KR20180082227A - 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법 - Google Patents

피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법 Download PDF

Info

Publication number
KR20180082227A
KR20180082227A KR1020170003653A KR20170003653A KR20180082227A KR 20180082227 A KR20180082227 A KR 20180082227A KR 1020170003653 A KR1020170003653 A KR 1020170003653A KR 20170003653 A KR20170003653 A KR 20170003653A KR 20180082227 A KR20180082227 A KR 20180082227A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
electrode
skin
base substrate
concavo
convex structure
Prior art date
Application number
KR1020170003653A
Other languages
English (en)
Other versions
KR101961535B1 (ko
Inventor
정석원
조영창
성우경
원윤재
홍혁기
Original Assignee
전자부품연구원
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 전자부품연구원 filed Critical 전자부품연구원
Priority to KR1020170003653A priority Critical patent/KR101961535B1/ko
Priority to US15/409,405 priority patent/US10786175B2/en
Priority to JP2018001094A priority patent/JP2018110860A/ja
Publication of KR20180082227A publication Critical patent/KR20180082227A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR101961535B1 publication Critical patent/KR101961535B1/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0531—Measuring skin impedance
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6825—Hand
    • A61B5/6826—Finger
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/14—Coupling media or elements to improve sensor contact with skin or tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
    • A61B2562/164—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted in or on a conformable substrate or carrier
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
    • A61B2562/166—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted on a specially adapted printed circuit board
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0531—Measuring skin impedance
    • A61B5/0533—Measuring galvanic skin response
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6839—Anchoring means, e.g. barbs

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

본 발명의 일실시예에 따르면, 유연한 재질로 형성되는 베이스 기판, 상기 베이스 기판의 일면에 형성되며, 전기신호를 전달하는 전극 및 상기 전극 상에 형성되며, 피부에서 배출되는 땀에 의해 상기 피부와의 전기적 접촉면적이 증가하는 요철 구조를 포함하는 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법을 제공한다.

