WO2016114468A1 - 혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 압력센서 및 상기 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트 - Google Patents

혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 압력센서 및 상기 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트 Download PDF

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capacitor
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이동원
박종성
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전남대학교산학협력단
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Definitions

  • the present invention relates to a method of manufacturing a vascular pressure sensor that can measure blood flow in a blood vessel by using a change in resonance frequency according to a change in capacitance. More specifically, the first electrode of the capacitor can be flexibly attached to a curved stent and has a capacitor first electrode.
  • the present invention relates to a method for manufacturing a vascular pressure sensor capable of improving a manufacturing yield without requiring a separate alignment process between a capacitor and a second electrode, a vascular pressure sensor manufactured by the method, and a vascular stent having the vascular pressure sensor.
  • Coronary artery disease is a disease that causes sudden death from a heart attack due to the blockage of the coronary artery that supplies blood to the heart.
  • stents are widely used for the treatment of circulatory diseases such as fatal coronary artery disease and cerebrovascular disease, and much attention has been paid to the development of technologies for improving their function.
  • a stent is a cylindrical tube-shaped precision medical instrument used to normalize blood flow by inserting into narrowed or blocked blood vessels when blood vessels are blocked by blood clots, or when vascular or benign diseases occur. to be.
  • Types of stents include drug-coated stents, drug-eluting stents, and bioabsorbable stents.
  • the drug coated stent is a drug-coated stent for preventing restenosis in the stent.
  • the drug-coated stent has an advantage of lowering the restenosis rate by the formation of neointimal membrane in the stent by effectively delivering a topical drug.
  • stent coated with only drug without a polymer has a weak coating film, which is exposed to the blood when injected into the blood vessel, so that the amount of drug released at once is too large, and the drug required for one month to completely prevent restenosis.
  • the problem is that it is almost impossible to create a condition that can be sustained.
  • Korean Patent Laid-Open Publication No. 2012-0084515 discloses a drug eluting stand to which a biodegradable microstructure is bound.
  • Such a drug-eluting stent is produced by coating a drug with a predetermined thickness on the surface of the stent to prevent vascular restenosis during the stent procedure.
  • Smooth muscle cells at rest during vascular stent insertion start cell growth and cause cell division and differentiation, resulting in restenosis, where the drug that has been coated on the surface of the drug-eluting stent is restenosis. It acts to inhibit the growth and differentiation of cells, thereby preventing restenosis.
  • the drug release period is limited to about 3 months, and after 3 months, restenosis occurs in the stent.
  • the object of the present invention is to change the capacitance according to the change in the pressure in the blood vessel, the vessel pressure sensor that can confirm the occurrence of restenosis using the change in the resonance frequency according to the capacitance change
  • Another object of the present invention is to determine the timing and degree of occurrence of restenosis, can reduce the amount of unnecessary drugs, can reduce the medical cost of the vascular pressure sensor manufacturing method, the pressure sensor manufactured by the method, the It is to provide a blood vessel stent with a pressure sensor.
  • Still another object of the present invention is a method of manufacturing a vascular pressure sensor that can be flexibly attached to a curved stent and can improve manufacturing yield without requiring a separate alignment process between the capacitor first electrode and the capacitor second electrode, the Pressure sensor manufactured by the method, to provide a blood vessel stent with the pressure sensor.
  • the present invention to prepare a wafer to achieve the above object; Stacking a first body layer having upper and lower through holes on the wafer; Depositing a capacitor first electrode and an inductor having one end connected to the capacitor first electrode so as not to overlap the hole on the first body layer; Forming a gap layer filling the hole and covering the hole and the capacitor first electrode together; Stacking a second body layer on the first body layer to cover the inductor line and the void layer except for the other end of the inductor; Depositing a capacitor second electrode on the second body layer to be connected to the other end of the inductor at a position corresponding to the capacitor first electrode; Stacking a third body layer on the second body layer such that the capacitor second electrode is sealed; Removing the wafer and removing the void layer through the hole to remove it; And sealing the hole.
  • the holes are plural.
  • the body layers are SU-8, perylene, polyimide, polylactic acid (PLA), L-polylactic acid (PLLA), D-polylactic acid (PDLA), DL-polylactic acid (PDLLA), polycaprolactone (PCL) or poly 3-hydroxybutyrate (PHB) material.
  • the material of the pore layer is photoresist AZ-4620, the pore layer is removed by melting with acetone.
  • the present invention also provides a blood pressure sensor manufactured by the method of manufacturing a blood pressure sensor of the present invention.
  • the blood vessel pressure sensor has a capacitance change according to the change in the pressure in the vessel, and allows the external RF measuring device to measure the change in the resonance frequency according to the capacitance change.
  • the blood vessel pressure sensor has a built-in L-C resonant circuit for outputting a radio wave signal by the amount of change in the resonance frequency to the outside.
