KR20230160486A - 스트레인 센싱 및 전기 자극 기능을 가진 기능성 봉합사 시스템 - Google Patents
스트레인 센싱 및 전기 자극 기능을 가진 기능성 봉합사 시스템 Download PDFInfo
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Abstract
본 발명은 기능성 봉합사 시스템에 관한 것으로, 본 발명의 일 형태에 따른 기능성 봉합사 시스템은 전기 자극 신호를 수신하는 유도 코일과, 상기 유도 코일과 전기적으로 연결되는 전송선과, 상기 전송선과 전기적으로 연결되고 제1 전도성 섬유, 제2 전도성 섬유 및 상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유에 의하여 형성되는 중공 코어(hollow core)를 포함하는 섬유 스트레인 센서 및 상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유 중 적어도 하나에 형성되고, 상기 수신된 전기 자극 신호를 출력하는 전극 영역을 포함한다.
Description
본 발명은 무선 스트레인 센싱 및 전기 자극 기능을 동시에 가진 기능성 봉합사 시스템에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 1차원의 섬유 기판의 스트레인 센서를 제공함으로써, 복잡한 구조를 가진 다양한 조직과 장기에 보다 용이하게 적용할 수 있으며, 의료적 수요에 따라 무선 센서를 목표 조직 또는 장기에 직접 봉합하여 쉽게 고정할 수 있는 기능성 봉합사 시스템에 관한 것이다.
특히 65세 이상 인구 비율이 2050년까지 17% 가까이 증가할 것으로 예상되는 등 전세계적으로 인구 연령 이동으로 인해 현대사회에서 헬스케어는 갈수록 중요해지고 있다. 이처럼 고령인구가 급증한 데 이어 인대 관련 질환 환자의 인구도 증가하고 있다.
체내 조직의 고유 생체역학적 특성과 재생능력은 크게 개인에 의존한다. 따라서 연조직 손상 후 치유 및 재활 단계에서는 개인맞춤 치료와 재활 전략을 위해 치료한 조직에서 나오는 다양한 생체역학 신호에 대한 지속적인 모니터링이 더욱 시급해지고 있다. 또한, 이런 신호에 대한 실시간 모니터링도 스포츠 생체역학(biomechanics) 연구 분야에 대한 수요가 높다. 그럼에도 불구하고 자기공명영상(MRI)이나 초음파검사(sonography) 와 같은 현재의 임상 도구는 지속적인 모니터링에 있어서 적용가능성이 제한적이다.
이식형 전자디바이스는 뇌파 측정법(Electrocorticography; ECOG), 심전도 검사(Electrocardiography; ECG) 등 다양한 생물학적 정보를 지속적으로 측정하기 위해 집중적으로 연구됐다. 특히 Rivas et al.은 미세 바늘(micro-needle)을 이용해 이식 가능한 전기화학 산소 센서를 개발하였으며, 생체내 환경에서 분자 조직 내 산소의 부분압을 명확하게 측정했다. 다양한 형태의 이식 가능한 포도당 센서도 포도당 반응성의 하이드로겔과 효소를 사용하여 입증되었다. 또한, 최근 생리학적 상태와 신경 활동을 모니터링하기 위해 이식 가능한 광자기기에 대한 많은 신기술을 제시하였다. 마찬가지로 생체역학 전기신호 모니터링에 대한 높은 수요에 대응하여, 생체역학 기계적 신호의 지속적인 모니터링을 위한 이식 가능한 감지 장치도 최근에 보고되었다. 정형외과적 생물의학 어플레이게이션에 사용할 수 있는 이식형 스트레인 및 압력 센서를 시연하였으며, 높은 감도와 내구성을 바탕으로 힘줄 조직에서 기계적 변형 신호의 생체외 측정에 성공했다. 그러나 이전에 보고된 이식 가능한 전자 기기를 임상 실습에 도입하는 것이 중요함에도 불구하고 지금까지 거의 고려되지 않았던 실질적인 한계가 여전히 남아 있다.
첫째, 기존의 평면 전자장치를 주로 1차원(1D)이나 3차원(3D) 복합구조를 기반으로 하는 인체 내 대부분의 장기나 조직에 적용하는 것은 구조의 차이로 인해 현실적으로 어렵다. 둘째, 이식된 전자 기기를 움직임 또는 맥동(pulsatile) 장기에 안정적으로 고정하는 것이 어렵다. 일반적으로 대부분의 평면 이식형 센서는 장기간 동안 모니터링을 위해 대상 조직이나 장기(organ)에 안정적으로 고정되어야 하며 추가적인 봉합을 통해 소자를 고정해왔다. 그러나, 이러한 소자의 추가적인 봉합은 임상 상황에서 상당히 효율적이지 않으며, 잠재적으로 이식형 센서를 손상시킬 수 있다. 셋째, 이식 가능한 전자기기의 무선 판독은 일상생활에서 사용하기 위해 매우 필요하다. 무배터리(battery free), 즉 수동적인 판독이 선호되는 이유는 시스템 설계와 이식 절차를 모두 단순화하기 때문이다. 최근 수동형 LCR 시스템을 기반으로 한 생분해성 전기 말초신경 자극용 무선 플랫폼을 보고했다. 다른 그룹은 또 뇌종양 약물전달시스템, 웨어러블 에너지 기기 등 다양한 응용 분야에 패시브 LCR 시스템을 활용했다. 또 또다른 연구 그룹은 무선 스마트 콘택트렌즈 개발에 패시브 LCR 회로를 활용했다. 그럼에도 불구하고 수동형 무선 판독을 스트레인 센싱 애플리케이션과 결합하기는 여전히 쉽지 않다. 정전용량성 스트레인 센서는 LCR 시스템의 공진 주파수 변화를 활용하기 위해 사용할 수 있지만, 일반적으로 시스템에서 신축된 전기 구성 요소의 전기 저항이 증가하여 인장 변형률 하에서 높은 Q 계수(Q factor)를 유지하는 것이 어렵다. 또한, 생리학적으로 요구되는 스트레인 센서의 높은 민감도(예: 인대의 경우 약 10%)와 부드러운 수동형 LCR 시스템 내의 납땜 지점(soldering points)은 이식 가능한 스트레인 시스템에서 여전히 해결하여야 할 과제로 존재하고 있다.
여러 어플리케이션에서 복잡한 구조를 가진 이전 2D 장치의 구조적 불일치를 극복하기 위해 다양한 1차원(1D) 섬유 변형 센서가 개발되었다. 예를 들어, 열인장법(Thermal Drawing method)으로 제조된 poly(Styrene-b-(ethylene-cobutylene)-b-styrene) 탄성 중합체 섬유에 두 개의 병렬 액체 갈륨 코어 전극을 사용하여 초탄성(superelastic) 섬유 변형 센서를 개발하였다. 또한, 부드러운 관형 미세유체(microfluidics)을 기반으로 한 저항형 미세섬유 스트레인 센서를 개발했다. 섬유 스트레인 센서 제작을 위한 용이한 공정을 개발했지만, 제한된 감지 성능과 액체 금속의 사용은 여전히 생물의학적 적용을 위해 개선되어야 한다. 최근 실을 꼬아서 만든 신축성 섬유에 Ag 나노입자를 수성 in-situ 환원에 의하여 저항성 섬유 기반 스트레인 센서를 선보였다. 저항성 섬유 스트레인 센서는 일반적으로 높은 감도를 보이지만 전기적 이력현상 및 안정성 측면에서 고유의 한계가 큰 과제로 남아 있다. 또한, 이온 전도성 유체와 실리콘 엘라스토머를 사용한 다중 코어 쉘 인쇄 방식을 기반으로 정전용량성 섬유 스트레인 센서가 개발되었다. 정전용량성 섬유 스트레인 센서는 200% 이상의 높은 신축성과 이력현상이 없는 성능을 보여 저항성 섬유 스트레인 센서의 단점을 극복했다. 또한, 두 개의 서로 얽힌 액상 금속 섬유를 사용하여 비틀림, 변형률, 터치 자극을 위한 신축성 정전용량성 섬유 센서를 개발하여 하나의 센서로 멀티센싱 성능을 제공했다. 액상 금속으로 채워진 두 개의 병렬 마이크로튜브를 기반으로 한 듀얼 코어 정전용량성 미세섬유 스트레인 센서도 개발되었다. 이러한 섬유 스트레인 센서는 액체 금속 전극 덕분에 인장 변형률 하에서 높은 전기 전도성을 유지할 수 있으며, 이는 무선 판독 시스템의 높은 Q 계수를 유지하는 데 필요하다. 비록 1차원(1D) 섬유 기반 전자 센서는 이전 2차원(2D) 이식 가능 센서의 이러한 실제적인 한계를 극복할 수 있는 큰 잠재력을 가지고 있지만, 모든 요건을 충족하는 그러한 섬유 생체역학 센서는 아직 문헌에 보고되지 않았다.
A stretchable and biodegradable strain and pressure sensor for orthopaedic application, Clementine M. Boutry et al., Nature Electronics, Volume 1(5), May 14, 2018.
Biodegradable and flexible arterial-pulse sensor for the wireless monitoring of blood flow, Clementine M. Boutry et al., Nature Biomedical Engineering volume 3, pages47-57(2019).
본 발명은 1D 섬유 구조를 가지는 고민감도의 무선 섬유 스트레인 센서를 제공함으로써 평면 이식형 전자장치보다 복잡한 구조를 가진 다양한 조직과 장기에 용이하게 적용하고, 섬유형 센서의 구조적 장점을 기반으로 센서 자체를 타겟 조직/장기에 봉합하여 고정할 수 있으며, 이를 통해 무선 스트레인 센싱 및 전기 자극 기능을 수행하는 기능성 봉합사 시스템을 제공하는 것에 본 발명의 목적이 있다.
해결하고자 하는 과제의 달성을 위하여, 본 발명의 일 형태에 따른 기능성 봉합사 시스템은 전기 자극 신호를 수신하는 유도 코일과, 상기 유도 코일과 전기적으로 연결되는 전송선과, 상기 전송선과 전기적으로 연결되고 제1 전도성 섬유, 제2 전도성 섬유 및 상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유에 의하여 형성되는 중공 코어(hollow core)를 포함하는 섬유 스트레인 센서 및 상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유 중 적어도 하나에 형성되고, 상기 수신된 전기 자극 신호를 출력하는 전극 영역을 포함한다.
상기 제1 전도성 섬유는 소정의 길이로 연장된 나선형의 섬유이고, 상기 제2 전도성 섬유는 상기 제1 전도성 섬유의 나선축을 공유하며 소정의 길이로 연장된 나선형의 섬유일 수 있다.
상기 유도 코일은 신호 발생기(function generator)로부터 생성되는 상기 전기 자극 신호를 무선으로 수신할 수 있다.
상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유 각각은 절연물질로 코팅되되, 상기 전극 영역은 외부로 노출될 수 있다.
상기 절연물질은 PDMS(polydimethylsiloxane), Ecoflex, Dragon skin(실리콘), 폴리우레탄(polyurethane), SBS(styrene-butadiene-styrene), SEBS(styrene-ethylene-butadiene-styrene) 또는 폴리이미드(polyimde) 중 적어도 하나일 수 있다.
상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유 각각은 섬유 기재; 및 금속 나노입자를 포함할 수 있다.
상기 섬유 기재는 폴리우레탄, SBS(styrene-butadiene-styrene), SEBS(styrene-ethylene-butadiene-styrene), EcoFlex 및 Dragon Skin(실리콘)으로 이루어진 군에서 선택되는 1 이상 재료일 수 있다.
상기 금속 나노입자는 은(Ag) 나노입자, 구리(Cu) 나노임자, 백금(Pt) 나노입자, 금(Au) 나노입자, 아연(Zn) 나노입자 및 마그네슘(Mg) 나노입자로 이루어진 군에서 선택되는 1이상 물질일 수 있다.
상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유의 회전 밀도는 0.5 내지 10 turns/cm일 수 있다.
상기 중공 코어의 직경은 100μm 내지 3mm일 수 있다.
상기 섬유형 스트레인 센서는 길이방향으로 탄성중합체가 도포되되, 상기 전극 영역은 외부로 노출될 수 있다.
상기 탄성중합체는 Ecoflex, Dragon skin, PDMS, Polyurethane 또는 SBS(styrene-butadiene-styrene) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
상기 유도 코일 및 상기 전송선은 상기 섬유 스트레인 센서의 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유와 동일한 신축 전도성 섬유일 수 있다.
상기 유도 코일, 상기 전송선 및 상기 섬유 스트레인 센서는 단일의 신축 전도성 섬유로 구성될 수 있다.
상기 기능성 봉합사 시스템은 상기 섬유 스트레인 센서 내 중공 코어를 관통하는 봉합용 실; 및 상기 섬유 스트레인 센서 전단부에 형성되는 스파이크를 더 포함할 수 있다.
상기 봉합용 실은 생체적합성 윤활성 물질로 코팅되고, 상기 스파이크는 원뿔형의 형상을 가질 수 있다.
상기 스파이크는 제1 스파이크와 제2 스파이크로 구성되며, 상기 제1 스파이크와 상기 섬유 스트레인 센서 전단부 사이에 상기 제2 스파이크가 위치할 수 있다.
본 발명의 일 형태에 따르면, 1D 섬유 구조를 가지는 섬유 스트레인 센서를 제공함으로써 평면 이식형 전자장치보다 복잡한 구조를 가진 다양한 조직과 장기에 용이하게 적용할 수 있는 효과가 있다.
또한, 섬유 스트레인 센서를 대상 장기에 직접 봉합하여 시술 절차를 간소화할 수 있는 효과가 있다.
또한, 전극 영역을 이용하여 유도 코일을 통해 무선으로 수신한 전기 자극 신호를 보다 효과적으로 제공할 수 있는 효과가 있다.
또한, 섬유 스트레인 센서를 포함하는 기능성 봉합사 시스템은 땜질할 필요가 없는(즉, solderless) 효과가 있다.
또한, 공진 회로의 자가 공진(self-resonance)을 이용하여 본 발명의 무선 섬유 스트레인 센서의 수동 판독 회로를 시간 도메인 판독 방법(time domain readout method)으로 확장할 수 있는 효과가 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서를 포함하는 기능성 봉합사 시스템의 구성도를 도시한 것이다.
도 2a는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 구성도를 도시한 것이다.
도 2b는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 전도성 섬유의 단면에 대하여 SEM 이미지를 도시한 것이다.
도 2c는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 제작과정을 도시한 것이다.
도 2d는 본 발명의 일 실시예에 따른 신축 전도성 섬유에 대하여 10 cm 거리를 두고 있는 임의 지점에서의 신축 전도성 섬유 단면의 SEM 이미지를 도시한 것이다.
도 3a는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 봉합 시스템의 구성도를 도시한 것이다.
도 3b는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 봉합 시스템의 단면도를 도시한 것이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 광학이미지를 도시한 것이다.
도 5a는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 디지털 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 5b는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 신축 전도성 섬유의 단면 SEM 이미지를 도시한 것이다.
도 6a는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서에 대하여 상이한 인장 변형률(tensile strain)이 적용되는 경우의 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 6b은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서에 대하여 상이한 인장 변형률(tensile strain)이 적용되는 경우의 섬유 스트레인 센서의 단면(cross-sectional view)의 모식도를 도시한 것이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예 따른 섬유 스트레인 센서의 정전용량의 상대적 변화를 도시한 것이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 나선형 전도성 섬유의 1 회전(single turn)의 감겨진 형태를 고려하여 수학적으로 표현한 것이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 유한 요소 모델(finite elemnt model)을 도시한 것이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서에 적용된 인장 변형률에 따른 센서 내 두 이중 나선 구조의 전도성 섬유 사이의 해석 및 FEM-시뮬레이션 거리를 도시한 것이다.
도 11a는 본 발명의 일 실시예에 따른 평행한 두 전도성 섬유(와이어)의 개략도(a), 나선형의 각도가 45 °보다 작은 이중 나선 구조의 단면 구성도(b), 나선형의 각도가 45 °보다 큰 이중 나선 구조의 단면 구성도(c)를 도시한 것이다.
도 11b는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 커패시터 구조를 단순화한 개략도(left) 및 이에 상응하는 회로 구성도(right)를 도시한 것이다.
도 11c는 본 발명의 일 실시예에 따른 mode 2에서의 섬유 스트레인 센서의 1회전된 감긴 전도성 섬유의 개략도를 도시한 것이다.
도 11d는 본 발명의 일 실시예에 따른 스트레인(strain)이 적용된 섬유 스트레인 센서의 전기용량 반응의 계산된 예측값 및 실험결과들 도시한 것이다.