Description

피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법{Sensors for measuring skin conductivity and methods for manufacturing the same}
본 발명은 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법에 관한 것이다.
스트레스는 집중력 감소, 부정적인 정서발생, 공격성 증가 등 사람에게 악영향을 미친다는 것이 연구를 통해 나타나고 있다. 이러한 연구를 바탕으로, 사람이 현재 얼마나 스트레스를 받고 있는지를 측정하고 적절한 휴식을 권고하는 피드백을 제시하기 위해서는 객관적이고 정확한 스트레스 수준을 측정할 수 있어야 한다.
사람이 스트레스를 받으면 교감 신경계가 흥분되고, 교감 신경계의 흥분에 따라 피부에 존재하는 땀샘이 활동한다. 피부에 존재하는 땀샘의 활동에 따라 피부의 전기적 특성이 변화하며, 이러한 변화를 피부 전기 활동(EDA: Electrodermal activity)이라 하고, 피부 전기 활동을 측정함으로써 사람이 받는 스트레스를 측정할 수 있다.
(실용신안문헌 1) KR 20-0416389 Y1
본 발명의 일실시예에 따른 목적은, 피부에 밀착하기 위하여 유연한 재질로 형성되는 베이스 기판 상에 형성되는 전극에, 피부에서 배출되는 땀에 의해 상기 피부와의 전기적 접촉면적이 증가하는 요철 구조가 형성된 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법을 제공하기 위한 것이다.
또한, 요철 구조가 제1 전극과 제2 전극 상에 형성되고, 제1 전극과 제2 전극 사이의 베이스 기판 상에도 형성된 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법을 제공하기 위한 것이다.
또한, 베이스 기판 면에 수직 방향으로, 베이스 기판, 전극, 요철 구조를 관통하는 복수의 관통홀이 형성된 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법을 제공하기 위한 것이다.
본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서는, 유연한 재질로 형성되는 베이스 기판, 상기 베이스 기판의 일면에 형성되며, 전기신호를 전달하는 전극 및 상기 전극 상에 형성되며, 피부에서 배출되는 땀에 의해 상기 피부와의 전기적 접촉면적이 증가하는 요철 구조를 포함한다.
또한, 상기 전극은 제1 전극 및 상기 제1 전극과 전기적으로 절연되는 제2 전극을 포함하며, 상기 제1 전극과 제2 전극은 각각 상기 피부에 접촉되는 측정 영역 및 외부 회로가 연결되는 연결 영역을 포함한다.
또한, 상기 요철 구조는 상기 전극 상에 백금 입자들이 다공성 나노구조를 갖도록 형성되는 백금흑 구조를 포함한다.
또한, 청구항 1에 있어서, 상기 요철 구조는 상기 전극 상에 형성되는 복수의 필라 구조를 포함한다.
또한, 상기 요철 구조는 상기 제1 전극 및 제2 전극의 측정영역에 형성되며, 상기 제1 전극 및 제2 전극의 측정영역 사이의 상기 베이스 기판 상에도 형성된다.
또한, 청구항 1에 있어서, 상기 요철 구조는 상기 피부에서 배출되는 땀이 돌출부들 사이로 모세관 현상을 통해 스며들도록 상기 돌출부들 사이 간격이 형성된다.
또한, 상기 요철 구조는 상기 피부에서 배출되는 땀이 돌출부들 사이로 스며들더라도 상기 전극에 닿지 않도록 상기 돌출부의 높이가 형성된다.
또한, 상기 요철 구조는 상기 피부에서 배출되는 땀이 돌출부들 사이로 스며들어 상기 전극에 닿도록 상기 돌출부의 높이가 형성된다.
또한, 상기 제1 전극 및 제2 전극은 각각 복수의 제1 가지를 포함하며, 제1 전극의 복수의 제1 가지들과 제2 전극의 복수의 제2 가지들이 빗살패턴으로 형성된다.
또한, 상기 베이스 기판면에 수직 방향으로, 상기 베이스 기판, 상기 전극 및 상기 요철 구조를 관통하는 복수의 관통홀을 더 포함한다.
본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 제조방법은, 캐리어 기판 상에 베이스 기판을 준비하는 단계, 상기 베이스 기판 상에 전도성 물질을 형성하고 패터닝하여 전극을 형성하는 단계, 피부에서 배출되는 땀에 의해 상기 피부와의 전기적 접촉면적이 증가하도록, 상기 전극 상에 요철 구조를 형성하는 단계, 및 상기 캐리어 기판을 제거하는 단계를 포함한다.
또한, 상기 요철 구조를 형성하는 단계 이후에, 상기 베이스 기판면에 수직 방향으로 상기 베이스 기판, 상기 전극 및 상기 요철 구조를 관통하는 복수의 관통홀을 형성하는 단계를 더 포함한다.
또한, 상기 요철 구조를 형성하는 단계는 상기 전극 및 상기 베이스 기판 상에 요철 구조를 형성한다.
본 발명의 특징 및 이점들은 첨부도면에 의거한 다음의 상세한 설명으로 더욱 명백해질 것이다.
이에 앞서 본 명세서 및 청구범위에 사용된 용어나 단어는 통상적이고 사전적인 의미로 해석되어서는 아니 되며, 발명자가 그 자신의 발명을 가장 최선의 방법으로 설명하기 위해 용어의 개념을 적절하게 정의할 수 있다는 원칙에 입각하여 본 발명의 기술적 사상에 부합되는 의미와 개념으로 해석되어야만 한다.
본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서는, 피부에 밀착하기 위하여 유연한 재질로 형성되는 베이스 기판 상에 형성되는 전극에 요철 구조가 형성되어, 피부에서 배출되는 땀에 의해 피부와 전극 사이의 전기적 접촉면적이 증가하여 피부-전극의 접촉저항이 급격히 감소함을 측정할 수 있어, 피부 전기 활동을 효과적으로 측정할 수 있는 이점이 있다.
또한, 전극이 제1 전극과 제2 전극을 포함하고, 요철 구조가 제1 전극과 제2 전극 상에 형성되고, 제1 전극과 제2 전극 사이의 베이스 기판 상에도 형성되어, 제1 전극과 제2 전극 사이를 통과하는 전기신호가 피부 내부뿐만 아니라, 피부에서 배출되는 땀과 요철 구조를 통해 전달될 수 있으므로, 피부 전기 활동을 효과적으로 측정할 수 있는 이점이 있다.
또한, 베이스 기판 면에 수직 방향으로, 베이스 기판, 전극, 요철 구조를 관통하는 복수의 관통홀이 형성되어, 피부에서 배출된 땀이 관통홀을 통해 유동하는 공기를 따라 신속하게 증발하므로, 피부 전기 활동을 측정함에 있어서 땀이 요철 구조 사이에 누적되어 발생하는 측정오류를 제거할 수 있는 이점이 있다.
도 1은 종래의 피부 전도도 측정 센서를 도시한 도면이다.
도 2는 피부 전도도 측정 센서의 전극과 피부 사이의 임피던스를 모델링한 도면이다.
도 3은 종래의 피부 전도도 측정 센서의 스트레스 측정 원리를 나타내는 도면이다.
도 4는 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서를 도시한 사시도이다.
도 5는 도 4의 A-A'에 따른 단면도이다.
도 6은 본 발명의 일실시예에 따른 백금흑 층을 나타낸 도면이다.
도 7은 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 스트레스 측정 원리를 도시한 도면이다.
도 8은 도 4의 전극의 다양한 형태를 나타낸 도면이다.
도 9는 도 4의 요철 구조의 높이에 따른 차이를 나타낸 도면이다.
도 10은 도 4의 측정 영역 전체에 형성된 요철 구조를 나타낸 도면이다.
도 11은 도 10의 (a)에서 A-A'에 따른 단면도이다.
도 12는 도 4에 도시된 피부 전도도 측정 센서에 형성된 복수의 관통홀을 나타내는 단면도이다.
도 13은 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 제조방법에서 전극을 형성하는 단계를 나타낸 단면도이다.
도 14는 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 제조방법에서 요철 구조를 형성하는 단계를 나타낸 단면도이다.
도 15는 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 제조방법에서 관통홀을 형성하는 단계를 나타낸 단면도이다.
