에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)보다 더 크거나 같게 형성될 수 있다. 고정부(140')는 마이크로 구동부(500)에 용이하게 고정되도록, 생체 삽입부(130')보다 크게 형성될 수 있다. 예를 들어, 고정부(140')의 너비는 수십 ㎛ 내지 수 ㎜ 정도로 형성될 수 있다. 그리고, 고정부(140')의 길이는 수 ㎜ 내지 수십 ㎜ 정도로 형성될 수 있으며, 예를 들어 10 내지 50㎜ 정도로 형성될 수 있다.
회로 연결부(145')는 마이크로 구동부(500)에 구비된 전기 회로(510)와 테트로드(100')를 연결시킬 수 있다. 상기 전기 회로(510)는 상기 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)으로부터 입력 받은 생체 신호를 분석할 수 있다. 회로 연결부(145')에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)은 전기 회로(510)에 용이하게 연결하기 위해서, 고정부(140')에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)보다 더 크거나 같게 형성될 수 있다. 또한, 회로 연결부(145')의 너비 역시 전기 회로(510)에 용이하게 연결하기 위해서, 수 ㎜ 내지 수십 ㎜ 정도로 형성될 수 있다. 또한, 생체 삽입부(130')에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)의 단면 형상은 정사각형이고, 고정부(140')와 회로 연결부(145')에 포함된 제1 내지 제4전극(111, 113, 115, 117)의 단면 형상은 정사각형 또는 직사각형일 수 있다.
한편, 도 8b에 도시된 바와 같이 고정부(140')가 마이크로 구동부(500)에 고정되며, 테트로드(100')가 꺾인 부분이 연장되어 형성된 회로 연결부(145')가 마이크로 구동부(500)에 구비된 전기 회로(510)에 연결될 수 있다.
도 9a 및 도 9b는 개시된 또 다른 테트로드(600, 700)의 개략적인 평면도이다.
도 9a를 참조하면, 개시된 테트로드(600)는 생체 삽입 방향과 수직하게 노출되어 있고, 서로 이격되도록 배열된 적어도 네 개의 전극들(610)과 상기 전극들(610)을 절연시키고, 지지하고 있는 절연층(620)을 포함할 수 있다. 또한, 상기 전극들(610)의 중심에는 광도파관(630)의 출구(635)가 더 마련될 수 있다.
상기 전극들(610)은 절연층(620) 상에 형성될 수 있으며, 적어도 네 개의 전극들을 포함할 수 있다. 전극들(610)은 예를 들어, 제1 내지 제4전극(611, 613, 615, 617)을 포함할 수 있다. 전극들(610)은 생체 삽입 방향과 수직한 방향으로 노출될 수 있으며, 전극들(610)은 각각 절연층(620) 내에서 생체 삽입 방향으로 길게 연장된 전기 배선들(641, 643, 645, 647)에 의해서 외부의 전기 회로(미도시)와 연결될 수 있다. 이렇게 개시된 테트로드(600)는 적어도 네 개의 전극들(610)을 구비하여, 생체 신호의 전달 위치를 정확하게 파악할 수 있다. 즉, 어느 신경 세포로부터 상기 생체 신호가 전달되었는지를 정확하게 알 수 있다. 따라서, 개시된 테트로드(600)는 단 단위 신경 신호 측정을 용이하고, 정확하게 수행할 수 있다.
전극들(610)의 형상은 다각형 또는 원형을 포함할 수 있으며, 예를 들어, 정사각형일 수 있다. 전극들(610)의 MEMS 공정에 의해서 형성될 수 있다. 전극들(610)은 서로 이격되게 배열될 수 있으며, 또한, 광도파관(630)의 출구(635)를 중심으로 서로 대칭되도록 배열될 수 있다. 전극들(610)은 그 배열 형태가 다각형 형태가 되도록 배열될 수 있다. 예를 들어, 전극들(610)은 제1 내지 제4전극(611, 613, 615, 617)을 포함하는 경우에, 도 9a에 도시된 바와 같이, 그 배열 형태가 정사각형이 되도록 배열될 수 있다. 전극들(610)이 이렇게 정사각형 형태로 배열되는 경우, 각 전극 별로 생체 신호의 크기, 방향과 시간을 정확하게 측정할 수 있다.