도 12a는 본 발명의 일 실시예에 따른 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유의 회전 밀도(turn/cm)에 따른 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 12b는 도 12a에서의 회전밀도(turn/cm) 상이한 섬유 스트레인 센서에 대하여 가해진 다양한 변형률에 따른 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 인장 변형률(tensile strain)에 대한 다양한 섬유 스트레인 센서의 전기용량 반응(capacitive response)을 도시한 것이다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 중공 코어(hollow core) 직경이 250, 500, 750μm인 다양한 섬유 스트레인 센서(회전 밀도: 3 turns/cm)에 대한 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 15에서 도 14에서의 중공 코어의 직경에 따른 정전용량성 반응 평가결과를 도시한 것이다.
도 16은 본 발명의 일 실시예에 따른 첫 번째 신축 및 이완 사이클에서 순수 Ag(은) 기반 경성의 전도성 와이어를 사용하여 제작된 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답을 도시한 것이다.
도 17은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 고감도(high sensitivity) 특성 결과를 도시한 것이다.
도 18은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 인장 변형률에 대한 정전용량성 반응을 도시한 것이다.
도 19은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 인장 변형률에 대한 정전용량성 반응을 도시한 것이다.
도 20은 본 발명의 일 실시예에 따른 50% 변형률로 1회의 사전 신축 사이클 이후, 연속적인 신축-이완 사이클(stretch-release cycles)에서 섬유 스트레인 센서(3 turns/cm의 이중나선 밀도와 500μm의 코어 직경)의 인장 변형률에 대한 정전용량 반응(capacitive response) 결과를 도시한 것이다.
도 21은 본 발명의 일 실시예에 따른 다양한 인장 변형률을 가지는 첫 번째 신축-이완 사이클에서의 전기용량성 응답을 도시한 것이다.
도 22는 본 발명의 일 실시예에 따른 증가하는 인장 변형률과 관련하여 3 turns/cm 및 500 μm의 중공 코어 직경을 가진 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 반응을 도시한 것이다.
도 23은 본 발명의 일 실시예에 따른 1 mm/s(도 23의 (a), (b)) 및 5 mm/s(도 23의 (c), (d))의 서로 다른 스트레칭 속도를 사용하여 인장 변형률이 20%(도 23의 (a), (c)) 및 30%(도 23의 (b), (d))인 신축 및 이완 사이클에 대한 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답을 도시한 것이다.
도 24는 본 발명의 일 실시예에 따른 다양한 신축률(1, 2, 3, 4 및 5 mm/s)에서의 20% 인장 변형률에 에서의 섬유 스트레인 센서의 정규화된 정전용량성 변화를 도시한 것이다.
도 25는 본 발명의 일 실시예에 따른 다양한 변형률(5, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40%)에서의 섬유 스트레인 센서의 응력-변형률 곡선을 도시한 것이다.
도 26은 본 발명의 일 실시예에 따른 반복적인 5, 10, 20 및 30%의 변형률에서의 섬유 스트레인 센서의 정규화된 정전용량의 변화를 도시한 것이다.
도 27은 본 발명의 일 실시예에 따른 10%의 변형률로 2000사이클 이상 반복하여 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답의 안정성을 평가한 것이다.
도 28은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서를 40일 이상 인산염 완충 식염수(phosphate-buffered saline; 1x PBS)에 완전히 담지하였을 때의 정전용량의 값을 도시한 것이다.
도 29는 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 제작예를 도시한 것이다.
도 30은 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 모니터링 구성 및 원리를 도시한 것이다.
도 31은 본 발명의 일 실시예에 따른 최대 40%의 다양한 인장 변형률이 적용될 때 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템(wireless fibre strain sensing system)의 반사 계수(S11) 스펙트럼을 도시한 것이다.
도 32은 본 발명의 일 실시예에 따른 최대 60%까지의 변형률에 의해 직접 신축된 전도성 섬유의 저항 반응을 도시한 것이다.
도 33은 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 시스템에서 측정된 공명 주파수의 변형률 의존성을 도시한 것이다.
도 34는 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 섬유 스트레인 센서를 생체외 돼지(porcine) 뒷다리의 아킬레스건(Achilles tendon)에 직접 봉합한 사진 이미지를 도시한 것이다.
도 35는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서는 중공 구조를 활용하여 의료 봉합 나사산에 직접 제작한 사진 이미지를 도시한 것이다.
도 36은 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 반복적인 굽힘과 스트레칭 동안 봉합된 무선 스트레인 센서의 공명 주파수 변화를 도시한 것이다.
도 37은 본 발명의 일 실시예에 따른 서로 다른 속도(각각 약 0.1 및 1Hz)로 돼지 다리의 반복적인 굽힘 및 스트레칭 사이클에서 봉합된 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 38은 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 스트레인 센싱 시스템이 이식된 주변에서의 기계적 충격에 따른 공진 주파수 변화를 도시한 것이다.
도 39는 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 연속적인 굽힘(bending)-스트레칭(stretching) 사이클 동안 아킬레스건에 봉합된 섬유 스트레인 센서의 공명 주파수 변화를 도시한 것이다.
도 40의 (a)는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서를 돼지 뒷다리의 무릎 이대에 봉합한 무선 스트레인 센싱 시스템의 사진 이미지를 도시한 것이며, 도 40의 (b)는 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 스트레인 센싱 시스템의 생체외 시연를 보여주는 이미지를 도시한 것이며, 도 40의 (c)는 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 굽힙 및 스트레칭에 따른 봉합된 무선 스트레인 센싱 시스템의 공진 주파수를 도시한 것이다.
도 41의 (a) 및 (b)는 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 무릎에 의료 봉합에 의해 봉합된 상처(sutured wound)(도 41의 (a))와 벌어진 상처(open wound)(도 41의 (b))의 변형률을 모니터링하는 섬유 스트레인 센서의 사진이미지를 도시한 것이며, 도 41의 (c) 및 (d)는 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 반복적인 굽힘(bending) 및 스트레칭(stretching) 사이클 시 봉합된 상처(sutured wound) 및 d) 벌어진 상처(open wound)에 대한 무선 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 42는 본 발명의 일 실시예에 따른 3주 동안 섬유 스트레인 센서의 존재하에 배양된 살아있는 HCME 세포/죽은 HCME 세포의 녹색/빨간 형광 영상을 보여준다.
도 43은 본 발명의 일 실시예에 따른 3주 동안 섬유 스트레인 센서와 함께 배양된 HCME 세포의 ATP 정량화를 도시한 것이다.
도 44는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체내(in vivo) 실험에 사용된 미니피그 사진 이미지를 도시한 것이다.
도 45는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체내 시연을 위해 무선 스트레인 센싱 시스템이 이식된 돼지 다리를 나타내는 사진 이미지를 도시한 것이다.
도 46은 본 발명의 일 실시예에 따른 다리의 굽힙 및 스트레칭에 따른 미니피그에 이식된 무선 스트레인 센싱 시스템의 무선 측정값을 도시한 것이다.
도 47은 본 발명의 일 실시예에 따른 이식 후 3주 후 돼지 다리의 반복적인 굽힘(bending) 및 스트레칭(stretching) 사이클 동안 이식된 무선 스트레인 감지 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 48은 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 굽힘(bending) 움직임에 따른 이식된 무선 스트레인 센싱 시스템의 S 11 스펙트럼을 도시한 것이다.
도 49는 본 발명의 일 실시예에 따른 이식 후 돼지 다리의 반복적인 굽힘 및 스트레칭 주기 동안 이식된 무선 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 50은 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 스트레칭 및 굽힘 상태에서 이식된 무선 센싱 시스템을 보여주는 X선(X-ray) 이미지를 도시한 것이다.
도 51a는 본 발명에서의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템 상에서의 섬유 스트레인 부분을 촬영한 사진이미지를 도시한 것이다.
도 51b는 본 발명에서의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템 상에서의 스파이크(spike 1, spike 2) 부분을 촬영한 사진이미지를 도시한 것이다.
도 52는 본 발명의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템의 봉합과정에서의 의료용 실(medical thread)의 분리 및 스파이크(spike)가 제거되는 과정의 모식도를 도시한 것이다.
도 53은 본 발명의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템을 대상조직으로서 (돼지 다리의) 아킬레스 건에 봉합한 이미지를 도시한 것이다.
도 2a는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 구성도를 도시한 것이다.
도 2b는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 전도성 섬유의 단면에 대하여 SEM 이미지를 도시한 것이다.
도 2c는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 제작과정을 도시한 것이다.
도 2d는 본 발명의 일 실시예에 따른 신축 전도성 섬유에 대하여 10 cm 거리를 두고 있는 임의 지점에서의 신축 전도성 섬유 단면의 SEM 이미지를 도시한 것이다.
도 3a는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 봉합 시스템의 구성도를 도시한 것이다.
도 3b는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 봉합 시스템의 단면도를 도시한 것이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 광학이미지를 도시한 것이다.
도 5a는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 디지털 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 5b는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 신축 전도성 섬유의 단면 SEM 이미지를 도시한 것이다.
도 6a는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서에 대하여 상이한 인장 변형률(tensile strain)이 적용되는 경우의 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 6b은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서에 대하여 상이한 인장 변형률(tensile strain)이 적용되는 경우의 섬유 스트레인 센서의 단면(cross-sectional view)의 모식도를 도시한 것이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예 따른 섬유 스트레인 센서의 정전용량의 상대적 변화를 도시한 것이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 나선형 전도성 섬유의 1 회전(single turn)의 감겨진 형태를 고려하여 수학적으로 표현한 것이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 유한 요소 모델(finite elemnt model)을 도시한 것이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서에 적용된 인장 변형률에 따른 센서 내 두 이중 나선 구조의 전도성 섬유 사이의 해석 및 FEM-시뮬레이션 거리를 도시한 것이다.
도 11a는 본 발명의 일 실시예에 따른 평행한 두 전도성 섬유(와이어)의 개략도(a), 나선형의 각도가 45 °보다 작은 이중 나선 구조의 단면 구성도(b), 나선형의 각도가 45 °보다 큰 이중 나선 구조의 단면 구성도(c)를 도시한 것이다.
도 11b는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 커패시터 구조를 단순화한 개략도(left) 및 이에 상응하는 회로 구성도(right)를 도시한 것이다.
도 11c는 본 발명의 일 실시예에 따른 mode 2에서의 섬유 스트레인 센서의 1회전된 감긴 전도성 섬유의 개략도를 도시한 것이다.
도 11d는 본 발명의 일 실시예에 따른 스트레인(strain)이 적용된 섬유 스트레인 센서의 전기용량 반응의 계산된 예측값 및 실험결과들 도시한 것이다.
도 12a는 본 발명의 일 실시예에 따른 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유의 회전 밀도(turn/cm)에 따른 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 12b는 도 12a에서의 회전밀도(turn/cm) 상이한 섬유 스트레인 센서에 대하여 가해진 다양한 변형률에 따른 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 인장 변형률(tensile strain)에 대한 다양한 섬유 스트레인 센서의 전기용량 반응(capacitive response)을 도시한 것이다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 중공 코어(hollow core) 직경이 250, 500, 750μm인 다양한 섬유 스트레인 센서(회전 밀도: 3 turns/cm)에 대한 현미경 이미지를 도시한 것이다.
도 15에서 도 14에서의 중공 코어의 직경에 따른 정전용량성 반응 평가결과를 도시한 것이다.
도 16은 본 발명의 일 실시예에 따른 첫 번째 신축 및 이완 사이클에서 순수 Ag(은) 기반 경성의 전도성 와이어를 사용하여 제작된 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답을 도시한 것이다.
도 17은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 고감도(high sensitivity) 특성 결과를 도시한 것이다.
도 18은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 인장 변형률에 대한 정전용량성 반응을 도시한 것이다.
도 19은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서의 인장 변형률에 대한 정전용량성 반응을 도시한 것이다.
도 20은 본 발명의 일 실시예에 따른 50% 변형률로 1회의 사전 신축 사이클 이후, 연속적인 신축-이완 사이클(stretch-release cycles)에서 섬유 스트레인 센서(3 turns/cm의 이중나선 밀도와 500μm의 코어 직경)의 인장 변형률에 대한 정전용량 반응(capacitive response) 결과를 도시한 것이다.
도 21은 본 발명의 일 실시예에 따른 다양한 인장 변형률을 가지는 첫 번째 신축-이완 사이클에서의 전기용량성 응답을 도시한 것이다.
도 22는 본 발명의 일 실시예에 따른 증가하는 인장 변형률과 관련하여 3 turns/cm 및 500 μm의 중공 코어 직경을 가진 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 반응을 도시한 것이다.
도 23은 본 발명의 일 실시예에 따른 1 mm/s(도 23의 (a), (b)) 및 5 mm/s(도 23의 (c), (d))의 서로 다른 스트레칭 속도를 사용하여 인장 변형률이 20%(도 23의 (a), (c)) 및 30%(도 23의 (b), (d))인 신축 및 이완 사이클에 대한 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답을 도시한 것이다.
도 24는 본 발명의 일 실시예에 따른 다양한 신축률(1, 2, 3, 4 및 5 mm/s)에서의 20% 인장 변형률에 에서의 섬유 스트레인 센서의 정규화된 정전용량성 변화를 도시한 것이다.
도 25는 본 발명의 일 실시예에 따른 다양한 변형률(5, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40%)에서의 섬유 스트레인 센서의 응력-변형률 곡선을 도시한 것이다.
도 26은 본 발명의 일 실시예에 따른 반복적인 5, 10, 20 및 30%의 변형률에서의 섬유 스트레인 센서의 정규화된 정전용량의 변화를 도시한 것이다.
도 27은 본 발명의 일 실시예에 따른 10%의 변형률로 2000사이클 이상 반복하여 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답의 안정성을 평가한 것이다.
도 28은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서를 40일 이상 인산염 완충 식염수(phosphate-buffered saline; 1x PBS)에 완전히 담지하였을 때의 정전용량의 값을 도시한 것이다.
도 29는 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 제작예를 도시한 것이다.
도 30은 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 모니터링 구성 및 원리를 도시한 것이다.
도 31은 본 발명의 일 실시예에 따른 최대 40%의 다양한 인장 변형률이 적용될 때 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템(wireless fibre strain sensing system)의 반사 계수(S11) 스펙트럼을 도시한 것이다.
도 32은 본 발명의 일 실시예에 따른 최대 60%까지의 변형률에 의해 직접 신축된 전도성 섬유의 저항 반응을 도시한 것이다.
도 33은 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 시스템에서 측정된 공명 주파수의 변형률 의존성을 도시한 것이다.
도 34는 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 섬유 스트레인 센서를 생체외 돼지(porcine) 뒷다리의 아킬레스건(Achilles tendon)에 직접 봉합한 사진 이미지를 도시한 것이다.
도 35는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서는 중공 구조를 활용하여 의료 봉합 나사산에 직접 제작한 사진 이미지를 도시한 것이다.
도 36은 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 반복적인 굽힘과 스트레칭 동안 봉합된 무선 스트레인 센서의 공명 주파수 변화를 도시한 것이다.
도 37은 본 발명의 일 실시예에 따른 서로 다른 속도(각각 약 0.1 및 1Hz)로 돼지 다리의 반복적인 굽힘 및 스트레칭 사이클에서 봉합된 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 38은 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 스트레인 센싱 시스템이 이식된 주변에서의 기계적 충격에 따른 공진 주파수 변화를 도시한 것이다.
도 39는 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 연속적인 굽힘(bending)-스트레칭(stretching) 사이클 동안 아킬레스건에 봉합된 섬유 스트레인 센서의 공명 주파수 변화를 도시한 것이다.
도 40의 (a)는 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서를 돼지 뒷다리의 무릎 이대에 봉합한 무선 스트레인 센싱 시스템의 사진 이미지를 도시한 것이며, 도 40의 (b)는 본 발명의 일 실시예에 따른 무선 스트레인 센싱 시스템의 생체외 시연를 보여주는 이미지를 도시한 것이며, 도 40의 (c)는 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 굽힙 및 스트레칭에 따른 봉합된 무선 스트레인 센싱 시스템의 공진 주파수를 도시한 것이다.
도 41의 (a) 및 (b)는 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 무릎에 의료 봉합에 의해 봉합된 상처(sutured wound)(도 41의 (a))와 벌어진 상처(open wound)(도 41의 (b))의 변형률을 모니터링하는 섬유 스트레인 센서의 사진이미지를 도시한 것이며, 도 41의 (c) 및 (d)는 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 반복적인 굽힘(bending) 및 스트레칭(stretching) 사이클 시 봉합된 상처(sutured wound) 및 d) 벌어진 상처(open wound)에 대한 무선 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 42는 본 발명의 일 실시예에 따른 3주 동안 섬유 스트레인 센서의 존재하에 배양된 살아있는 HCME 세포/죽은 HCME 세포의 녹색/빨간 형광 영상을 보여준다.
도 43은 본 발명의 일 실시예에 따른 3주 동안 섬유 스트레인 센서와 함께 배양된 HCME 세포의 ATP 정량화를 도시한 것이다.
도 44는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체내(in vivo) 실험에 사용된 미니피그 사진 이미지를 도시한 것이다.
도 45는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체내 시연을 위해 무선 스트레인 센싱 시스템이 이식된 돼지 다리를 나타내는 사진 이미지를 도시한 것이다.
도 46은 본 발명의 일 실시예에 따른 다리의 굽힙 및 스트레칭에 따른 미니피그에 이식된 무선 스트레인 센싱 시스템의 무선 측정값을 도시한 것이다.
도 47은 본 발명의 일 실시예에 따른 이식 후 3주 후 돼지 다리의 반복적인 굽힘(bending) 및 스트레칭(stretching) 사이클 동안 이식된 무선 스트레인 감지 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 48은 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 굽힘(bending) 움직임에 따른 이식된 무선 스트레인 센싱 시스템의 S 11 스펙트럼을 도시한 것이다.
도 49는 본 발명의 일 실시예에 따른 이식 후 돼지 다리의 반복적인 굽힘 및 스트레칭 주기 동안 이식된 무선 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 50은 본 발명의 일 실시예에 따른 돼지 다리의 스트레칭 및 굽힘 상태에서 이식된 무선 센싱 시스템을 보여주는 X선(X-ray) 이미지를 도시한 것이다.
도 51a는 본 발명에서의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템 상에서의 섬유 스트레인 부분을 촬영한 사진이미지를 도시한 것이다.
도 51b는 본 발명에서의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템 상에서의 스파이크(spike 1, spike 2) 부분을 촬영한 사진이미지를 도시한 것이다.
도 52는 본 발명의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템의 봉합과정에서의 의료용 실(medical thread)의 분리 및 스파이크(spike)가 제거되는 과정의 모식도를 도시한 것이다.
도 53은 본 발명의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템을 대상조직으로서 (돼지 다리의) 아킬레스 건에 봉합한 이미지를 도시한 것이다.
이하 첨부 도면들 및 첨부 도면들에 기재된 내용들을 참조하여 본 발명의 실시예를 상세하게 설명하지만, 본 발명이 실시예에 의해 제한되거나 한정되는 것은 아니다.
본 명세서에서 사용된 용어는 실시예들을 설명하기 위한 것이며 본 발명을 제한하고자 하는 것은 아니다. 본 명세서에서, 단수형은 문구에서 특별히 언급하지 않는 한 복수형도 포함한다. 명세서에서 사용되는 "포함한다(comprises)" 및/또는 "포함하는(comprising)"은 언급된 구성요소, 단계, 동작 및/또는 소자는 하나 이상의 다른 구성요소, 단계, 동작 및/또는 소자의 존재 또는 추가를 배제하지 않는다.
본 명세서에서 사용되는 "실시예", "예", "측면", "예시" 등은 기술된 임의의 양상(aspect) 또는 설계가 다른 양상 또는 설계들보다 양호하다거나, 이점이 있는 것으로 해석되어야 하는 것은 아니다.
아래 설명에서 사용되는 용어는, 연관되는 기술 분야에서 일반적이고 보편적인 것으로 선택되었으나, 기술의 발달 및/또는 변화, 관례, 기술자의 선호 등에 따라 다른 용어가 있을 수 있다. 따라서, 아래 설명에서 사용되는 용어는 기술적 사상을 한정하는 것으로 이해되어서는 안 되며, 실시예들을 설명하기 위한 예시적 용어로 이해되어야 한다.
또한, 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 설명 부분에서 상세한 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 아래 설명에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌 그 용어가 가지는 의미와 명세서 전반에 걸친 내용을 토대로 이해되어야 한다.
한편, 제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성 요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 구성 요소들은 용어들에 의하여 한정되지 않는다. 용어들은 하나의 구성 요소를 다른 구성 요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다.
또한, 막, 층, 영역, 구성 요청 등의 부분이 다른 부분 "위에" 또는 "상에" 있다고 할 때, 다른 부분의 바로 위에 있는 경우뿐 만 아니라, 그 중간에 다른 막, 층, 영역, 구성 요소 등이 개재되어 있는 경우도 포함한다.
다른 정의가 없다면, 본 명세서에서 사용되는 모든 용어(기술 및 과학적 용어를 포함)는 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 공통적으로 이해될 수 있는 의미로 사용될 수 있을 것이다. 또 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 용어들은 명백하게 특별히 정의되어 있지 않는 한 이상적으로 또는 과도하게 해석되지 않는다．
한편, 본 발명을 설명함에 있어서, 관련된 공지 기능 또는 구성에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는, 그 상세한 설명을 생략할 것이다. 그리고, 본 명세서에서 사용되는 용어(terminology)들은 본 발명의 실시예를 적절히 표현하기 위해 사용된 용어들로서, 이는 사용자, 운용자의 의도 또는 본 발명이 속하는 분야의 관례 등에 따라 달라질 수 있다. 따라서, 본 용어들에 대한 정의는 본 명세서 전반에 걸친 내용을 토대로 내려져야 할 것이다.
이하, 본 발명의 실시예를 첨부된 도면을 참조하여 상세하게 설명한다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 섬유 스트레인 센서를 포함하는 기능성 봉합사 시스템의 구성도이며, 도 1을 참조하면, 기능성 봉합사 시스템(100)은 섬유 스트레인 센서(110), 스트레인 센싱 결과를 판독 시스템(readout system)에 송신하고, 전기 자극 신호를 수신하는 유도 코일(120), 섬유 스트레인 센서(110)과 유도 코일(120)을 전기적으로 연결하는 전송선(130) 및 전극 영역(140)을 포함한다.
일례로, 유도 코일(120)은 신호 발생기(function generator)로부터 생성되는 전기 자극 신호를 무선으로 수신할 수 있다.
도 1에서의 기능성 봉합사 시스템(100)은 전기적 LCR 공진회로(resonant circuit)인 것이며, 섬유 스트레인 센서(110)는 커패시터(capacitor)(C), 유도 코일(120)은 인덕터(inductor)(L), 전송선(transmission line)(R)(130)은 섬유 스트레인 센서(110)와 유도 코일(120)을 연결하는 기능을 수행한다. 본 발명의 섬유 스트레인 센서의 전기 용량 반응(capacitive response)의 변화는 LCR 시스템의 공진 주파수(f 0 )의 이동에 직접적으로 영향을 미치며, 무선 판독을 가능하게 하는 것이다.
섬유 스트레인 센서(110), 유도 코일(120) 및 전송선(130)은 무선 스트레인 센싱 시스템으로 명명될 수 있다. 즉, 이하에 기재된 무선 스트레인 센싱 시스템은 일 실시예에 따른 기능성 봉합사 시스템(100)에 포함될 수 있다.
이하, 본 발명의 기능성 봉합사 시스템(100)을 구성하는 섬유 스트레인 센서(110)에 대하여 상세히 설명한다.
본 발명의 일 형태에 섬유 스트레인 센서는 2개의 신축성 전도성 섬유(111)로 구성되어 있으며, 이중 나선 구조를 형성하며, 형성된 이중 나선 구조 내부에는 중공 코어(113)가 형성되며, 중공 코어는 비어 있다.
도 2a는 본 발명의 일 형태에 따른 섬유 스트레인 센서의 구성도이며, 도 2a를 참조하면, 본 발명의 일 형태에 따른 섬유 스트레인 센서(110)는 소정의 길이로 연장된 나선형의 제1 전도성 섬유(111a); 제1 전도성 섬유(111a)의 나선축을 공유하며 소정의 길이로 연장된 나선형 제2 전도성 섬유(111b); 및 제1 전도성 섬유(111a)와 제2 전도성 섬유(111b)에 의하여 형성되는 중공 코어(hollow core)를 포함한다.
제1 전도성 섬유(111a)와 제2 전도성 섬유(111b)는 각각 절연물질로 코팅된 것이며, 상기 절연물질로 코팅된 코팅층(112)을 포함할 수 있다. 상기 절연물질은 PDMS(polydimethylsiloxane), Ecoflex, Dragon skin(실리콘), 폴리우레탄(polyurethane), SBS(styrene-butadiene-styrene), SEBS(styrene-ethylene-butadiene-styrene) 또는 폴리이미드(polyimde)일 수 있으며, 상기 절연물질은 이에 한정되는 것은 아니며 절연성질을 가지는 유연재료이면 상기 절연물질로 이용할 수 있다.
제1 전도성 섬유(111a)는 제2 전도성 섬유(111b)는 신축 전도성 섬유일 수 있다.
제1 전도성 섬유(111a)와 제2 전도성 섬유(111b) 각각은 섬유 기재; 및 금속 나노입자를 포함하는 것일 수 있으며, 보다 상세하게는 상기 섬유 기재에 대하여 상기 금속 나노입자가 분산된 것일 수 있다.
상기 섬유 기재는 전도성을 갖는 섬유로서 신축성 섬유 또는 비신축성 섬유일 수 있다. 상기 섬유 기재는 폴리우레탄, SBS(styrene-butadiene-styrene), SEBS(styrene-ethylene-butadiene-styrene), EcoFlex 및 Dragon Skin(실리콘)으로 이루어진 군에서 선택되는 1 이상 재료일 수 있다.
상기 금속 나노입자는 은(Ag) 나노입자, 구리(Cu) 나노임자, 백금(Pt) 나노입자, 금(Au) 나노입자, 아연(Zn) 나노입자 및 마그네슘(Mg) 나노입자로 이루어진 군에서 선택되는 1이상 물질일 수 있다.
제1 전도성 섬유(111a)와 제2 전도성 섬유(111b)의 회전 밀도는 0.5 내지 10 turns/cm일 수 있으며, 바람직하게는 1 내지 3 turns/cm일 수 있다.
중공 코어(113)의 직경은 100μm 내지 3 mm일 수 있으며, 바람직하게는 250 내지 750μm일 수 있다.
섬유 스트레인 센서(110)는 제1 전도성 섬유(111a)와 제2 전도성 섬유(111b)를 길이방향으로 도포하는 탄성중합체(115)를 더 포함할 수 있는 것이며, 이로 인하여, 섬유 스트레인 센서(110)은 길이방향에 대하여 탄성중합체(115)로 도포되는 것이며, 탄성중합체(115)는 Ecoflex, Dragon skin, PDMS, Polyurethane 또는 SBS(styrene-butadiene-styrene)일 수 있다.
제1 전도성 섬유(111a)와 제2 전도성 섬유(111b)는 동일한 신축 전도성 섬유일 수 있다.
한편, 전극 영역(140)은 제1 전도성 섬유(111a) 및 제2 전도성 섬유(111b) 중 적어도 하나에 형성되고 외부로 노출될 수 있다. 즉, 전극 영역(140)은 절연물질로 코팅되는 코팅층(112)과 탄성중합체(115)가 형성되지 않아 제1 전도성 섬유(111a)와 제2 전도성 섬유(111b)가 외부로 노출된 영역을 의미할 수 있다.
전극 영역(140)은 유도 코일(120)을 통해 수신된 전기 자극 신호를 출력할 수 있다. 다시 말해, 전극 영역(140)은 전기 자극 신호를 전극 영역(140)에 인접한 영역(일례로, 세포 및 신경 등이 구비된 영역)에 인가할 수 있다.
도 1을 참조하면, 본 발명의 일 형태에 따른 기능성 봉합사 시스템(100)은 섬유 스트레인 센서(110); 유도 코일(120); 및 섬유 스트레인 센서(100)와 유도 코일(120)을 전기적으로 연결하는 전송선(130)을 포함한다.
섬유 스트레인 센서(110)는 상술한 바와 동일한 것이며, 중복된 내용은 생략한다.
유도 코일(120) 및 전송선(130)은 섬유 스트레인 센서(110)의 제1 전도성 섬유(111a)와 제2 전도성 섬유(111b)와 동일한 신축 전도성 섬유일 수 있다.
섬유 스트레인 센서(110), 유도 코일(120) 및 전송선(130)은 단일의 신축 전도성 섬유로 구성되는 것일 수 있다.
본 발명의 무선 센싱 시스템의 주요 이점 중 하나는 하나의 전도성 섬유만을 사용하여 전체 시스템을 쉽게 제작할 수 있다. 정전용량성 섬유 스트레인 센서(capacitive fibre strain sensor), 유도 코일(inductive coil), 그 사이에 있는 전송선(transmission lines) 등이 모두 하나의 전도성 섬유로 구성되어 있기 때문에, 땜납점(soldering points) 없이도 무선 시스템을 구현할 수 있어 신축성 있는 전자기기의 일반적인 한계 중 하나를 해소할 수 있다. 또한 본 발명의 무선 스트레인 센싱 시스템의 설계는 시스템 내 전송선 길이(length), 코일의 직경(diameter) 및 코일의 회전수(number of turns), 정전용량성 부품(capacitive part)의 특성을 조정하여 이식물(implantation)의 위치 및 기하학적 측면에서 뛰어난 유연성을 제공한다. 특히 전송선은 임피던스 변환 메커니즘(impedance transformation mechanism)에 의해 시스템의 캐패시턴스(전기용량) 값(1~2pF)도 증가시킨다. 이는 회로의 공명 주파수를 낮춰 판독 회로 설계를 단순화하며, 원하는 다양한 생물의학 용도에 매우 유용하다.
도 3a 및 도 3b를 참조하면, 본 발명의 일 형태에 따른 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템은 섬유 스트레인 센서(110); 섬유 스트레인 센서(110) 내 중공 코어(113)을 관통하여 섬유 스트레인 센서(110)의 길이방향으로 연장되어 형성되는 봉합용 실(tread)(210); 섬유 스트레인 센서(110)이 전단부에 형성되는 스파이크(spike)(230)을 포함한다.
섬유 스트레인 센서(110)와 관련된 내용은 상술한 바와 같으며, 이하 중복된 내용은 생략한다.
봉합용 실(210)은 스트레인 센서(110)내 중공 코어(113)를 관통하는 것이며, 스트레인 센서(110)의 길이방향과 동일한 방향으로 연장되는 형성되는 것이다. 봉합용 실(210)은 섬유 스트레인 센서(110)의 전체 길이보다 긴 길이를 가지는 것일 수 있다.
봉합용 실(210)은 봉합 후 섬유 스트레인 센서(110)로부터 제거되어야 하는 것이므로, 봉합용 실(210) 표면은 생체적합성 윤활성 물질로 코팅되는 것일 수 있다.
섬유 스트레인 센서(110)의 전단부에는 뾰족한 형상의 스파이크(230)를 구비하는 것일 수 있으며, 섬유 스트레인 센서(110)의 후단부에는 제1 전도성 섬유(111a)와 제2 전도성 섬유(111b)가 연장되어, 유도 코일(120) 및 전송성(130)의 기능을 수행함으로써 무선 스트레인 센싱 시스템(100)을 제공하는 것일 수 있다.
스파이크(230)는 섬유 스트레인 센서(110) 전단부에 형성되는 것이며, 봉합용 실(210)이 관통할 수 있는 관통부를 가지는 것일 수 있으며, 스파이크(230)는 원뿔형의 형상을 가지는 것일 수 있다. 스파이크(230)는 PMDS 물질로 구성되는 것일 수 있다.
스파이크(230)는 섬유 스트레인 센서(110)의 전단부에 순차적으로 제1 스파이크(231) 및 제2 스파이크(232)로 구성되는 것일 수 있으며, 제1 스파이크(231)는 리드 지지체로서 섬유 스트레인 센서(110)의 전단부와 이격되어 형성되는 것이며, 제1 스카이트(231)와 섬유 스트레인 센서(110)의 전단부 사이에 제2 스파이크(232)가 위치하는 것일 수 있으며, 제2 스파이크는(232)는 제1 스파이크(231)과 섬유 스트레인 센서(110)의 전단부를 연결시킨다.
이하, 실시예를 통하여 본 발명을 보다 상세히 설명하고자 한다. 이들 실시예는 본 발명을 보다 구체적으로 설명하기 위한 것으로, 본 발명의 범위가 이들 실시예에 의해 한정되는 것은 아니다.
제조예． 기능성 봉합사 시스템
신축(stretchable) 전도성 섬유의 제조
신축 전도성 섬유는 직접 화학 환원 공정(direct chemical reduction process)에 의하여 제조된다. 폴리우레탄(polyurethane) 기반의 신축성 스판덱스(spandex) 섬유(Hyosung, Creora, 280 denier)를 준비한 후, 5 분(min) 동안 탈이온수(DI)로 세척한다. 세척된 스판덱스 섬유를 40 wt%의 AgCF3COO(Sigma-Aldrich, CAS 2966-50-9)/에탄올(용매) 용액에 담지하여, 신축성 스판덱스 섬유에 은 이온(Ag+)을 흡착시킨다. 30 분 후, 스판덱스 섬유 내 흡수된 알코올성 용매(에탄올)을 5분 동안 공기중에서 증발시킨다. 신축성 스판덱스 섬유에 화학적 환원제(chemical reducing agent)(1:1 부피비의 히드라진 하이드라이드(hydrazine hydrate)와 에탄올의 혼합 용액)을 첨가하여, 신축성 스판덱스 섬유 상의 은 이온을 은 나노입자(Ag nanoparticle)로 전환시킨다. 5분 후, 탈이온수로 수회에 걸쳐 신축성 스판덱스 섬유를 세척하여 환원제를 제거하여, 잔류하는 탈이온수는 공기중에서 5분 동안 증발시킨다. 모든 과정은 화학 흄 후드(chemical fume hood)에서 수행한다.
섬유 스트레인 센서의 제작
신축 전도성 섬유는 PDMS(Poly(dimethylsiloxane))(Sylgard 184)로 코팅하여 절연된다. PDMS와 경화제(curing agent)를 10:1의 중량비로 혼합하여 PMDS 용액을 제조한다. 신축 전도성 섬유를 지면에 대하여 수직으로 고정하여 2 ml의 PDMS 용액을 수직으로 고정된 전도성 섬유에 흐르도록 한다. 15 분 후, 신축 전도성 섬유를 30 분 동안 80 ℃의 오븐에서 열처리하여 PDMS 층을 신축 전도성 섬유에 형성한다.
2개의 신축 전도성 섬유를 희생기재로서 일반적인 전선(electric wire)에 감아 이중 나선 구조를 형성한다(도 2b 참조). 2개의 신축 전도성 섬유를 탄성재료로서 Ecoflex(Ecoflex 0030, Smooth-On)으로 균일하게 코팅하여 이중 나선 구조를 고정시킨다.
이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유에 대한 Ecoflex 층의 코팅은 신축 전도성 섬유에 대한 PDMS 코팅과 동일한 방식으로 수행한다. 2 mL의 Ecoflex 용액(Ecoflex 0030과 경화제(curing agent)를 1:1의 중량비로 혼합)을 이중 나선 구조의 신축성 섬유의 수직 방향으로 흐르도록 한다. 15분 이후, 30분 동안 80 ℃의 오븐에서 열처리하여 Ecoflex 층을 형성한다. 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유에 끼워진 전선(희생 기재)을 잡아당겨 제거한다. 이중 나선 구조의 밀도 및 중공 코어(hollow core)의 직경(diameter)은, 각각 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유의 감긴 회수와 제거된 전선(희생기재)의 직경을 조정하여 조절할 수 있다.
무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 제작
섬유 스트레인 센서와 유도 코일(inductive coil)을 포함하는 수동 무선(passive wireless) LCR 회로는 우선적으로 30 cm 길이의 PMDS 코팅된 신축성 전도성 섬유를 이용하여 제작된다. 신축성 전도성 섬유의 중앙부분(약 14 cm)을 1 cm의 직경을 갖는 원통형의 금속 로드(rod)의 주위를 감아서 4.5 바퀴(turns)와 4 mm의 높이를 가지는 솔레노이드 코일(solenoid coil)을 제작한다. 코일 형상으로 감겨진 섬유는 PDMS 층을 코팅하여 고정되며, 원통형의 금속 로드는 PDMS 처리로 형성된 솔레노이드 코일로부터 잡아당겨 제거한다. 신축성 전도성 섬유의 나머지는 상술한 방법과 동일한 방식으로 이중 나선 구조의 섬유 스트레인 센서를 제작하는데 이용된다. 전송 선로(transmission line)의 길이, 크기 및 코일의 감긴 횟수, 섬유 스트레인 센서의 길이는 제작시 전도성 섬유의 최초 길이를 조절함으로써 쉽게 설계될 수 있다.
제조예. 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템용 봉합 시스템(suturing system)
섬유 스트레인 센싱 시스템을 실용적인 측면에서 효과적으로 봉합하기 위하여, 섬유 스트레신 센싱 시스템과 의료용 봉합 실(tread)을 결합한 새로운 봉합 시스템을 제작하였다. 도 3a 및 도 3b를 참조하면, 봉합이 가능하고 봉합된 센서를 고정하기 위하여 섬유 스트레인 센서의 전면 단부(전단부)에 두 개의 PMDS 기반의 원뿔형 스파이크(spike 1, spike 2)가 제작된다.
무선 섬유 스트레인 센싱 시스템을 봉합한 후 의료용 실(medical thread)을 제거해야 하기 때문에, 섬유 스트레인 센서와 스파이크 2(spike 2)의 조립 이전에 poly(acryl-amide)-g-(poly(2-methyl-2-oxazoline), 1,6-hexanediamine, 3-aminopropyldimethylethoxysilane)(PAcrAm-g-(PMOXA, NH2, Si), purchased from SuSoS AG)의 생체적합성 윤활성 물질을 실(thread)의 표면에 코팅하였다. 표면 코팅의 경우, PAcrAm-g-(PMOXA, NH2, Si)가 100μg/mL 농도로 1mM의 4-(2-Hydroxyethyl)piperazine-1-ethanesulfonic acid(HEPES, purchased from BDH Biochemical) 버퍼에 용해된 용액으로 코팅하였으며, 실(thread) 표면을 산소(O2) 플라즈마 처리 후 실온에서 용액에 실(thread)을 담지하였다. 담지 후 1 시간 후 HEPES 버퍼와 초순수(ultrapure water)로 실을 헹군다.
봉합 중 마찰력을 최소화하기 위해 섬유 스트레인 센서 표면에 대하여 PAcrAm-g-(PMOXA, NH2, Si)의 생체적합 수성 윤활유 코팅 또는 poly(L-lysine)-graftpoly(ethylene glycol)(PLL-g-PEG)의 생체적합성 윤활 코팅을 수행하였다.
실험예．섬유형 스트레인 센서 및 무선 시스템의 특성
유한요소법(Finite element method (FEM) simulation)
섬유 스트레인 센서(fibre strain sensor)의 거동을 설명하기 위한 수치 시뮬레이션(numerical simulations)은 COMSOL Multiphysics(version 5.4)를 이용하여 3차원 모델링에 기반하여 수행되었다. 섬유 스트레인 센서는 실험계(experimental system)의 물리적 차원(physical dimension)에 기초하여 중공 코어(hollow corea)를 갖는 이중 나선(double helical) 구조를 이용하여 모델링되었다. 시뮬레이션에서 단위 센티(cm) 당 3 회 감기(3 turns/cm)도록 하며, 코어의 직경은 500 ㎛을 가지도록 하여 3 회 감긴 섬유 스트레인 센서를 이용하였다. 이중 나선 신축성 전도성 섬유에는 선형 탄성 모델(linear elastic model)을 이용하였으며, 관형 고무층(tubular rubber layer)에는 Yeoh hyperelastic model을 이용하였다. 섬유 스트레인 센서 물질 특성은 다음의 보고된 실험 값에 기초한다: 영율(Young's modulus = 3.5 Mpa, 포아송비(Poisson's ratio) = 0.22, 밀도(density) = 3,000 kg/m3. Ecoflex layer에 대한 Yeoh 모델에서, 시뮬레이션에 대하여 다음과 파라미터를 이용한다: c1 = 1200 Pa, c2 = -3100 Pa, c3 = 5820 Pa 및 영율(Young's modulus) = 90 kPa. 센서에서 이중 나선 전도성 섬유 사이의 거리는 센서의 양 말단(ends)이 50%까지 신축되는 동안 시뮬레이션 한다. 시뮬레이션된 거리 값을 사용하여 섬유 스트레인 센서의 긴 길이(lenght)와 캐패시턴스capacitance를 보충 정보(Supplymentary Information)에 보고된 해석 식을 사용하여 계산했다. 관형 고무층의 내부 면에서의 고무층간의 접촉은 본 시뮬레이션에서 고려되지 않았다.
센서의 표면 특성 및 변형응답율 측정(Surface characterization and strain response measurement of the sensor)
섬유 스트레인 센서의 단면(cross-setional)의 표면 모폴로지(morphologies)는 EDS(Energy Dispersive X-ray Spectroscopy) 시스템에 결합된 JEOL JSM-7001F 전계방출 주사전자현미경(field emission scanning electron microscope: FE-SEM)을 이용하여 측정하였다. 센서의 이중 나선 전도성 섬유에 대한 고해상도 사진 영상 및 비디오는 디지털 현미경(VHX-6000, Keyence)을 사용하여 획득했다. 인장 변형률(tensile strain)에 따른 정전용량성 응답(capacitive response) 측정의 경우, 인장스트레칭 기계(DO-FB0.5TS, Zwick/Roell)를 이용하여 섬유 스트레인 센서를 0.05 mm/s로 스트레칭하는 동안, 섬유 스트레인 센서의 캐패시턴스는 HIOKI IM3536 LCR 미터(meter)로 동시에 측정되었다. 센서의 캐패시턴스는 100kHz로 측정되었다. 센서 시스템의 무선 측정은 네트워크 분석기(Rhode & Schwarz Vector Network Analyzer ZNB 20)와 감지 코일(sensing coil)과 동일한 직경을 가지는 주문제작한 판독 코일(readout coil)을 사용하여 수행되었다. S 11 스펙트럼(S 11 spectra)의 최소값은 모든 그림에서 시스템의 공명 주파수로 측정했다. 감지 시스템의 판독 코일과 감지 코일 사이의 거리는 최대 1 mm로 유지되었다.
실험예. Ex vivo demonstration of sensing system.
돼지 다리의 무릎 인대에 대한 섬유 스트레인
센싱
시스템 봉합(Suturing of fibre strain sensing system onto a knee ligament of porcine leg.)
무선 스트레인 센싱 시스템은 의료 봉합사(medical suturing thread)에 직접 제작되었다. 같은 날 도축된 돼지의 뒷다리를 현지 도축장에서 입수하였다. 돼지 다리의 발목 외피를 의료용 메스로 조심스럼게 절개하여 아킬레스건(achilles tendon)을 노출시켰다. 섬유 스트레인 센서는 힘줄(아킬레스건)의에 두 개의 끝 부분에 봉합되어 고정되었다. 봉합된 무선 스트레인 센싱 시스템의 무선 측정은 위에서 설명한 것과 동일한 프로토콜로 수행되었다. 센서 시스템의 무선 측정은 네트워크 분석기(Rhode & Schwarz Vector Network Analyzer ZNB 20)와 감지 코일(sensing coil)과 동일한 직경을 가지는 주문제작한 판독 코일(readout coil)을 사용하여 수행되었다. S 11 스펙트럼(S 11 spectra)의 최소값은 모든 그림에서 시스템의 공명 주파수로 측정했다. 감지 시스템의 판독 코일과 감지 코일 사이의 거리는 최대 1 mm로 유지되었다.
실험예. 섬유형 센서의 생체적합성(biocompatibility) 평가
세포배양(cell culture)
인간 심장 미세혈관 내피(Human Cardiac Microvascular Endothelial; HCME) 세포(Lonza, Switzerland)를 본 발명의 섬유 스트레인 센서로 배양하여 세포의 생존성에 미치는 영향을 조사하였다,
첫째로, 섬유 스트레인 센서를 70% 에탄올에 담지하여 멸균한 뒤 가압 멸균처리된 탈이온수(DI water)로 세척한 뒤 무균대(clean bench) 상에서 1 시간동안 자외선(UV)으로 건조하였다. 두번째로, 세포배양액(cell suspension)(6.25 Х 103 cells/ml)은 Endothelial cell Growth Medium-2 (EGMTM-2, Lonza, Switzerland)에서 준비하였다. 세포 현탁액 3 mL를 6-웰 플레이트(6-well plate)의 각 웰(well) 상에 추가하고, 2일마다 배지를 교체하면서 인규베이터(37℃ 5% CO2, 60% < humidity) 상에서 3주 동안 멸균된 섬유 스트레인 센서에 배양하였다.
실험예. 동물준비 및 생체 내(in vivo) 평가
생체 내 평가(assessment)
본 동물연구는 한국생명공학연구원 동물실험윤리위원회(IACUC)의 승인(Approval No. KRIBB AEC-20150)을 받았으며, 미국 국립보건원(United States National Institutes of Health)의 실험동물사용 관리 가이드(Guide for the Care and Use of Laboratory Animals)(NIH Publication No. 85-23, revised 1996)를 준수하였다. 본 연구에서 미래형동물자원센서(Futuristic Animal Resource & Research Center)에서 개발된 다 자란 KSP 미니피그(mini-pig)(n=2)를 연구하였다. 생체 내(in vivo) 실험의 경우, 돼지(KSP 미니피그)는 졸라제팜(zolazepam), 틸레타민(tiletamine)(2.5 mg/kg; Zoletil50®, Virbac, Caros, France), 자일라진(xylazine)(3 mg/kg; Rompun®, Bayer AG, Leverkusen, Germany) 및 아자페론(azaperone)(6 mg/kg; Stresnil®, Janssen-Cilag, Neuss, Germany)으로 마취하였다. 동물(KSP 미니피그)는 실험 내내 아이소플루레인(isoflurane) 흡입(2%)에 의하여 기관 내 삽관을 통하여 보조의 산소를 공급받았다. 혈류역학 및 표면심전도(hemodynamic and surface electrocardiographic) 모니터링은 실헌 내내 지속적으로 수행하었다. 동물(KSP 미니피그) 발목의 바깥쪽 피부를 조심스럽게 절개하여 아킬레스건(Achilles tendon)을 노출시켰다. 생체 내(in vivo) 실험에서, 길이 2 cm의 섬유 스트레인 센서, 길이 15 cm의 전송선(transmission line), 지름 3 cm의 유도코일(inductive coil)의 섬유 스트레인 센싱 시스템을 이용하였다. 유 스트레인 센서의 무선 판독을 위한 유도 코일은 섬유 스트레인 센서 삽입 부위 주변의 허벅지 회피 아래에 위치하였다. 봉합된 섬유 스트레인 센서의 무선 응답(wireless response)은 ' 센서의 표면 특성 및 변형응답율 측정 '에서 설명한 것과 동일한 방식으로 벡터 네트워크 분석기(Vector Network Analyzer)에 의하여 측정되었다. 돼지(KSP 미니피그)는 실험 내내 관찰되었다.
결과
이상 상술한 제조예 및 실험예의 결과에 대하여, 이하에서 보다 상세히 설명하도록 한다.
정전용량성 섬유 스트레인 센서의 설계
무선 스트레인 센싱 시스템(wireless strain sensing system)은 고 전도도 및 신축성(stretchable)의 섬유(fibre)를 이용하며, 은 나노입자(Ag nanoparticle) 및 탄성중합체 섬유(elastomeric fibre)를 기반으로 한다. 신축 전도성 섬유(stretchable conductive fibres)는 많은 양의 은 이온(Ag+ ion)을 폴리우레탄(polyurethane) 기반의 신축성 섬유에 흡착시키고, 섬유 내 흡착된 은 이온을 은 나노입자로 환원시켜 제조한다( 신축성(stretchable) 전도성 섬유의 제조 ).
도 1은 본 발명의 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 구성도를 도시한 것으로 도 1을 참조하면, 전기적 LCR 공진회로(resonant circuit)로서 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템은(100)은 커패시터(capacitor)(C)로서 정전용량 섬유 스트레인 센서(110)의, 전기전도성 섬유로 제작되는 안테나 코일(antenna coil)의 인덕터(inductor)(L)로서 유도 코일(120) 및 섬유 스트레인 센서(110)와 유도 코일(120)을 연결하는 전송선(transmission line)(R)(130)으로 구성된다. 섬유 스트레인 센서의 전기 용량 반응(capacitive response)의 변화는 LCR 시스템의 공진 주파수(f 0 )의 이동에 직접적으로 영향을 미치며, 무선 판독을 가능하게 한다.
도 2a는 본 발명의 섬유 스트레인 센서의 구성도를 도시한 것으로 도 2a를 참조하면, 섬유 스트레인 센서(110)의 전기용량(capacitance)은 2개의 신축 전도성 섬유(111a, 112b)가 중공형 이중 나선형 구조(hollow double helical structure)를 형성함에 따라 영향을 받는다.
도 2b는 본 발명의 섬유 스트레인 센서의 전도성 섬유의 길이방향 단면에 대하여 SEM 이미지를 도시한 것으로서, 도 2b를 참조하면, 폴리우레탄 기반의 신축성 섬유 상에 은 나노입자가 흡착되어 있음을 확인할 수 있다.
도 2c는 섬유 스트레인 센서의 제작과정을 도시한 것으로서, 도 2c를 참조하면, 2개의 신축 전도성 섬유(111a, 111b)는 이중 나선 구조로 희생 와이어 기재(sacrifical wire substrate)(20)에 균일하게 감긴다. 신축 전도성 섬유는 32.2±13.2 ㎛ 두께의 PDMS(polydimethylsiloxane) 코팅층으로 절연되어 두개의 신축 전도성 섬유 간의 단락(short)를 방지한다. 도 2d는 본 발명에서의 신축 전도성 섬유에 대하여 10 cm 거리를 두고 있는 임의 지점에서의 신축 전도성 섬유 절단면의 SEM 이미지(도 2d의 (a), (b))와 전도성 섬유의 길이방향의 상부표면(Top-view)에 대한 SEM 이미지(도 2d의 (c))를 도시한 것으로, 도 2d를 참조하면, PDMS 절연층(112)을 균일하게 신축 전도성 섬유(111a, 111b)를 따라 코팅되어, PDMS가 코팅된 섬유 전체 길이에 대하여 우수한 절연성과 균일한 두께를 제공한다. 감겨진 신축 전도성 섬유는 Ecoflex 탄성중합체 코팅층의 코팅에 의하여 고정되며, 이후, 중공 코어(hollow core)를 형성하기 위하여 희생 와이어 기재를 제거된다.
도 4은 본 발명의 섬유 스트레인 센서의 광학이미지를 도시한 것으로, 도 4의 섬유 스트레인 센서는 단위 센티미터(cm) 당 3 회 감긴(3 turns/cm) 이중 나선 구조와 500 ㎛의 직경의 중공코어(hollow core)을 가지도록 제작하여, 비신축상태(unstretched state)(도 4의 왼쪽 이미지)와 신축상태(stretched state)(도 4의 오른쪽 이미지)의 광학이미지를 도시하였다.
도 5a는 본 발명의 섬유 스트레인 센서의 디지털 현미경 이미지이며, 도 5a의 섬유 스트레인 센서는 단위 센티미터(cm) 당 3 회 감긴(3 turns/cm) 이중 나선 구조와 500 ㎛의 직경의 중공코어(hollow core)을 가지도록 제작한 것이다.
도 5b는 본 발명의 섬유 스트레인 센서의 신축 전도성 섬유의 단면 SEM 이미지를 도시한 것이다.
도 5a 및 도 5b에 도시된 바와 같이, 섬유 스트레인 센서의 중공 구조에 의하여 2개 신축 전도성 섬유는 이격되어 있으므로, 2개의 신축 전도성 섬유는 2개의 전극(eelectrode)이 되며, 중공 코어(hollow core) 구조는 스트레인 의존성(straindependent)의 변형가능한 커패시터(capacitor)의 절연층 역할을 하도록 정전용량성의 스트레인 센서를 형성할 수 있다.
섬유 스트레인 센서의 작동 메커니즘(working mechanism)
도 6a는 본 발명의 섬유 스트레인 센서에 대하여 상이한 인장 변형률(tensile strain)이 적용되는 경우의 현미경 이미지이며, 도 6b은 본 발명의 섬유 스트레인 센서에 대하여 상이한 인장 변형률(tensile strain)이 적용되는 경우의 섬유 스트레인 센서의 단면(cross-sectional view)의 모식도로서, 도 6a 및 도 6b의 (i)은 인장 변형률이 존재하지 않는 경우이며, 도 6a의 (ii)는 0 내지 27.5%의 인장 변형률(mode 1)이 존재하는 경우이며, 도 6a의 (iii)은 전이점(transition point)(~27.5%)의 인장 변형률이 존재하는 경우이며, 도 6a의 (iv)는 27.5%를 초과하는 인장 변형률(mode 2)가 존재하는 경우에 해당한다.
도 6a에서와 같이, 섬유 스트레인 센서는 2가지의 작동 모드(mode)에 따라 2개의 다른 신축 거동(behaviour)을 보인다. 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유가 완전히 펼쳐지고, 각 섬유의 절연층(PDMS 층)이 서로 접촉하였을 때, 약 30%의 임계변형(critical strain) 이하(mode 1)와 이상(mode 2)에서의 변형 감지(strain-sensing)가 존재한다. 인장 변형률(tensile strain)이 신축되지 않은 섬유 스트레인 센서에 가해지는 경우, 섬유 스트레인 센서의 두 이중 나선 구조의 전도성 섬유(신축 전도성 섬유)는 점차적으로 펼쳐지면서 서로 가까워지며, 도 6a의 (ii) 및 도 6b의 (ii)에서와 같이(mode 1), 두 신축 전도성 섬유 사이에 전기용량이 증가한다. 섬유 스트레인 센서에서 두 신축 전도성 섬유 중공 코어(hollow core)에 의하여 분리되는 것이므로, 두 신축 전도성 섬유 사이의 코어(core) 재료에 따른 기계적 구속(mechanical confinement) 없이 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유는 순조롭게 펼쳐진다. Ecoflex의 탄성계수(elastic modulus)(~30 kPa)는 신축 전도성 섬유의 탄성계수(~5 MPa) 보다 현저히 낮으므로, Ecoflex는 신축 전도성 섬유의 거동에 영향을 거의 미치지 않을 것으로 볼 수 있다.
따라서, mode 1에서의 섬유 스트레인 센서의 정전용량 응답(capacitance response)은 섬유 자체의 고유한 신축보다는 주로 이중 나선 구조에서 신축 전도성 섬유의 펼쳐짐에 영향을 받는 것이다.
섬유 스트레인 센서의 신축이 지속됨에 따라, 두 이중 나선 전도성 섬유는 적용된 인장 변형률의 전이점(transition point)에서 완전히 펼쳐지며 두 신축 전도성 섬유의 꼬인 구조(twisted structure)를 형성한다(도 6a의 (iii) 및 도 6b의 (iii) 섬유 스트레인 센서가 보다 더 신축되는 경우, 센서의 두 꼬인 구조의 전도성 섬유는 도 6a의 (iv)에서와 같이 가해진 변형에 따라 신축된다(mode 2). 따라서, mode 2에서 변형률 범위에서의 섬유 신축성 센서의 정전용량 응답은 주로 두 신축 전도성 섬유의 연신율(elongation), 변형(strain)에 따른 연신된 신축 전도성 섬유의 반지름(radius)의 변화와, 신축 전도성 섬유상에 코팅된 PDMS 층의 두께 변화에 영향을 받는다(도 6b의 (iv)).
도 7은 섬유 스트레인 센서의 정전용량의 상대적 변화를 도시한 것으로, 도 7의 섬유 스트레인 섬유는 3 tunrs/cm의 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유와, 직경 500 ㎛의 중공 코어를 가지며, 인장 변형률이 적용된다. 도 7에서와 같이, 섬유 스트레인 센서의 상이한 두 신축 모드(stretching mode)에 따라, 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답(capacitive response) 또한 상이한 거동을 보인다. mode 1에서 섬유 스트레인 센서의 신축 메커니즘은 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유의 펼쳐짐에 의존하며, 정전용량성 응답(capacitive response)은 이에 따라 비선형(non-linear)의 거동을 보인다. 섬유 스트레인 센서의 mode 1에서의 동작 메커니즘은 도 8에서와 같은 나선형 섬유의 1 회전(single turn)의 감겨진 형태를 고려하여 수학적으로 표현될 수 있다. 섬유 스트레인 센서의 섬유는 자체적으로 신축하지 않으며, mode 1에서 가하여진 변형에 따른 섬유 스트레인 센서의 전기용량(capacitance)(C1)은 하기 식 1에 의하여 계산될 수 있다.
[식 1]
식 1에서, l 1trun 은 신축 전도성 섬유의 1회전의 길이을 의미하며, n은 나선 회전의 밀도(섬유 스트레인 센서의 길이당 회전 수), d는 신축이 없는 두 PDMS로 코팅된 신축 전도성 섬유 사이의 거리, t0은 신축 전도성 섬유 상에 코팅된 PDMS 층의 두께, r0는 신축 전도성 섬유의 반지름, ε0 및 εr은 각각 센서에서의 두 전도성 섬유 사이의 진공 유전율(space permittivity) 및 유효 비유전율(effective relative dielectric constant)을 의미한다.
mode 1과 mode 2에서의 섬유 스트레인 센서의 전기용량(capacitance)의 상세한 계산은 하기 ' 섬유 스트레인 센서의 인장 변형률 하에서의 해석 '에서 상세히 후술하였다.
도 7에서와 같이, 섬유 스트레인 센서의 계산된 정전용량성 응답(capacitance reponse)은 mode 1에서의 작은 변형에 대한 실험결과와 매우 유사하다. 그러나, mode 1과 mode 2 사이의 전환점(도 7)에 변형이 가까워질수록 계산된 예측값은 실험결과와 편차를 보인다. 이러한 편차는 높은 인장 변형률에서의 센서내 신축 전도성 섬유의 고유한 신축에 따른 것이다. 반면, 본 발명에서의 신축 전도성 섬유는 고유의 신축을 하지 않는 것으로 가정하며, 가하여지는 변형이 증가할수록 신축된 관형의 Ecoflex 층을 변형시키기 위하여 섬유는 부하(stress)를 받으며 신축된다. 이러한 높은 변형률에서의 신축 전도성 섬유의 고유의 신축은 섬유의 펼쳐짐을 저해하며, 변형에 따른 섬유 스트레인 센서의 전기용량(capacitance)의 증가를 감소시킨다. 이러한 점에서 섬유 스트레인 센서의 감도(sensitivity)는 센서의 관형 고무(Ecoflex)의 탄성(elasticity)에 영향을 받는다. Ecoflex 층 대신 보다 뻣뻣한(stiffer)한 탄성 재료를 센서에서 이용하는 경우, 이중 나선 전도성 섬유는 인장 변형률에서 보다 고유의 신축을 하며, 이는 섬유 스트레인 센서의 감도를 저하시킨다. 이러한 영향을 고려하여, 유한 요소 모델(finite elemnt model)은 도 9와 같이 구축될 수 있다. 변형에 따른 섬유에 인가되는 부하(stress)는 계산되며, 센서의 두 전도성 섬유 사이의 거리의 보상 값(compensated values)은 인장 변형률 하에서 모사(simulate)된다(도 10 참조).
도 7에서와 같이, mode 1 및 mode 2의 전체 변형률 범위에서의 섬유 스트레인 센서의 모사된 정전용량성 응답은 실제 실험결과와 부합한다. 신축 전도성 섬유에 코팅된 PDMS 절연층과 관련하여, PDMS의 영율(Young's modulus)는 ~870 kPa로 신축 전도성 섬유(~ 3 MPa) 보다 현저히 작은 것이므로 섬유 고유의 신축에 영향을 미치지 않으며, 이는 섬유 스트레인 센서의 성능(performance)에 PDMS 층이 거의 영향을 미치지 않는 것이다. PDMS 층의 두께는 전환점(transition point)(도 6a의 (도 6a의 (ⅲ) 및 도 6b의 (ⅲ) 참조) 보다 높은 변형에서 스트레인 센서의 정전용량 값(capacitance value)에 영향을 미치는 것으로 보이지만, PDMS 절연층은 실제 두 섬유 사이에서 실제적으로 별개인 것이므로 높은 변형 하에서 섬유의 고유 신축에 영향을 미치지 않는다(도 10 참조).
정전용량성 스트레인 센서의 감도(S)는 식 'S=δ(βC/C0)/δε'로 정의될 수 있으며, 상기 식 'S=δ(βC/C0)/δε'에서 ε는 센서에 적용되는 인장 변형률이며, βC는 센서에 적용된 변형에 따른 정전용량(capacitance)의 변확밧이며, C0는 센서의 초기 정전용량(base capacitance) 값이다. 도 7을 참조하면, 식 1의 결과에서와 같은 mode 1에서의 정전용량성 응답(capacitive response)의 고유의 비선형적인 거동(behaviour)은 대략적으로 초기 변형률 범위(0~15%)에서 민감도가 낮으나, 15~27.5%의 변형률 범위에서는 높은 민감도를 보인다. 일반적으로 이식형(implantable) 스트레인 센서의 실제 적용에 있어서, 대부분의 장기(organs) 또는 조직(tissues)는 많이 신축되지 않기 때문에 상대적으로 낮은 변형률 범위(~10%)에서 높은 감도를 요구한다. 예를 들어, 인대(ligaments)와 힘줄(tendons)은 파열되지 않는 이상 일반적으로 ~10%까지 신축된다. 따라서, mode 1에서의 고감도 변형률 범위(15-27.5%)는 실제 적용시 유용한 작동 모드(operation mode)일 수 있다. 섬유 스트레인 센서의 감지 변형률 범위(sensing strain range)에 따라 mode 1에서의 가장 민감한 변형 범위를 정의할 수 있다. 또한, 도 7에서와 같이, 섬유 스트레인 센서의 주요 감도에 따른 감지 변형률 범위를 정의할 수 있다. 15~27.5%의 감지 변형률 범위에서, 약 12의 뛰어난 주요 감도(출력신호의 변화율 / 입력신호의 변화율(변형률))가 보였으며, 이는 종래의 보고된 정전용량식 스트레인 센서보다 현저히 높은 것이다. 일반적으로 기존의 정전용량식 스트레인 센서의 응답은 주로 인장 변형률에 따른 절연층의 변형성(deformability)과 유전상수(dielectric constant)를 결정하는 센서 내 절연층의 재료 특성에 영향을 받는다. 그러나 보 발명의 섬유 스트레인 센서를 절연층(dielectric layer)으로서 빈 코어(core)를 적용하고 있으므로, 변형에 따른 두 전도성 섬유 사이의 비어있는 코어(core)의 우수한 변형성에 의하여 섬유 스트레인 센서의 정전용량(capacitance)에서의 급격한 증가를 기대할 수 있다.
섬유 스트레인 센서의 실제 적용함에 있어서, 타겟으로 하는 조직(tissue)에 봉합되는 동안 변형되는 것이므로 센서의 초기 변형률 범위은 봉합 공정에서 소모될 수 있다. 이를 위하여, 센서의 낮은 민감도의 초기 변형률 범위를 봉합 공정을 위한 완충 변형률 범위(buffer strain range)로 정의한다(도 7 참조). 따라서, 상대적으로 낮은 민감도를 가지는 완충 변형률 범위는 봉합 공정에서 소모되는 것일 수 있으며, mode 1의 감지 변형률 범위는 섬유 스트레인 센서의 실제 작동에서의 것일 수 있다.
섬유 스트레인 센서의 인장 변형률 하에서의 해석
인장 변형률(tensile strain)에 대한 섬유 스트레인 센서의 전기용량성 반응을 계산하기 위하여, 우선 인장 변형률에 따른 섬유 스트레인 센서 내 두 개의 이중 나선 전도성 섬유에 대한 거동을 분석한다.
이중 나선 구조는 나선형으로 감긴 전도성 섬유의 여러 동일한 단일 회전으로 구성되므로 도 8에서 빨간색으로 강조 표시된 바와 같이 단일 회전만 고려하다.
또한, 도 6a 및 도 6b에서와 같이 섬유 스트레인 센서 내 이중 나선 전도성 섬유의 동작은 적용된 변형률 범위(mode 1 및 mode 2)에 따라 두 가지 작동 모드로 나눌 수 있다.
<mode 1에서의 스트레인(strain) 범위>
전환점 이전의 스트레인 범위(도 6a)에 해당하는 작동 모드(mode 1)에서, 두 개의 이중 나선 전도성 섬유는 적용된 스트레인에 따라 점진적으로 펼쳐지며, 두 전도성 섬유 사이의 거리(도 6b의 'd')가 감소한다. 이때, Ecoflex 탄성층의 탄성계수(약 30 kPa)가 전도성 섬유의 탄성계수(약 5 MPa)보다 훨씬 낮기 때문에, Ecoflex 탄성층은 전도성 섬유들의 거동에 영향을 미치지 않는 것으로 가정한다. 도 8에서와 같이 펼쳐진 형태의 나선섬유를 고려하면, 하기 식 (S1)은 피타고라스 정리(Pythagorean Theorem)에 의해 도출될 수 있다.
식 (S1):
식 (S1)에서, l1turn은 신축 전도성 섬유의 1회전의 길이이며, 나선 회전의 밀도(섬유 스트레인 센서의 길이당 회전 수)이며, d0은 신축이 없는 두 PDMS로 코팅된 신축 전도성 섬유 사이의 거리이며, t0은 신축 전도성 섬유 상에 코팅된 PDMS 층의 두께, r0는 신축 전도성 섬유의 반지름이다. 식 (S1)에서, l1turn은 변형 범위에서 섬유가 신축되지 않는다는 가정 때문에 mode 1에서 일정하다. 센서 길이 1/n은 인장 변형률 ε를 센서에 가하면 (ε + 1)1/n까지 증가하여 두 섬유 사이의 거리(d0)가 감소한다. 따라서 섬유 센서에 가해지는 인장 변형률에 따른 두 섬유 사이의 거리 감소는 식 (S1)로부터 하기 식 (S2)와 같이 계산할 수 있다.
식 (S2):
반면에, 두 개의 평행한 전도성 섬유 사이의 정기용량은 이론적으로 하기의 식(S3)과 같이 계산할 수 있다.
식 (S3):
도 11a의 (a)를 참조하면, 식 (S3)에서, 는 전도성 섬유의 길이를 나타내며, 는 두 평행한 전도성 섬유 사이의 유전율(permittivity)을 나타내며, D는 두 전도성 중심의 중심 사이의 거리이며, r는 전도성 섬유의 반지름(radius)을 나타낸다.
두 개의 섬유로 이루어진 이중 나선 구조는 두 개의 꼬인 평행선과 동일하다. 이중 나선 모델과 병렬 모델 모두에서 두 전도성 섬유 사이의 전기장은 주로 이중 나선 모델에서 나선 각도가 45°를 초과하지 않는 한 서로 마주보는 두 섬유 사이의 최소 거리 내에서 발생한다(도 11a의 (b)). 도 8의 나선형 전도성 섬유의 감겨있지 않는(펼쳐진) 형태에서의, 섬유의 나선(helical)의 각도(θ)는 하기 식 (S4)와 같이 계산될 수 있다.
식 (S4):
섬유의 나선의(helical) 각도가 45°를 초과하면 인접한 나선형 회전 간의 정기용량이 서로 마주보는 섬유 사이의 정기용량보다 더 우세해진다(도 11a의 (c) 참조).
본 발명에서 섬유들의 나선의 각도(3 turns/cm-1 센서의 경우 36.32°)가 45°보다 안전하게 작기 때문에, 이 분석 모델에서 인접한 나선형 회전 사이의 프린지 전기장(fringe-field)은 무시할 수 있다.
따라서 두 개의 평행한 전도성 섬유 사이의 정기용량에 대한 식 (S3)은 섬유 스트레인 센서의 두 개의 이중 나선형 전도성 섬유 사이의 정기용량에도 유효하다.
도 6a의 (ii)와 도 8에서 이중 나선형 섬유 파라미터는 식 (S3)에서의 입력하면, mode 1에서의 두 이중 나선형 전도성 섬유 사이의 정기용량(C1)은 하기 식 (S5)와 같이 계산할 수 있다:
식 (S5):
식 (S5)에서 0은 센서 내 두 전도성 섬유 사이의 진공 유전율(space permittivity)이며, 1은 센서 내 두 전도성 섬유 사이의 유효 비유전율(effective relative dielectric constant)이다. 도 11b를 참조하면, 유효 비유전율( 1)를 도출하기 위해, PDMS 층(PDMS layer)으로 코팅된 두 개의 이중 나선 전도성 섬유(Conductive fibre)에서 발생하는 커패시터(capacitor)는 일련의 3개의 커패시터(CPDMS, Cair, CPMDS)와 동등한 회로로 설명할 수 있다.
도 11b를 참조하면, 캐패시터 구조의 전극 부분의 면적을 A로 가정하면 총 전기용량(Ctotal)는 하기 식 (S6)와 같이 계산할 수 있다:
식 (S6):
식 (S5)와 식 (S6)로부터, PDMS 층으로 코팅된 두 전도성 섬유 사이의 유효 유전률(effective dielectric constant)은 적용된 인장 변형율에 따라 하기 식 (S7)에서와 같이 도출될 수 있다:
식 (S7):
식 (S1), (S2) 및 (S6)을 식 (S5)와 대입하면, 섬유 스트레인 센서 전기용량의 파라미터 종속성(parameter dependency)을 계산할 수 있다. 도 7에서와 같이, 파라미터로서 'n = 3, d0 = 0.05 cm, t0 = 0.005 cm, r0 = 0.011cm, PDMS=2.5, air =1, 0 =8.85Х10-12 F/m'를 이용하여 mode 1에서의 3 turns/cm 및 500 ㎛의 코어 직경을 가지는 센서의 전기 용량 반응(capacitive response)의 예상 값을 보여준다.
상술한 식들은 작은 변형율에 대해서는 잘 적용될 수 있으며, 적용된 변형율이 전환점에 접근함에 따라 계산된 결과와 실험 결과 사이의 편차가 점점 커지게 된다. 이는 변형율 범위에서 섬유들이 자체적으로 신축되지 않는다는 전제(assumption)이 부정확한 것으로 볼 수 있다. 인장 변형율 하에서 팽팽해지는 Ecoflex 층은 보다 많은 힘을 필요로 하기 때문에, 신축성 전도성 섬유는 높은 인장 변형율 하에서 Ecoflex 층에 의하여 기계적으로 영향을 받으며 신축된다.
<운전모드(operation mode)(mode 1 및 mode 2) 사이의 전환점에 대한 임계인장 변형율(critical tensile strain)의 정의>
본 발명에서 전환점(transition point)으로 정의되는 특정 인장 변형률(εt)에서, 센서 내 이중 나선 전도성 섬유의 절연 층이 서로 접촉하여 초기 이중 나선 구조를 도 6a의 (iii) 및 도 6b의 (iii)와 같이 두 개의 섬유로 구성된 비틀린 구조로 만든다. 이는 센서의 작동 모드인 mode 1과 mode 2의 두 변형 범위 사이의 전환 지점이다. 이 전환점에서 섬유 센서의 전기용량은 d(εt) = 0을 식 (S5)에 도입하여 하기 식 (S8)과 계산할 수 있다:
식 (S8):
전환점의 인장 변형률(εt)도 식 (S2)로부터 하기 식 (S9)와 같이 계산할 수 있다:
식 (S9):
<mode 2에서의 스트레인(strain) 범위>
전환점보다 높은 인장 변형률 하에서 두 개의 꼬여진(twisted) PDMS 코팅 전도성 섬유는 도 6a의 (iv) 및 도 6b의 (iv)와 같이 자체적으로 늘어난다. 또한, 물질(materials)의 푸아송 비(Poisson's ratios)에 의하여 섬유의 신축됨에 따라 전도성 섬유(conductive fibre)의 반지름(r0)과 PDMS(fibre) 층의 두께(t0)가 동시에 감소한다. 인장 변형율에 따른 전도성 섬유의 반지름(r)은 하기 식 (S10)과 같이 계산할 수 있다:
식 (S10):
식 (S10)에서 L 1turn (ε)는 인장 변형률 ε 하에서 가늘고 긴 전도성 섬유 길이이며,vcf는 전도성 섬유에 대한 푸아송의 비(0.22)를 나타낸다. 같은 방식으로 인장 변형 상태에서 전도성 섬유에 코팅된 PDMS 층의 감소 두께(t)도 하기 식 (S11)과 같이 계산할 수 있습니다.
식 (S11):
식 (S11)에서 vPDMS는 PDMS의 푸아송 비(0.5)이다. 이 변형률 범위에서는 두 개의 꼬여진 전도성 섬유는 PDMS 층에 의해서만 분리되기 때문에, 꼬인 구조물에서 손상되지 않은 섬유의 단일 회전은 도 8과 유사한 방법으로 다음과 같이 설명할 수 있다(도 11c 참조).
도 11c에서, L1turn(ε)은 식 (S11)를 풀어서 계산할 수 있으며(식 (S11-1)), 하기 식 (S12)에서와 같이 피타고라스 정리에 의해 도출될 수 있다.
식 (S11-1):
식 (S12):
식 (S3)에서 유도된 L1turn(ε), r(ε) 및 t(ε)을 적용함으로써, mode 2에서 적용된 변형 하에서 섬유 스트레인 센서의 전기용량(C 2)은 하기 식 (S13)과 같이 계산될 수 있다:
식 (S13):
mode 1과 mode 2를 포함하여 전체 변형 범위에 걸쳐 계산된 섬유 변형 센서의 전기용량 반응(capacitive response)은 도 11d에서의 실험 결과와 함께 제시하였다. mode 1에 대한 분석한 식들은 섬유들이 자체적으로 늘어나지 기초하여 도출된 것이다. 이러한 가정은 또한, mode 1(식 (S3))(도 11d의 'Equation S3')에서 높은 변형율 하에 응력이 가해지며 늘어나기 때문에 점점 더 정확하기 않다. 이러한 섬유의 자체적인 신축은 이중 나선 구조의 면 고정을 방해하며, 이는 계산된 결과와 실험 결과의 편차를 설명한다. 그러나, 분석된 표현은 mode 2(식 (S13))(도 11d의 'Equation S13')에서의 높은 변형율 영역에서 초기 센서의 반응 및 곡선의 기울기를 정확하게 예측한다.
섬유 스트레인 센서의 성능 특성
섬유 스트레인 센서의 완충 변형 범위(buffer strain range)와 감지 스트레인 범위(sensing strain range)로 구성된 mode 1이 실제 적용 시 관심 있는 작동 모드가 될 것이기 때문에, 본 발명에서 최대 작동 mode 1을 센서의 1회당 신축성(stretchability)으로 정의했다. 상기 식 1에서 설명한 바와 같이, 섬유 스트레인 센서의 완충 변형 범위, 주 감도(sensitivity) 및 작동범위의 신축성(operative stretchability)과 같은 섬유 변형 센서의 성능은 주로 센서 내 신축 전도성 섬유들의 이중 나선 구조를 펼쳐짐(straightening; 직선화)에 의존한다. 이러한 효과를 조사하기 위해 도 12a 및 도 12b와 같이 이중 나선형 감긴 회전의 밀도(turn/cm)가 상이한 섬유 센서를 준비했다. 도 12b는 회전 밀도(turn/cm)를 1 turn/cm(도 12b의 (a)), 2 turns/cm(도 12b의 (b)), 3 turns/cm(도 12b의 (c))에 대하여 인장 변형률을 45%까지 적용하는 경우의 광학이미지 사진을 도시한 것이다. 도 13는 인장 변형률(tensile strain)에 대한 다양한 섬유 센서의 전기용량 반응(capacitive response)을 나타낸다.
도 12b 및 도 13을 참조하면, 섬유 스트레인 센서의 나선형의 회전 밀도가 높은 경우 센서의 주 감도가 감소하고 신축성이 증가하였다. 이러한 관계는 주로 센서의 나선 회전 밀도에 의존하는 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유들의 직선 거동(straightening behaviour)에 기인한다. 센서에서 나선형 회전 밀도가 작을수록 작은 인장 변형률에서도 이중 나선형 전도성 섬유가 쉽고 빠르게 직선화(펼쳐짐)된다. 이는 동시에 주 감도 증가와 감지 변형률 범위(sensing strain range)의 감소로 이어진다(도 12b 참조).
비슷한 방식으로, 섬유 스트레인 센서의 성능도 센서의 중공 코어(hollow core)의 초기 직경을 조정하여 조절할 수 있다. 이러한 거동을 확인하기 위하여, 도 14에서와 같은 중공 코어(hollow core) 직경이 250, 500, 750μm인 다양한 섬유 변형 센서(회전 밀도: 3 turns/cm)를 제작하였으며, 도 15에서 도 14에서의 중공 코어의 직경에 따른 정전용량성 반응 평가결과를 도시하였다. 도 15를 참조하면, 더 큰 직경의 중공 코어를 가진 섬유 센서는 이중 나선 전도성 섬유를 직선화하기(펼쳐짐) 위하여 더 높은 인장 변형률을 요구하기 때문에, 센서의 중공 코어의 초기 직경이 증가함에 따라 센서의 반응이 직선형이고 민감도가 높은 부분만을 실제 사용 가능한 작동범위 내에서의 신축성(operative stretchability)이 증가하였다(도 15 참조). 따라서 주 감도, 완충 변형 범위 및 감지 변형 범위와 같은 mode 1에서의 섬유 스트레인 센서의 성능은 센서 내 전도성 섬유에 대한 이중 나선 구조를 조정(감긴 횟수(회전 밀도), 중공 코어 직경)하여 효과적으로 조절할 수 있다. 이와 관련하여 이중 나선형 섬유가 센서에서 적절하게 정렬되지 않은 경우 섬유 센서의 성능이 변화될 수 있다. 그러나 기존의 회전 설정(rotation setup)을 사용하여 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유의 일정하게 정렬할 수 있어 감지 성능의 높은 재현성을 보장할 수 있다. 또한, 섬유 스트레인 센서의 성능은 센서 내 전도성 섬유 탄성(elasticity)에 의해 변화될 수 있다. 특히, 센서의 감도는 탄성 전도성 섬유 대신 경성(rigid) 전도성 와이어를 사용하고, 도 16과 같이 높은 변형률 하에서 섬유들의 고유한 신축 효과(stretching effect; 늘어남 효과)를 제거함으로써 증가시킬 수 있다.
도 16는 첫 번째 신축 및 이완 사이클에서 순수 Ag(은) 기반 경성의 전도성 와이어를 사용하여 제작된 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답을 도시한 것이며, 도 16를 참조하면, 신축 부분에서는 실험 결과와 정전용량성 반응의 해석적 예측 사이의 우수한 합치를 얻어 높은 감도를 달성했다. 그러나 센서에 있는 와이어의 이중 나선 구조는 와이어의 강성(rigidity)으로 인해 센서가 늘어나면 비가역적으로 파괴되어 신축 사이클의 이완 부분에서 용량성 응답의 차이가 컸으며, 전도성 와이어의 강성은 첫 번째 신축 사이클 이후 불가역적으로 이중 나선 구조를 파괴하여 스트레인 센서에 허용할 수 없는 히스테리시스 특성(hysteresis property)을 초래한다.
뛰어난 감도로 인하여, 본 발명의 섬유 스트레인 센서는 미세하게 적용된 변형률(strain)을 감지할 수 있다. 0.1%의 낮은 변형률에 대해 3 turns/cm의 이중 나선 밀도 및 500μm의 중공 코어 직경으로 제작된 섬유 스트레인 센서의 고감도(high sensitivity) 특성 결과를 도 17에 도시하였으며, 도 17의 (a)는 미리 신축하지 않는 섬유 스트레인 센서에 대한 것이며, 도 17의 (b)는 15%의 변형률로 미리 신축된 섬유 스트레인 센서에 대한 것이다. 15-27.5% 사이의 감지 변형 범위는 실제 스트레인 센싱 애플리케이션에서 사용되므로, 그러한 작은 변형 측정 시 센서를 미리 신축하여야야 한다. 도 18은 0.05%의 미세한 인장 변형률을 측정하는 15% 미리 신축된 섬유 스트레인 센서의 반응을 나타내며, 도 19는 15%의 변형률로 미리 신축된 섬유 스트레인 센서에 대하여 0.01%(도 19의 (a)), 0.005%(도 19의 (b)), 0.001%(도 19의 (c))의 인장 변형률이 반복적으로 적용된 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 반응을 도시한 것이다. 도 18 및 도 19을 참조하면, 0.05%의 미세한 인장 변형률을 측정하는 15% 미리 신축된 섬유 스트레인 센서의 반응은 변형률 검출 하한치인 0.001%에 해당하는 ~0.000068의 RMS(root mean square) 노이즈를 나타낸다.
섬유 스트레인 센서의 안정성(stability) 및 내구성(durability)
섬유 스트레인 센서의 안정성 및 내구성도 조사되었다. 도 20은 50% 변형률로 1회의 사전 신축 사이클 이후, 연속적인 신축-이완 사이클(stretch-release cycles)에서 섬유 스트레인 센서(3 turns/cm의 이중나선 밀도와 500μm의 코어 직경)의 인장 변형률에 대한 정전용량 반응(capacitive response) 결과를 도시한 것으로, 도 20을 참조하면, 정전용량성의 응답에 대하여 작은 이력현상(hysteresis)을 보여준다.
도 21은 다양한 인장 변형률을 가지는 첫 번째 신축-이완 사이클에서의 전기용량성 응답을 도시한 것으로서, 도 21의 (a)는 5%의 인장 변형률, 도 21의 (c)는 10%의 인장 변형률, 도 21의 (e)는 20%의 인장 변형률, 도 21의 (g)는 30%의 인장 변형률에서의 전기용량성 응답 결과를 도시한 것이며, 도 21의 (b), (d), (f), (h)는 각각 도 21의 (a), (c), (e), (g)와 동일한 인장 변형률 조건에서 사전 신축 사이클로서 50% 변형률로 1회의 사전 신축 사이클 이후 첫 번째 신축-이완 사이클에서의 전기용량성 응답 결과를 도시한 것이다.
도 21을 참조하면, 섬유 스트레인 센서(3 turns/cm의 이중나선 밀도과 500μm의 코어 직경)는 작은 인장 변형률(5, 10%)에서는 이력현상(hysteresis)이 나타나지 않지만, 전환점 주변에서의 경우 이중 나선 구조의 신축 전도성 섬유 고유의 스트레칭으로 인해 높은 인장 변형률(20, 30%)에서는 상당한 수준의 이력현상(hysteresis)이 발생한다. 단, 스트레인 50%의 단일 스트레칭 사이클 후(도 21의 (b), (d), (f), (h))에서는 무시할만 한 수준의 이력현상이 나타난다.
인장 변형률이 더 낮은 경우, 3 turns/cm의 이중나선 밀도과 500μm의 코어 직경을 갖는 섬유 스트레인 센서는 첫 번째와 연속적인 신축-이완 주기에서 모두 무시할 수 있는 이력현상(hysteresis)을 나타내며 센서의 높은 안정성을 확인할 수 있다.