본 발명의 일실시예의 목적, 특정한 장점들 및 신규한 특징들은 첨부된 도면들과 연관되어지는 이하의 상세한 설명과 바람직한 실시예들로부터 더욱 명백해질 것이다. 본 명세서에서 각 도면의 구성요소들에 참조번호를 부가함에 있어서, 동일한 구성 요소들에 한해서는 비록 다른 도면상에 표시되더라도 가능한 한 동일한 번호를 가지도록 하고 있음에 유의하여야 한다. 또한, "일면", "타면", "제1", "제2" 등의 용어는 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하기 위해 사용되는 것으로, 구성요소가 상기 용어들에 의해 제한되는 것은 아니다. 이하, 본 발명의 일실시예를 설명함에 있어서, 본 발명의 일실시예의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있는 관련된 공지 기술에 대한 상세한 설명은 생략한다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여, 본 발명의 일실시예를 상세히 설명하기로 하며, 동일한 참조부호는 동일한 부재를 가리킨다.
도 1은 종래의 피부 전도도 측정 센서를 도시한 도면이며, 도 2는 피부 전도도 측정 센서의 전극과 피부 사이의 임피던스를 모델링한 도면이다.
도 1에 도시된 바와 같이, 종래의 피부 전도도 측정방식은 피측정자의 손가락에 피부 전도도 측정 센서를 한쌍(2, 3) 착용하고, 각 센서에 (+), (-) 극성의 전기신호를 인가한다. 전기신호는 어느 한 센서(2)의 전극(4)에서 피부를 통해 다른 센서(3)로 전달되며, 피부의 전기적 특성 변화에 의해 영향을 받는다. 사람이 스트레스를 받으면 교감신경계가 흥분되고, 교감 신경계의 흥분에 따라 피부에 존재하는 땀샘이 활동하여 피부의 전기적 특성이 변화한다. 이러한 스트레스에 의한 피부의 전기적 특성 변화는 전기신호의 변화로 나타나며, 센서몸체(5)에 결합된 센서 전극(4)으로 전기신호의 변화를 측정하여 사람의 스트레스 정도를 측정한다.
도 1의 확대도와 도 2를 참고하면, 사람의 피부는 표피층(a), 진피층(b), 피하 지방층(c), 근육층(d) 등으로 구성된다. 피부 내부를 통과하는 전기신호에 영향을 주는 피부 내부의 저항(Rs)은 표피층의 저항(Ra), 진피층의 저항(Rb), 피하 지방층의 저항(Rc), 근육층의 저항(Rd) 등의 병렬 연결로 모델링할 수 있다. 피부 전도도 측정 센서의 전극(4)과 피부 간의 임피던스는 피부-전극간 접촉 저항(Rct) 와 피부-전극간 정전용량(CI)의 병렬연결로 모델링할 수 있다.
이러한 모델에서, 피부-전극간 총 임피던스는 아래 수학식 1과 같으며, 피부 전도도는 수학식 2와 같다. 피부 전도도의 측정은 DC상태의 전기신호(주파수가 0, 즉 w=0)를 이용하므로, 측정되는 피부 전도도는 수학식 3과 같이 정리할 수 있다.
Figure pat00001
Figure pat00002
Figure pat00003
도 3은 종래의 피부 전도도 측정 센서의 스트레스 측정 원리를 나타내는 도면이다. 도 3의 (a)에 도시된 바와 같이, 피부(1) 면이 갖는 굴곡 등에 의해, 피부 전도도 측정 센서의 전극(4)의 면과 피부(1)의 면이 모두 접촉되지 않는다. 따라서, 피부-전극 접촉면(CS)은 전극면보다 작고, 피부-전극간 접촉 저항(Rct)이 높게 측정된다.
사람이 스트레스를 받아, 교감신경계의 흥분에 의해 땀샘이 활동하게 되면, 피부(1) 외부로 땀(SW)이 배출된다. 땀(SW)은 전해질이 포함되어 전기전도성을 가지며, 땀(SW)이 피부(1)와 전극(4) 사이에 채워져 피부-전극 접촉면(CS)이 넓어진다. 저항은 면적에 반비례하므로, 피부-전극 접촉면(CS)이 넓어짐에 따라 피부-전극간 접촉 저항(Rct)이 작아지고, 접촉저항(Rct)의 감소를 측정하여 피부 전기 활동을 측정하게 된다.
종래의 피부 전도도 측정 센서는 도 1에 도시된 바와 같이, 교감신경계 흥분에 의한 땀샘 활동이 활발한 손바닥 또는 손가락에 착용해야 하므로, 일상생활에서 스트레스의 변화를 측정하기 위해 항시 착용하기에 불편한 문제가 있다. 또한, 피부에 땀이 배출되지 않은 상태(도 3의 (a))의 피부-전극 접촉면(CS)의 넓이와 피부에 땀이 배출되는 상태(도 3의 (b))의 피부-전극 접촉면(CS)의 넓이가 크게 달라지지 않는다. 따라서, 스트레스 상태에 따른 피부-전극 접촉면(CS)의 넓이 차이가 크지 않아 피부 전기 활동을 민감하게 측정하기 어려운 문제가 있다.
피부 전도도 측정 센서를 일상 생활에 불편을 주지 않는 신체부위(손바닥에 비하여 땀샘 활동이 활발하지 않은)에 부착하는 경우, 이러한 낮은 민감도에 의해 스트레스의 효과적인 측정이 어렵다.
도 4는 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서를 도시한 사시도이며, 도 5는 도 4의 A-A'에 따른 단면도이고, 도 6은 본 발명의 일실시예에 따른 백금흑 층을 나타낸 도면이며, 도 7은 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 스트레스 측정 원리를 도시한 도면이다.
상술한 종래의 피부 전도도 측정 센서의 문제들을 해결하기 위하여, 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서는, 유연한 재질로 형성되는 베이스 기판(110), 베이스 기판(110)의 일면에 형성되며, 전기신호를 전달하는 전극(120) 및 전극(120) 상에 형성되며, 피부(1)에서 배출되는 땀에 의해 피부(1)와의 전기적 접촉면적이 증가하는 요철 구조(130)를 포함한다.
베이스 기판(110)은 유연한 재질로 형성되어, 피부 전도도 측정 센서가 피부(1)에 밀착될 수 있다. 베이스 기판(110)은 FPCB(Flexible PCB) 등으로 형성될 수 있다. 베이스 기판(110)은 기판면 상에 형성되는 전극(120)을 지지하고, 피부 전도도 측정 센서의 몸체로 기능한다.
도 1에 도시된 바와 같이, 전극(120)은 제1 전극(121) 및 제1 전극(121)과 전기적으로 절연되는 제2 전극(122)을 포함하며, 제1 전극(121)과 제2 전극(122)은 각각 피부(1)에 접촉되는 측정 영역(As) 및 외부 회로가 연결되는 연결 영역(Ac)을 포함한다. 피부 전도도 측정 센서에 제1 전극(121)과 제2 전극(122)이 함께 형성되어, 도 1에 도시된 종래의 피부 전도도 측정 센서와 달리, 한 지점에서 피부 전도도를 측정할 수 있고, 센서의 면적을 줄일 수 있다.
제1 전극(121)과 제2 전극(122)은 전도성 물질로 형성되며, 전기신호가 출입한다. 측정 영역(As)은 피부(1)에 접촉되어 피부 전기 활동을 측정하는 영역으로, 제1 전극(121)과 제2 전극(122)에 요철 구조(130)가 형성되는 부분이다. 연결 영역(Ac)은 외부 회로가 연결되어 전기 신호가 출입하는 영역이다. 예를 들어, 제1 전극(121)의 연결 영역(Ac)에 플러스(+)극성이 연결되고, 제2 전극(122)의 연결 영역(Ac)에 마이너스(-)극성이 연결될 수 있다.
요철 구조(130)는 전극(120)의 측정 영역(As)상에 형성된다. 예를 들어, 도 4 및 5에 도시된 바와 같이, 요철 구조(130)는 전극 상에 형성되는 복수의 필라 구조를 포함할 수 있다. 필라 구조(pillar structure)는 복수개의 기둥형 돌출부(133)가 일정간격으로 서로 이격되어 형성되는 구조이며, 필라 구조는 돌출부(133)의 직경(d)이 10㎛ 높이(h)가 1㎛ 로 형성할 수 있고, 돌출부(133)의 직경(d)이 5㎛ 높이(h)가 5㎛ 로 형성할 수도 있다.
도 6에 도시된 바와 같이, 요철 구조(130)는 전극(120) 상에 백금 입자들이 다공성 나노구조를 갖도록 형성되는 백금흑 구조를 포함할 수 있다. 백금흑 층(Pt-black layer)은 전극(120) 상에 백금을 전기도금 공정을 이용하여 불규칙한 다공성(porous) 구조로 형성된다. 백금흑 층은 평탄한 전극면에 비하여 표면적이 매우 넓으므로, 피부에서 배출된 땀이 스며들어 피부-전극 접촉면(CS)의 면적이 크게 변화한다.