  • the present invention also provides a blood vessel stent equipped with a blood pressure sensor of the present invention.
  • the present invention has the following excellent effects.
  • a method of manufacturing a vascular pressure sensor according to an embodiment of the present invention, the pressure sensor manufactured by the method, the vascular stent with the pressure sensor is the capacitance changes according to the change in the pressure in the vessel, the capacitance changes The occurrence of restenosis can be confirmed by using the change of the resonance frequency.
  • the method of manufacturing a vascular pressure sensor according to an embodiment of the present invention the pressure sensor manufactured by the method, the vascular stent provided with the pressure sensor can determine the timing and degree of restenosis, unnecessary drugs It can reduce the amount of use, and can reduce medical expenses.
  • the manufacturing method of the blood pressure sensor according to an embodiment of the present invention can be flexibly attached to the curved stent, a separate alignment process between the capacitor first electrode and the capacitor second electrode This eliminates the need to improve production yields.
  • 1 is a view showing a conventional drug eluting stent.
  • Figure 2 is a step showing a method of manufacturing a blood pressure sensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG 3 is a diagram illustrating a step of depositing a capacitor first electrode and an inductor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a process of depositing a capacitor second electrode according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a view showing a blood vessel stent attached to the stent vascular pressure sensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a graph in which a resonance frequency is changed according to a distance between capacitor electrodes.
  • FIG. 7 is a view showing an example of the use of the blood pressure sensor according to an embodiment of the present invention is connected to the external RF meter, the pressure measurement result in the blood vessel is shared with the medical institution.
  • capacitor 131 capacitor first electrode
  • third body layer 180, 180a, 181, 181a photosensitive agent
  • connection means 200 stent for blood vessels
  • a method of manufacturing a blood pressure sensor according to the present invention is a method of manufacturing a blood pressure sensor that can measure the flow of blood vessels by using a change in resonance frequency according to a change in capacitance.
  • the first body layer 120 is laminated on the wafer 110 (S2000).
  • the first body layer 120 may have holes 121 penetrated up and down, and the holes 121 may be formed in plural.
  • the material of the first body layer 120 is SU-8, perylene, polyimide, polylactic acid (PLA), L-polylactic acid (PLLA), D-polylactic acid (PDLA). ), DL-polylactic acid (PDLLA), polycaprolactone (PCL) or poly 3-hydroxybutyrate (PHB) material.
  • the first body layer 120 is made of a biodegradable polymer-based material, it can be flexibly attached to the curved stent with excellent flexibility.
  • a titanium sacrificial layer may be formed between the wafer 110 and the first body layer 120.
  • a capacitor first electrode 131 and an inductor 140 are deposited on the first body layer 120 (S3000).
  • a lift-off process may be performed to deposit the capacitor first electrode 131 and the inductor 140.
  • the photosensitive agent 180 is deposited on the stacked first body layer 120 (S3100).
  • the photoresist 180 may be a photoresist AZ-4620, there is no particular limitation.
  • the deposited photoresist 180 is patterned to correspond to the shape of the capacitor first electrode 131 and the inductor 140 (S3200).
  • a material of the capacitor first electrode 131 and the inductor 140 is deposited on the patterned photoresist 180a, and the patterned photosensitive agent 180a is removed to remove the capacitor first electrode 131 and the inductor. Only 140 remains (S3300).
  • the materials of the first electrode 131 and the inductor 140 deposited on the photoresist 180a are also removed, and the capacitor first electrode ( 131 and inductor 140 are deposited.
  • the capacitor first electrode 131 and the inductor 140 are deposited so as not to overlap the hole 121 in the vertical direction.
  • the capacitor first electrode 131 and the inductor 140 is a titanium and gold material is deposited by an electron beam evaporator, a material such as copper, magnesium or iron is electroplated on the titanium and gold material is deposited Is deposited.
  • one end 141 of the inductor is deposited to be connected to the capacitor first electrode 131.
  • the cavity 121 is formed to fill the hole 121 and cover the hole 121 and the capacitor first electrode 131 together (S4000).
  • the material of the pore layer 150 may use photoresist AZ-4620.
  • the second body layer 160 is laminated on the first body layer 120 (S5000).
  • the second body layer 160 is stacked to cover the inductor 140 and the pore layer 150 except for the upper end of the other end 142 of the inductor.
  • the second body layer 160 is deposited using the same material as the first body layer 120.
  • a capacitor second electrode 132 is deposited on the second body layer 160 (S6000).
  • a lift off process may be performed to deposit the capacitor second electrode 132.
  • the photosensitive agent 181 is deposited on the stacked second body layer 160 (S6100).
  • the photoresist 181 is a photoresist AZ-4620.
  • the deposited photoresist 181 is patterned to correspond to the shape of the capacitor second electrode 132 (S6200).