이러한 센서의 이력현상이 존재하지 않으며, 이로 인한 우수한 높은 안정성은 센서의 이중 나선 전도성 섬유에 기인하는 것이며, 이는 고유의 신축보다는 직선화(straightening; 펼쳐짐)가 지배적이기 때문이다. 그러나, 도 9 및 도 10의 시뮬레이션 결과에 나타난 바와 같이 높은 인장 변형률(tensile strain) 하에서 전도성 섬유는 응력을 받기 시작하고 고유의 신축으로 인하여, 섬유 스트레인 센서는 고유적으로 신축된 전도성 섬유들의 시간 의존적 점탄성 거동(time-dependent viscoelastic behaviour)에 의해 첫 번째 신축 사이클에서 약간의 이력현상(hysteresis)을 나타낸다.
도 21을 참조하면, 첫 번째 신축-이완 주기 이후 섬유 스트레인 센서는 연속 주기 동안 무시할 수 있는 이력현상(hysteresis)을 보였으며, 이는 미리 신축된 섬유 스트레인 센서가 높은 안정성을 가지고 있음을 보여준다. 미리 신축된 후 구성성분 재료의 시간 의존적 점탄성 거동에 의해 센서가 거의 영향을 받지 않았기 때문에, 센서의 고감도 및 무시할만한 이력현상(hysteresis)은 도 22 및 도 23과 같이 높은 신장률(stretching rates)에서도 재현할 수 있다.
도 22는 증가하는 인장 변형률과 관련하여 3 turns/cm 및 500 μm의 중공 코어 직경을 가진 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 반응을 도시한 것으로, 도 22를 참조하면, 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답은 0.05, 1, 5 mm/s의 다양한 신장률(stretching rates)에서 측정되었으며, 신장률의 영향을 거의 받지 않는 것을 확인할 수 있다.
도 23은 1 mm/s(도 23의 (a), (b)) 및 5 mm/s(도 23의 (c), (d))의 서로 다른 스트레칭 속도를 사용하여 인장 변형률이 20%(도 23의 (a), (c)) 및 30%(도 23의 (b), (d))인 신축 및 이완 사이클에 대한 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답을 도시한 것이다. 도 23에서는, 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답은 높은 안정성을 얻기 위해 50%의 단일 사전 신축 사이클 후에 측정되었다. 도 23을 참조하면, 더 높은 신장률에서도 무시할 수 있는 이력현상(hysteresis)을 나타낸다.
도 24는 다양한 신축률(1, 2, 3, 4 및 5 mm/s)에서의 20% 인장 변형률에 에서의 섬유 스트레인 센서의 정규화된 정전용량성 변화를 도시한 것이다. 도 24를 참조하면, 센서의 높은 안정성을 바탕으로, 센서는 또한 다른 신장률에서 20%의 변형률로 반복되는 신축-이완 주기 동안 명확하고 안정적인 반응을 보였다.
다양하게 적용되는 인장 변형률에 대한 섬유 스트레인 센서의 기계적 이력(mechanical hysteresis)도 도 25에서와 같이 평가되었다. 도 25는 다양한 변형률(5, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40%)에서의 섬유 스트레인 센서의 응력-변형률 곡선을 도시한 것이다.
도 26은 반복적인 5, 10, 20 및 30%의 변형률에서의 섬유 스트레인 센서의 정규화된 정전용량의 변화를 도시한 것이다.
도 27은 10%의 변형률로 2000사이클 이상 반복하여 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답의 안정성을 평가한 것이다.
도 25를 참조하면, 첫 번째 신축에서 상당한 기계적 이력을 발견하였으며, 이 또한 높은 인장 변형률 하에서 증가하였다. 관찰된 대형 기계식 이력은 그러한 신축성 전자 변형 센서에 전형적이지만, 정전용량성 이력현상(capacitive hysteresis)이 관찰되지 않은 것은 본 발명의 이중 나선형 설계의 특징으로 응용(applications)에 많은 이점을 제공한다. 이러한 높은 안정성 덕분에, 도 26을 참조하면, 섬유 스트레인 센서는 센서에 50%의 첫 번째 사전-변형율(pre-strain)을 적용한 후 5, 10, 20, 30%의 다양한 반복 인장 변형률에 대해 안정적이고 명확하게 구별할 수 있는 반응을 보였다. 섬유 스트레인 센서의 안정적인 정전용량성 응답(capacitive response)은 10% 변형률로 2,000 사이클(cycle)을 강도 높게 시험한 후에도 상당한 성능 저하 없이 유지하였으며, 이는 도 27에서와 같이 파이버 센서의 높은 내구성을 보여주었다.
도 28은 섬유 스트레인 센서를 40일 이상 인산염 완충 식염수(phosphate-buffered saline; 1x PBS)에 완전히 담지하였을 때의 정전용량의 값을 도시한 것이다.
도 28을 참조하면, 희석되지 않은 인산염 완충 식염수(phosphate-buffered saline; 1x PBS)에 완전히 담지하여도 섬유 스트레인 센서의 기본 전정용량(capacitance)은 몇 주 동안 안정적이었으며, 생리학적 배지(physiological media)에서 센서의 높은 안정성을 보여준다.
무선(wireless) 및 무납땜(solderless) 회로 설계 및 특성화
섬유 스트레인 센서의 무선 판독(wireless readout)의 경우, 도 29와 같이 유도 코일(inductive coil)(L)을 정전용량성 섬유 변형 센서(C)에 병렬로 연결하여 수동형 LCR 공진 회로(passive LCR resonant circuit)를 제작했다. 인장 변형률에 따른 섬유 스트레인 센서의 정전용량 변화는 하기 식 2에 따라 LCR 회로의 공명 주파수 f 0 의 변화를 유도한다.
[식 2]
f 0 =
식 2에서, C는 회로의 커패시턴스(capacitance)를 의미하며, L은 회로의 인덕턴스(inductance)를 의미한다.
f 0 의 변화는 회로의 반사계수(reflection coefficient) S 11 을 측정하는 네트워크 분석기(도 30 참조)의 외부 판독 코일(external reading coil)과 LCR 센서 회로의 유도 결합을 통해 무선으로 모니터링되었다. 도 31은 최대 40%의 다양한 인장 변형률이 적용될 때 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템(wireless fibre strain sensing system)의 반사 계수(S 11 ) 스펙트럼을 보여준다. 무선 시스템의 공명 주파수(resonant frequency)는 시스템의 캐패시턴스 증가에 따른 인장 변형률 증가와 함께 감소하였다. 공진 주파수는 상기 식 2에서 설명한 대로 무선 센싱 시스템의 정전용량(capacitance)에 직접 의존하므로, 정전용량성 섬유 스트레인 센서의 고감도로 인하여 대략 수십 MHz의 민감한 주파수 이동이 가능할 수 있다. 또한, 무선 시스템의 높은 Q fator를 나타내는 S 11 스펙트럼에서 높고 날카로운 피크를 얻었다. 수동형 무선 LCR 회로의 Q fator는 일반적으로 하기 식 3과 같이 정의된다.
[식 3]
식 3에서 R은 무선 센싱 시스템의 저항(resistance), L은 무선 센싱 시스템의 인덕턴스(inductance), C는 무선 센싱 시스템의 전기용량(capacitance)를 나타낸다.
일반적으로 신축성의 무선회로내 전도성 복합체의 고유의 스트레칭은 전기저항을 상당히 증가시키기 때문에 인장 변형률 하에서 수동형 무선 시스템의 높은 Q 계수(Q factor)를 달성하고 유지하는 것이 용이하지 않다. 적용되는 변형률에 따른 Q 계수의 빠른 감소는 스트레인 센서의 무선 판독 성능을 제한할 수 있다.
도 32의 (a)는 섬유 스트레인 센서에 적용되는 인장 변형률에 따른 섬유 스트레인 센서 내 나선 구조의 신축 전도성 섬유의 전기 저항의 상대적 변화를 도시한 것이다. 도 32의 (a)에서 검정색 실선은 최대 60%까지의 변형률에 의해 직접 신축된 전도성 섬유의 저항 반응을 나타낸다. 도 32의 (b)는 도 32의 (a)에서의 점선 사각형 영역을 확대한 것으로, 섬유 스트레인 센서의 신축 전도성 섬유가 이중 나선 배열에서도 약간 늘어나 있음을 나타낸다.
도 32를 참조하면, 섬유 스트레인 센서 시스템의 주요 이점은 센서의 전도성 섬유는 mode 1의 변형률 범위 내에서 고유의 신축이 아닌 직선화(straightening)가 지배적이기 때문에 인장 변형률에 따라 전기 저항이 약간만 증가한다는 것이다.
무선 시스템의 안정적이고 낮은 전기 저항은 높은 인장 변형률에서도 Q factor의 열화를 최소화하여 도 31과 같은 무선 시스템이 높은 신축성을 달성할 수 있게 한다.
도 33은 무선 시스템에서 측정된 공명 주파수의 변형률 의존성을 도시한 것이다. 도 33의 실선은 적용된 변형률에 대한 적합한 공진 주파수 의존성을 나타낸다.
도 33을 참조하면, 변형률에 따른 시스템의 공명 주파수 변화는 계산된 예상값과 상당히 일치했다.
체외(Ex vivo) 스트레인 센서의 특성
섬유 스트레인 센싱 시스템의 봉합성(suturability), 고감도, 무납땜 특성(solderless property), 무선 판독 능력(wireless readout ability) 등을 고려해 다리의 움직임 중 인대(ligament)와 힘줄 조직(tendon tissue)에서 발생하는 생리학적(physiological) 변형을 모니터링할 수 있는지를 입증하였다.
무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 섬유 스트레인 센서를 도 34에서와 같이 신선한 생체외 돼지(porcine) 뒷다리의 아킬레스건(Achilles tendon)에 직접 봉합되었다. 섬유 스트레인 센싱 시스템의 효과적인 봉합을 위해, 도 35에서와 같이 섬유 스트레인 센서는 중공 구조를 활용하여 의료 봉합 나사산에 직접 제작되었으며, 이 작업에서는 바늘의 크기와 관련해 36 ㎜의 크기와, 1/2c shape(직경 11.45㎜)의 봉합용 바늘이 사용됐다. 외과의사들은 의료용 실의 중간 부분을 사용하는 것을 선호하므로, 또한 상기 봉합의 경우에도 섬유 스트레인 센서를 바늘에 직접 부착하기보다는 의료용 실에 장착했다. 따라서 이 시스템에서는 바늘 크기에 제한이 없다. 또한 봉합 과정에서 섬유 스트레인 센서에 가해지는 장력 또한 무시할 수 있다.
유도 안테나 코일(inductive antenna coil)은 코일의 직경과 회전수를 조절하여 높은 Q 계수를 달성하도록 최적화되었다. 또한, 도 35를 참조하면, 움직임 동안에 두 코일의 정렬이 잘 되도록 감지 및 판독 코일의 코일에 자석(magnet)을 삽입하였다.
무선 시스템의 공명 주파수는 판독 코일에 연결된 네트워크 분석기를 사용하여 돼지 다리의 굽힘(bending) 및 신축(stretching) 동안 실시간으로 지속적으로 모니터링되었다. 돼지 다리를 구부리면 돼지 다리에 봉합된 섬유 스트레인 센서와 함께 아킬레스건이 늘어나 섬유 센서의 전기용량(capacitance)이 증가한다. 이는 무선 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 감소시켜 움직임 중 아킬레스건 인장 변형률의 무선 모니터링을 가능하게 한다. 움직임 중에 늘어난 섬유 스트레인 센서에서 발생하는 기계적 부하가 대상 조직(target tissue)으로 전달된다. 그러나, 섬유 스트레인 센서의 영률(~1Mpa)이 대상 조직(660±266MPa, 아킬레스 건)의 영률보다 훨씬 작기 때문에 센서로부터 추가되는 기계적 부하는 무시할 수 있으며 조직에 영향을 미치지 않을 것으로 예상된다.
도 36은 돼지 다리의 반복적인 굽힘과 스트레칭 동안 봉합된 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수 변화를 도시한 것이다. 대상 조직에 봉합된 무선 센서는 여러 굽힘 주기 동안 안정적인 반응과 우수한 반복성을 보였다. 섬유 스트레인 센서의 공명 주파수(~2.5 MHz at 42.6 MHz)의 측정된 변화는 ~ 3.13% 변형률 변화에 해당하며, 이는 걷거나 달릴 때 아킬레스건에서 예상되는 생리적 변형률 범위(3~5%)에 부합한다.
도 37은 서로 다른 속도(각각 약 0.1 및 1Hz)로 돼지 다리의 반복적인 굽힘 및 스트레칭 사이클에서 봉합된 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 33의 특정된 성능에 비해 도 36의 이식된 센싱 시스템의 공진 주파수가 다소 낮은 것은 이식에 최적화된 센싱 시스템의 변형 설계에 기인한다. 시스템 전기용량(커패시턴스)을 증가시키는 봉합 용이성을 위해 보다 긴 섬유 스트레인 센서를 선택하였으며, 보다 많이 회전된 유도 코일을 선택하였으며, 또한 코일을 최적으로 배치할 수 있도록 긴 전송선을 이용하였다.
봉합된 섬유 스트레인 센싱 시스템은 주로 힘줄을 따라 단일방향의 감도를 가지기 때문에 유연하지 않은 동작의 영향을 크게 받지 않았다. 도 38을 참조하면, 이식 부위 주변의 망치(hammer)에 의한 반복적인 기계적 충격은 다리의 굽힘 및 스트레칭 동작에 대한 반응에 비해 무시할 만한 수준의 센서 방해 신호에 불과하였다.
도 39는 돼지 다리의 연속적인 굽힘(bending)-스트레칭(stretching) 사이클 동안 아킬레스건에 봉합된 섬유 스트레인 센서의 공명 주파수 변화를 도시한 것이다. 도 39를 참조하면, 돼지 다리의 연속적인 굽휨-스트레칭 사이클 시 아킬레스건에 봉합된 섬유 스트레인 센서의 이력현상(hysteresis)을 보여준다.
섬유 스트레인 센서는 ex-vivo 실험에서도 무시할 수 있는 이력현상(hysteresis)을 보였으며, 실제 적용 시 봉합 형태의 높은 안정성을 보였다.
도 40의 (a)는 섬유 스트레인 센서를 돼지 뒷다리의 무릎 인대에 봉합한 무선 스트레인 센싱 시스템의 사진 이미지를 도시한 것이며, 도 40의 (b)는 무선 스트레인 센싱 시스템의 생체외 시연를 보여주는 이미지를 도시한 것이며, 도 40의 (c)는 돼지 다리의 굽힙 및 스트레칭에 따른 봉합된 무선 스트레인 센싱 시스템의 공진 주파수를 도시한 것이다. 도 40을 참조하면, 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템은 또한 돼지 다리의 무릎에 있는 슬개골 인대의 변형을 모니터링하는 데 사용될 수 있음을 입증하였다.
도 41의 (a) 및 (b)는 돼지 다리의 무릎에 의료 봉합에 의해 봉합된 상처(sutured wound)(도 41의 (a))와 벌어진 상처(open wound)(도 41의 (b))의 변형률을 모니터링하는 섬유 스트레인 센서의 사진이미를 도시한 것이며, 도 41의 (c) 및 (d)는 돼지 다리의 반복적인 굽힘(bending) 및 스트레칭(stretching) 사이클 시 봉합된 상처(sutured wound) 및 d) 벌어진 상처(open wound)에 대한 무선 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 41을 참조하면, 벌어진 상처(open wound)에 고정된 섬유 스트레인 센서는 봉합된 상처(sutured wound)를 모니터링하는 것보다 확실히 더 큰 반응을 보였다. 이러한 본 발명의 섬유 스트레인 센싱 시스템은 ex-vivo 실험 이외에도 스마트 힘줄/인대 및 탈장 예방을 위한 상처 봉합 모니터링과 같은 몇몇의 잠재적 용도에 사용될 것으로 예상된다.
생체적합성(biocompatibility) 및 생체내(in vivo) 실증
무선 스트레인 센싱 시스템이 신체 내부에서 안정적으로 작동하는지 확인하기 위해 섬유 스트레인 센서의 생체 적합성 테스트 및 생체 내 실증(demonstration)을 수행했다. 이를 위해 HCME(Human Cardiac Microvascular Endothelial) 세포를 이용해 세포 생존성을 시험했다.
도 42는 3주 동안 섬유 스트레인 센서의 존재 하에 배양된 살아있는 HCME 세포/죽은 HCME 세포의 녹색/빨간 형광 영상을 보여준다. 이 기간은 수술 후 재활 프로토콜을 통한 힘줄 치유 과정의 일반적인 모니터링 함에 있어 충분한 기간이다. 일반적인 페트리디쉬(petridish)에서 HCME 세포를 배양한 대조군(control)과 비교하면, HCME 세포는 배양 접시와 섬유 센서의 양쪽 표면 모두에서 잘 밀착되고 증식되어 결국 3주 후 65% 이상의 융합도(confluency)에 도달했다.