요철 구조(130)는 필라 구조 또는 백금흑 층에 한정되지 않고, 전도성을 갖고 돌출부(133)가 형성되며 피부(1)에서 배출되는 땀에 의해 접촉면적이 넓어지는 구조를 모두 포함한다.
필라 구조 또는 백금흑 층 등의 요철 구조(130)는 피부 전도도 측정 센서를 피부(1)에 접촉할 때, 요철 구조(130)의 돌출부(133)의 상단부가 피부(1) 면에 접촉하고, 돌출부(133)의 측면 또는 돌출부(133) 사이의 전극(120)면은 피부(1)에 접촉하지 않는다. 따라서, 피부(1)에 땀이 배출되지 않은 상태에서 측정되는 피부-전극간 접촉 저항(Rct)은, 요철 구조(130)가 없고 전극(120)이 직접 피부(1)에 접촉하는 종래의 피부 전도도 측정 센서의 피부-전극간 접촉 저항(Rct)보다 높다.
즉, 도 3의 (a)에 도시된 피부-전극 접촉면(CS)의 면적보다 도 7의 (a)에 도시된 피부-전극 접촉면(CS)의 면적이 작기 때문에, 종래의 피부 전도도 측정 센서(도 3의 (a))의 피부-전극간 접촉 저항(Rct)보다, 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서(도 7의 (a))의 피부-전극간 접촉 저항(Rct)이 높은 것이다.
또한, 피부(1)에 땀이 배출된 상태에서 측정되는 피부-전극간 접촉 저항(Rct)은, 요철 구조(130)가 없고 전극(120)이 직접 피부(1)에 접촉하는 종래의 피부 전도도 측정 센서의 피부-전극간 접촉 저항(Rct)보다 낮다.
즉, 도 3의 (b)에 도시된 피부-전극 접촉면(CS)의 면적보다 도 7의 (b)에 도시된 피부-전극 접촉면(CS)의 면적이 넓기 때문에, 종래의 피부 전도도 측정 센서(도 3의 (b))의 피부-전극간 접촉 저항(Rct)보다, 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서(도 7의 (b))의 피부-전극간 접촉 저항(Rct)이 낮은 것이다.
따라서, 요철 구조(130)는 사람이 스트레스를 받지 않은 상태(피부(1)에서 땀이 배출되지 않는 상태)에서 측정되는 피부-전극간 접촉 저항(Rct)과 사람이 스트레스를 받는 상태(피부(1)에서 땀이 배출되는 상태)에서 측정되는 피부-전극간 접촉 저항(Rct)의 차이를 증가시킨다.
그러므로, 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서는 종래의 피부 전도도 측정 센서보다 접촉저항(Rct)의 차이가 크므로, 높은 민감도를 갖는다. 따라서, 땀샘 활동이 활발한 손바닥 이외에, 손목 안쪽 면이나 가슴에 센서를 부착하더라도 사람이 받는 스트레스를 효율적으로 측정할 수 있다.
도 8은 도 4의 전극(120)의 다양한 형태를 나타낸 도면이다. 도 8의 (a)에 도시된 바와 같이, 제1 전극(121)의 측정 영역(As)이 원형으로 형성되고, 제2 전극(122)의 측정 영역(As)이 제1 전극(121)의 원형 부분으로부터 일정간격 이격되고, 원형 부분을 감싸는 고리 형태로 형성될 수 있다.
또는, 도 8의 (b)에 도시된 바와 같이, 제1 전극(121)의 측정 영역(As)과 제2 전극(122)의 측정 영역(As)이 빗살 형태로 형성될 수 있다. 제1 전극(121)의 제1 가지(120.1)가 제2 전극(122)의 방향으로 형성되고, 제2 전극(122)의 제1 가지(120.1)가 제1 전극(121)의 방향으로 형성되어, 빗살 형태를 형성한다. 즉, 제1 전극(121) 및 제2 전극(122)은 각각 복수의 제1 가지(120.1)를 포함하며, 제1 전극(121)의 복수의 제1 가지(120.1)들과 제2 전극(122)의 복수의 제1 가지(120.1)들이 빗살 패턴으로 형성된다. 제1 가지(120.1)는 지그재그 모양으로 형성될 수 있으며, 제1 가지(120.1)에 일정간격으로 제1 가지(120.1)의 폭보다 넓은 측정포인트(120.3)가 형성되고, 측정포인트(120.3) 상에 요철 구조(130)가 형성된다.
또는, 도 8의 (c)에 도시된 바와 같이, 제1 전극(121)의 측정 영역(As)과 제2 전극(122)의 측정 영역(As)이 빗살 형태로 형성되되, 제1 가지(120.1)마다 복수의 제2 가지(120.2)가 형성되어, 제1 전극(121)의 제2 가지(120.2)와 제2 전극(122)의 제2 가지(120.2)가 서로 빗살 형태를 형성한다. 제1 가지(120.1)와 제2 가지(120.2)에 측정포인트(120.3)가 형성되며, 측정포인트(120.3) 상에 요철 구조(130)가 형성된다.
도 8의 (a)에 도시된 전극(120) 구조에 비하여, 도 8의 (b) 또는 (c)에 도시된 전극(120) 구조는 제1 전극(121)과 제2 전극(122)의 간격이 좁으며, 빗살 형태에 의해, 제1 전극(121)과 제2 전극(122)이 위치가 고르게 분포하여 피부 전기 활동을 효과적으로 측정할 수 있다.
도 9는 도 4의 요철 구조(130)의 높이에 따른 차이를 나타낸 도면이다. 도 9의 (a)에 도시된 바와 같이, 요철 구조(130)는 피부(1)에서 배출되는 땀이 돌출부(133)들 사이로 스며들더라도 전극(120)에 닿지 않도록 돌출부(133)의 높이(h)가 형성될 수 있다. 돌출부(133)의 높이(h)가 충분히 높은 경우, 피부(1)에서 배출되는 땀은 돌출부(133)의 측면에 접촉하게 되고, 전극(120)면까지 닿지 않을 수 있다. 이때, 돌출부(133)의 측면이 땀에 의해 피부(1)와 전기적으로 접촉하게 되어 피부-전극 접촉면(CS)의 면적이 넓어져 피부-전극간 접촉 저항(Rct)이 급격히 낮아지므로, 피부 전도도 측정 센서의 민감도가 높아진다.
또한, 도 9의 (b)에 도시된 바와 같이, 요철 구조(130)는 피부(1)에서 배출되는 땀이 돌출부(133)들 사이로 스며들어 전극(120)에 닿도록 돌출부(133)의 높이(h)가 형성될 수 있다. 돌출부(133)의 높이(h)가 충분히 낮은 경우, 피부(1)에서 배출되는 땀은 돌출부(133)의 측면 뿐만 아니라 전극(120)면에도 접촉하게 되어, 피부-전극 접촉면(CS)의 면적이 넓어져 피부-전극간 접촉 저항(Rct)이 급격히 낮아지므로, 피부 전도도 측정 센서의 민감도가 높아진다.
또한, 피부(1)에서 배출되는 땀이 돌출부(133)들 사이로 모세관 현상을 통해 스며들도록 돌출부(133)들 사이 간격이 형성될 수 있다. 이러한 경우, 피부(1)에서 적은 양의 땀이 배출되더라도, 모세관 현상을 통해 돌출부(133)들 사이에 땀이 스며들어 피부-전극 접촉면(CS)의 면적이 넓어지고, 피부-전극간 접촉 저항(Rct)이 급격히 낮아지므로, 피부 전도도 측정 센서의 민감도가 높아진다.
도 10은 도 4의 측정 영역(As) 전체에 형성된 요철 구조(130)를 나타낸 도면이며, 도 11은 도 10의 (a)에서 A-A'에 따른 단면도이다.
도 10 및 11에 도시된 바와 같이, 요철 구조(130)는 제1 전극(121) 및 제2 전극(122)의 측정 영역(As)에 형성되고, 제1 전극(121)과 제2 전극(122)의 측정 영역(As) 사이의 베이스 기판(110)상에도 형성된다. 즉, 제1 전극(121)과 제2 전극(122) 사이에도 돌출부(133)가 형성되는 것이다.
도 11의 (a)에 도시된 바와 같이, 제1 전극(121)과 제2 전극(122) 사이의 베이스 기판(110) 상에 형성된 돌출부(133.B)는 상단이 전극(120) 상에 형성된 돌출부(133.A)의 상단과 동일선상에 위치하도록 형성된다. 도 11의 (b)에 도시된 바와 같이, 피부(1)에서 땀(SW)이 배출되면 베이스 기판(110) 상에 형성된 돌출부(133.B) 사이에 땀(SW)이 스며들어, 베이스 기판(110) 상에 형성된 돌출부(133.B)들과 땀(SW)으로 연결된 경로(Rsw)를 형성한다. 이러한 경로(Rsw)는 제1 전극(121)과 제2 전극(122) 사이를 연결하여, 전기신호가 피부(1) 내부를 통과하지 않고 피부(1) 표면을 따라 전달될 수 있다.
