KR20230127543A - 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈 - Google Patents

Abstract

본 발명은 생체신호 측정 및 자극용 전극을 포함하는 뉴럴프로브의 전극 구조로 제공하는 것으로, 일실시예에서, 본 발명은 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서, 베이스 필름; 상기 베이스 필름의 적어도 일면에 형성된 전극; 및 상기 베이스 필름에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선;을 포함하며, 상기 전극은 측정 회로에 연결되는 측정용 전극과 자극 회로에 연결되는 자극용 전극을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공한다.

Description

뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈{Structure of electrode and electrode module for neural probe}

본 발명은 방열층 또는 관통공을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈에 관한 것이다.

뉴럴프로브(Neural probe, 신경 탐침)는 전자약 제품 최종단에서 신경신호를 측정하거나, 전류를 흘려서 신경 등을 자극할 수 있는 신경 인터페이스용 마이크로(미세) 전극 소자를 일컫는다. 뉴럴프로브는 회로 모듈에 연결되는 미세 전극 소자 혹은 미세 전극 소자와 연동되는 회로 모듈을 포함한다. 뉴럴프로브를 사용하면 신경관련 문제를 장단기적으로 치료할 수 있는 효과를 갖는다.

예로서, 뇌신호를 측정하기 위하여 과거에는 금속 전극을 뇌의 해당 부위에 삽입하여 액션 포텐셜(action potential)을 측정하였다. 그러나, 척추 동물의 뇌는 약 1,000억 개의 뉴런으로 구성되어 있을 정도로 복잡하여 뇌회로를 규명하기 위해서는 동시에 뇌의 여러 부위에서 신경 신호를 측정하기 위한 시스템이 요구되고 있고, 이를 위하여 뇌신호 측정용으로 뉴럴프로브를 사용하게 되었다.

뉴럴프로브의 몸체 중 끝부분에는 신호 측정을 위한 전극 어레이가 집적되어 있고, 전극으로부터 측정된 신호는 프로브를 따라서 형성된 도선을 통해 외부로 전달되며, 하나의 프로브 몸체에 수십개의 전극을 집적할 수 있으므로, 다수의 신경으로부터 동시에 신호를 측정할 수 있다. 이때 출력되는 신호의 형태는 전기적 신호, 광신호 등일 수 있으며, 신호의 형태는 특별한 제한이 없다. 아울러, 프로브가 약물 주입 채널을 구비하여 약물을 전달하는 매개체가 될 수도 있다.

뉴럴프로브의 몸체는 실리콘 재질을 주로 사용한다. 이는 도 1과 같은 MEMS(멤스) 타입의 프로브(1)에서 채택하고 있는데, 프로브(1)는 신경 또는 세포로 삽입되는 전극부(10)와 전극부(10)와 연결되며 본체와 전극부(10)를 연결하기 위한 단자가 형성된 연결부(20)를 포함하며, 실리콘 재질의 기판에 형성되어 몸체가 어느 정도 두께를 가진 벌크 형태이며, 전극부(10)의 체내 삽입 및 유지시 또는 취급시 쉽게 부러진다는 문제가 있고, 또한 유연성이 부족하여 체내에서의 효과적인 위치 선정에 제한요소로 작용한다. 따라서 이에 대한 개선점을 필요로 한다.

뉴럴프로브의 전극은 신경 또는 세포의 생체신호를 측정하거나, 신경 또는 세포에 자극을 전달하는 역할을 수행하는데, 전자와 후자는 전극의 크기, 임피던스 특성 등에 있어서 서로 상이하다. 그러므로, 생체신호 측정용 뉴럴프로브, 자극전달용 뉴럴프로브와 같이 각각 별도로 제작 및 사용되고 있으며, 이는 전극의 크기와 임피던스 특성이 상이한 두 종류의 전극을 하나의 뉴럴프로브에 반영하는 것이 기술적으로 용이하지 않다는 점에 기인한다.

특히, 뉴럴프로브를 별도로 운용하는 경우, 생체신호 측정 위치와 자극 전달 위치가 동일할 때에는 위치 특정이 어려우며, 생체신호를 측정하거나 자극을 효과적으로 전달하는데 제한이 따르게 된다. 즉, 생체신호를 측정하고 이상 발생시 즉각적으로 자극을 하여 실시간으로 치료해야할 필요성에 제대로 부응하기 어려운 문제점이 있다.

또한, 뉴럴프로브를 사용함에 있어서, 뉴럴프로브를 이용하여 신경 또는 세포에 전기자극이나 광자극을 줄 경우, 국부적으로 열이 발생하게 되는데, 열의 온도가 42℃ 이상이 되는 경우에는 뉴럴프로브와 접촉하거나 이에 인접한 신경 또는 세포의 변형이나 파괴가 시작될 수 있어, 이를 착용하고 있는 환자에게 치명적인 결과를 초래할 가능성이 존재한다. 그러므로 발생되는 열을 제거하거나 열의 발생을 최소화하는 방법으로 기술이 도출되어야 한다.

열을 제거하는 것은 구체적인 대안이 마련되지 않고 있으며, 특히 뉴럴프로브에 특화되는 방열구조가 제시된 바 없다. 아울러, 발생을 최소화하는 방법의 경우 입력전력을 감소시키는 방법으로 발열을 억제할 수 있으나, 효율적인 자극은 입력전력에 비례하게 되므로, 자극의 효율성도 동반하여 감소된다.

이를 위하여 본 발명의 전극 구조는 일실시예에서, 외부로 노출되는 방열층을 포함하며, 방열층을 통하여 발생하는 열을 분산시켜서 온도가 특정 온도 이상으로 과열되어 신경 또는 세포의 변형을 막을 수 있다.

본 발명은 발생되는 열을 제거하거나 열의 발생을 최소화하는 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.

본 발명은 위와 같은 과제를 달성하기 위하여 다음과 같은 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈을 제공한다.

일실시예에서, 본 발명은 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서, 기판; 상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및 상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선; 상기 기판에서 상기 전극 사이를 커버하는 절연층; 및 상기 절연층에 배치되며 외부로 노출되는 방열층;을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공한다.