전극들(610)은 금속, 전도성 폴리머, 전도성 산화물 등 전도성 재료를포함할 수 있다. 전극들(610)은 예를 들어, Cu, Al, Au, Ag, Cr, Ni, Mo, Ti, Pt 또는 이들의 합금 등으로 이루어질 수 있다. 또한, 전극들(610)은 티오펜(thiophene), PEDOT 등으로 이루어질 수도 있으며, 그 밖에 TiO2, IrOx 등으로 이루어질 수도 있다. 한편, 전극들(610) 중에서 적어도 하나의 전극은 상기 생체를 구성하는 세포, 예를 들어, 신경 세포에 전기 자극을 가할 수 있다. 또한, 네 개의 전극들(610) 이외에 또 다른 전극을 더 구비하여, 생체를 구성하는 세포, 예를 들어, 신경 세포에 전기 자극을 가할 수 있다. 상기 또 다른 전극은 네 개의 전극들(610)의 중심에 마련될 수 있으며, 광도파관(630)을 대신하여 형성될 수 있다.
상기 절연층(620)은 전극들(610)을 지지하고 있으며, 전극들(610)에 연결된 전기 배선들(641, 643, 645, 647)을 각각 둘러싸도록 마련될 수 있다. 따라서, 절연층(620)은 전기 배선들(641, 643, 645, 647)이 서로 전기적으로 절연시킬 수 다. 절연층(620)의 단면은 생체 삽입 방향으로 길게 연장되도록 형성될 수 있으며, 사각 기둥 형태로 형성될 수 있다.
절연층(620)은 생체 적합성 폴리머(biocompatible polymer)로 이루어질 수 있으며, 또한 플렉서블(flexible)한 폴리머로 이루어질 수 있다. 절연층(620)은 예를 들어, 폴리이미드(polyimide) 또는 PDMS 등으로 이루어질 수 있다. 따라서, 개시된 테트로드(600)는 실리콘 기반의 전극에 비해서 생체 적합성이 우수하여, 장시간 동안 생체 신호의 측정이 가능하다. 또한, 개시된 테트로드(600)는 플렉서블하여, 생체의 움직임이 활발한 경우에도 부러질 염려가 없다. 한편, 절연층(620) 내에는 테트로드(600)의 단단함을 유지해주는, 적어도 하나의 지지부(미도시)가 더 마련될 수 있다.
광도파관(630)은 절연층(620)의 일 영역에 마련될 수 있으며, 테트로드(600)의 생체 삽입 방향 즉, 그 길이 방향으로 연장되어 마련될 수 있다. 광도파관(630)은 전기 배선들(641, 643, 645, 647)과 평행하게 마련될 수 있다. 또한, 광도파관(630)은 전기 배선들(641, 643, 645, 647) 사이에 마련될 수 있으며, 절연층(620)의 중심부에 마련될 수 있다. 그리고, 광도파관(630)의 끝부분에는 출구(635)가 마련될 수 있다. 광도파관(630)을 통해서 전달된 빛은 출구(635)를 통해서 신경 세포에 전달될 수 있다. 개시된 테트로드(600)는 광도파관(630)을 통해서 정확한 위치에, 정량의 빛을 조사할 수 있다. 따라서, 개시된 테트로드(600)는 광유전학 분야의 연구에도 사용될 수 있다.
광도파관(630)은 빛을 통과시킬 수 있는 투명한 재료로 이루어질 수 있다. 예를 들어, 광도파관(630)은 SiN, SiON, SU-8 등으로 이루어질 수 있다. 또한, 광도파관(630)은 유리 또는 플라스틱으로 형성될 수 있으며, 이득 매질로 도핑될 수 있다. 상기 이득 매질은 희토류 원소일 수 있으며, 예를 들어, Pr,Tb, Dy, Nd, Pm, Sm, Eu, Gd, Dy, Ho, Er, Tm, Yb 또는 이들의 조합을 포함할 수 있다. 광도파관(630)의 각 단면과 출구(635)는 다각형 또는 원형일 수 있으며, 예를 들어, 정사각형 또는 직사각형일 수 있다. 또한, 반사층(미도시)이 광도파관(630)을 둘러싸고 있을 수도 있다.
도 9b를 참조하면, 개시된 테트로드(700)는 생체 삽입 방향과 수직하게 노출되어 있고, 서로 이격되도록 배열된 적어도 네 개의 전극들(710)과 상기 전극들(710)을 절연시키고, 지지하고 있는 절연층(720)을 포함할 수 있다. 상기 전극들(710)의 중심에는 광도파관의 출구(735)가 더 마련될 수 있다. 또한, 개시된 테트로드(700)는 상기 전극들(710) 생체 삽입 방향으로 나란하게 배열된 또 다른 네 개의 전극들(710`)과 그 전극들(710`)의 중심에 마련된 광도파관의 출구(735`)를 더 포함할 수 있다.
즉, 개시된 테트로드(700)는 네 개의 전극들(710)과 그 사이에 마련된 광도파관의 출구(735)를 포함하는 세트를 복수 개 구비할 수 있다. 또한, 복수 개의 세트는 생체 삽입 방향으로 나란하게 배열될 수 있다. 각 세트마다, 신경 세포로부터 생체 신호를 측정하거나, 신경 세포에 빛을 조사할 수 있으므로, 개시된 테트로드(700)는 동시에 여러 신경 세포로부터 정보를 수집할 수 있다. 또한, 개시된 테트로드는 하나의 신경 세포로부터 복수 개의 세트가 생체 신호를 측정하여, 더 정확한 정보를 얻을 수 있다.
앞서 설명한 테트로드 및 그 어레이는 MEMS 공정에 의해 제조된다고 하였다. 그러나, 이에 한정되지 않는다. 테트로드 및 그 어레이는 NEMS(Nano Electro Mechanical System) 공정에 의해서도 제조될 수 있다.
이러한 본 발명인 생체 신호 측정용 테트로드 및 그 제조 방법은 이해를 돕기 위하여 도면에 도시된 실시예를 참고로 설명되었으나, 이는 예시적인 것에 불과하며, 당해 분야에서 통상적 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 다른 실시예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 진정한 기술적 보호 범위는 첨부된 특허청구범위에 의해 정해져야 할 것이다.
100, 200, 300, 600, 700: 생체 신호 측정용 테트로드
110, 210, 310, 610, 710: 네 개의 전극
120, 220, 320, 620, 720: 절연층
150, 151, 155: 신경 세포
230: 채널
340, 630: 광도파관
345: 반사층
400, 400': 생체 신호 측정용 테트로드 어레이

Claims (22)

  1. 생체 삽입 방향으로 연장되고, 서로 이격되도록 배열된 적어도 네 개의 전극들; 및
    상기 전극들을 절연시키는 절연층;을 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극들의 일단면은 생체 신호를 측정하기 위해서, 노출되어 있는 생체 신호 측정용 테트로드.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극들의 단면 형상은 정사각형 또는 원형을 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극들은 네 개의 전극들을 포함하고, 상기 네 개의 전극들은 정사각형 형태로 배열된 생체 신호 측정용 테트로드.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극들 중에서 적어도 하나의 전극은 상기 생체에 전기 자극을 가하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극들 사이에 마련되고, 유체가 흐를 수 있는 채널을 더 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  7. 제 6 항에 있어서,
    상기 채널 내에 마련된 광도파관을 더 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 광도파관을 둘러싸고 있는 반사층을 더 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 절연층은 생체 적합성 폴리머(biocompatible polymer)를 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  10. 제 1 항에 있어서,
    상기 절연층은 플렉서블(flexible)한 폴리머를 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 절연층은 폴리이미드(polyimide) 또는 폴리디메틸실록산(Polydimethylsiloxane, PDMS)를 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  12. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극들은 전도성 재료를 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드.
  13. 제 1 항 내지 제 12 항 중 어느 한 항에 기재된 생체 신호 측정용 테트로드를 복수 개 포함하고,
    상기 복수 개의 생체 신호 측정용 테트로드는 이차원의 어레이 형태로 배열된 생체 신호 측정용 테트로드 어레이.
  14. 제1절연층을 형성하는 단계;
    상기 제1절연층 상에 제1 및 제2전극을 형성하고, 상기 제1 및 제2전극 상에 제2절연층을 형성하는 단계; 및
    상기 제2절연층 상에 제3 및 제4전극을 형성하고, 상기 제3 및 제4전극 상에 제3절연층을 형성하는 단계;를 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법.
  15. 제 14 항에 있어서,
    상기 제1절연층을 형성하는 단계는
    실리콘 웨이퍼 상에 희생층을 형성하고, 상기 희생층 상에 상기 제1절연층을 형성하는 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법.
  16. 제 14 항에 있어서,
    상기 제2절연층 상에, 상기 제1 및 제2전극 사이에 배치되는 채널을 형성하고, 상기 채널 상에 제4절연층을 형성하는 단계를 더 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법.
  17. 제 14 항에 있어서,
    상기 제2절연층 상에, 상기 제1 및 제2전극 사이에 배치되는 광도파관을 형성하는 단계를 더 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법.
  18. 제 17 항에 있어서,
    상기 광도파관을 둘러싸는 반사층을 형성하는 단계를 더 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법.
  19. 제 14 항에 있어서,
    상기 제1 내지 제3절연층을 레이저로 절삭하여, 복수 개의 생체 신호 측정용 테트로드를 형성하는 단계를 더 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법.
  20. 제 14 항에 있어서,
    상기 제1 내지 제3절연층을 포토리소그래피 공정으로 패터닝하여, 복수 개의 생체 신호 측정용 테트로드를 형성하는 단계를 더 포함하는 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법.
  21. 제 14 항에 있어서,
    상기 제1 내지 제4전극의 단면 형상은 정사각형 또는 원형으로 형성되는 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법.
  22. 제 14 항에 있어서,
    상기 제1 내지 제4전극은 정사각형 형태로 배열되는 생체 신호 측정용 테트로드의 제조 방법.
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20150122288A (ko) * 2014-04-22 2015-11-02 한국과학기술원 플렉서블 약물 전달 소자 제조방법 및 플렉서블 약물 전달 소자
WO2019066458A1 (ko) * 2017-09-27 2019-04-04 세종대학교산학협력단 포토 트랜지스터 및 이를 이용하는 웨어러블 생체 정보 모니터링 장치
US10406377B2 (en) 2016-04-27 2019-09-10 Korea Institute Of Science And Technology Neural probe structure comprising coil embedded therein and method for manufacturing the same
KR20200091633A (ko) * 2019-01-23 2020-07-31 원광대학교산학협력단 테트로더 전극 제조장치
KR20200114078A (ko) * 2019-03-27 2020-10-07 충북대학교 산학협력단 생체 신호 측정용 신경전극 및 그 제조방법

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9782091B2 (en) * 2011-07-25 2017-10-10 Neuronexus Technologies, Inc. Opto-electrical device for artifact reduction
US9986914B2 (en) * 2013-05-24 2018-06-05 University Of Houston System Method of fabricating a probe
US10004917B2 (en) * 2013-07-11 2018-06-26 Board Of Trustees Of Michigan State University Neural prosthetic device and method of making same
US10933218B2 (en) * 2013-07-30 2021-03-02 Massachusetts Institute Of Technology Systems and methods for delivering chemical and electrical stimulation across one or more neural circuits
WO2019067748A1 (en) * 2017-09-27 2019-04-04 Board Of Trustees Of Michigan State University ANY DIAMOND IMPLANTABLE MICROELECTRODE AND MANUFACTURING METHOD
KR102089997B1 (ko) * 2018-10-25 2020-03-17 서울대학교 산학협력단 생체 삽입용 장치 및 이를 제조하는 방법
DE102019220269B4 (de) * 2019-12-19 2021-12-30 Heraeus Deutschland GmbH & Co. KG Additives Herstellverfahren für multidirektionale Elektroden
CN112120695A (zh) * 2020-09-29 2020-12-25 中国科学院上海微系统与信息技术研究所 一种结合给药通道的深部柔性脑电极及其制备方法

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6609017B1 (en) * 1998-08-07 2003-08-19 California Institute Of Technology Processed neural signals and methods for generating and using them
US6829498B2 (en) * 2000-03-29 2004-12-07 Arizona Board Of Regents Device for creating a neural interface and method for making same
US6978183B2 (en) * 2001-05-04 2005-12-20 The Washington University System and method for cooling the cortex to treat neocordical seizures
US7010356B2 (en) * 2001-10-31 2006-03-07 London Health Sciences Centre Research Inc. Multichannel electrode and methods of using same
US7107104B2 (en) * 2003-05-30 2006-09-12 Medtronic, Inc. Implantable cortical neural lead and method
US8750957B2 (en) * 2004-06-01 2014-06-10 California Institute Of Technology Microfabricated neural probes and methods of making same
US7774053B2 (en) * 2005-03-31 2010-08-10 Wisconsin Alumni Research Foundation Neural probe array
US8005526B2 (en) * 2005-08-31 2011-08-23 The Regents Of The University Of Michigan Biologically integrated electrode devices
WO2007042999A2 (en) * 2005-10-07 2007-04-19 Neuronexus Technologies Modular multichannel microelectrode array and methods of making same
WO2008079388A2 (en) * 2006-12-22 2008-07-03 President And Fellows Of Harvard College A visual prosthesis methods of creating visual perceptions

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20150122288A (ko) * 2014-04-22 2015-11-02 한국과학기술원 플렉서블 약물 전달 소자 제조방법 및 플렉서블 약물 전달 소자
US10406377B2 (en) 2016-04-27 2019-09-10 Korea Institute Of Science And Technology Neural probe structure comprising coil embedded therein and method for manufacturing the same
WO2019066458A1 (ko) * 2017-09-27 2019-04-04 세종대학교산학협력단 포토 트랜지스터 및 이를 이용하는 웨어러블 생체 정보 모니터링 장치
KR20200091633A (ko) * 2019-01-23 2020-07-31 원광대학교산학협력단 테트로더 전극 제조장치
KR20200114078A (ko) * 2019-03-27 2020-10-07 충북대학교 산학협력단 생체 신호 측정용 신경전극 및 그 제조방법

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