또한, 베이스 기판(110) 상에 형성된 돌출부(133.B)들과 땀(SW)으로 제1 전극(121)과 제2 전극(122) 사이가 연결되지 않더라도, 전기신호가 베이스 기판(110) 상에 형성된 돌출부(133)들과 땀(SW)으로 형성된 경로에 의해 피부(1) 내부를 최소한으로 통과할 수 있다.
따라서, 제1 전극(121)과 제2 전극(122) 사이의 베이스 기판(110)에 형성되는 돌출부(133.B)에 땀(SW)이 스며듬에 따라, 피부-전극간 접촉저항(Rct)이 급격히 감소하여, 피부 전도도 측정 센서의 민감도가 증가한다.
도 12는 도 4에 도시된 피부 전도도 측정 센서에 형성된 복수의 관통홀(140)을 나타내는 단면도이다. 도 12에 도시된 바와 같이, 복수의 관통홀(140)은 베이스 기판(110)면에 수직 방향으로, 베이스 기판(110), 전극(120) 및 요철 구조(130)를 관통하여 형성된다. 피부 전도도 측정 센서가 피부(1) 면을 덮더라도, 관통홀(140)을 통해 공기가 유동하여 피부(1) 면과 돌출부(133)들 사이에 스며든 땀(SW)이 증발할 수 있다.
스트레스의 정확한 측정을 위하여, 스트레스를 받아 피부(1)에서 땀(SW)이 배출된 후에 배출된 땀(SW)이 그대로 돌출부(133)들 사이에 있다면, 다음 스트레스에 의해 배출되는 땀(SW)에 의한 피부-전극간 접촉 저항(Rct)을 측정할 수 없다. 따라서, 피부 전도도 측정 센서를 피부(1)에 계속하여 부착하더라도, 피부 전도도 측정 센서에 형성된 관통홀(140)을 통하여 땀(SW)이 공기중으로 배출되므로 지속적인 스트레스 측정이 가능하다.
본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서는, 피부(1)에 밀착하기 위하여 유연한 재질로 형성된 베이스 기판(110)상에 형성되는 전극(120)에 요철 구조(130)가 형성되어, 피부(1)에서 배출되는 땀(SW)에 의해 피부(1)와 전극(120) 사이의 전기적 접촉면적(CS)이 증가하여 피부-전극의 접촉저항(Rct)이 급격히 감소함을 측정할 수 있어, 피부 전기 활동을 효과적으로 측정할 수 있는 이점이 있다.
또한, 전극(120)이 제1 전극(121)과 제2 전극(122)을 포함하고, 요철 구조(130)가 제1 전극(121)과 제2 전극(122) 상에 형성되고, 제1 전극(121)과 제2 전극(122) 사이의 베이스 기판(110)상에도 형성되어, 제1 전극(121)과 제2 전극(122) 사이를 통과하는 전기신호가 피부 내부뿐만 아니라, 피부(1)에서 배출되는 땀(SW)과 요철 구조(130)를 통해 전달될 수 있으므로, 피부 전기 활동을 효과적으로 측정할 수 있는 이점이 있다.
또한, 베이스 기판(110) 면에 수직 방향으로, 베이스 기판(110), 전극(120), 요철 구조(130)를 관통하는 복수의 관통홀(140)이 형성되어, 피부(1)에서 배출된 땀(SW)이 관통홀(140)을 통해 유동하는 공기를 따라 신속하게 증발하므로, 피부 전기 활동을 측정함에 있어서 땀이 요철 구조(130) 사이에 누적되어 발생하는 측정오류를 제거할 수 있는 이점이 있다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여, 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 제조방법을 설명한다.
도 13은 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 제조방법에서 전극(120)을 형성하는 단계를 나타낸 단면도이며, 도 14는 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 제조방법에서 요철 구조(130)를 형성하는 단계를 나타낸 단면도이고, 도 15는 본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서의 제조방법에서 관통홀(140)을 형성하는 단계를 나타낸 단면도이다. 도 13 내지 15는 도 4의 A-A'에 따른 단면을 도시한 것이다.
본 발명의 일실시예에 따른 피부 전도도 측정 센서 제조방법은, 캐리어 기판(150) 상에 베이스 기판(110)을 준비하는 단계, 상기 베이스 기판(110) 상에 전도성 물질을 형성하고 패터닝하여 전극(120)을 형성하는 단계, 피부(1)에서 배출되는 땀(SW)에 의해 상기 피부와의 전기적 접촉면적(CS)이 증가하도록, 상기 전극(120) 상에 요철 구조(130)를 형성하는 단계 및 상기 캐리어 기판(150)을 제거하는 단계를 포함한다.
도 13의 (a)에 도시된 바와 같이, 먼저, 캐리어 기판(150) 상에 베이스 기판(110)을 위치시킨다. 캐리어 기판(150)은 제조공정 상에서 베이스 기판(110)을 지지하는 역할을 한다.
다음으로, 도 13의 (b)에 도시된 바와 같이, 베이스 기판(110) 상에 전극(120)을 형성하기 위해 전도성 물질을 형성한다. 예를 들어, 전도성 물질은 금속층으로, Ti 층(120.a)이 베이스 기판(110) 상에 약 300Å 두께로 형성되고, Ti 층 상에 Au 층(120.b)이 약 1000Å 두께로 형성될 수 있다.
다음으로, 도 13의 (c)에 도시된 바와 같이, 포토레지스트(PR)와 식각 등의 반도체 제조공정을 이용하여 전극(120)을 패터닝한다. 이때, 전극(120)은 도 8의 (a), (b), (c)에 도시된 바와 같이 형성될 수 있다.
다음으로, 도 14의 (a)에 도시된 바와 같이, 베이스 기판(110)과 전극(120) 상에 시드층(135)을 더 형성한다. 시드층(135)은 전극(120) 또는 베이스 기판(110) 상에 요철 구조(130)를 형성하기 전에 형성되어, 요철 구조(130)가 전극(120) 또는 베이스 기판(110)에 잘 형성되도록 한다. 예를 들면, 시드층(135)은 Ti 층(135.a)이 베이스 기판(110) 상에 약 300Å 두께로 형성되고, Ti 층 상에 Au 층(135.b)이 약 500Å 두께로 형성될 수 있다.
다음으로, 도 14의 (b)에 도시된 바와 같이, 시드층(135) 상에 포토레지스트(PR)를 형성하고 돌출부(133)가 형성될 부분을 패터닝한다. 포토레지스트(PR)는 돌출부(133)가 전극(120) 상에만 형성되도록 패터닝 될 수 있고, 전극(120) 및 베이스 기판(110) 상에 돌출부(133)가 형성되도록 패터닝 될 수 있다. 패터닝 된 포토레지스트(PR)를 마스크로 이용하고 Au 등의 금속을 도금 또는 증착하여 전극 또는 베이스 기판(110) 상에 요철 구조(130)를 형성한다.
다음으로, 도 14의 (c)에 도시된 바와 같이, 포토레지스트를 제거하고, 돌출부(133)가 형성되지 않은 시드층(135)을 제거하고 캐리어 기판(150)을 제거하는 단계를 수행하여, 피부 전도도 측정 센서를 제조한다.
다음으로, 요철 구조(130)를 형성하는 단계 이후에, 베이스 기판(110)면에 수직 방향으로 베이스 기판(110), 전극(120) 및 요철 구조(130)를 관통하는 복수의 관통홀(140)을 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다. 관통홀(140)을 형성하는 단계는 베이스 기판(110) 상에 전극(120)과 요철 구조(130)가 형성된 다음에 수행되므로, 관통홀(140)을 간편하게 형성할 수 있다.
이상 본 발명을 구체적인 실시예를 통하여 상세히 설명하였으나, 이는 본 발명을 구체적으로 설명하기 위한 것으로, 본 발명은 이에 한정되지 않으며, 본 발명의 기술적 사상 내에서 당해 분야의 통상의 지식을 가진 자에 의해 그 변형이나 개량이 가능함은 명백하다고 할 것이다.
본 발명의 단순한 변형 내지 변경은 모두 본 발명의 영역에 속하는 것으로 본 발명의 구체적인 보호 범위는 첨부된 특허청구범위에 의하여 명확해질 것이다.
110: 베이스 기판
120: 전극
121: 제1 전극
122: 제2 전극
120.1: 제1 가지
120.2: 제2 가지
120.3: 측정포인트
130: 요철 구조
131: 백금흑 층
132: 필라 구조
133: 돌출부
135: 시드층
140: 관통홀
150: 캐리어 기판