또는, 일실시예에서, 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서, 기판; 상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및 상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선; 및 상기 기판과 상기 전극의 일부분을 커버하는 절연층;을 포함하며, 상기 절연층은 상기 전극을 노출하는 관통공을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공한다.

일실시예에서, 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서, 기판; 상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및 상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선; 및 상기 기판에서 상기 전극 사이를 커버하는 절연층;을 포함하며, 상기 전극은 노출면을 가지며, 상기 노출면에는 요철구조가 형성된 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공한다..

일실시예에서, 상기 절연층은 상기 전극을 노출하는 관통공을 포함하며, 상기 관통공의 면적은 대응하는 상기 전극의 면적보다 작을 수 있다.

일실시예에서, 본 발명은 상술한 뉴럴프로브용 전극 구조; 및 상기 전극 구조의 전극과 연결되는 회로부를 포함하는 본체;를 포함하며, 상기 회로부와 상기 전극 구조는 동일한 기판에 형성되는 뉴럴프로브용 전극 모듈을 제공한다.

일실시예에서, 본 발명은 상술한 뉴럴프로브용 전극 구조; 및 상기 측정 및 자극용 전극과 연결되는 회로부를 포함하는 본체;를 포함하며, 상기 회로부와 상기 전극 구조는 동일한 기판에 형성되며, 상기 회로부는 상기 측정 회로와 상기 자극 회로를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 모듈을 제공한다.

이상과 같은 본 발명에 따르면, 본 발명의 전극 구조는 일실시예에서, 외부로 노출되는 방열층을 포함하며, 방열층을 통하여 발생하는 열을 분산시켜서 온도가 특정 온도 이상으로 과열되어 신경 또는 세포의 변형을 막을 수 있다.

도 1은 종래 맴스 방식의 뉴럴프로브를 나타내는 도면이다.
도 2 및 3 은 본 발명의 일실시예에 뉴럴프로브의 전극 구조를 나타내는 도면이다.
도 4 는 본 발명의 일 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 부분 단면도 및 평면도이다.
도 5 및 도 6 은 전극에서 절연층이 없는 경우와 관통공을 포함하는 절연층에 커버된 경우의 시뮬레이션 결과를 보이는 도면이다.
도 7 은 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 부분 단면도 및 평면도이다.
도 8 은 복수의 관통공을 포함하는 절연층에 커버된 경우의 시뮬레이션 결과를 보이는 도면이다.
도 9 는 본 발명의 일실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조를 포함하는 전극 모듈의 개략도이다.
도 10 은 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 개략도이다.
도 11 은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 개략도이다.
도 12 및 도 13 은 본 발명의 도 8 에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조를 포함하는 전극 모듈의 개략도로, 도 12 는 일면에서 본 전극 모듈이며, 도 13 은 반대면에서 본 전극 모듈의 개략도이다.
도 14 ~ 도 17 은 본 발명의 일실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 모듈의 개략도이다.
도 18 은 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극부의 개략도이다.
도 19 및 도 20 은 본 발명의 일실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 단면도이다.
도 21 는 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 단면도이다.
도 22 는 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 단면도이다.

이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 용이하게 실시할 수 있도록 바람직한 실시예를 상세히 설명한다. 다만, 본 발명의 바람직한 실시예를 상세하게 설명함에 있어, 관련된 공지 기능 또는 구성에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는 그 상세한 설명을 생략한다. 또한, 유사한 기능 및 작용을 하는 부분에 대해서는 도면 전체에 걸쳐 동일한 부호를 사용한다. 또한, 본 명세서에서, '상', '상부', '상면', '하', '하부', '하면', '측면' 등의 용어는 도면을 기준으로 한 것이며, 실제로는 소자나 구성요소가 배치되는 방향에 따라 달라질 수 있을 것이다.

덧붙여, 명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 '연결'되어 있다고 할 때, 이는 '직접적으로 연결'되어 있는 경우뿐만 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 '간접적으로 연결'되어 있는 경우도 포함한다. 또한, 어떤 구성요소를 '포함'한다는 것은, 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있다는 것을 의미한다.

뉴럴프로브에서 생체신호를 측정하기 위한 모듈이 통상 전극 프로브와는 독립되어 별도로 설치되어 상기 전극 프로브와 전기적으로 결선됨으로써 운용되고 있으나, 생체신호 측정용 모듈과 자극용 모듈, 전극 프로브로 이루어지는 뉴럴프로브 시스템의 크기가 커지고 구조가 복잡해지는 문제점이 존재한다. 특히, 전극 프로브와 생체신호 측정용 모듈을 개별적으로 구성하게 되면 전극 프로브가 신체내에 삽입된 상태에서 생체신호 측정용 모듈도 함께 착용해야 하고, 전극 구조와 모듈을 연결하는 전선의 인위적인 파손에 의하여 측정에 장애가 발생될 가능성도 존재하고, 이 경우 뉴럴프로브의 효과적인 운용에 방해가 일어나게 되는 문제점도 존재한다.

이를 위하여, 본 발명은 뉴럴프로브의 사이즈를 감소시키면서도 효과적 운용이 가능하도록 측정용 전극과 자극용 전극을 포함하는 전극 구조 혹은 측정 또는 자극을 수행하는 측정 및 자극용 전극을 포함하는 뉴럴프로브의 전극 구조를 제공한다.

본 발명은 전극 구조뿐만 아니라, 전극과 연결되는 회로부까지 연결되는 전극 모듈도 제공한다.

또한, 뉴럴프로브를 사용함에 있어서, 뉴럴프로브를 이용하여 신경 또는 세포에 전기자극이나 광자극을 줄 경우, 국부적으로 열이 발생하게 되는데, 열의 온도가 42℃ 이상이 되는 경우에는 뉴럴프로브와 접촉하거나 이에 인접한 신경 또는 세포의 변형이나 파괴가 시작될 수 있어, 이를 착용하고 있는 환자에게 치명적인 결과를 초래할 가능성이 존재한다. 그러므로 발생되는 열을 제거하거나 열의 발생을 최소화하는 방법으로 기술이 도출되어야 한다.

열을 제거하는 것은 구체적인 대안이 마련되지 않고 있으며, 특히 뉴럴프로브에 특화되는 방열구조가 제시된 바 없다. 아울러, 발생을 최소화하는 방법의 경우 입력전력을 감소시키는 방법으로 발열을 억제할 수 있으나, 효율적인 자극은 입력전력에 비례하게 되므로, 자극의 효율성도 동반하여 감소된다.

이를 위하여 본 발명의 전극 구조는 일실시예에서, 외부로 노출되는 방열층을 포함하며, 방열층을 통하여 발생하는 열을 분산시켜서 온도가 특정 온도 이상으로 과열되어 신경 또는 세포의 변형을 막을 수 있다.

또, 뉴럴프로브에 형성되는 전극의 크기 및 노출면적은 임피던스를 결정하는 중요한 인자가 된다. 전극의 크기가 클수록 임피던스는 낮아지는데, 통상 전극의 전면이 노출되기 때문에 전극의 크기를 크게하는 방향으로 전극을 형성하는 것이 통상적인 기술 방향이었다. 그러나, 전극의 크기를 크게 하는 것은 한계가 있으며, 전극의 크기를 크게 할수록 생체신호 측정 대상 신경 또는 세포를 특정하기 어렵기 때문에 특정 신경 또는 세포의 문제점을 파악하고 이를 적절하게 치료하는데 어려움이 존재한다.

본 발명은 일실시예에서 절연층에 관통공을 형성하고, 상기 관통공으로 전극이 노출되게 하여 정확한 측정 및 자극을 가능하며, 뉴럴프로브의 전극 구조를 개선하여 자극과 생체신호 측정 기능을 단일의 뉴럴프로브에 구현하도록 함으로써, 생체신호의 측정 위치와 자극 위치가 서로 최대한 부합되도록 하는 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공한다.

또한, 본 발명은 일실시예에서 측정 회로가 뉴럴프로브의 전극배선이 형성된 영역의 일측에 직접 실장됨으로써, 별도로 외부에 측정장치를 구축할 필요가 없어 편리하며, 뉴럴프로브를 포함하는 시스템 전체를 경량화, 단순화 및 소형화할 수 있고, 대량 생산에도 유리하게 할 수 있다.

또, 본 발명은 일실시예에서 측정용 전극을 통하여 생체신호를 측정하고 이상 발생시 즉각적으로 자극용 전극을 통하여 자극을 가함으로써 신경 또는 세포를 실시간으로 치료하는 피드백 시스템의 구현이 가능하다.

또한, 본 발명은 일실시예에서 전극의 크기를 최대화하면서 절연층을 이용하여 전극의 일부를 덮어 전극의 노출면적을 작게 함으로써, 전극의 임피던스를 최소화하고 이로부터 생체신호 측정의 정확도를 높일 수 있으며, 또한, 전극의 노출되는 영역이 작으므로 생체신호를 측정하기 위한 신경 또는 세포의 부위가 세밀하게 특정될 수 있어 해당 부위의 측정 혹은 자극이 정밀하게 이루어지게 할 수 있다.

나아가, 전극의 노출영역을 작게함으로써, 노출영역에 에너지가 집중되며, 따라서, 집중된 에너지를 이용하여 신경 또는 세포의 특정부위를 자극할 수 있어 자극의 효과를 더욱 높일 수 있다.

도 2 및 도 3 에 도시된 바와 같이, 본 발명의 일실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조는 전극부(10)와 연결부(20)를 포함하며, 전극부(10)와 연결부(20)는 필름 형태의 베이스 필름을 기판으로 구현된다. 전극부(10)는 베이스 필름(11; 도 4 참고), 베이스 필름(11) 상에 형성된 전극(30); 상기 전극(30)과 연결되며 전극 구조의 외부, 전극부(10) 혹은 연결부(20) 상에 구성되는 측정 회로(70; 도 13 참고) 혹은 자극 회로(80; 도 13 참고)와 연결시키는 배선(40)를 포함한다. 전극부(10)는 신경 등에 삽입될 수 있으며, 전극부(10)는 별도의 전극 모듈 본체와 연결되기 위한 연결부(20)가 연결되거나, 전극 모듈의 본체와 직접 연결될 수 있다. 연결부(20)의 경우에 전극 모듈의 본체와 와이어 본딩등으로 연결될 수 있도록 단자를 포함할 수 있다.

전극(30)은 도 2(c) 와 같이 테트로드 타입(tetrode type) 혹은 도 3(c) 과 같이 리니어 타입(linear type)으로 배치될 수 있다.

본 발명에서 전극 구조는 신체에 삽입되는 전극부(10)의 구조를 의미하는 것으로 별도의 본체와 결합되는 경우에는 전극부(10)와 본체에 결합되기 위한 연결부(20)를 포함하는 것일 수 있으며, 전극부(10)에 본체가 일체로 연결되는 경우에는 전극부(10)만을 전극 구조로 포함할 수도 있다.

도 4 에는 본 발명의 일 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 부분 단면도 및 평면도가 도시되어 있다.

전극 구조인 전극부(10)는 베이스 필름(11); 상기 베이스 필름(11)의 일면에 형성된 전극(30); 및 상기 베이스 필름(11)과 전극(30)의 일부를 커버하는 절연층(15)을 포함한다.

베이스 필름(11)은 폴리이미드와 같은 폴리머로 형성될 수 있으며, 1㎜ 이하의 얇은 두께를 가질 수 있으나 형성 재료나 두께는 요구되는 조건에 따라서 변경될 수 있다. 전극(30)과 절연층(15)은 베이스 필름(11)에 반도체 공정을 적용하여 형성될 수 있다.

베이스 필름(11)에는 전극(30)이 형성되며, 도시되지는 않았지만 전극(30)과 연결되는 배선(40)도 함께 형성된다. 전극(30)은 전도성 재질이 베이스 필름(11)에 증착 형성되는 것이나, 제조 방법은 이에 제한되는 것은 아니며 다양한 방식이 적용될 수 있다.

전극(30)은 크게 형성되는 경우에 임피던스가 낮아질 수 있으나, 전극의 크기를 크게 할수록 생체신호 측정 대상 신경 또는 세포를 특정하기 어렵기 때문에 특정 신경 또는 세포의 문제점을 파악하기 어렵다. 이 실시예에서는 전극(30)을 절연층(15)으로 덮고, 절연층(15)에 관통공(16)을 형성하여 전극(30)의 일부를 외부로 노출시키며, 전극(30)은 이렇게 노출된 표면, 즉 노출면으로 신경 또는 세포를 측정 혹은 자극한다.

전극(30)의 면적은 관통공(16)의 면적보다 크며, 따라서 전극(30)의 표면 중 일부는 관통공(16)에 의해서 덮히게 된다. 전극(30)이 원형인 경우에 전극(30)의 직경(D)은 관통공(16)의 직경(d) 보다 크다. 전극(30)의 평면 형상은 원형으로 제한되는 것은 아니며, 사각형, 다각형 타원 등 다양한 형상을 가질 수 있음은 물론이다. 관통공(16)의 면적이 전극(30)의 면적의 90%이하인 것이 바람직할 수 있으나, 전극부(10)의 형상에 따라서, 그 크기는 변경될 수 있다.

도 5 및 도 6 에는 관통공(16)에 따른 전류 밀도를 시뮬레이션한 결과가 도시되어 있다. 도 5 의 경우에는 절연층(15)으로 전극(30)을 덮지 않았으며, 도 6 에서는 절연층(15)으로 전극(30)을 커버한 후 관통공(16)을 형성하였다. 관통공(16)의 면적은 대략 도 5 의 전극(30) 면적의 4% 정도였다. 동일한 조건에서 실험하였을 때, 도 6 에서 보이듯이, 관통공(16)을 중심으로 전류 밀도가 높게 나타나는 것을 확인할 수 있으며, 도 5 에 비교하여 도 6 의 관통공(16)에서 도 5 의 전류 밀도의 대략 80배 이상의 전류 밀도가 확인되었다. 따라서, 정확한 위치에서 정확한 자극 혹은 정확한 측정이 가능하다.

도 7 에는 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 부분 단면도 및 평면도가 도시되어 있다.

전극 구조인 전극부(10)는 베이스 필름(11); 상기 베이스 필름(11)의 일면에 형성된 전극(30); 및 상기 베이스 필름(11)과 전극(30)의 일부를 커버하는 절연층(15)를 포함한다.

기본적으로 전극(30)과 관통공(16)을 제외하고는 도 4 의 실시예와 동일하므로, 차이점을 중심으로 설명한다.

베이스 필름(11)에 형성되는 전극(30)은 절연층(15)에 의해서 커버되며, 절연층(15)은 상기 전극(30)에 대응되는 위치에 복수의 관통공(16)을 포함한다. 따라서, 전극(30)의 면적(A1)은 대응하는 복수의 관통공(16)의 면적(a1)을 합친 것보다 크다.

이러한 구조 역시 관통공(16)이 없이 전극(30) 전체 면적이 노출되는 것보다 전류 밀도를 증대시킬 수 있으며, 따라서, 정확한 위치에서 정확한 자극 혹은 정확한 측정이 가능하다.

도 8 에는 하나의 전극에 복수의 관통공(16)이 형성된 경우의 전류 밀도를 시뮬레이션한 결과가 도시되어 있다. 상기 도 5 및 6 과 동일 조건으로 시뮬레이션하였다. 도 8 에서는 절연층(15)에 복수의 관통공(16)을 형성하였으며, 관통공(16)의 면적은 전극(30) 면적의 대략 20%정도 였으며, 이 경우에 절연층(15)으로 커버 하지 않은 경우에 비하여 평균 전류 밀도는 2 배 정도 증가하였다. 따라서, 복수의 관통공(16)을 형성하는 경우에도 정확한 측정 및 자극을 가능하며, 뉴럴프로브의 전극 구조를 개선하여 자극과 생체신호 측정 기능을 단일의 뉴럴프로브에 구현할 수 있다.

위와 같이, 본 발명의 일실시예에서 전극(30)의 임피던스를 낮추기 위하여 전극(30)의 크기를 가급적 크게 구성하고, 노출된 영역만 작게 구성할 수 있다. 전극의 임피던스는 전극의 접촉면적이 클수록 낮아지므로, 전극의 크기를 크게하여 임피던스를 낮추도록 하는 것을 전제로 함으로써, 높은 에너지가 전달될 수 있는 환경을 구성하였으며, 특히 노출된 영역만 작게 구성함으로써, 임피던스가 낮은 전극으로부터 높은 에너지를 집중하여 생성 및 전달할 수 있다.

도 4 및 도 7 의 각 실시예 별로 이와 같이 전극의 크기에 비하여 노출된 영역의 크기가 작도록 전기 절연층으로 도포한 전극프로브의 단면도를 나타내었는데, 이와 같이 전극의 일부만 노출되도록 하는 경우에는, 특히 생체 자극용 전극의 자극 에너지가 노출된 영역으로 집중된 결과, 국부적인 신경 또는 세포에 대하여 높은 자극값을 갖는 에너지를 집중적으로 전달함으로써 효과적인 자극을 수행할 수 있다. 아울러, 노출된 영역을 복수개 마련함으로써 동시에 여러 신경 및 세포를 높은 에너지로 자극할 수 있다.

한편, 도 9 에는 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)을 포함하는 전극부(10)의 일실시예의 개략도가 도시되어있다.

도 9 에서 보이듯이, 전극 구조는 전극부(10)에 형성되며, 전극부(10)는 베이스 필름(11)을 중심으로 일면에는 측정 회로(70; 도 13참고)와 연결되는 측정용 전극(30a)이 타면에는 자극 회로(80; 도 13 참고)와 연결되는 자극용 전극(30b)이 배치된다. 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)은 절연층(15)에 의해서 일부 커버되며 관통공(16)에 의해서 일부가 노출된다. 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b) 사이의 베이스 필름(11)은 절연층(15)으로 커버되어 한 전극과 이웃하는 전극사이는 전기적으로 통하지 않는다.

이 실시예에서는 리니어 방식으로 전극이 배치되는 것을 도시하였으나, 이에 제한되지 않고 테트로드 방식으로 전극이 배치되는 것도 가능함은 물론이다.

또한, 적어도 하나의 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)은 서로 다른 면에 배치되지만 대응되는 위치에 배치될 수 있으며, 이 경우 생체신호의 측정 위치와 자극 위치가 서로 최대한 부합되도록 하는 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공할 수 있으며, 하나의 뉴럴프로브의 전극 구조를 이용하여 주변의 신경 또는 세포로부터 생체 신호를 측정하는 한편, 동시에 또는 순차적으로 해당 신경 또는 세포에 생체적 자극을 가할 수 있다.

또한, 생체 신호 측정용 뉴럴프로브와 생체 자극용 뉴럴프로브를 각각 운용하는 종래의 경우에 비하여 침습 범위도 작아지고, 신경 또는 세포로부터 생체 신호를 측정할 때와 해당 신경 또는 세포를 자극할 때 발생될 수 있는 오류(예를 들어, 생체 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 다른 신경 또는 세포에 생체적 자극을 가하는 오류)가 발생되는 문제를 쉽게 해결할 수 있다.

이 때, 상기 측정용 전극(30a)과 상기 자극용 전극(30b)은 적어도 한쌍이 양면의 서로 중첩되는 위치에 형성되는 것이 바람직하다. 이는 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 생체 자극 대상 신경 또는 세포의 동일성을 최대한 유지하도록 함으로써, 생체 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 다른 신경 또는 세포에 생체적 자극을 가하는 오류를 예방하기 위함이다. 특히, 상기 중첩되는 위치에 형성되는 적어도 한쌍의 전극은 동심 구조를 이루도록 하고, 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 자극 대상 신경 또는 세포를 정확히 일치시킬 수 있는 장점이 존재한다.

도 10 에는 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)을 포함하는 전극부(10)의 다른 실시예의 개략도가 도시되어 있다.

도 10 에서 보이듯이, 전극 구조는 전극부(10)에 형성되며, 전극부(10)는 베이스 필름(11)의 일면에 측정 회로(70; 도 13 참고)와 연결되는 측정용 전극(30a)과 자극 회로(80; 도 13 참고)와 연결되는 자극용 전극(30b)이 배치된다. 도시되지는 않았지만, 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)은 절연층(15)에 의해서 일부 커버되며 관통공(16)에 의해서 일부가 노출된다. 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b) 사이의 베이스 필름(11)은 절연층(15)으로 커버되어 한 전극과 이웃하는 전극사이는 전기적으로 통하지 않는다.

동일 면에 형성되는 경우, 두 종류의 전극이 일정한 규칙을 가지고 배열될 수도 있고, 랜덤하게 배열될 수도 있다. 배열의 종류와 무관하게 각 전극은 개별적인 작동 제어를 통해 구동될 수 있으므로, 어떠한 배열을 이루어도 무관하나, 한쌍의 자극용 전극(30b)과 생체신호 측정용 전극(30a)이 서로 인접하게 구성되는 것이 바람직하다.

도 11 에는 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)을 포함하는 전극부(10)의 다른 실시예의 개략도가 도시되어 있다.

도 11 에서 보이듯이, 전극 구조는 전극부(10)에 형성되며, 전극부(10)는 베이스 필름(11)의 일면에 측정 회로(70; 도 13 참고)와 연결되는 측정용 전극(30a)과 자극 회로(80; 도 13 참고)와 연결되는 자극용 전극(30b)의 일부가 배치되고, 타면에 자극용 전극(30b)의 나머지가 배치된다. 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b) 사이의 베이스 필름(11)은 절연층(15)으로 커버되어 한 전극과 이웃하는 전극사이는 전기적으로 통하지 않는다.

도 9 와 동일하게, 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)는 서로 다른 면에 위치되는 경우에 대응되는 위치에 배치될 수 있다.

도 12 내지 도 13 에는 뉴럴프로브의 전극 모듈의 개략도가 도시되어 있다. 다만, 전극 모듈의 본체(50)로 제한되는 것은 아니며, 전극부(10)는 연결부에 연결될 수 있으며, 연결부(20)에 연결되는 경우에도 본체와 동일하게 구성될 수 있다. 이 실시예에서 예를 들어 본체(50)에 스위칭 수단 혹은 스위칭 소자(60)가 마련되며, 상기 생체 신호 측정용 전극과 생체 자극용 전극 중 적어도 하나에 연결될 수 있다.

예를 들어 스위치 소자(60)를 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)에 각각 결선하고, 선택적으로 스위칭함으로써 생체 신호 측정과 생체 자극을 선택적으로 수행할 수 있다. 즉, 상기 각 전극(30a, 30b)은 스위칭 소자(60)와 연결되어 개별적으로 온오프 제어될 수 있다.

아울러, 예를 들어 상기 측정용 전극(30a)은 상기 스위칭 소자(60)에 개별적으로 결선되며, 상기 자극용 전극(30b)은 서로 병렬 연결된 상태에서 최종 전극이 스위칭 소자(60)와 결선되도록 할 수 있다. 생체 자극용 전극(30b) 중 스위칭 소자(60)과 가장 가까운 전극에 스위칭 소자(60)가 결선되고, 그 밖의 자극용 전극(30b)은 스위칭 수단(60)에 병렬 연결될 수 있다. 위와 같이 자극용 전극을 서로 병렬 상태로 연결함으로써 전극에 작용하는 임피던스를 낮출 수 있다는 장점이 있으며, 이로부터 신경 또는 세포를 보다 넓은 자극범위를 가지고 보다 효과적으로 자극할 수 있다.

한편, 측정용 전극(30a)은 스위칭 소자(60)와 서로 개별적으로 결선될 수 있다.

이와 같이 단일의 뉴럴프로브에 생체신호 측정용 전극과 생체 자극용 전극을 모두 구성한 결과, 위 뉴럴프로브는 다음과 같이 운용될 수 있다.

이러한 스위칭 소자(60)를 통하여 측정용 전극(30a)에 전력을 공급함으로써 신경 또는 세포의 생체신호를 측정하는 단계; 상기 측정된 생체신호로부터 측정된 값을 자극을 수행할지의 여부를 판단하는 기준값과 대비하는 단계; 및 상기 생체신호로부터 측정된 값이 상기 기준값 이상인 경우, 스위칭 소자(60)에 의하여 자극용 전극(30b)에 전력을 공급함으로써 상기 신경 또는 세포에 자극을 가하는 단계;를 포함할 수 있다.

즉, 기준값은 예를 들어 생체 자극의 필요성을 결정하는 기준값이 될 수 있으며, 이는 특정 신경 또는 세포에 대한 생체 신호 측정 결과에 의존한다. 생체 신호 측정 결과, 획득될 수 있는 생체 신호값이 최소 기준치 이하이거나 최대 기준치 이상인 경우에는 해당 신경 또는 세포가 비정상이라고 판단하고, 위 신경 또는 세포에 소정의 자극을 가할 수 있다. 자극의 세기나 자극의 지속시간은 조절 가능하며, 이는 생체 신호 측정 결과에 따라서 결정될 수 있다.

도 14 내지 도 18 에는 전극 모듈의 실시예들이 개시되어 있다.

전극 모듈(100)은 전극부(10)와 회로부를 포함하는 본체(50)를 포함하는 개념으로, 전극 모듈에 전원 공급을 하는 전원 공급부나 통신부등의 주변 구성이 추가됨으로써, 생체 신호 측정 및 자극 장치가 구성될 수 있다.

도 14 에서 보이듯이, 전극 모듈(100)은 전극부(10)와 상기 전극부(10)와 연결되며 회로부를 포함하는 본체(50)를 포함한다. 본체(50)는 상기 전극부(10)와 동일한 기판, 즉 베이스 필름(11; 도 4 참고) 상에 회로부가 형성되어 구성될 수 있다. 전극부(10)와 본체(50)는 하나의 베이스 필름에 구성될 수도 있다. 회로부는 측정 회로(70)와 자극 회로(80)를 포함한다. 도 14 에서는 전극부(10)의 일면에 측정 전극(30a)과 자극 전극(30b)이 함께 형성되어 있으며, 측정 전극(30a)은 측정 회로(70)에 배선(40)을 통하여 연결되며, 자극 전극(30b)은 자극 회로(80)에 배선(40)을 통하여 연결된다.

이 실시예의 경우에 하나의 베이스 필름 상에 전극(30a, 30b)과 회로(70, 80)가 형성됨으로써, 크기를 줄일 수 있으며, 하나의 전극부(10)에 측정 전극(30a)과 자극 전극(30b)이 배치됨으로써, 측정과 자극을 하나의 전극부(10)를 통하여 수행할 수 있다.

도 15 의 경우에도 도 14 와 유사하게 하나의 베이스 필름에 전극부(10)와 본체(50)가 형성되는 전극 모듈(100)이 도시되어 있다.

도 15 에서는 전극부(10)의 전극(30c)이 배선(40) 및 스위칭 소자(60)를 통하여 측정 회로(70)와 자극 회로(80)에 연결된다. 스위칭 소자(60)는 전극(30c)과 측정 회로(70) 및 자극 회로(80) 사이에 위치하는 별도의 소자이며, 상황에 따라서 혹은 신호를 받아서 전극(30c)을 측정 회로(70) 혹은 자극 회로(80) 중 하나로 연결시킨다. 즉, 전극부(10)의 전극(30c)은 측정과 자극을 번갈아 수행하는 측정 및 자극 전극(30c)이다.

스위칭 소자(60)는 기설정된 알고리즘 혹은 전극 모듈(100)과 연결된 통신부의 신호에 따라서 측정 및 자극 전극(30c)과 연결되는 회로를 전환한다. 각 전극(30c)은 각각 다른 스위칭 소자(60)에 연결되므로, 한 측정 및 자극 전극(30c)은 측정을 수행하며, 이웃하는 측정 및 자극 전극(30c)은 자극을 수행하는 것도 가능하고, 함께 측정하고 함께 자극하는 것도 가능하다.

도 15 의 경우에 동일한 전극(30c)으로 측정과 자극을 수행하기 때문에, 측정을 수행한 위치와 동일한 위치에 자극을 제공하는 것이 가능하며, 따라서, 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 생체 자극 대상 신경 또는 세포의 동일성을 유지하여, 생체 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 다른 신경 또는 세포에 생체적 자극을 가하는 오류를 예방할 수 있다. 특히, 동일한 전극으로 측정 및 자극을 수행하므로, 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 자극 대상 신경 또는 세포를 정확히 일치시킬 수 있는 장점이 존재한다.

도 16 및 도 17 은 도 15 의 실시예의 변형예이다. 도 16 의 경우에 측정 및 자극 전극(30c)이 본체(50)의 측정 및 자극 회로(90)와 연결되는 것으로 스위칭 소자(60)는 없지만, 회로가 측정 회로와 자극 회로로 변환될 수 있는 측정 및 자극 회로(90)와 연결됨으로써, 도 15 와 같이 동일한 전극(30c)으로 측정과 자극을 수행할 수 있다. 측정 및 자극 회로(90)는 적어도 측정 회로와 자극 회로의 역할을 수행할 수 있는 회로를 의미하며, 측정 회로와 자극 회로 외의 다른 역할을 수행하는 것도 가능하다. 또한, 전극(30c)은 회로에 병렬 연결되는데, 전극(30c)을 서로 병렬 상태로 연결함으로써 전극(30c)에 작용하는 임피던스를 낮출 수 있다는 장점이 있으며, 이로부터 신경 또는 세포를 보다 넓은 자극범위를 가지고 보다 효과적으로 자극할 수 있다.

도 17 의 경우에 도 16 과 비슷하게 자극 전극(30c)이 본체(50)의 측정 및 자극 회로(90)와 연결되는 전극 모듈(100)이다. 도 17 의 실시예에서는 스위칭 소자(60)는 측정 및 자극 회로(90) 안에 위치하며, 스위칭 소자(60)는 회로와 연결되는 전극(30c)을 결정한다. 측정 및 자극 회로(90)에서 측정 회로 역할을 수행하는 경우에 측정을 수행할 전극(30c)을 스위칭 소자(60)를 통하여 조절할 수 있다.

한편, 도 18 에는 본체(50) 없이 전극부(10)에 측정 회로(70) 및 자극 회로(80)가 배치되는 구조가 도시되어 있다.

도 18 에서 보이듯이, 전극부(10)는 베이스 기판에 형성된 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)을 포함하며, 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b) 사이에는 측정 회로(70)가, 자극용 전극(30b) 근처에는 자극 회로(80)가 동일한 베이스 기판에 형성된다. 배선(40)을 통하여 측정용 전극(30a)은 측정 회로(70)에 연결되며, 자극용 전극(30b)은 자극 회로(80)에 연결된다.

앞에서 언급한 바와 같이, 본 발명에서는 회로와 전극은 베이스 기판에 형성되며, 따라서, 회로의 크기가 충분히 작게하여 회로를 신경 및 세포로 삽입되는 전극부(10)에 형성함으로써, 자극 회로와 측정 회로를 위한 별도의 본체는 불필요하며, 이는 전체 장치를 소형으로 제작하여 인체의 부담을 덜 수 있다.

여기서 도시하지는 않았지만, 도 15 나 16 과 같이 측정 및 자극 회로(90)가 전극부(10)에 형성되고 스위칭 소자(60)도 전극부(10)에 형성되는 것이 가능함은 물론이다.

도 19 내지 도 20 에는 전극 구조의 단면도가 도시되어 있다.

전극(30)의 경우에 전원이 인가되면서 작동되는데, 작동 과정 중에서 열이 발생되며, 이러한 열을 효과적으로 방출하기 위하여 이 실시예에서는 전극 구조, 전극부(10)가 방열층(17)을 더 포함한다. 상기 방열층(17)은 상대적으로 고온인 전극(30)과 접촉하여 전극(30)으로부터 직접 열을 방출하거나, 전극(30)과 직접 접촉하지 않더라도 전극(30) 주변으로부터 열을 이동시켜 방출하도록 구성될 수 있다.

도 19 에는 전기 절연체이지만 열전도성이 높은 방열층(17)을 포함하는 전극부(10)의 단면도가 도시되어 있다. 도 19 에서 보이듯이, 베이스 필름(11) 상에 전극(30)과 절연층(15)이 형성되고, 절연층(15) 위에 방열층(17)이 형성된다. 방열층(17)으로는 열전도성이 높으면서 전기적으로 절연체인 열전도성 세라믹이 적용될 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 전기적으로 절연체인 방열층(17)의 경우에 전극(30)과 접촉하더라도 단락이 발생하지 않으므로, 도 19 과 같이 접촉부(CP)를 가질 수 있다. 또한, 도 7 의 절연층(15)과 같이 방열층(17)이 전극(30)의 일부를 커버하는 것도 가능하며, 절연층(15) 대신 방열층(17)으로 베이스 필름(11)과 전극(30)의 일부를 커버하는 것도 가능하다.

즉, 본 발명의 일 실시예에 의한 방열층은 이와 인접하여 형성되었던 전기 절연층을 일부를 대체하여 형성될 수 있다. 방열층은 전극의 측면과 접하여 전극으로부터 열을 전도받아 외부로 방출하며, 전기적으로 비전도성 물질로 형성될 수 있다. 전기적으로 비전도성을 갖기 때문에, 도시되지는 않았으나, 상기 방열층이 전기 절연층 전부를 대체할 수도 있다.

도 20 에는 열전도성이 높으며 전기 전도성도 가지는 방열층(17)을 포함하는 전극부(10)의 단면도가 도시되어 있다. 전극부(10)는 베이스 필름(11) 상에 전극(30)과 절연층(15)이 형성되고, 절연층(15) 위에 방열층(17)이 형성된다는 점에서는 도 19 의 실시예와 동일하다. 다만, 도 19 의 방열층(17)은 전기 전도성을 가져서 전극(30)과 접촉하는 경우에 단락이 발생될 수 있으므로, 절연층(15) 상에서, 방열층(17)은 상기 전극(30)과 소정 간격(G)으로 이격되게 형성된다. 이러한 방열층(17)은 금속층이 될 수 있다.

이러한 방열층(17)은 전극(30)으로부터 발생되는 열을 전극(30)의 주변에서 흡수하여 외부로 방출한다.

또한, 본 발명은 전극의 표면적이 넓어지도록 표면가공될 수 있다. 도 21 에는 표면적이 넓어지도록 요철 구조가 형성된 전극부(10)의 단면도가 도시되어 있다. 전극(30)의 표면적이 넓어지는 경우에 전극(30)의 임피던스를 낮출 수 있는 효과가 존재한다.

표면 가공은 전극의 표면적을 넓히는 것이 목적이며, 이는 전극(30)의 크기를 크게하는 것과 마찬가지의 원리에 기초한다. 상기와 같은 표면가공 방법은 특별히 제한되는 것은 아니나, 도 21(a)와 같이, 전극(30)과 절연층(15)을 동일 높이로 형성한 후 전극(30)의 표면에 홈부(31)가 형성될 수 있다. 이 실시예에서, 홈부(31)는 상기 절연층(15)보다 낮은 높이를 가짐으로써 전극(30) 표면에 요철 구조가 형성된다. 홈부(31)는 표면 에칭 혹은 표면 거칠기 형성 방법에 의해서 형성될 수 있다.

도 21 (b)에서는 전극(30)과 절연층(15)을 동일 높이로 형성한 후 전극(30)의 표면에 돌출부(32)가 형성될 수 있다. 이 실시예에서, 돌출부(32)가 상기 절연층(15)보다 높은 높이를 가짐으로써 요철 구조가 형성된다. 돌출부(32)는 나노와이어 성장, 증착, 도금등의 방법에 의해서 형성될 수 있으며, 이러한 방법에 의해서 형성된 구조도 본 발명에서는 요철 구조라고 한다.

한편, 이러한 전극(30)에 요철구조를 형성하는 것은 절연층(15)과 전극(30)이 동일 높이로 형성되는 경우로 제한되는 것은 아니며, 도 4 와 같이 절연층(15)이 전극(30)의 일부를 커버하는 경우에도 동일하게 적용될 수 있다. 이 경우에 전극(30)의 노출면에만 요철 구조가 형성되면 충분하다고 할 것이나, 전극(30)의 외면 전체에 요철구조가 형성된 후 전극(30)의 일부를 커버하는 절연층(15)이 형성되더라도 무방하다.

도 22 에는 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 단면도가 도시되어 있다.

도 22 에서 보이듯이, 베이스 필름(11)에는 전극(30)과 절연층(15)이 형성되는데, 전극(30)을 절연층(15)보다 높은 높이를 가지게 형성된다, 즉, 베이스 필름(11)에서의 절연층(15)의 높이(H1)보다 전극(30)의 높이(H2)가 더 크다.

절연층(15)의 높이(H1)보다 전극(30)의 높이(H2)가 더 큼으로써, 전극(30)과 신경 또는 세포와 접촉이 용이해질 뿐만 아니라, 전극과 신경 또는 세포의 접촉 면적이 증대될 수 있어서 임피던스가 낮아지는 효과도 있다.

도 22(a)에서는 전극(30)이 절연층(15)보다 높은 실시예가 도시되어 있으며, 도 22(b)에서는 전극(30)이 절연층(15)보다 높으면서, 전극(30)의 일면은 표면 가공되어 요철 구조가 형성된 실시예가 도시되어 있다.

도 22(b)에서 보이듯이, 전극(30)을 절연층(15)보다 높게 형성하고, 전극(30)의 일면을 표면 가공하여 요철 구조를 형성하는 경우에 전극(30)과 신경 또는 세포와의 접촉면적은 더욱 증대될 수 있다.

이상에서 실시예를 들어 본 발명을 더욱 상세하게 설명하였으나, 본 발명은 반드시 이러한 실시예로 국한되는 것이 아니고 본 발명의 기술 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 다양하게 변형 실시될 수 있다. 따라서 본 발명에 개시된 실시예는 본 발명의 기술사상을 한정하기 위한 것이 아니라 설명하기 위한 것이고, 이러한 실시예에 의하여 본 발명의 기술 사상의 범위가 한정되는 것은 아니다. 본 발명의 보호범위는 아래의 청구범위에 의하여 해석되어야 하며, 그와 동등한 범위내에 있는 모든 기술 사상은 본 발명의 권리범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.

1: 뉴럴프로브 10: 전극부
11: 베이스 필름 15: 절연층
16: 관통공 17: 방열층
20: 연결부 30: 전극
30a: 측정용 전극 30b: 자극용 전극
30c: 측정 및 자극용 전극 40: 배선
50: 본체 60: 스위칭 소자
70: 측정 회로 80: 자극 회로
90: 측정 및 자극 회로 100: 전극 모듈

Claims (25)

1. 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서,
   기판;
   상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및
   상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선;
   상기 기판에서 상기 전극 사이를 커버하는 절연층; 및
   상기 절연층에 배치되며 외부로 노출되는 방열층;을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
   
2. 제 1 항에 있어서,
   상기 절연층은 상기 전극의 일부분을 커버하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
   
3. 제 2 항에 있어서,
   상기 절연층은 상기 전극을 노출하는 관통공을 포함하며, 상기 관통공의 면적은 대응하는 상기 전극의 면적보다 작은 뉴럴프로브용 전극 구조.
   
4. 제 2 항에 있어서,
   적어도 일부 전극은 복수의 관통공에 대응되며, 대응되는 관통공의 면적의 합은 상기 전극의 면적보다 작은 뉴럴프로브용 전극 구조.
   
5. 제 1 항에 있어서,
   상기 전극의 표면은 요철구조가 형성된 뉴럴프로브용 전극 구조.
   
6. 제 5 항에 있어서,
   상기 전극의 표면은 상기 절연층보다 낮은 홈부를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
   
7. 제 5 항에 있어서,
   상기 전극의 표면은 상기 절연층보다 높은 돌출부를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
   
8. 제 1 항에 있어서,
   상기 전극은 상기 절연층보다 높이가 높은 뉴럴프로브용 전극 구조.
   
9. 제 8 항에 있어서,
   상기 전극의 표면은 요철구조가 형성된 뉴럴프로브용 전극 구조.
   
10. 제 1 항에 있어서,
    상기 방열층의 재질은 전기전도성이며, 상기 방열층은 상기 전극과 떨어져 배치되는 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
11. 제 1 항에 있어서,
    상기 방열층의 재질은 전기비전도성인 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
12. 제 11 항에 있어서,
    상기 방열층의 일부분은 상기 전극과 접촉하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
13. 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서,
    기판;
    상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및
    상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선; 및
    상기 기판과 상기 전극의 일부분을 커버하는 절연층;을 포함하며,
    상기 절연층은 상기 전극을 노출하는 관통공을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
14. 제 13 항에 있어서,
    상기 관통공의 면적은 대응하는 상기 전극의 면적보다 작은 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
15. 제 13 항에 있어서,
    적어도 일부 전극은 복수의 관통공에 대응되며, 대응되는 관통공의 면적의 합은 상기 전극의 면적보다 작은 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
16. 제 13 항에 있어서,
    상기 전극의 표면은 요철구조가 형성된 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
17. 제 16 항에 있어서,
    상기 전극의 표면은 상기 절연층보다 낮은 홈부를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
18. 제 16 항에 있어서,
    상기 전극의 표면은 상기 절연층보다 높은 돌출부를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
19. 제 13 항에 있어서,
    상기 전극은 상기 절연층보다 높이가 높은 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
20. 제 19 항에 있어서,
    상기 전극의 표면은 요철구조가 형성된 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
21. 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서,
    기판;
    상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및
    상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선; 및
    상기 기판에서 상기 전극 사이를 커버하는 절연층;을 포함하며,
    상기 전극은 노출면을 가지며, 상기 노출면에는 요철구조가 형성된 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
22. 제 21 항에 있어서,
    상기 전극의 표면은 상기 절연층보다 낮은 홈부를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
23. 제 21 항에 있어서,
    상기 전극의 표면은 상기 절연층보다 높은 돌출부를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
24. 제 21 항에 있어서,
    상기 전극은 상기 절연층보다 높이가 높은 뉴럴프로브용 전극 구조.
    
25. 제 1 항 내지 제 24 항 중 어느 한 항의 뉴럴프로브용 전극 구조; 및
    상기 전극 구조의 전극과 연결되는 회로부를 포함하는 본체;를 포함하며,
    상기 회로부와 상기 전극 구조는 동일한 기판에 형성되는 뉴럴프로브용 전극 모듈.
    

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