도 43은 3주 동안 섬유 스트레인 센서와 함께 배양된 HCME 세포의 ATP 정량화를 도시한 것이다. 도 43을 참조하면, 또한 3주 동안 섬유 스트레인 센서('fibre sensor')에서 배양된 HCME 세포의 아데노신 3인산염(ATP; Adenosine triphosphate) 함량은 대조군('control')과 대비할 만 수준이며, 섬유 스트레인 센서의 장기간의 생체 적합성이 우수함을 확인할 수 있다.
도 44는 생체내(in vivo) 실험에 사용된 미니피그 사진 이미지이며, 섬유 스트레인 센서는 뒷다리의 아킬레스건(오른쪽 하부 이미지)에 봉합하고, 유도 코일은 섬유 스트레인 센서가 이식된 부위 부근의 허벅지 피부 아래에 위치(오른쪽 상부 이미지)시켰다. 도 44를 참조하면, 체내(in vivo) 적용 가능성을 확인하기 위하여, 미니피크(minipig)의 아킬레스 건에서 발생하는 기계적 변형을 모니터링하는 무선 섬유 스트레인 감지 시스템의 성능을 입증하였다. 봉합 시스템의 섬유 스트레인 센서는 마취된 미니피그에서 뒷다리의 아킬레스 건에 직접 봉합되어 체외 시연에 사용된 것과 동일한 봉합 과정을 거쳤다. 무선 시스템의 전송선에 의해 봉합된 섬유 센서에 연결된 유도 코일을 센서 이식부위를 중심으로 허벅지 외피 아래에 배치하였다(도 44 참조).
도 35 및 도 45를 참조하면, 피부에 덮인 이식 유도 코일은 양쪽 코일의 코어(core)에 자석(magnet)을 삽입하여 외부 판독 코일과 쉽게 정렬할 수 있어 다리 움직임 중에 안정적인 측정이 가능하다.
또한, 도 46을 참조하면, 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 섬유 스트레인 센서와 유도 코일을 연결하는 전송선은 얇은 PDMS 레이어로 안정적으로 고정되어 구성을 유지하고 움직임 중에 전송선에서 발생하는 불필요한 정전용량성 노이즈를 방지하였다. 체외 시연(ex vivo)과 유사하게, 마취된 미니피그의 다리를 구부리고 스트레칭하는 동안 네트워크 분석기로 이식된 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 지속적으로 측정하였다.
도 47은 이식 후 3주 후 돼지 다리의 반복적인 굽힘(bending) 및 스트레칭(stretching) 사이클 동안 이식된 무선 스트레인 감지 시스템의 공명 주파수를 도시한 것으로, 도 47을 참조하면. 이식 후 3주 후 다리가 여러 번 움직일 때 이식된 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 안정적인 반응을 보여준다.
도 48은 돼지 다리의 굽힘(bending) 움직임에 따른 이식된 무선 스트레인 센싱 시스템의 S 11 스펙트럼을 도시한 것이다.
피부를 사이에 두고 센싱 코일(유도코일)과 외부의 판독 코일이 모두 약간 분리되었기 때문에 이식된 센서의 측정된 무선 응답의 강도가 감소했지만, 도 48을 참조하면, 신호는 생체내(in vivo) 환경에서 공명 주파수를 측정하기에 충분했다.
도 49는 이식 후 돼지 다리의 반복적인 굽힘 및 스트레칭 주기 동안 이식된 무선 스트레인 센싱 시스템의 공명 주파수를 도시한 것이다.
도 49를 참조하면, 이식 후 3주 후에 측정한 섬유 스트레인 센서의 무선 반응은 이식 직후 측정된 것과 유사하여 장기 체내 사용을 위한 무선 센싱 시스템의 안정적인 성능을 보여준다.
생체내 실험에서 측정한 공명 주파수는 주변 조직과 피부에서 발생하는 원치 않는 캐패시턴스의 영향으로 생체외 실험에서 측정한 주파수보다 다소 낮지만, 섬유 센서의 측정된 공진 주파수의 변화(~1.45 MHz at 25.21 MHz; corresponds to ~3.09% strain change)는 여전히 아킬레스 건의 예상된 생리적 변형률 범위와 비교할 만한 수준이다.
도 50은 돼지 다리의 스트레칭 및 굽힘 상태에서 이식된 무선 센싱 시스템을 보여주는 X선(X-ray) 이미지를 도시한 것이다. 도 50을 참조하면, 몇 주간의 생체내 실험 동안 센서 이식 부위 주변에 심한 염증은 없었다. 또한 이식된 코일(유도 코일)과 전송선은 이식된 섬유 센서의 무선 응답을 방해하지 않고 몇 주 동안 안정적으로 유지되어 있음을 확인할 수 있다.
무선 섬유 스트레인 센싱 시스템용 봉합 시스템(suturing system)
도 51a는 본 발명에서의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템 상에서의 섬유 스트레인 부분을 촬영한 사진이미지이며, 도 51b는 본 발명에서의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템 상에서의 스파이크(spike 1, spike 2) 부분을 촬영한 사진이미지이다.
섬유 스트레인 센서의 봉합 시스템에서, 봉합용 실(thread) 표면 상의 코팅은 섬유 스트레인 센서와 코어 중공 내에 위치하는 실(thread) 사이의 접착력이 낮아 봉합 후 실(thread)을 섬유 스트레인 센서로부터 쉽게 제거할 수 있다. 스파이크 1(spike 1)의 강한 접착력으로 인하여 섬유 스트레인 센서는 의료용 실로 대상 조직(target tissue)에 안정적으로 봉합될 수 있다. 입체 장해(Steric hindrance)와 코팅된 층의 두꺼운 수화층 형성은 젖은 환경에서 미끄러운 표면을 효과적으로 제공하여 대상 조직에 미치는 마찰력을 최소화한다. 변형된 표면을 바탕으로 섬유 스트레인 센서가 대상 조직에 대해 마찰력이 거의 없는 상태에서 성공적으로 봉합될 수 있다.
도 52는 본 발명의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템의 봉합과정에서의 의료용 실(medical thread)('봉합용 실' 또는 '실')의 분리 및 스파이크(spike)가 제거되는 과정의 모식도를 도시한 것이다.
도 52를 참조하면, 봉합 후 스파이크 1(spike 1)은 스파이크 2(spike 2)의 중간에서 절단되어 제거된다(도 52의 '2'). 봉합된 무선 스트레인 센싱 시스템에 있는 의료용 실(thread)의 나머지 부분은 실(thread)에 대한 접착력이 약하기 때문에 잡아당겨 쉽게 제거할 수 있다(도 52의 '3').
섬유 센서 봉합 후, 봉합된 센서는 다리 이동 중 안정적인 측정을 위해 고정되어야 한다. 미늘의 봉합(barbed suture)은 봉합된 실을 봉합에 기초하여 잠가 수술 상황에서 매듭이 없는 대안을 제공한다. 미늘의 봉합을 모방함으로써, 도 52와 같이 의료용 실에 섬유 스트레인 센서 전단부에 있는 PMDS 물질 기반의 원뿔 스파이크(concical spikes)를 추가할 수 있다.
도 53은 본 발명의 섬유 스트레인 센서 봉합 시스템을 대상조직으로서 (돼지 다리의) 아킬레스 건에 봉합한 이미지를 도시한 것이며, 도 53의 (a)는 스파이크(spike 2)와 결찰 클립(ligation clip)으로 섬유 스트레인 센서를 봉합한 사진이미지이며, 도 53의 (b)는 봉합된 섬유 스트레인 센서의 전단부에 잔류하는 스파이크(spike 2)의 이미지이며, 도 53의 (c)는 봉합된 섬유 스트레인 센서의 양 말단을 결찰 클립으로 고정한 이미지이다.
도 53을 참조하면, 두개의 스파이크 중 스파이크 1(spike 1)은 도 52에서와 같이 리드 지지체(leading support)로서 기능을 수행하며, 스파이크 2(spike 2)는 도 53과 같이 대상 조직(아킬레스건)의 측면을 기준으로 봉합된 섬유 스트레인 센서를 효과적으로 고정시킨다. 또한 봉합된 센서의 다른 쪽 끝은 의료용 결찰 클립(medical ligation clip)(Hem-O-Lock clop, PLTX230)을 사용하여 쉽게 고정되었다. 결찰 클립을 원하는 위치에 쉽게 적용할 수 있으므로, 섬유 스트레인 센서에 대하여 프리 스트레인(pre-strain)은 대상 용도에 따라 쉽게 조정될 수 있다.
봉합된 섬유 센서를 고정하는 스파이크 및 결찰 클립은 인장 변형률 하에서 봉합된 섬유 스트레인 센서에서 발생하는 기계적 부하에 의해 요구되는 강도를 가지고 있다. 특히 이 작업에서 스파이크 및 결찰 클립에 작용하는 최대 하중은 약 0.19 N이며, 인장 변형률 30% 하에서 3 turns/cm 및 코어 직경이 500 μm인 섬유 센서의 기계적 하중을 형성한다고 추정된다. 클립과 스파이크 모두 생체 외 실험(ex vivo experimen)이 끝날 때 장치를 제거하려고 할 때 훨씬 더 큰 힘을 유지할 수 있다.
결론 및 전망
본 발명은 매우 민감한 정전용량성 섬유 스트레인 센서를 기반으로 한 무선 1차원(1D) 스트레인 센싱 시스템을 개시하였다. 섬유 스트레인 센서는 2개의 신축성 전도성 섬유로 구성되어 있으며, 이중 나선 구조로 되어 있으며 코어는 비어 있다. 제작된 섬유 스트레인 센서는 기존 평판 정전용량성 스트레인 센서보다 약 4배 향상된 약 12배의 높은 감도를 보였다.
본 발명은 측정 가능한 파라미터만을 이용하여 섬유 스트레인 센서의 정전용량성 응답을 정밀하게 예측하는 해석 모델과 수치 시뮬레이션을 제공하였다. 계산된 거동과 측정된 거동 사이의 우수한 일치점을 적합한 매개변수(fitting parameters) 없이 얻었다. 또한 유도 코일을 추가하여 섬유 스트레인 센서를 무선으로 작동할 수 있었으며, 이는 납땜 지점(soldering point) 없이 단일 섬유를 이용하여 유사한 생체내 바이오전자(bioelectronic) 시스템의 현재 문제를 제거했다. 섬유 스트레인 센서를 이용하여 체외(ex vivo) 및 체내(in vivo) 돼지 다리 모델을 이용하여 움직임 중에 아킬레스 건의 생체역학 변형율(biomechanical strain)을 지속적으로 모니터링할 수 있음을 입증하였다.
이전에 보고된 이식형 센싱 기술과 비교하여 본 발명의 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템은 다음과 같은 고유한 이점을 가지고 있다. 첫째, 1D 섬유 구조로 기존 평면 이식형 전자장치보다 복잡한 구조를 가진 다양한 조직과 장기에 더 잘 적용할 수 있다. 둘째, 기기(섬유 스트레인 센서)를 대상 장기에 직접 봉합하여 시술 절차를 간소화할 수 있다. 셋째, 전체 시스템(무선 섬유 스트레인 센싱 시스템)은 땜질할 필요가 없으며, 이는 신축 가능한 전자제품의 주요 실용적 한계 중 하나로 간주된다. 또한, 공진 회로의 자가 공진(self-resonance)을 이용하여 본 발명의 무선 섬유 스트레인 센싱 시스템의 수동 판독 회로를 시간 도메인 판독 방법(time domain readout method)으로 확장할 수 있다.
생물의학 응용을 위한 1D 변형 센서 시스템은 현재의 Ag 나노입자를 Au로 대체함으로써 더욱 생체 적합성을 높일 수 있다. 또한, 이 시스템은 사용 후 이식된 기기를 제거하기 위한 2차 수술의 요건을 제거하기 위해 생물학적으로 사용할 수 있도록 제작될 수 있다.
한편, 본 명세서와 도면에 개시된 본 발명의 실시 예들은 이해를 돕기 위해 특정 예를 제시한 것에 지나지 않으며, 본 발명의 범위를 한정하고자 하는 것은 아니다. 여기에 개시된 실시 예들 이외에도 본 발명의 기술적 사상에 바탕을 둔 다른 변형 예들이 실시 가능하다는 것은, 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 자명한 것이다.
Claims (18)
- 전기 자극 신호를 수신하는 유도 코일;
상기 유도 코일과 전기적으로 연결되는 전송선;
상기 전송선과 전기적으로 연결되고, 제1 전도성 섬유, 제2 전도성 섬유 및 상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유에 의하여 형성되는 중공 코어(hollow core)를 포함하는 섬유 스트레인 센서; 및
상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유 중 적어도 하나에 형성되고, 상기 수신된 전기 자극 신호를 출력하는 전극 영역
을 포함하는 기능성 봉합사 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 제1 전도성 섬유는 소정의 길이로 연장된 나선형의 섬유이고, 상기 제2 전도성 섬유는 상기 제1 전도성 섬유의 나선축을 공유하며 소정의 길이로 연장된 나선형의 섬유인 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 유도 코일은 신호 발생기(function generator)로부터 생성되는 상기 전기 자극 신호를 무선으로 수신하는
기능성 봉합사 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유 각각은 절연물질로 코팅되되, 상기 전극 영역은 외부로 노출되는 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제4항에 있어서,
상기 절연물질은 PDMS(polydimethylsiloxane), Ecoflex, Dragon skin(실리콘), 폴리우레탄(polyurethane), SBS(styrene-butadiene-styrene), SEBS(styrene-ethylene-butadiene-styrene) 또는 폴리이미드(polyimde) 중 적어도 하나인 것으로 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유 각각은 섬유 기재; 및 금속 나노입자를 포함하는 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제6항에 있어서,
상기 섬유 기재는 폴리우레탄, SBS(styrene-butadiene-styrene), SEBS(styrene-ethylene-butadiene-styrene), EcoFlex 및 Dragon Skin(실리콘)으로 이루어진 군에서 선택되는 1 이상 재료인 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제6항에 있어서,
상기 금속 나노입자는 은(Ag) 나노입자, 구리(Cu) 나노임자, 백금(Pt) 나노입자, 금(Au) 나노입자, 아연(Zn) 나노입자 및 마그네슘(Mg) 나노입자로 이루어진 군에서 선택되는 1이상 물질인 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유의 회전 밀도는 0.5 내지 10 turns/cm인 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 중공 코어의 직경은 100μm 내지 3mm인 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 섬유형 스트레인 센서는 길이방향으로 탄성중합체가 도포되되, 상기 전극 영역은 외부로 노출되는 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제11항에 있어서,
상기 탄성중합체는 Ecoflex, Dragon skin, PDMS, Polyurethane 또는 SBS(styrene-butadiene-styrene) 중 적어도 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 유도 코일 및 상기 전송선은 상기 섬유 스트레인 센서의 제1 전도성 섬유와 상기 제2 전도성 섬유와 동일한 신축 전도성 섬유인 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 유도 코일, 상기 전송선 및 상기 섬유 스트레인 센서는 단일의 신축 전도성 섬유로 구성되는 것을 특징으로 하는
무선 스트레인 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 섬유 스트레인 센서 내 중공 코어를 관통하는 봉합용 실; 및 상기 섬유 스트레인 센서 전단부에 형성되는 스파이크를 더 포함하는
기능성 봉합사 시스템. - 제15항에 있어서,
상기 봉합용 실은 생체적합성 윤활성 물질로 코팅된 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제15항에 있어서,
상기 스파이크는 원뿔형의 형상을 가지는 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템. - 제15항에 있어서,
상기 스파이크는 제1 스파이크와 제2 스파이크로 구성되며, 상기 제1 스파이크와 상기 섬유 스트레인 센서 전단부 사이에 상기 제2 스파이크가 위치하는 것을 특징으로 하는
기능성 봉합사 시스템.
Priority Applications (1)
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|---|---|---|---|
| KR1020220059993A KR20230160486A (ko) | 2022-05-17 | 2022-05-17 | 스트레인 센싱 및 전기 자극 기능을 가진 기능성 봉합사 시스템 |
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|---|---|---|---|
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|---|---|
| KR (1) | KR20230160486A (ko) |
-
2022
- 2022-05-17 KR KR1020220059993A patent/KR20230160486A/ko not_active Application Discontinuation
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| A stretchable and biodegradable strain and pressure sensor for orthopaedic application, Clementine M. Boutry et al., Nature Electronics, Volume 1(5), May 14, 2018. |
| Biodegradable and flexible arterial-pulse sensor for the wireless monitoring of blood flow, Clementine M. Boutry et al., Nature Biomedical Engineering volume 3, pages47-57(2019). |
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|---|---|---|---|
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