Claims (13)

  1. 유연한 재질로 형성되는 베이스 기판;
    상기 베이스 기판의 일면에 형성되며, 전기신호를 전달하는 전극; 및
    상기 전극 상에 형성되며, 피부에서 배출되는 땀에 의해 상기 피부와의 전기적 접촉면적이 증가하는 요철 구조를 포함하는 피부 전도도 측정 센서.
  2. 청구항 1에 있어서,
    상기 전극은
    제1 전극; 및
    상기 제1 전극과 전기적으로 절연되는 제2 전극을 포함하며,
    상기 제1 전극과 제2 전극은
    각각 상기 피부에 접촉되는 측정 영역 및 외부 회로가 연결되는 연결 영역을 포함하는 피부 전도도 측정 센서.
  3. 청구항 1에 있어서,
    상기 요철 구조는
    상기 전극 상에 백금 입자들이 다공성 나노구조를 갖도록 형성되는 백금흑 구조를 포함하는 피부 전도도 측정 센서.
  4. 청구항 1에 있어서,
    상기 요철 구조는
    상기 전극 상에 형성되는 복수의 필라 구조를 포함하는 피부 전도도 측정 센서.
  5. 청구항 2에 있어서,
    상기 요철 구조는
    상기 제1 전극 및 제2 전극의 측정영역에 형성되며, 상기 제1 전극 및 제2 전극의 측정영역 사이의 상기 베이스 기판 상에도 형성되는 피부 전도도 측정 센서.
  6. 청구항 1에 있어서,
    상기 요철 구조는
    상기 피부에서 배출되는 땀이 돌출부들 사이로 모세관 현상을 통해 스며들도록 상기 돌출부들 사이 간격이 형성되는 피부 전도도 측정 센서.
  7. 청구항 1에 있어서,
    상기 요철 구조는
    상기 피부에서 배출되는 땀이 돌출부들 사이로 스며들더라도 상기 전극에 닿지 않도록 상기 돌출부의 높이가 형성되는 피부 전도도 측정 센서.
  8. 청구항 1에 있어서,
    상기 요철 구조는
    상기 피부에서 배출되는 땀이 돌출부들 사이로 스며들어 상기 전극에 닿도록 상기 돌출부의 높이가 형성되는 피부 전도도 측정 센서.
  9. 청구항 2에 있어서,
    상기 제1 전극 및 제2 전극은
    각각 복수의 제1 가지를 포함하며, 제1 전극의 복수의 제1 가지들과 제2 전극의 복수의 제2 가지들이 빗살패턴으로 형성되는 피부 전도도 측정 센서.
  10. 청구항 1에 있어서,
    상기 베이스 기판면에 수직 방향으로, 상기 베이스 기판, 상기 전극 및 상기 요철 구조를 관통하는 복수의 관통홀을 더 포함하는 피부 전도도 측정 센서.
  11. 캐리어 기판 상에 베이스 기판을 준비하는 단계;
    상기 베이스 기판 상에 전도성 물질을 형성하고 패터닝하여 전극을 형성하는 단계;
    피부에서 배출되는 땀에 의해 상기 피부와의 전기적 접촉면적이 증가하도록, 상기 전극 상에 요철 구조를 형성하는 단계;
    상기 캐리어 기판을 제거하는 단계를 포함하는 피부 전도도 측정 센서 제조방법.
  12. 청구항 11에 있어서,
    상기 요철 구조를 형성하는 단계 이후에, 상기 베이스 기판면에 수직 방향으로 상기 베이스 기판, 상기 전극 및 상기 요철 구조를 관통하는 복수의 관통홀을 형성하는 단계를 더 포함하는 피부 전도도 측정 센서 제조방법.
  13. 청구항 11에 있어서,
    상기 요철 구조를 형성하는 단계는
    상기 전극 및 상기 베이스 기판 상에 요철 구조를 형성하는 피부 전도도 측정 센서 제조방법.
KR1020170003653A 2017-01-10 2017-01-10 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법 KR101961535B1 (ko)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020170003653A KR101961535B1 (ko) 2017-01-10 2017-01-10 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법
US15/409,405 US10786175B2 (en) 2017-01-10 2017-01-18 Sensors for measuring skin conductivity and methods for manufacturing the same
JP2018001094A JP2018110860A (ja) 2017-01-10 2018-01-09 皮膚伝導度測定センサー及びその製造方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020170003653A KR101961535B1 (ko) 2017-01-10 2017-01-10 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20180082227A true KR20180082227A (ko) 2018-07-18
KR101961535B1 KR101961535B1 (ko) 2019-07-17