  • the material of the capacitor second electrode 132 is deposited on the patterned photoresist 181a, and the patterned photoresist 181a is removed to leave only the capacitor second electrode 132 (S6300). .
  • the material of the second electrode 132 deposited on the photosensitive agent 181a is also removed, and the capacitor second electrode 132 is deposited at a desired position.
  • the capacitor second electrode 132 is deposited at a position corresponding to the capacitor first electrode 131.
  • capacitor second electrode 132 is deposited to be connected to the other end 142 of the inductor through the connecting means 190.
  • the third body layer 170 is laminated on the second body layer 160 (S7000).
  • the third body layer 170 is stacked on the second body layer 160 so that the capacitor second electrode 132 is not exposed to the outside and is sealed.
  • the third body layer 170 is preferably deposited using the same material as the first body layer 120 and the second body layer 160.
  • the body layers are made of the same material, and are integrated to accommodate the capacitor 130 and the inductor 140 therein.
  • the wafer 110 is removed, and the void layer 150 is removed (S8000).
  • the void layer 150 is removed through the hole 121 of the first body layer 120 is removed.
  • the pore layer 150 made of AZ-4620 may be dissolved by removing acetone.
  • the hole 121 is sealed to complete manufacture of the blood vessel pressure sensor 100 (S9000).
  • Such a method of manufacturing the blood pressure sensor 100 according to an embodiment of the present invention does not require a separate alignment process between the capacitor first electrode and the capacitor second electrode, thereby improving production yield.
  • the present invention may further provide a blood pressure sensor 100 manufactured by the manufacturing method of the present invention, as shown in FIG.
  • the blood vessel pressure sensor 100 of the present invention is attached to the inside or the end of the stent 210 can be used.
  • the blood vessel pressure sensor 100 may be attached to the stent 210 and provided as a single vessel stent 200.
  • the blood pressure sensor 100 is a sensor for measuring the pressure in the blood vessel, and the void layer 150 is formed between the capacitor first electrode 131 and the capacitor second electrode.
  • the capacitor first electrode is connected to one end 141 of the inductor
  • the capacitor second electrode 142 is connected to the other end 142 of the inductor.
  • the power supply line 10 is a line to which power for deposition of the capacitor 130 and the inductor 140 is supplied.
  • the capacitance changes according to the pressure change in the blood vessel, and the resonance frequency changes according to the capacitance change.
  • the blood pressure sensor 100 is a sensor that can measure the pressure of the blood vessel by measuring the change in the resonance frequency generated in accordance with the pressure change in the blood vessel.
  • the upper graph of FIG. 6 is a graph showing a voltage phase (ang_deg) and a magnetic field (mag) according to frequency (normal state graph: normal state) when the distance between the capacitor 130 electrodes is 40 ⁇ m.
  • the graph is a graph showing a voltage phase and a magnetic field according to frequency when the distance between electrodes of the capacitor 130 is 10 ⁇ m (Pressure High Graph).
  • the intravascular pressure can be measured according to the change of the resonance frequency.
  • the resonant frequency of the blood vessel pressure sensor 100 may measure the pressure of a coronary artery by a wireless link using an external RF measuring device.
  • the resonance frequency can be measured manually.
  • the vessel pressure sensor 100 has a built-in LC resonant circuit, it can output a radio wave signal by the resonance frequency to the outside, in this case the vessel pressure sensor 100 to actively output the resonance frequency to the outside Can be.
  • the blood vessel stent 200 provided with the blood pressure sensor 100 according to the present invention can easily check the occurrence time and degree of restenosis, and can reduce the use of unnecessary drugs.
  • the present invention can be applied to the stent for medical devices for the treatment of circulatory diseases such as coronary artery disease, cerebrovascular disease, and furthermore can be used in a vascular pressure monitoring system that can continuously observe the condition of the subject.

Abstract

본 발명은 커패시턴스 변화에 따른 공진주파수의 변화를 이용하여 혈관내 혈류량을 측정할 수 있는 혈관 압력센서의 제조방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 굴곡진 스텐트에 유연하게 부착가능하고, 커패시터 제1 전극과 커패시터 제2 전극간의 별도의 정렬 공정이 필요 없어 제작 수율을 향상시킬 수 있는 혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 혈관압력센서 및 상기 혈관 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트에 관한 것이다.

Description

혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 압력센서 및 상기 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트
본 발명은 커패시턴스 변화에 따른 공진주파수의 변화를 이용하여 혈관내 혈류량을 측정할 수 있는 혈관 압력센서의 제조방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 굴곡진 스텐트에 유연하게 부착가능하고, 커패시터 제1 전극과 커패시터 제2 전극간의 별도의 정렬 공정이 필요 없어 제작 수율을 향상시킬 수 있는 혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 혈관압력센서 및 상기 혈관 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트에 관한 것이다.
최근 고령화 사회에 접어들면서 협심증, 심근경색 등 관상동맥질환과 뇌경색, 뇌졸중 등 뇌혈관 질환이 크게 늘어나 성인 사망의 주요 원인이 되고 있다.
관상동맥질환은 심장에 피를 공급하는 관상동맥이 막혀 심장발작에 의한 돌연사를 일으키며, 뇌경색이나 뇌졸중은 발병 즉시 사망하거나 회복되더라도 반신불수, 전신마비 등 심각한 후유증을 남기는 질환이다.
이와 같이 치명적인 관상동맥 질환, 뇌혈관 질환 등의 순환계 질환 치료에 스텐트가 널리 사용되고 있어, 그 기능향상을 위한 기술개발에 많은 관심이 모아지고 있다.
스텐트는 혈관이 혈전으로 인해 막히거나, 아성 혹은 양성 질환이 발생하여 그 흐름에 장애가 발생하였을 때, 좁아지거나 막힌 혈관 부위에 삽입하여 혈액의 흐름을 정상화 시키는데 사용되는 원통형의 튜브 모양을 가진 정밀 의료기구이다.
스텐트의 종류로는 약물 코팅 스텐트(Drug-coated stent), 약물 용출형 스텐트(Drug-eluting stent), 생체 흡수성 스텐트 등이 있다.
약물 코팅 스텐트는 스텐트 내 재협착을 막기 위한 약물이 코팅된 스텐트로서, 국소적 약물을 효과적으로 전달하여 스텐트 내 신생내막 형성에 의한 재협착률을 낮출 수 있는 장점을 지니고 있다.
하지만, 별도의 폴리머 없이 약물만 코팅된 스텐트는 코팅막이 약하여, 혈관 내 투입 시 혈액에 노출되어 초기에 한꺼번에 유리되는 약의 양이 너무 많고, 또 완전히 재협착을 방지하기 위해 필요한 1개월 정도 약물이 지속적으로 유지될 수 있는 조건을 만드는 것이 거의 불가능한 문제점을 지니고 있다.
이에 따라, 폴리머를 이용하여 약물을 코팅하는 약물 용출 스텐트 기술이 연구, 개발되고 있는 실정이다.
도 1에 도시된 바와 같이, 대한민국 공개특허 2012-0084515호에는 생분해성 마이크로구조체가 결합된 약물 용출형 스탠드가 개시되어 있다.
이와 같은 약물 용출형 스텐트는 스텐트 시술시 혈관 내 재협착증을 방지하기 위한 약물을 스텐트 표면에 일정한 두께로 코팅하여 제작된다.
혈관 내 스텐트 삽입시 휴지기 상태의 평활근 세포(smooth muscle cell)는 세포 성장을 시작하여 세포 분열 및 분화가 야기되어 재협착이 발생되며, 이때 약물 용출형 스텐트의 표면에 코팅되어 있던 약물이 재협착 부위에 작용하여 세포의 성장 및 분화를 억제시켜 재협착을 방지하는 효과를 지닌다.
하지만, 종래의 약물 용출형 스텐트의 경우에도 약물 방출 기간이 약 3개월로 한정되어 있으며, 3개월 이후부터는 스텐트에 재협착이 발생하게 된다.
이에 따라, 종래의 스텐트들을 사용하는 경우에는 재협착이 일어나는 시점과 재협착이 발생한 양을 확인할 수 없으므로 주기적으로 병원을 방문해야 하거나, 약물을 지속적으로 복용해야하는 문제점이 있다.
본 발명은 이러한 문제점에 의해 안출된 것으로 본 발명의 목적은 혈관내의 압력의 변화에 따라 커패시턴스가 변화하고, 커패시턴스 변화에 따른 공진주파수의 변화를 이용하여 재협착의 발생을 확인 할 수 있는 혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 압력센서, 상기 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트를 제공하는 것이다.
본 발명의 다른 목적은 재협착이 발생하는 시점 및 정도를 확인할 수 있어, 불필요한 약물의 사용량을 줄일 수 있고, 의료비를 절감할 수 있는 혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 압력센서, 상기 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트를 제공하는 것이다.
본 발명의 또 다른 목적은 굴곡진 스텐트에 유연하게 부착이 가능하고, 커패시터 제1 전극과 커패시터 제2 전극간의 별도의 정렬 공정이 필요 없어 제작 수율을 향상시킬 수 있는 혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 압력센서, 상기 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트를 제공하는 것이다.
본 발명의 목적들은 이상에서 언급한 목적들로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 목적들은 아래의 기재로부터 당업자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.
상기의 목적을 달성하기 위하여 본 발명은 웨이퍼를 준비하는 단계; 상기 웨이퍼 상에 상하 관통된 홀을 갖는 제1 몸체층을 적층하는 단계; 상기 제1 몸체층 상에 상기 홀과 겹치지 않도록 커패시터 제1 전극 및 일단이 상기 커패시터 제1 전극과 연결되는 인덕터를 증착하는 단계; 상기 홀을 채우며, 상기 홀과 상기 커패시터 제1 전극을 함께 덮는 공극층을 형성하는 단계; 상기 인덕터의 타단 상부를 제외하고, 상기 인덕터 라인 및 상기 공극층이 덮이도록 상기 제1 몸체층 상에 제2 몸체층을 적층하는 단계; 상기 커패시터 제1 전극과 대응되는 위치에서 상기 인덕터의 타단과 연결되도록 상기 제2 몸체층 상에 커패시터 제2 전극을 증착하는 단계; 상기 커패시터 제2 전극이 밀폐되도록, 상기 제2 몸체층 상에 제3 몸체층을 적층하는 단계; 상기 웨이퍼를 제거하고, 상기 홀을 통해 상기 공극층을 빼내어 제거하는 단계; 및 상기 홀을 밀봉시키는 단계;를 포함하는 혈관 압력센서의 제조방법을 제공한다.
바람직한 실시예에 있어서, 상기 홀은 복수개이다.
바람직한 실시예에 있어서, 상기 몸체층들은 각각 SU-8, 페릴렌(Perylene), 폴리이미드(Polyimide), 폴리라틱산(PLA), L-폴리유산(PLLA), D-폴리유산(PDLA), DL-폴리유산(PDLLA), 폴리카프로락톤(PCL) 또는 폴리 3-히드록시부티레이트(PHB) 재질이다.
바람직한 실시예에 있어서, 상기 공극층의 재질은 포토레지스트 AZ-4620이고, 상기 공극층은 아세톤으로 녹여 제거한다.
또한, 본 발명은 본 발명의 혈관 압력센서의 제조방법으로 제조된 혈관 압력센서를 제공한다.
바람직한 실시예에 있어서, 상기 혈관 압력센서는 혈관내의 압력의 변화에 따라 커패시턴스가 변화하고, 커패시턴스 변화에 따른 공진주파수의 변화량을 외부의 RF측정기가 측정하게 한다.
바람직한 실시예에 있어서, 상기 혈관 압력센서는 공진주파수의 변화량에 의한 전파신호를 외부로 출력하는 L-C 공진회로가 내장된다.
또한, 본 발명은 본 발명의 혈관 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트를 제공한다.
본 발명은 다음과 같은 우수한 효과를 가진다.
먼저, 본 발명의 일실시예에 따른 혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 압력센서, 상기 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트는 혈관내의 압력의 변화에 따라 커패시턴스가 변화하고, 커패시턴스 변화에 따른 공진주파수의 변화를 이용하여 재협착의 발생을 확인 할 수 있다.
또한, 본 발명의 일실시예에 따른 혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 압력센서, 상기 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트는 재협착이 발생하는 시점 및 정도를 확인할 수 있어, 불필요한 약물의 사용량을 줄일 수 있고, 의료비를 절감할 수 있다.
또한, 본 발명의 일실시예에 따른 혈관 압력센서의 제조방법, 상기 방법으로 제조된 압력센서는 굴곡진 스텐트에 유연하게 부착이 가능하고, 커패시터 제1 전극과 커패시터 제2 전극간의 별도의 정렬 공정이 필요 없어 제작 수율을 향상시킬 수 다.
도 1은 종래의 약물 용출형 스탠트를 보여주는 도면이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 혈관 압력센서의 제조방법을 보여주는 단계도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 커패시터 제1 전극 및 인덕터를 증착하는 단계를 보여주는 도면이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 커패시터 제2 전극을 증착하는 단계를 보여주는 도면이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 혈관 압력센서가 스텐트에 부착된 혈관용 스텐트를 보여주는 도면이다.
도 6은 커패시터 전극 간 거리에 따라 공진주파수가 변화되는 그래프를 보여주는 도면이다.
도 7은 외부의 RF 측정기와 연결되어, 혈관내의 압력 측정결과가 의료기관과 공유되는 본 발명의 일 실시예에 따른 혈관 압력센서의 사용예를 보여주는 도면이다.
100 : 혈관 압력센서 110 : 웨이퍼
120 : 제1 몸체층 121 : 홀
130 : 커패시터 131 : 커패시터 제1 전극
132 : 커패시터 제2 전극 140 : 인덕터
141 : 인덕터의 일단 142 : 인덕터의 타단
150 : 공극층 160 : 제2 몸체층
170 : 제3 몸체층 180, 180a, 181, 181a : 감광제
190 : 연결수단 200 : 혈관용 스텐트
210 : 스텐트
본 발명에서 사용되는 용어는 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어를 선택하였으나, 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있는데 이 경우에는 단순한 용어의 명칭이 아닌 발명의 상세한 설명 부분에 기재되거나 사용된 의미를 고려하여 그 의미가 파악되어야 할 것이다.
이하, 첨부된 도면에 도시된 바람직한 실시예를 참조하여 본 발명의 기술적 구성을 상세하게 설명한다.
그러나, 본 발명은 여기서 설명되는 실시예에 한정되지 않고 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 명세서 전체에 걸쳐 동일한 참조번호는 동일한 구성요소를 나타낸다.
도 2를 참조하면, 본 발명에 따른 혈관 압력센서의 제조방법은 커패시턴스 변화에 따른 공진주파수의 변화를 이용하여 혈관의 흐름을 측정할 수 있는 혈관 압력센서의 제조방법으로서, 먼저 웨이퍼(110)를 준비한다(S1000).
다음, 상기 웨이퍼(110)상에 제1 몸체층(120)을 적층한다(S2000).
상기 제1 몸체층(120)은 상하로 관통된 홀(121)을 갖으며, 상기 홀(121)은 복수개로 형성될 수 있다.
또한, 상기 제1 몸체층(120)의 재질은 SU-8, 페릴렌(Perylene), 폴리이미드(Polyimide), 폴리라틱산(PLA), L-폴리유산(PLLA), D-폴리유산(PDLA), DL-폴리유산(PDLLA), 폴리카프로락톤(PCL) 또는 폴리 3-히드록시부티레이트(PHB) 재질이다.
즉, 상기 제1 몸체층(120)은 생체분해성 폴리머 기반의 소재로 제조되므로, 유연성이 우수하여 굴곡진 스텐트에 유연하게 부착될 수 있다.
또한, 상기 웨이퍼(110)와 상기 제1 몸체층(120) 사이에 티타늄 희생층을 형성할 수 있다.
이는 센서 제작 완료후에 상기 제1 몸체층(120)을 상기 웨이퍼층(110)에서 용이하기 분리하기 위함이다.
다음, 상기 제1 몸체층(120) 상에 커패시터 제1 전극(131) 및 인덕터(140)를 증착한다(S3000).
도 3에 도시된 바와 같이, 상기 커패시터 제1 전극(131) 및 상기 인덕터(140)를 증착하기 위하여, 리프트 오프공정(lift-off)이 수행될 수 있다.
상기 리프트 오프공정은 먼저, 적층된 상기 제1 몸체층(120) 상에 감광제(180)를 증착시킨다(S3100).
이때, 상기 감광제(180)는 포토레지스트 AZ-4620가 사용될 수 있으며, 특별한 제약은 없다.
다음, 증착된 상기 감광제(180)를 상기 커패시터 제1 전극(131) 및 상기 인덕터(140)의 형상과 대응되도록 패터닝한다(S3200).
다음, 패터닝된 상기 감광제(180a) 상에 커패시터 제1 전극(131) 및 인덕터(140)의 소재를 증착시키고, 패터닝된 상기 감광제(180a)를 제거하여, 상기 커패시터 제1 전극(131) 및 인덕터(140)만이 남게 한다(S3300).
즉, 패터닝된 상기 감광제(180a)를 제거하면, 상기 감광제(180a)에 증착된 상기 제1 전극(131) 및 상기 인덕터(140)의 소재도 함께 제거되어, 원하는 위치에 상기 커패시터 제1 전극(131) 및 인덕터(140)가 증착되는 것이다.
이때, 상기 커패시터 제1 전극(131) 및 상기 인덕터(140)는 상기 홀(121)과 수직방향으로 겹치지 않도록 증착시킨다.
또한, 상기 커패시터 제1 전극(131) 및 상기 인덕터(140)는 티타늄 및 금 소재가 전자 빔 증착기로 증착되고, 티타늄 및 금소재가 증착된 상부에 구리, 마그네슘 또는 철 등의 소재가 전해도금 공정으로 증착된다.
또한, 도면에는 도시되지 않았으나, 상기 인덕터의 일단(141)이 상기 커패시터 제1 전극(131)과 연결되도록 증착시킨다.
다음, 상기 홀(121)을 채우며, 상기 홀(121)과 상기 커패시터 제1 전극(131)을 함께 덮는 공극층(150)을 형성한다(S4000).
이때, 상기 공극층(150)의 재질은 포토레지스트 AZ-4620을 이용할 수 있다.
다음, 상기 제1 몸체층(120) 상에 제2 몸체층(160)을 적층한다(S5000).
이때, 상기 제2 몸체층(160)은 상기 인덕터의 타단(142) 상부를 제외하고, 상기 인덕터(140) 및 상기 공극층(150)이 덮이도록 적층한다.
또한, 상기 제2 몸체층(160)은 상기 제1 몸체층(120)과 동일한 재질을 사용하여, 증착된다.
다음, 상기 제2 몸체층(160) 상에 커패시터 제2 전극(132)을 증착한다(S6000).
도 4에 도시된 바와 같이, 상기 커패시터 제2 전극(132)을 증착하기 위하여, 리프트 오프공정이 수행될 수 있다.
상기 리프트 오프공정은 먼저, 적층된 상기 제2 몸체층(160) 상에 감광제(181)를 증착시킨다(S6100).
이때, 상기 감광제(181)는 포토레지스트 AZ-4620이 사용된다.
다음, 증착된 상기 감광제(181)를 상기 커패시터 제2 전극(132)의 형상과 대응되도록 패터닝한다(S6200).
다음, 패터닝된 상기 감광제(181a) 상에 커패시터 제2 전극(132)의 소재를 증착시키고, 패터닝된 상기 감광제(181a)를 제거하여, 상기 커패시터 제2 전극(132)만이 남겨지게 된다(S6300).
즉, 패터닝된 상기 감광제(181a)를 제거하면, 상기 감광제(181a)에 증착된 상기 제2 전극(132)의 소재도 함께 제거되어, 원하는 위치에 상기 커패시터 제2 전극(132)이 증착된다.
이때, 상기 커패시터 제2 전극(132)은 상기 커패시터 제1 전극(131)과 대응되는 위치에서 증착된다.
또한, 상기 커패시터 제2 전극(132)은 상기 연결수단(190)을 통해 상기 인덕터의 타단(142)과 연결되도록 증착한다.
다음, 상기 제2 몸체층(160) 상에 제3 몸체층(170)을 적층한다(S7000).
또한, 상기 제3 몸체층(170)은 상기 커패시터 제2 전극(132)이 외부에 노출되지 않고, 밀폐되도록 상기 제2 몸체층(160) 상에 적층된다.
또한, 상기 제3 몸체층(170)은 상기 제1 몸체층(120) 및 상기 제2 몸체층(160)과 동일한 재질이 사용되어 증착되는 것이 바람직하다.
즉, 상기 몸체층들은 동일한 재질로 구성되어, 일체화 되고 내부에 커패시터 (130) 및 인덕터(140)를 수용하게 되는 것이다.
다음, 상기 웨이퍼(110)를 제거하고, 상기 공극층(150)을 제거한다(S8000).
이때, 상기 공극층(150)은 상기 제1 몸체층(120)의 상기 홀(121)을 통해 빼내어져 제거된다.
예를 들면, AZ-4620 재질로 구성된 상기 공극층(150)을 아세톤으로 녹여 제거할 수 있다.
다음, 상기 홀(121)을 밀봉시켜, 혈관압력센서(100)의 제조를 완료한다(S9000).
이와 같은 본 발명의 일실시예에 따른 혈관압력센서(100)의 제조방법은 커패시터 제1 전극과 커패시터 제2 전극간의 별도의 정렬공정이 필요 없어, 제작 수율을 향상시킬 수 있게된다.
또한, 본 발명은 도 5에 도시된 바와 같이, 본 발명의 제조방법으로 제조된 혈관압력센서(100)를 더 제공할 수 있다.
또한, 본 발명의 혈관압력센서(100)는 스텐트(210)의 내부 또는 단부에 부착되어 사용이 가능하다.
더욱이, 상기 혈관압력센서(100)는 상기 스텐트(210)에 부착되어 하나의 혈관용 스텐트(200)로 제공될 수도 있다.
상기 혈관압력센서(100)는 혈관내의 압력을 측정하기 위한 센서로서, 커패시터 제1 전극(131) 및 커패시터 제2 전극 사이에 공극층(150)이 형성된다.
또한, 상기 커패시터 제1 전극은 인덕터의 일단(141)과 연결되고, 상기 커패시터 제2 전극(142)은 인덕터의 타단(142)와 연결된다.
또한, 상기 전원공급라인(10)은 상기 커패시터(130) 및 인덕터(140)의 증착을 위한 전원이 공급되는 라인이다.
도 6을 참조하면, 상기 혈관압력센서(100)는 혈관내의 압력 변화에 따라 커패시턴스가 변화하고, 커패시턴스 변화에 따라 공진주파수가 변화하게 된다.
즉, 상기 혈관압력센서(100)는 혈관내의 압력 변화에 따라 발생되는 공진주파수의 변화를 측정함으로써, 혈관의 압력을 계측할 수 있는 센서이다.
또한, 도 6의 상단 그래프는 상기 커패시터(130) 전극 간 거리가 40㎛일 때, 주파수에 따른 전압 위상(ang_deg)과 자기장(mag)을 표시한 그래프(정상상태 그래프:Normal state)이고, 하단 그래프는 상기 커패시터(130)의 전극 간 거리가 10㎛일 때, 주파수에 따른 전압 위상 및 자기장을 보여주는 그래프(고압상태 그래프:Pressure High)이다.
그래프들에서도 알 수 있듯이 커패시터(130) 전극 간의 거리가 변화하면 공진 주파수가 변화되므로 공진 주파수의 변화에 따라 혈관 내 압력을 측정할 수 있는 것이다.
도 7을 참조하면, 상기 혈관압력센서(100)의 공진주파수는 외부의 RF 측정기(Realtime measurement)를 이용하여 무선(Wireless link)으로 혈관(Coronary artery)의 압력을 계측가능하며, 상기 RF 측정기에 의해 수동적으로 공진주파수가 계측되게 할 수 있다.
그러나, 상기 혈관압력센서(100)는 L-C 공진회로가 내장되어, 공진주파수에 의한 전파신호를 외부로 출력할 수 있으며, 이 경우 상기 혈관압력센서(100)가 능동적으로 공진주파수를 외부로 출력할 수 있다.
이에 따라, 본 발명에 따른 혈관압력센서(100)가 구비된 혈관용 스텐트(200)는 재협착의 발생 시점 및 정도를 용이하게 확인할 수 있으며, 불필요한 약물의 사용을 줄일 수 있다.
더욱이, 상기 혈관압력센서(100)의 측정 결과를 의료기관으로 전송하여, 사용자의 상태를 지속적으로 관리할 수 있게 된다.
이상에서 살펴본 바와 같이 본 발명은 바람직한 실시예를 들어 도시하고 설명하였으나, 상기한 실시예에 한정되지 아니하며 본 발명의 정신을 벗어나지 않는 범위 내에서 당해 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 다양한 변경과 수정이 가능할 것이다.
본 발명은 관상동맥 질환, 뇌혈관 질환 등의 순환계 질환 치료를 위한 의료기기용 스텐트에 적용될 수 있고, 더나아가 피검자의 상태를 지속적으로 관찰할 수 있는 혈관 압력 모니터링 시스템에 이용가능하다.

Claims (8)

  1. 웨이퍼를 준비하는 단계;
    상기 웨이퍼 상에 상하 관통된 홀을 갖는 제1 몸체층을 적층하는 단계;
    상기 제1 몸체층 상에 상기 홀과 겹치지 않도록 커패시터 제1 전극 및 일단이 상기 커패시터 제1 전극과 연결되는 인덕터를 증착하는 단계;
    상기 홀을 채우며, 상기 홀과 상기 커패시터 제1 전극을 함께 덮는 공극층을 형성하는 단계;
    상기 인덕터의 타단 상부를 제외하고, 상기 인덕터 라인 및 상기 공극층이 덮이도록 상기 제1 몸체층 상에 제2 몸체층을 적층하는 단계;
    상기 커패시터 제1 전극과 대응되는 위치에서 상기 인덕터의 타단과 연결되도록 상기 제2 몸체층 상에 커패시터 제2 전극을 증착하는 단계;
    상기 커패시터 제2 전극이 밀폐되도록, 상기 제2 몸체층 상에 제3 몸체층을 적층하는 단계;
    상기 웨이퍼를 제거하고, 상기 홀을 통해 상기 공극층을 빼내어 제거하는 단계; 및
    상기 홀을 밀봉시키는 단계;를 포함하는 혈관 압력센서의 제조방법.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 홀은 복수개인 것을 특징으로 하는 혈관 압력센서의 제조방법.
  3. 제 1항에 있어서,
    상기 몸체층들은 각각 SU-8, 페릴렌(Perylene), 폴리이미드(Polyimide), 폴리라틱산(PLA), L-폴리유산(PLLA), D-폴리유산(PDLA), DL-폴리유산(PDLLA), 폴리카프로락톤(PCL) 또는 폴리 3-히드록시부티레이트(PHB) 재질인 것을 특징으로 하는 혈관 압력센서의 제조방법.
  4. 제 1항에 있어서,
    상기 공극층의 재질은 포토레지스트 AZ-4620이고, 상기 공극층은 아세톤으로 녹여 제거하는 것을 특징으로 하는 혈관 압력센서의 제조방법.
  5. 제 1항 내지 제 4항 중 어느 한 항의 제조방법으로 제조된 혈관 압력센서.
  6. 제 5항에 있어서,
    상기 혈관 압력센서는 혈관내의 압력의 변화에 따라 커패시턴스가 변화하고, 커패시턴스 변화에 따른 공진주파수의 변화량을 외부의 RF측정기가 측정하게 하는 것을 특징으로 하는 혈관 압력센서.
  7. 제 5항에 있어서,
    상기 혈관 압력센서는 공진주파수의 변화량에 의한 전파신호를 외부로 출력하는 L-C 공진회로가 내장된 것을 특징으로 하는 혈관 압력센서.
  8. 제 5항의 혈관 압력센서가 구비된 혈관용 스텐트.
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