Family

ID=62782468

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020170003653A KR101961535B1 (ko) 2017-01-10 2017-01-10 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10786175B2 (ko)
JP (1) JP2018110860A (ko)
KR (1) KR101961535B1 (ko)

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101993313B1 (ko) 2019-04-15 2019-06-26 한국생산기술연구원 액체 금속을 이용한 유연성 필터 소자 및 그 제조 방법
KR101993314B1 (ko) 2019-04-16 2019-06-26 한국생산기술연구원 액체 금속을 포함하는 기판 적층체, 이를 이용한 유연성 필터 소자 및 필터 소자의 제조 방법
KR102569329B1 (ko) 2019-04-16 2023-08-22 한국생산기술연구원 액체 금속을 이용한 유연성 센서 디바이스
KR102322963B1 (ko) 2019-04-17 2021-11-09 한국생산기술연구원 액체 금속이 침습된 베이스를 포함하는 도전성 패턴 기판
KR102183309B1 (ko) * 2019-05-21 2020-11-26 성균관대학교산학협력단 다타입 압력 센서
KR102013796B1 (ko) 2019-05-27 2019-10-21 한국생산기술연구원 액체 금속을 이용한 도전성 패턴 기판 및 그 제조 방법
KR102035581B1 (ko) 2019-05-28 2019-10-23 한국생산기술연구원 도전성 패턴 형성용 스탬프, 이를 이용한 도전성 패턴 기판의 제조 방법 및 이를 통해 준비된 도전성 패턴 기판
KR102478313B1 (ko) 2019-05-28 2022-12-16 한국생산기술연구원 핀을 이용한 도전성 패턴의 제조 방법 및 그로부터 제조된 패턴 기판
KR102317316B1 (ko) 2019-06-03 2021-10-26 한국생산기술연구원 스탬프를 이용한 액체 금속의 패터닝 방법
KR102063802B1 (ko) 2019-06-19 2020-01-08 한국생산기술연구원 개선된 기생 커패시턴스 특성을 갖는 액체 금속 커패시터 복합 소자 기판 및 그 제조 방법
KR102078215B1 (ko) 2019-06-19 2020-02-17 한국생산기술연구원 액체 금속을 포함하는 인덕터 복합 소자, 인덕터 복합 소자를 포함하는 수동 소자 기판의 제조 방법, 및 수동 소자 기판의 튜닝 방법
KR20210004063A (ko) 2019-07-03 2021-01-13 한국생산기술연구원 커패시터 복합 소자 기판
KR20210004059A (ko) 2019-07-03 2021-01-13 한국생산기술연구원 인덕터 복합 소자 기판
KR102173746B1 (ko) * 2020-02-25 2020-11-03 포항공과대학교 산학협력단 인체 신호를 센싱하는 센서
CN111722723B (zh) * 2020-06-29 2021-07-13 北京化工大学 一种双向弯曲柔性传感器、手语识别系统及方法
KR102208561B1 (ko) * 2020-11-06 2021-01-28 주식회사 에이티센스 임피던스에 의한 측정 오차를 방지하는 구조를 포함하는 웨어러블 디바이스
JPWO2022191323A1 (ko) * 2021-03-11 2022-09-15
KR20220130281A (ko) 2021-03-17 2022-09-27 이기원 피부 전도도를 기반으로 치매 환자의 발작 증상을 예측하는 치매 환자 관리 시스템 및 그 예측방법

Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR200416389Y1 (ko) 2006-03-04 2006-05-15 (주)피지오랩 피부전위 검출용 전극 패드
KR100771522B1 (ko) * 2006-11-17 2007-10-30 한국과학기술원 전도성 폴리머 미세바늘 전극시트 및 그 제작방법
JP2008142541A (ja) * 2006-12-08 2008-06-26 General Electric Co <Ge> 自己付着性電極及びそれの製造方法
KR20100039026A (ko) * 2008-10-07 2010-04-15 연세대학교 산학협력단 Ｍｅｍｓ 전극모듈을 이용한 단일지점 검침 ｅｃｇ측정센서 및 그 제작방법
KR20110106234A (ko) * 2010-03-22 2011-09-28 이미영 피부 삽입형 생체신호 측정용 전극
JP2012508051A (ja) * 2008-11-11 2012-04-05 ユニバーシティ オブ バス 生体適合電極
KR20120052631A (ko) * 2010-11-16 2012-05-24 연세대학교 산학협력단 나노 와이어를 이용한 패치 형태의 신경 소자
KR20140043565A (ko) * 2012-09-24 2014-04-10 인하대학교 산학협력단 다중 스터브 전극 구조의 건식 생체전극센서 및 이의 제조방법
KR101381487B1 (ko) * 2012-10-05 2014-04-21 인하대학교 산학협력단 근전도 센서 및 그 제조 방법
KR20150064862A (ko) * 2013-12-04 2015-06-12 서울대학교산학협력단 진동인가 방식의 건식전극을 구비한 뇌파 측정장치
KR101549086B1 (ko) * 2014-11-10 2015-09-02 주식회사 스몰랩 마이크로 니들 및 마이크로 니들 패치

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6690959B2 (en) * 2000-09-01 2004-02-10 Medtronic, Inc. Skin-mounted electrodes with nano spikes
KR100459903B1 (ko) * 2002-07-25 2004-12-03 삼성전자주식회사 피부의 국부적인 영역의 임피던스를 측정하는 측정 시스템및 이에 이용되는 임피던스 측정 전극
US6961603B2 (en) * 2003-06-17 2005-11-01 Instrumentarim Corp. Unitary multi-electrode biopotential signal sensor and method for making same
KR20050072941A (ko) * 2004-01-08 2005-07-13 삼성전자주식회사 다중 전극을 갖는 생체신호 검출용 센서 및 이를 적용한장치
US20080215128A1 (en) * 2005-02-01 2008-09-04 Rainey Christopher J Electrode arrangement for applying electrical signals to the skin of an animal
US8774890B2 (en) * 2008-03-28 2014-07-08 Georgia Tech Research Corporation Electrode arrays and methods of making and using same
WO2009135200A2 (en) * 2008-05-02 2009-11-05 Aspect Medical Systems, Inc. Skin preparation device and biopotential sensor
TWI475978B (zh) * 2009-01-17 2015-03-11 Ind Tech Res Inst 乾式電極及其製造方法
US9414758B1 (en) * 2011-01-12 2016-08-16 Vivaquant Llc Apparatus, system and methods for sensing and processing physiological signals
ITTO20110297A1 (it) * 2011-04-01 2012-10-02 Torino Politecnico Dispositivo di elettrodo tessile e relativo procedimento di realizzazione
FI20115759A0 (fi) * 2011-07-19 2011-07-19 Polar Electro Oy Urheiluvaate
US9173281B2 (en) * 2012-07-19 2015-10-27 Electronics And Telecommunications Research Institute Methods of fabricating electrode sensor
US9700221B2 (en) * 2013-03-06 2017-07-11 Axion Biosystems, Inc. Non-invasive segmentable three-dimensional microelectrode array patch for neurophysiological diagnostics and therapeutic stimulation
US20150238100A1 (en) * 2014-02-27 2015-08-27 National Chiao Tung University Sensor electrode device
EP3033994B1 (en) * 2014-12-17 2024-05-15 Stichting IMEC Nederland Electrode for biopotential sensing
CN113331813B (zh) * 2015-01-08 2024-06-11 美达森斯生物测定有限公司 用于生理监测的电极阵列和包括或利用电极阵列的设备
KR102344486B1 (ko) * 2015-03-19 2021-12-29 한국전자통신연구원 신경 신호 측정용 신경전극 및 이의 제조 방법
US10213144B2 (en) * 2016-01-25 2019-02-26 International Business Machines Corporation Nanopatterned biosensor electrode for enhanced sensor signal and sensitivity

Patent Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR200416389Y1 (ko) 2006-03-04 2006-05-15 (주)피지오랩 피부전위 검출용 전극 패드
KR100771522B1 (ko) * 2006-11-17 2007-10-30 한국과학기술원 전도성 폴리머 미세바늘 전극시트 및 그 제작방법
JP2008142541A (ja) * 2006-12-08 2008-06-26 General Electric Co <Ge> 自己付着性電極及びそれの製造方法
KR20100039026A (ko) * 2008-10-07 2010-04-15 연세대학교 산학협력단 Ｍｅｍｓ 전극모듈을 이용한 단일지점 검침 ｅｃｇ측정센서 및 그 제작방법
JP2012508051A (ja) * 2008-11-11 2012-04-05 ユニバーシティ オブ バス 生体適合電極
KR20110106234A (ko) * 2010-03-22 2011-09-28 이미영 피부 삽입형 생체신호 측정용 전극
KR20120052631A (ko) * 2010-11-16 2012-05-24 연세대학교 산학협력단 나노 와이어를 이용한 패치 형태의 신경 소자
KR20140043565A (ko) * 2012-09-24 2014-04-10 인하대학교 산학협력단 다중 스터브 전극 구조의 건식 생체전극센서 및 이의 제조방법
KR101381487B1 (ko) * 2012-10-05 2014-04-21 인하대학교 산학협력단 근전도 센서 및 그 제조 방법
KR20150064862A (ko) * 2013-12-04 2015-06-12 서울대학교산학협력단 진동인가 방식의 건식전극을 구비한 뇌파 측정장치
KR101549086B1 (ko) * 2014-11-10 2015-09-02 주식회사 스몰랩 마이크로 니들 및 마이크로 니들 패치

Also Published As

Publication number Publication date
US10786175B2 (en) 2020-09-29
US20180192911A1 (en) 2018-07-12
JP2018110860A (ja) 2018-07-19
KR101961535B1 (ko) 2019-07-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR101961535B1 (ko) 피부 전도도 측정 센서 및 그 제조방법
Farina Interpretation of the surface electromyogram in dynamic contractions
Lai et al. Design, simulation and experimental validation of a novel flexible neural probe for deep brain stimulation and multichannel recording
Park et al. Nanoporous Pt microelectrode for neural stimulation and recording: in vitro characterization
CN102949188B (zh) 测量生物电信号的设备和方法
US8798707B2 (en) Flexible, multi-channel microelectrode for recording laboratory animal EEG and method for recording laboratory animal EEG using the same
Lee et al. Soft electronics enabled ergonomic human-computer interaction for swallowing training
EP3484360B1 (en) Device for assessing psychophysiological responsiveness
Márton et al. A multimodal, SU-8-platinum-polyimide microelectrode array for chronic in vivo neurophysiology
Tian et al. Analogues of simple and complex cells in rhesus monkey auditory cortex
US20140378859A1 (en) Method of Multichannel Galvanic Skin Response Detection for Improving Measurement Accuracy and Noise/Artifact Rejection
US20210313529A1 (en) Internal-ion gated electrochemical transistors
Takahashi et al. Microelectrode array on folding polyimide ribbon for epidural mapping of functional evoked potentials
KR101402820B1 (ko) 피부 접촉 센서
Bera et al. Studies on thin film based flexible gold electrode arrays for resistivity imaging in electrical impedance tomography
Li et al. Evaluation of microelectrode materials for direct-current electrocorticography
Ibrahim et al. A wrist-worn strap with an array of electrodes for robust physiological sensing
KR20130093302A (ko) 폴리머 폼이 형성된 용량성 전극을 이용한 뇌파 및 전기 생체신호 측정 장치 및 시스템
US20130197338A1 (en) Pain signal measurement device and pain signal measuring and controlling method thereof
Chu et al. Design and fabrication of novel three-dimensional multi-electrode array using SOI wafer
KR101633002B1 (ko) 통증 신호 측정 장치, 통증 신호 측정 및 제어 방법
US7041492B2 (en) Extracellular recording electrode
Yoon et al. On-chip flexible multi-layer sensors for Human stress monitoring
Schweigmann et al. Comparative study of platinum electroplating to improve micro gold electrode arrays with LCP laminate
Vavrinsky et al. Electro-optical monitoring and analysis of human cognitive processes

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant