WO2016122148A1 - 건식 접착 구조체와 그 형성 방법, 전자 패치와 그 형성 방법, 및 생체 신호 모니터링 시스템 - Google Patents

건식 접착 구조체와 그 형성 방법, 전자 패치와 그 형성 방법, 및 생체 신호 모니터링 시스템 Download PDF

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WO2016122148A1
WO2016122148A1 PCT/KR2016/000485 KR2016000485W WO2016122148A1 WO 2016122148 A1 WO2016122148 A1 WO 2016122148A1 KR 2016000485 W KR2016000485 W KR 2016000485W WO 2016122148 A1 WO2016122148 A1 WO 2016122148A1
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polymer
dry adhesive
adhesive structure
modulus
mold
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PCT/KR2016/000485
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김대형
현택환
최문기
최창순
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서울대학교산학협력단
기초과학연구원
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F13/00—Bandages or dressings; Absorbent pads
    • A61F13/02—Adhesive bandages or dressings
    • F—MECHANICAL ENGINEERING; LIGHTING; HEATING; WEAPONS; BLASTING
    • F16—ENGINEERING ELEMENTS AND UNITS; GENERAL MEASURES FOR PRODUCING AND MAINTAINING EFFECTIVE FUNCTIONING OF MACHINES OR INSTALLATIONS; THERMAL INSULATION IN GENERAL
    • F16B—DEVICES FOR FASTENING OR SECURING CONSTRUCTIONAL ELEMENTS OR MACHINE PARTS TOGETHER, e.g. NAILS, BOLTS, CIRCLIPS, CLAMPS, CLIPS OR WEDGES; JOINTS OR JOINTING
    • F16B47/00—Suction cups for attaching purposes; Equivalent means using adhesives

Definitions

  • the present invention relates to a dry adhesive structure and its formation method, an electronic patch and its formation method, and a biosignal monitoring system.
  • the skin patch used in the past was mainly used as a means for manually releasing drugs in the human body, but recently, these patches are equipped with electronic sensors for releasing various sensors or drugs to develop them as medical electronic patches for diagnosis and treatment. Research is ongoing.
  • the conventional electronic patch on which the electronic device is mounted has a limitation in commercialization due to poor adhesion to human skin. When chemical adhesives are used to increase adhesion, the skin is damaged when it is attached to the skin and then separated, and it is not practical because it is not reusable and expensive.
  • the present invention provides a dry adhesive structure with excellent adhesion and reusable.
  • the present invention provides a dry adhesive structure excellent in biocompatibility.
  • the present invention provides a method of forming the dry adhesive structure.
  • the present invention provides an electronic patch that is excellent in adhesion and reusable.
  • the present invention provides an electronic patch having excellent biocompatibility.
  • the present invention provides an electronic patch capable of continuously and accurately measuring a biological signal.
  • the present invention provides a method for forming the electronic patch.
  • the present invention provides a biosignal monitoring system capable of accurately measuring and managing biosignals.
  • the present invention provides a biosignal monitoring system capable of continuously monitoring the biosignal.
  • the present invention provides a biosignal monitoring system capable of responding by transmitting a warning signal upon detection of abnormalities of the biosignal.
  • the dry adhesive structure according to the embodiments of the present invention includes a body portion having a first surface and a second surface facing each other and an adhesive portion disposed on the first surface, wherein the adhesive portion is parallel to the first surface. It has an annular cross section in the direction.
  • the adhesive portion has a diameter of 500 to 1,500 nm, a height of the adhesive portion from the first surface is 50 to 150 nm, and an adhesion space having a suction cup shape or a crater shape recessed therein is defined by the adhesive portion.
  • the height of the adhesion space can be 50-250 nm.
  • the body part may include a first body part connected to the adhesive part and a second body part disposed on the first body part, and the first body part and the second body part may have different modulus.
  • the modulus of the dry adhesive structure may be smaller from the first surface to the second surface.
  • the dry adhesive structure is formed of a polymer, and the modulus of the dry adhesive structure may be controlled by adjusting the content of the polymer and the curing agent of the polymer.
  • the body portion and the adhesive portion may be integrally formed.
  • the dry adhesive structure may be formed of polydimethylsiloxane.
  • the first polymer in contact with the upper surface of the hole pattern mold is removed to the hole.
  • the first polymer may have an etching selectivity with respect to the hole pattern mold.
  • a recess region may be formed between the side surface of the hole and the polymer structure pattern by the etching.
  • the height of the recess region may be 50 to 150 nm.
  • the aspect ratio of the hole is 3 or more, and the side surface of the hole may have a wavy shape.
  • the first to third polymer may be polyurethane acrylate, and the fourth polymer may be polydimethylsiloxane.
  • a fifth polymer may be provided on the fourth polymer, and the fourth polymer and the fifth polymer may have different modulus.
  • the modulus may be adjusted by adjusting the content of the curing agent included in the fourth polymer and the fifth polymer.
  • a dry adhesive structure comprising a body portion having a first surface and a second surface facing each other and an adhesive portion disposed on the first surface and the electron disposed on the second surface And a device having an annular cross section in a direction parallel to the first surface.
  • the electron patch further includes an electrode disposed on the adhesive portion and a drug carrier disposed on the electrode, wherein the drug carrier includes a drug filled in the nanopores of mesoporous silica nanoparticles and the mesoporous silica nanoparticles. It includes.
  • Transdermal delivery of the drug can be controlled by electroporation by the electrode.
  • the electronic device further includes a first protective layer disposed opposite the dry adhesive structure with the electronic device interposed therebetween, and a second protective layer disposed between the dry adhesive structure and the electronic device.
  • the first protective layer and the second protective layer may have a modulus of 50 kPa or less.
  • the first passivation layer may be formed of silicon, and the second passivation layer may be formed of polydimethylsiloxane.
  • the modulus of the electronic patch may be lower than 150 kPa.
  • the electronic device may include at least one selected from a strain sensor, a temperature sensor, an EMG sensor, an EEG sensor, a memory device, a transistor, and a heater, and the electronic device may be formed in a tortuous pattern.
  • the adhesive portion has a diameter of 500 to 1,500 nm, a height of the adhesive portion from the first surface is 50 to 150 nm, and an adhesion space having a suction cup shape or a crater shape recessed therein is defined by the adhesive portion.
  • the height of the adhesion space can be 50-250 nm.
  • the body part may include a first body part connected to the adhesive part and a second body part disposed on the first body part, and the first body part and the second body part may have different modulus.
  • the modulus of the dry adhesive structure may be smaller from the first surface to the second surface.
  • the dry adhesive structure is formed of a polymer, and the modulus of the dry adhesive structure may be controlled by adjusting the content of the polymer and the curing agent of the polymer.
  • the body portion and the adhesive portion may be integrally formed.
  • the dry adhesive structure may be formed of polydimethylsiloxane.
  • a method of forming an electronic patch includes sequentially forming a sacrificial layer, a first protective layer, and an electronic device on a support substrate, and forming a dry adhesive structure and a second protective layer on a polymer mold. And bonding the first protective layer and the second protective layer.
  • the polymer mold may be disposed in the hole by providing the first polymer on the hole pattern mold on which the hole is formed, and then remove the first polymer in contact with the top surface of the hole pattern mold and protrude above the top surface of the hole pattern mold.
  • the providing and separating of the third polymer on the preliminary polymer mold may be performed by a method comprising the same.
  • the dry adhesive structure may include providing a fourth polymer on the polymer mold, forming a fifth polymer on the fourth polymer, and forming a sixth polymer on the fifth polymer.
  • the fourth to sixth polymers may have different modulus.
  • the modulus may be adjusted by adjusting the content of the curing agent included in the fourth to sixth polymer.
  • the first to third polymers may be polyurethane acrylates, and the fourth to sixth polymers may be polydimethylsiloxanes.
  • the method of forming the electronic patch may include separating the polymer mold from the dry adhesive structure, removing the sacrificial layer to separate the support substrate from the first protective layer, and a drug carrier on the dry adhesive structure.
  • the method may further include forming a loaded electrode.
  • the biological signal monitoring system includes an electronic patch attached to the biological skin and measuring the biological signal, and a control unit for controlling the electronic patch.
  • the controller includes a biosignal controller, a biosignal transceiver, and a power supply unit.
  • the control unit may include a smart band
  • the bio-signal control unit may include a controller
  • the bio-signal transceiver may include Bluetooth
  • the power supply unit may include a battery.
  • the biosignal controller may determine whether the biosignal is abnormal, and the biosignal transceiver may transmit the biosignal received from the electronic patch to an external device.
  • the biosignal controller may transmit a warning signal to the external device through the biosignal transceiver when the biosignal abnormality is detected.
  • the electronic patch may include a dry adhesive structure including a body portion having a first surface and a second surface facing each other and an adhesive portion disposed on the first surface, and an electronic device disposed on the second surface. May have an annular cross section in a direction parallel to the first surface.
  • the electron patch may further include an electrode disposed on the adhesive portion and a drug carrier disposed on the electrode, wherein the drug carrier is filled in the nanopores of mesoporous silica nanoparticles and the mesoporous silica nanoparticles. It may include a drug.
  • Transdermal delivery of the drug can be controlled by electroporation by the electrode.
  • the electronic patch may further include a first protective layer disposed opposite the dry adhesive structure with the electronic device interposed therebetween, and a second protective layer disposed between the dry adhesive structure and the electronic device.
  • the first protective layer and the second protective layer may have a modulus of 50 kPa or less.
  • the first protective layer may be formed of silicone rubber, and the second protective layer may be formed of polydimethylsiloxane.
  • the modulus of the electronic patch may be lower than 150 kPa.
  • the electronic device may include at least one selected from a strain sensor, a temperature sensor, an EMG sensor, an EEG sensor, a memory device, a transistor, and a heater, and the electronic device may be formed in a tortuous pattern.
  • the adhesive portion has a diameter of 500 to 1,500 nm, a height of the adhesive portion from the first surface is 50 to 150 nm, and an adhesion space having a suction cup shape or a crater shape recessed therein is defined by the adhesive portion.
  • the height of the adhesion space can be 50-250 nm.
  • the body part may include a first body part connected to the adhesive part and a second body part disposed on the first body part, and the first body part and the second body part may have different modulus.
  • the modulus of the dry adhesive structure may become smaller from the first side to the second side.
  • the dry adhesive structure is formed of a polymer, and the modulus of the dry adhesive structure may be controlled by adjusting the content of the polymer and the curing agent of the polymer.
  • the body portion and the adhesive portion may be integrally formed.
  • the dry adhesive structure may be formed of polydimethylsiloxane.
  • the biosignal may include one or more selected from pulse rate, blood pressure, electrocardiogram, behavioral progression, respiration, and body temperature.
  • Dry adhesive structure according to embodiments of the present invention is excellent adhesion and can be reused without using a chemical adhesive.
  • the dry adhesive structure can maintain adhesion even after repeated use.
  • the dry adhesive structure is excellent in biocompatibility and does not cause skin damage even after being separated and adhered to the living skin.
  • the dry adhesive structure is simple in manufacturing process and low in manufacturing cost.
  • Electronic patches according to embodiments of the present invention can be conformally and stably adhered to the living skin through the dry adhesive structure. As a result, the electronic patch can accurately measure the biological signal. Even if the electronic patch is adhered to the living skin and repeatedly exposed to tension and compression, the electronic patch may operate stably.
  • the electronic patch can continuously monitor physiological and electrophysiological signals with high sensitivity because the ultra-thin electronic sensors are conformally integrated.
  • Biological signal monitoring system can accurately measure a variety of physiological signals, such as pulse, blood pressure, electrocardiogram, behavioral progression, respiration, body temperature in real time.
  • Physiological signal data may be transmitted and managed in real time, and when a biological abnormality signal or a malfunction signal is detected, an alarm signal may be transmitted to an hospital, emergency center, and / or rescue center through an external device such as a tablet or a smartphone. have.
  • an external device such as a tablet or a smartphone. have.
  • FIG. 1 illustrates a dry adhesive structure according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 shows a cross section of the dry adhesive structure of FIG. 1.
  • FIG 3 illustrates a dry adhesive structure according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 shows an AFM image of a dry adhesive structure according to one embodiment of the invention
  • FIG. 5 shows tentacles and suckers of cephalopods.
  • FIG. 6 shows an SEM image of a dry adhesive structure according to an embodiment of the present invention and a dry adhesive structure according to a comparative example.
  • FIG. 7-18 illustrate a method of forming the dry adhesive structure of FIG. 1.
  • 19 and 20 illustrate a method of forming the dry adhesive structure of FIG. 3.
  • FIG. 21 schematically illustrates a process of forming a dry adhesive structure according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 22 is an exploded perspective view of an electronic patch according to an embodiment of the present invention.
  • 23 to 30 are diagrams for explaining transdermal drug delivery using the electropenetration method according to an embodiment of the present invention.
  • 31 to 33 illustrate a method of forming an electronic patch according to an embodiment of the present invention.
  • 35 is a graph showing the difference in adhesive force of electronic patches having different adhesive structures.
  • 36 is a view illustrating an image in which an electronic patch in which a dry adhesive structure is bonded and an electronic patch in which a conventional dry adhesive structure is bonded according to an embodiment of the present invention are attached to a skin mold.
  • 38 to 46 show the results of analysis by applying the electronic patch according to an embodiment of the present invention to a laboratory mouse.
  • 47 to 53 are views for explaining measurement of a biosignal using an electronic patch according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 54 illustrates a biosignal monitoring system according to an embodiment of the present invention.
  • 56 shows a schematic diagram of circuitry for real-time sensing, wireless data transmission, and remote control.
  • 57 and 58 show an application example of the biosignal monitoring system according to an embodiment of the present invention.
  • first and second are used herein to describe various elements, the elements should not be limited by such terms. These terms are only used to distinguish the elements from one another. Again, where an element is said to be above another element it means that it can be formed directly on another element or a third element can be interposed therebetween.
  • FIG. 1 illustrates a dry adhesive structure according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 illustrates a cross section of the dry adhesive structure of FIG. 1.
  • the dry adhesive structure 100 may include a body portion 110 and an adhesive portion 120.
  • the dry adhesive structure 100 may be formed of a polymer material, for example, polydimethylsiloxane (PDMS).
  • Body portion 110 and the adhesive portion 120 may be formed integrally.
  • the body part 110 may have a first surface 110a and a second surface 110b facing each other.
  • the adhesive part 120 may protrude above the first surface 110a of the body part 110 and have a ring-shaped cross section in a direction parallel to the first surface 110a.
  • the diameter Ds of the adhesive part 120 may be 500 to 1500 nm.
  • the height of the adhesive part 120 from the first surface 110a may be 50 to 150 nm.
  • An adhesion space 120a having a suction cup shape or crater shape recessed therein may be defined by the adhesion part 120.
  • the height Hs of the adhesive space 120a may be 50 to 250 nm.
  • the dry adhesive structure 100 may be adhered to the substrate to be bonded (not shown) through the adhesive portion 120 disposed on the first surface 110a of the body portion 110, whereby the dry portion of the body portion 110 may be attached.
  • the adherend may be attached to the adherend while supporting the adherend (not shown) disposed on the second surface 110b or disposed inside the body 110.
  • the substrate to be bonded may be human skin, and the adhesive may be an electronic device capable of measuring a biosignal.
  • the dry adhesive structure 100 is not limited thereto and may be attached to various substrates to be bonded.
  • the dry adhesive structure 100 may be strongly adhered to the substrate to be adhered without using an adhesive by the physical structure of the adhesive unit 120, and may be repeatedly detached from the substrate to be adhered. In addition, even if the debonding is repeated a plurality of times, the dry adhesive structure 100 can maintain a strong adhesive force.
  • Modulus of the dry adhesive structure 100 may be adjusted by controlling the amount of the curing agent mixed with the polymer material which is the constituent material.
  • the modulus of the dry adhesive structure 100 was measured in relation to the weight ratio of the PDMS used to form the dry adhesive structure 100 and the curing agent added to the PDMS, and is shown in Table 1 below.
  • the modulus of the dry adhesive structure 100 is 1607 kPa, 1182 kPa, 516 kPa, 142 kPa, 39.3 kPa. That is, as the amount of hardener added is reduced, the modulus of the dry adhesive structure 100 decreases.
  • FIG. 3 illustrates a dry adhesive structure according to another embodiment of the present invention. Descriptions overlapping with the above-described embodiment may be omitted.
  • the dry adhesive structure 100 may include a body portion 110 and an adhesive portion 120.
  • the body part 110 may include a first body part 111, a second body part 112, and a third body part 113 which are sequentially stacked.
  • the first body part 111 and the adhesive part 120 may be integrally formed.
  • the first body portion 111, the second body portion 112, and the third body portion 113 may have different modulus.
  • the modulus may be adjusted by adjusting the amount of the curing agent mixed with the polymer material constituting the first body portion 111, the second body portion 112, and the third body portion 113.
  • the modulus may gradually decrease from the first body portion 111 to the third body portion 113.
  • the first body portion 111 may have a modulus of about 1.6 MPa
  • the second body portion 112 may have a modulus of about 1.2 MPa
  • the third body portion 113 may have a modulus of about 500 kPa. It can have a modulus of.
  • the dry adhesive structure 100 includes three body parts having different modulus, but is not limited thereto and may include two or more body parts having different modulus.
  • FIG. 4 shows an AFM image of a dry adhesive structure according to one embodiment of the invention
  • FIG. 5 shows tentacles and suckers of cephalopods.
  • the dry adhesive structure is designed from tentacles of cephalopods such as octopus, and the adhesive part of the dry adhesive structure has a structure and a shape similar to a sucker disposed on the tentacles of the cephalopods.
  • the dry adhesive structure may have the same adsorption force as the sucker of the cephalopod animal, and thus may not only be strongly adhered to the substrate to be adhered, but also maintain strong adhesion even after repeated debonding.
  • FIG. 6 shows SEM images of a dry adhesive structure (micro suction cup) according to an embodiment of the present invention and a dry adhesive structure (micro-pillar structure) according to a comparative example.
  • the m-pillar structure conventionally designed by imitating a lizard's foot is formed by densely gathering a plurality of micro pillars having a relatively high aspect ratio at regular intervals.
  • the m-pillar structure must have high modulus to increase its adhesive strength by increasing its surface area but to maintain its shape without tilting, bending, or collapsing.
  • the modulus of the m-pillar structure is higher than the modulus of the skin epidermis.
  • mSC structures having relatively low aspect ratio adhesion 50-150 nm in height, 500-1500 nm in diameter
  • 7 to 18 show a method of forming the dry adhesive structure of FIG. 1.
  • 7 to 18 are perspective and cross-sectional views illustrating a process of forming the dry adhesive structure.
  • a hole pattern mold 150 in which holes 151 are formed is prepared.
  • the hole pattern mold 150 may be, for example, a silicon mold.
  • the holes 151 may be arranged in two directions that are parallel to the top surface of the hole pattern mold 150 and cross each other.
  • the hole 150 may have a cylindrical shape of three or more aspect ratios (Hh / Dh).
  • the hole side surface 151s may have a wavy serpentine shape.
  • the surface of the hole pattern mold 150 is treated with FOTCS SAM (trichloro (1H, 1H, 2H, 2H-perfluorooctyl) silane self-assembed monolayer) and then on the hole pattern mold 150.
  • the polymer structure 160 is formed by providing a first polymer, partially curing the polymer, and separating the polymer layer (not shown) on the hole pattern mold 150.
  • the first polymer may be a material having an etch selectivity with the hole pattern mold 150, for example, polyurethane acrylate (PUA).
  • PUA polyurethane acrylate
  • the polymer layer is rapidly separated to form the polymer pattern 160.
  • the first polymer in contact with the upper surface of the hole pattern mold 150 is removed due to the high aspect ratio and wavy wavy side of the hole 151, and The first polymer remains so that the polymer structure 160 is formed, and an upper portion of the polymer structure 160 protrudes in a hemispherical shape onto the upper surface of the hole pattern mold 150.
  • an etch process is performed on the polymer structure 160 to etch the upper portion of the polymer structure 160 to form the polymer structure pattern 165.
  • the polymer structure pattern 165 may have an inverse suction cup shape, and the inverse suction cup shape may have a diameter of 500 to 1,500 nm and a height of 50 to 250 nm.
  • the etching process may be, for example, a dry etching process using oxygen plasma. Since the polymer structure 160 is etched by the etching process, but the hole pattern mold 150 is not etched, the first recess region between the polymer structure pattern 165 and the hole side surface 151s above the hole 151 is formed. 166 may be formed.
  • the first recessed region 166 may have a ring shape surrounding the polymer structure pattern 165.
  • a second polymer is provided on the hole pattern mold 150 on which the polymer structure pattern 165 is formed, cured, and separated to form a preliminary polymer mold 170.
  • the second polymer may be, for example, polyurethane acrylate.
  • the preliminary polymer mold 170 includes a first protrusion 175 formed by inserting the second polymer into the first recessed region 166 of the hole pattern mold 150.
  • the first protrusion 175 may protrude above the upper surface of the prepolymer mold 170 and may have an annular cross section in a direction parallel to the upper surface.
  • the diameter Dp of the first protrusion 175 may be 500 to 1,500 nm.
  • the suction cup shape or the crater shape space 175a recessed therein may be defined by the first protrusion 175.
  • the height Hp of the space 175a may be 50 to 250 nm.
  • the polymer structure pattern 165 may be included in the hole pattern mold 150 so that the preliminary polymer mold 170 may be separated from the hole pattern mold 150.
  • the top surface can be surface treated with FOTCS SAM.
  • a third polymer is provided on the preliminary polymer mold 170, cured, and separated to form a polymer mold 180.
  • the third polymer may be, for example, polyurethane acrylate.
  • the polymer mold 180 includes a second protrusion 185 formed by inserting a third polymer into the space 175a of the prepolymer mold 170.
  • a second recessed region 186 may be formed on the upper surface of the polymer mold 180 to surround the second protrusion 185 by the first protrusion 175 of the prepolymer mold 170.
  • the second protrusion 185 may have an inverse suction cup shape corresponding to the space 175a, and may have a diameter of 500 to 1,500 nm and a height of 50 to 250 nm.
  • the upper surface of the prepolymer mold 170 may be surface treated with FOTCS SAM before the third polymer is provided on the prepolymer mold 170 so that the polymer mold 180 can be separated from the prepolymer mold 170 well.
  • the fourth polymer is provided on the polymer mold 180, cured, and separated to form a dry adhesive structure 100.
  • the fourth polymer may be, for example, PDMS.
  • the dry adhesive structure 100 includes an adhesive part 120 formed by inserting the fourth polymer into the second recessed region 186 of the polymer mold 180.
  • the adhesive part 120 may protrude above the first surface 110a of the dry adhesive structure 100 and have a ring-shaped cross section in a direction parallel to the first surface 110a.
  • the diameter Ds of the adhesive part 120 may be 500 to 1500 nm.
  • the height of the adhesive part 120 from the first surface 110a may be 50 to 150 nm.
  • An adhesive space 120a having a suction cup shape or a crater shape recessed therein may be defined by the adhesive part 120.
  • the height Hs of the adhesive space 120a may be 50 to 250 nm.
  • the upper surface of the polymer mold 180 may be surface treated with FOTCS SAM before the fourth polymer is provided on the polymer mold 180 so that the dry adhesive structure 100 may be well separated from the polymer mold 180.
  • the fifth polymer, the sixth polymer, and the seventh polymer are sequentially provided on the polymer mold 180, cured, and separated to form a dry adhesive structure 100.
  • the first body part 111 and the adhesive part 120 may be formed by the fifth polymer.
  • the adhesive part 120 may be formed by inserting the fifth polymer into the second recessed region 186 of the polymer mold 180.
  • the second body part 112 may be formed by the sixth polymer, and the third body part 113 may be formed by the seventh polymer.
  • the fifth to seventh polymers may be, for example, PDMS.
  • the fifth polymer, the sixth polymer, and the seventh polymer may include different amounts of curing agents, whereby the first body part 111, the second body part 112, and the third body part. 113 may have different modulus.
  • the fifth polymer, the sixth polymer, and the seventh polymer may each have a weight ratio of PDMS and a curing agent of 5: 1, 10: 1, and 20: 1, and include the first body part 111,
  • the modulus of the second body portion 112 and the third body portion 113 may be about 1.6 MPa, about 1.2 MPa, and about 500 kPa, respectively.
  • FIG. 21 schematically illustrates a process of forming a dry adhesive structure according to an embodiment of the present invention.
  • a silicon mold in which holes are formed is prepared.
  • the holes may be arranged in two directions crossing each other.
  • the diameter and height of the holes are 1 ⁇ and 3 ⁇ , respectively, and the aspect ratio of the holes is three.
  • polyurethane acrylate (PUA) is provided on the silicone mold to partially cure and separate the PUA on the silicone mold.
  • PUA polyurethane acrylate
  • the upper portion of the PUA structure is etched by performing a dry etching process using an oxygen plasma on the PUA structure to form a PUA structure pattern.
  • the PUA structure pattern may have an inverse suction cup shape, and the inverse suction cup shape may have a diameter of about 1 ⁇ m and a height of about 150 nm.
  • a PUA is provided on the silicon mold on which the PUA structure pattern is formed, cured, and separated to form a preliminary PUA mold.
  • the top surface of the silicon mold may be surface treated with a FOTCS SAM prior to providing the PUA over the silicon mold so that the preliminary PUA mold is well separated from the silicon mold.
  • the PUA is provided on the preliminary PUA mold, cured, and then separated to form a PUA mold.
  • the top surface of the preliminary PUA mold may be surface treated with a FOTCS SAM prior to providing the PUA over the preliminary PUA mold so that the PUA mold can be well separated from the preliminary PUA mold.
  • FIG. 22 is an exploded perspective view of an electronic patch according to an embodiment of the present invention.
  • the electronic patch 10 may include a dry adhesive structure 100, an electronic device 200, a first protective layer 300, and a second protective layer 400.
  • the dry adhesive structure 100 may be attached to the human skin through the adhesive portion 120.
  • the structure of the dry adhesive structure 100 for use in the electronic patch 10 is not limited, it is preferable to use the dry adhesive structure 100 of FIG. 3.
  • the dry adhesive structure 100 may include a body portion 110 and an adhesive portion 120.
  • the body part 110 may include a first body part 111, a second body part 112, and a third body part 113 which are sequentially stacked.
  • the first body part 111 and the adhesive part 120 may be integrally formed.
  • the first body portion 111, the second body portion 112, and the third body portion 113 may have different modulus.
  • the modulus may be adjusted by adjusting the amount of the curing agent mixed with the polymer material constituting the first body portion 111, the second body portion 112, and the third body portion 113.
  • the modulus may gradually decrease from the first body portion 111 to the third body portion 113.
  • the first body portion 111 may have a modulus of about 1.6 MPa
  • the second body portion 112 may have a modulus of about 1.2 MPa
  • the third body portion 113 may have a modulus of about 500 kPa. It can have a modulus of.
  • the first body part 111 may have a high modulus to facilitate the formation of the adhesive part 120 and to enhance the adhesive strength of the adhesive part 120.
  • the third body portion 113 may have a low modulus, thereby improving adhesion to the second protective layer 400 having a low modulus, and an interface layer between the dry adhesive structure 100 and the second protective layer 400. Can function as
  • the electronic device 200 may include a strain sensor, a temperature sensor, an EMG sensor, an EEG sensor, a memory device, a transistor, a heater, and the like, and may measure various vital signs of a person.
  • the biosignal data measured by the temperature sensor, strain sensor, EMG sensor, brain wave sensor, etc. may be stored in the memory device and analyzed.
  • the memory device may include a DRAM, a flash memory, a resistive RAM, a phase change RAM, a ferroelectric RAM, and the like.
  • the strain sensor may include a silicon nanomembrane pattern and a metal pattern disposed on the silicon nanomembrane pattern.
  • the silicon nanomembrane pattern is doped with boron may have a thickness of 80 ⁇ 100nm.
  • the metal pattern may be a Cr / Au (7 nm / 70 nm) pattern.
  • the strain sensor may be encapsulated by a first polymer pattern and a second polymer pattern respectively disposed below and above the strain sensor.
  • the first polymer pattern and the second polymer pattern may include polyimide, benzocyclobutene, or epoxy resin.
  • the temperature sensor may include a metal pattern, for example, a Ti / Pt (5 nm / 40 nm) pattern. Since the strain sensor, the temperature sensor, and the interconnection lines are patterned in a serpentine shape, the electronic patch 10 adheres to the skin of a person such as a wrist and operates stably even when repeatedly exposed to tension and compression. can do.
  • the first protective layer 300 functions to support and protect the electronic device 200.
  • the first protective layer 300 may be formed of a material having a relatively low modulus, for example, silicone rubber.
  • the modulus of the first protective layer 300 may be adjusted by adjusting the amount of the curing agent mixed with the silicone rubber as the constituent material.
  • the modulus of the first protective layer 300 was measured in terms of the weight ratio of the silicone rubber used to form the first protective layer 300 to the curing agent added to the silicone rubber, and is shown in Table 2 below.
  • Silicone rubber 2 1 Silicone rubber3: 1 Modulus (kPa) 55.3 43.5 39.1
  • the modulus of the first protective layer 300 was 55.3 kPa, 43.5 kPa, and 39.1 kPa, respectively. That is, the modulus of the first protective layer 300 decreases as the amount of hardener added is reduced.
  • the second protective layer 400 functions to support and protect the electronic device 200 together with the first protective layer 300.
  • the second passivation layer 400 may be formed of a material having a relatively low modulus, for example, PDMS.
  • the second protective layer 400 is preferably formed of the same material as the dry adhesive structure 100 in order to enhance the adhesive strength with the dry adhesive structure 100.
  • the modulus of the second protective layer 400 is equal to the modulus of the first protective layer 300 in order to stably cope with the tension and compression repeatedly exposed after the electronic patch 10 is adhered to the human skin. Similar is preferred. Referring to Table 1 and Table 2, when the first protective layer 300 is formed of silicone rubber, the modulus of the first protective layer 300 is 39.1 kPa when the weight ratio of the silicone rubber and the curing agent is 3: 1. When the second protective layer 400 is formed of PDMS, when the weight ratio of the PDMS and the curing agent is 40: 1, the modulus of the second protective layer 400 is 39.3 kPa, which is similar to the modulus of the first protective layer 300. Therefore, it is preferable that the first protective layer 300 is formed with a weight ratio of silicone rubber and a curing agent of 3: 1, and the second protective layer 400 is preferably formed with a weight ratio of PDMS and a curing agent of 40: 1. Do.
  • the first protective layer 300, the electronic device 200, the second protective layer 400, and the dry adhesive structure 100 may each have a thickness of about 14 ⁇ m, 1.6 ⁇ m, 29 ⁇ m, and 4 ⁇ m,
  • the electronic patch 10 may have a thickness of 50 ⁇ m or less.
  • the electronic patch 10 may further include an electrode 510 disposed on the dry adhesive structure 100, a conductive wire 520 for supplying power to the electrode, and a drug carrier 530 disposed on the electrode.
  • Electrode 510 is a transdermal delivery rate of drug 532 filled in mesoporous silica nanoparticles 531 of drug carrier 530 disposed thereon using iontophoresis. Adjust the transdermal delivery rate.
  • the drug carrier 530 may include a mesoporous silica nanoparticle 531 and a drug 532 filled in the nanopores of the mesoporous silica nanoparticle 531.
  • Mesoporous silica nanoparticles 531 function as a drug delivery transporter and can prevent oxidation, denaturation, and unstimulated diffusion of drugs.
  • Nanopores in the mesoporous silica nanoparticles 531 may provide a large surface area for drug adsorption and loading.
  • the electronic patch 10 includes an electrode 510 for electroporation, and describes the transdermal delivery of the drug 532 of the drug carrier 530 using the electroporation. It is not limited to this.
  • the electronic patch 10 may include a heater (not shown), and may transmit the drug 532 of the drug carrier 530 transdermally through heating by the heater.
  • 23 to 30 are diagrams for explaining transdermal drug delivery using the electropenetration method according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 23 shows mesoporous silica nanoparticles and an image filled with doxorubicin drug in the mesoporous silica nanoparticles.
  • nanopores in the mesoporous silica nanoparticles provide a large surface area for drug loading, and doxorubicin drug is loaded in the nanopores.
  • charge repulsion between the electrode and the drug allows the drug to penetrate deep under the skin.
  • FIG. 24 is a graph showing the depth of drug diffusion into the skin of experimental rats against the number of stimuli in electropenetration. Referring to FIG. 24, it can be seen that the diffusion depth of doxorubicin drug into the skin of the experimental rat increases in proportion to the number of applied stimuli. For example, the diffusion depth of the doxorubicin drug by electroporation was found to be greater than 200 ⁇ m with 12 stimuli.
  • FIG. 25 shows the diffusion depth of doxorubicin drug by 3 stimuli
  • FIG. 26 shows the diffusion depth of doxorubicin drug by 12 stimuli. Comparing FIG. 25 with FIG. 26, it can be seen that the difference in diffusion depth due to the difference in the number of stimuli is apparent.
  • FIG. 27 to 29 show images of electrodes that change when the drug is reused.
  • FIG. 27 shows an image of an electrode when doxorubicin (red) is loaded on mesoporous silica nanoparticles
  • FIG. 28 shows an image when the electrode is cleaned after use
  • FIG. 29 is another drug 9,10-D.
  • the image of the electrode is shown when reloading phenylanthracene (diphenylanthracene (DPA) (green).
  • DPA diphenylanthracene
  • FIG. 30 shows an image of experimental rat skin after delivery of two drugs, doxorubicin and 9,10-diphenylanthracene.
  • the number of stimuli of 9,10-diphenylanthracene was twice that of doxorubicin
  • the diffusion depth of 9,10-diphenylanthracene was twice that of doxorubicin.
  • the experimental procedure was carried out by infecting mice with lipopolysaccharide and bacterial endotoxin, which are inflammation-inducing factors, and then applying an electronic patch having a dry adhesive structure loaded with a drug carrier filled with an anti-inflammatory drug. After adherence to infected skin of rats, stimulation was performed 12 times, followed by electroporation, and histopathological, immunofluorescence, and western blot analysis resulted in significantly suppressed expression of inflammatory factors. It has been shown to be effective.
  • 31 to 33 illustrate a method of forming an electronic patch according to an embodiment of the present invention.
  • the sacrificial layer 620 and the first passivation layer 300 are sequentially formed on the support substrate 610, and the electronic device 200 is transferred onto the first passivation layer 300.
  • the support substrate 610 may be, for example, a glass substrate.
  • the sacrificial layer 620 may be formed of polyvinyl acetate (PVA)
  • the first protective layer 300 may be formed of silicon rubber.
  • the first protective layer 300 may be formed with a weight ratio of silicone rubber and a curing agent 3: 1, and may have a modulus of about 39 kPa.
  • the first protective layer 300 may be formed to a thickness of about 14 ⁇ m.
  • the electronic device 200 may include a strain sensor, a temperature sensor, an EMG sensor, an EEG sensor, a memory device, a transistor, a heater, and the like.
  • the memory device may include a DRAM, a flash memory, a resistive RAM, a phase change RAM, a ferroelectric RAM, and the like.
  • the strain sensor may be formed in the following manner.
  • a sacrificial layer is formed on the silicon wafer.
  • the sacrificial layer may be formed of PMMA or thermally deposited nickel.
  • a first polymer layer is formed on the sacrificial layer by using spin coating.
  • the first polymer layer may be formed of polyimide, benzocyclobutene, or epoxy resin.
  • a silicon nanomembrane with a thickness of 80 to 100 nm is formed from a silicon-on-insulater (SOI) wafer.
  • SOI silicon-on-insulater
  • the silicon nanomembrane is transferred onto the first polymer layer.
  • a metal layer is formed on the silicon nanomembrane using a thermal evaporation process.
  • the metal layer may be formed of Cr / Au (7 nm / 70 nm).
  • a second polymer layer is formed on the metal layer by using spin coating.
  • the first polymer layer may be formed of polyimide, benzocyclobutene, or epoxy resin.
  • the first polymer layer, the silicon nanomembrane, the metal layer, and the second polymer layer are patterned to form a first polymer pattern, a silicon nanomembrane pattern, a metal pattern, and a second polymer pattern.
  • the silicon nanomembrane pattern and the metal pattern may function as a strain sensor, and the first polymer pattern and the second polymer pattern may function as an encapsulation layer.
  • the strain sensor encapsulated with the first polymer pattern and the second polymer pattern is separated from the silicon wafer and transferred onto the first protective layer 300.
  • the temperature sensor may be formed in a metal pattern, for example, a Ti / Pt (5 nm / 40 nm) pattern by performing thermal deposition using a metal mask having a serpentine shape.
  • the electronic device 200 may be formed to a thickness of about 1.6 ⁇ m.
  • the fifth polymer solution, the sixth polymer solution, the seventh polymer solution, and the eighth polymer solution are sequentially rotated on the polymer mold 180. Coating and curing.
  • the fifth to eighth polymers are partially cured in an oven at 70 ° C.
  • the fifth to eighth polymer solutions may be a PDMS prepolymer solution diluted with an organic solvent, for example, toluene.
  • the eighth to eighth polymer solutions may each have a concentration of 0.5 g / mL, 1 g / mL, 2 g / mL, and 4 g / mL, and may be mixed with a PDMS curing agent at a concentration of 0.1 g / mL.
  • the first body part 111 and the adhesive part 120 may be formed by the fifth polymer.
  • the adhesive part 120 may be formed by inserting the fifth polymer into the second recessed region 186 of the polymer mold 180.
  • the second body portion 112 may be formed by the sixth polymer, the third body portion 113 may be formed by the seventh polymer, and the second protective layer 400 may be formed by the eighth polymer. ) May be formed.
  • the dry adhesive structure 100 may be formed to a thickness of about 4 ⁇ m, and the second protective layer 400 may be formed to a thickness of about 29 ⁇ m.
  • the fifth polymer, the sixth polymer, the seventh polymer, and the eighth polymer include different amounts of curing agents, the first body part 111, the second body part 112, and the third body part. 113 and the second protective layer 400 may have different modulus.
  • the fifth polymer, the sixth polymer, the seventh polymer, and the eighth polymer may each have a weight ratio of PDMS and a curing agent of 5: 1, 10: 1, 20: 1, and 40: 1.
  • the modulus of the first body portion 111, the second body portion 112, the third body portion 113, and the second protective layer 400 is about 1.6 MPa, about 1.2 MPa, about 500 kPa, and about 39 kPa, respectively. Can be.
  • the second protective layer 400 is coupled to the first protective layer 300 on which the electronic device 200 is disposed.
  • the first passivation layer 300 and the second passivation layer 400 may be uniformly pressed as a whole to be stably coupled.
  • the dry adhesive structure 100, the first protective layer 300, and the second protective layer 400 are completely cured in an 70 ° C. oven.
  • the sacrificial layer 620 is removed to separate the support substrate 610 from the first protective layer 300, and the polymer mold 200 is separated from the dry adhesive structure 100. Electrodes for the electrical penetration of drugs can be transferred onto the dry adhesive structure 100 using a water soluble tape, whereby an electronic patch can be formed.
  • the electronic patch 10 may be formed to a thickness of 50 ⁇ m or less.
  • a drug carrier can be loaded onto the electrode.
  • the drug carrier may include a drug filled in the mesoporous silica nanoparticles and nanopores of the mesoporous silica nanoparticles.
  • a PVA layer and a silicon rubber layer are formed on a glass substrate, and the electronic device is transferred onto the silicon rubber layer.
  • a PDMS dry adhesive structure and a PDMS protective layer whose modulus is gradually changed are formed by using a PUA mold. After arranging the PUA mold on the glass substrate, the PDMS protective layer is bonded to the silicon rubber layer. The PVA layer is removed to separate the glass substrate from the silicone rubber layer and the PUA mold to separate from the PDMS dry adhesive structure.
  • an electrode loaded with drug-filled mesoporous silica nanoparticles may be formed on the PDMS dry adhesive structure for drug administration using electric penetration.
  • the electronic patch combined with the dry adhesive structure mSC according to the embodiments of the present invention exhibits better adhesion to human skin than the electronic patch combined with the conventional adhesive structures Flat and m-pillar.
  • the dry adhesive structure may have superior adhesive strength than the dry adhesive structure (1.2 MPa mSC) having a modulus of 1.2 MPa.
  • an electronic patch combined with a modulus-modified dry adhesive structure (Gradual mSC) according to an embodiment of the present invention may be uniformly and stably bonded along a curved surface of a human skin, whereas conventional dry adhesion
  • the structure (1.6 MPa m-pillar) is bonded only in the convex portion, and no bonding is performed in the recessed area.
  • the dotted red line represents the modulus of the human epidermis.
  • the system modulus of the electronic patch in which the modulus of varying dry adhesive structure (Gradual SC) is coupled is about 108 kPa, which is lower than about 150 kPa, which is the modulus of the human epidermis. Therefore, the electronic patch combined with the dry adhesive structure (Gradual SC) in which the modulus is changed may be stably operated even if it is adhered to the skin of a person such as a wrist and repeatedly exposed to tension and compression.
  • 38 to 46 show the results of analysis by applying the electronic patch according to an embodiment of the present invention to a laboratory mouse.
  • an electronic patch having various adhesive structures attached to the back surface of the experimental mouse is attached, respectively.
  • a video camera was installed in the cage to monitor the behavior of the laboratory rat and to measure the scratch number of scratching the back for 3 hours.
  • the electronic patch to which the modulus-modified dry adhesive structure (Gradual mSC) is attached was firmly adhered to the rat skin for two days or more, but the conventional dry adhesive structure (m) -pillar-attached electronic patches fell apart in two hours due to their weak adhesion and weak mechanical coupling to the skin.
  • the number of scratches of the electronic patch bonded with a hydrocolloid was 4 times higher than that of the electronic patch attached with a dry adhesive structure (Gradual mSC) having a change in modulus.
  • the electronic patch with a dry mSC that has a modulus change is hardly different from the number of scratches when the electronic patch is not bonded, and thus is hardly affected by negative effects such as stimulation caused by attaching the electronic patch. Appeared.
  • an electronic patch bonded with a hydrocolloid generates high loads and strains on the skin, thereby causing skin deformation and discomfort. This is similarly shown in the FEM simulation results shown in FIG. 43.
  • the hydrocolloid-bonded electronic patch (Hydrocollid patch) is difficult to reuse because the adhesive strength is significantly reduced after one use, but the dry adhesive structure according to the embodiments of the present invention is combined.
  • the mSC patch can maintain adhesive strength even after eight reuses.
  • an electronic patch combined with a dry adhesive structure according to embodiments of the present invention does not damage the adhered skin, but is an electronic patch (Hydrocolloid) bonded with a hydrocolloid which is a chemical adhesive.
  • the patch may cause skin damage or inflammation after use.
  • 47 to 53 are views for explaining measurement of a biosignal using an electronic patch according to an embodiment of the present invention.
  • the electronic patch with the modulus of dry adhesive structure provides a skin interface platform for continuously and highly sensitive monitoring of physiological and electrophysiological signals because ultra-thin electronic sensors are conformally integrated. .
  • ultra-thin electronic sensors are conformally integrated.
  • m-pillar patches or hydrocolloid patches do not have sufficient sensitivity to detect pulse signals from the radial artery without externally applied pressure.
  • physiological signals such as pulse, blood pressure, electrocardiogram (ECG), activity tremor, respiration, and body temperature can be accurately measured by mSC electronic patch. Can monitor homeostasis during everyday life.
  • ECG electrocardiogram
  • the biological signal monitoring system includes an electronic patch attached to the biological skin and measuring the biological signal, and a control unit for controlling the electronic patch.
  • the controller includes a biosignal controller, a biosignal transceiver, and a power supply unit.
  • the control unit may include a smart band
  • the bio-signal control unit may include a controller
  • the bio-signal transceiver may include Bluetooth
  • the power supply unit may include a battery.
  • the biosignal controller may determine whether the biosignal is abnormal, and the biosignal transceiver may transmit the biosignal received from the electronic patch to an external device.
  • the biosignal controller may transmit a warning signal to the external device through the biosignal transceiver when the biosignal abnormality is detected.
  • FIG. 54 illustrates a biosignal monitoring system according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 55 schematically illustrates a configuration of a smart band according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 56 illustrates real-time sensing, wireless data transmission, and remote control. A schematic diagram of the circuit for the control is shown.
  • the biosignal monitoring system includes an electronic patch attached to a human skin and measuring a biosignal, and a smart band controlling the electronic patch. Since the electronic patch has been described in detail in the above-described embodiments, redundant description thereof will be omitted.
  • the electronic patch includes a strain sensor, a temperature sensor, and the like, and can measure physiological signals such as pulse, blood pressure, electrocardiogram, behavioral progression, respiration, and body temperature. Since the electronic patch is stably conformally attached to human skin through the dry adhesive structure according to the embodiments of the present invention, the physiological signal may be continuously and accurately measured. It is desirable to use a dry adhesive structure in which the modulus changes to have a lower system modulus than the modulus of human skin while stably conformally bonding the electronic patch to human skin.
  • the smart band may include a controller, a Bluetooth unit, and a battery.
  • the controller may control operations of the electronic patch (an electronic device such as a sensor, an electrode for electrical penetration of a drug), the Bluetooth unit, and the battery.
  • the electronic patch an electronic device such as a sensor, an electrode for electrical penetration of a drug
  • the Bluetooth unit an electrode for electrical penetration of a drug
  • the battery the battery
  • the Bluetooth unit wirelessly connects an electronic device mounted on the dry adhesive structure of the electronic patch with an external device such as a smartphone or a tablet.
  • the biosignal data measured by the electronic device may be transmitted to the external device through the Bluetooth unit, and the command of the external device may also be transmitted to the electronic device through the Bluetooth unit.
  • the resistance change of the strain gauge is measured through the resistor-capacitor RC (see FIG. 56).
  • the resistance change adjusts the discharge time of the capacitor, which is sensed by the controller and wirelessly transmitted to the external device via the Bluetooth unit.
  • the controller may transmit a warning signal to an external device such as a smartphone or a tablet through the Bluetooth.
  • the smartphone or tablet may transmit the warning signal to an hospital, emergency center, and / or rescue center through an application.
  • the controller may control the transdermal delivery of the drug filled in the mesoporous silica nanoparticles by controlling the electrode for the electrical penetration disposed on the dry adhesive structure of the electronic patch under the command of an external device.
  • the battery may supply power to the smart band and the electronic patch.
  • the smart band functions as a control unit in the biosignal monitoring system, and is illustrated in the form of a band worn on a wrist, but the present invention is not limited thereto and may be implemented in a form other than the band.
  • 57 and 58 show an application example of the biosignal monitoring system according to an embodiment of the present invention.
  • the electronic patch may be attached to various parts of the body through a dry adhesive structure having excellent adhesion to human skin, and various physiological signals such as pulse, blood pressure, electrocardiogram, behavioral progression, respiration, and body temperature Can be measured accurately in real time.
  • the measured physiological signal data can be transmitted to the external device through the smart band and can be managed in real time.
  • the smart band may transmit a warning signal to an external device, and may be controlled by an electrode to control mesoporous silica nanoparticles. Transdermal delivery of drugs filled in can be controlled.
  • Dry adhesive structure according to embodiments of the present invention is excellent adhesion and can be reused without using a chemical adhesive.
  • the dry adhesive structure can maintain adhesion even after repeated use.
  • the dry adhesive structure is excellent in biocompatibility and does not cause skin damage even after being separated and adhered to the living skin.
  • the dry adhesive structure is simple in manufacturing process and low in manufacturing cost.
  • Electronic patches according to embodiments of the present invention can be conformally and stably adhered to the living skin through the dry adhesive structure. As a result, the electronic patch can accurately measure the biological signal. Even if the electronic patch is adhered to the living skin and repeatedly exposed to tension and compression, the electronic patch may operate stably.
  • the electronic patch can continuously monitor physiological and electrophysiological signals with high sensitivity because the ultra-thin electronic sensors are conformally integrated.
  • Biological signal monitoring system can accurately measure a variety of physiological signals, such as pulse, blood pressure, electrocardiogram, behavioral progression, respiration, body temperature in real time.
  • Physiological signal data may be transmitted and managed in real time, and when a biological abnormality signal or a malfunction signal is detected, an alarm signal may be transmitted to an hospital, emergency center, and / or rescue center through an external device such as a tablet or a smartphone. have.
  • an external device such as a tablet or a smartphone. have.

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Abstract

건식 접착 구조체와 그 형성 방법, 전자 패치와 그 형성 방법, 및 생체 신호 모니터링 시스템이 제공된다. 상기 건식 접착 구조체는, 서로 마주보는 제1 면과 제2 면을 갖는 몸체부 및 상기 제1 면에 배치된 접착부를 포함하고, 상기 접착부는 상기 제1 면과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 갖는다. 상기 전자 패치는, 서로 마주보는 제1 면과 제2 면을 갖는 몸체부와 상기 제1 면에 배치된 접착부를 포함하는 건식 접착 구조체 및 상기 제2 면에 배치되는 전자 장치를 포함하고, 상기 접착부는 상기 제1 면과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 갖는다. 상기 생체 신호 모니터링 시스템은, 생체 피부에 부착되어 생체 신호를 측정하는 전자 패치 및 상기 전자 패치를 제어하는 제어부를 포함한다.

Description

건식 접착 구조체와 그 형성 방법, 전자 패치와 그 형성 방법, 및 생체 신호 모니터링 시스템
본 발명은 건식 접착 구조체와 그 형성 방법, 전자 패치와 그 형성 방법, 및 생체 신호 모니터링 시스템에 관한 것이다.
자연계에 존재하는 생체를 모방한 건식 접착제나 습식 접착제에 대한 연구가 활발히 이루어지고 있다. 특히, 최근에 도마뱀 발을 본뜬 건식 접착제나 조개류 단백질에서 착안된 화학 접착제가 생체 모방 접착제로 제안된 바 있다. 그러나, 상기 접착제들은 장력 및 압축에 반복적으로 노출되는 사람의 피부에 대한 접착력이 약해 접착 후 쉽게 떨어지거나 한번 사용 후 재사용이 어려운 문제점이 있었다.
한편, 종래에 사용되던 피부 패치는 주로 인체에 수동으로 약물을 방출하는 수단으로 사용되었으나 최근에 이러한 패치에 다양한 센서 또는 약물을 방출하기 위한 전자 장치를 장착하여 진단 및 치료 등 의료용 전자 패치로 개발하려는 연구가 진행되고 있다. 그러나, 전자 장치 등이 탑재된 종래의 전자 패치는 사람의 피부에 대한 접착력이 좋지 못하여 상용화되는데 한계가 있다. 접착력을 높이기 위해 화학 접착제를 사용하는 경우 피부에 접착한 후 분리할 때 피부가 손상되고, 재사용이 안되며 비용이 비싸서 실용적이지 못하다.
최근에 스트레스, 식생활 습관 등 다양한 이유로 급성 심장 장애 등 생체 이상이나 기능 장애가 발생하고 있으나 바로 대처하지 못하여 큰 장애로 이어지거나 사망까지 하는 사례가 증가하고 있다. 특히 노인, 장애인, 환자 등 거동이 불편한 사람들은 이러한 상황에 대처하는 것이 더욱 어렵다. 또, 건강에 대한 관심이 증가하면서 신체 상태를 지속적으로 체크하고 관리할 수 있는 시스템이 요구되고 있다.
상기와 같은 문제점을 해결하기 위하여, 본 발명은 접착력이 우수하고 재사용이 가능한 건식 접착 구조체를 제공한다.
본 발명은 생체적합성이 우수한 건식 접착 구조체를 제공한다.
본 발명은 상기 건식 접착 구조체의 형성 방법을 제공한다.
본 발명은 접착력이 우수하고 재사용이 가능한 전자 패치를 제공한다.
본 발명은 생체 적합성이 우수한 전자 패치를 제공한다.
본 발명은 생체 신호를 지속적으로 정확하게 측정할 수 있는 전자 패치를 제공한다.
본 발명은 상기 전자 패치의 형성 방법을 제공한다.
본 발명은 생체 신호를 정확하게 측정하고 관리할 수 있는 생체 신호 모니터링 시스템을 제공한다.
본 발명은 생체 신호를 지속적으로 모니터링할 수 있는 생체 신호 모니터링 시스템을 제공한다.
본 발명은 생체 신호의 이상 감지시 경고 신호를 전송하여 대응할 수 있는 생체 신호 모니터링 시스템을 제공한다.
본 발명의 다른 목적들은 다음의 상세한 설명과 첨부한 도면으로부터 명확해 질 것이다.
본 발명의 실시예들에 따른 건식 접착 구조체는, 서로 마주보는 제1 면과 제2 면을 갖는 몸체부 및 상기 제1 면에 배치된 접착부를 포함하고, 상기 접착부는 상기 제1 면과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 갖는다.
상기 접착부의 직경은 500 ~ 1,500nm이고, 상기 제1 면으로부터의 상기 접착부의 높이는 50 ~ 150nm이고, 상기 접착부에 의해 그 내부에 오목하게 들어간 석션 컵 형상 또는 분화구 형상의 접착 공간이 정의되며, 상기 접착 공간의 높이는 50 ~ 250nm일 수 있다.
상기 몸체부는, 상기 접착부와 연결되는 제1 몸체부와, 상기 제1 몸체부 위에 배치되는 제2 몸체부를 포함하고, 상기 제1 몸체부와 상기 제2 몸체부는 서로 다른 모듈러스를 가질 수 있다.
상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는, 상기 제1 면에서 상기 제2 면으로 갈수록 작아질 수 있다.
상기 건식 접착 구조체는 고분자로 형성되고, 상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는, 상기 고분자와 상기 고분자의 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절될 수 있다.
상기 몸체부와 상기 접착부는 일체로 형성될 수 있다.
상기 건식 접착 구조체는 폴리디메틸실록산으로 형성될 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 건식 접착 구조체의 형성 방법은, 홀이 형성된 홀 패턴 몰드 위에 제1 고분자를 제공한 후 상기 홀 패턴 몰드의 상부면과 접촉하는 상기 제1 고분자를 제거하여 상기 홀에 배치되고 상기 홀 패턴 몰드의 상부면 위로 돌출되는 고분자 구조체를 형성하는 단계, 상기 고분자 구조체를 식각하여 고분자 구조체 패턴을 형성하는 단계, 상기 구조체 패턴이 형성된 상기 홀 패턴 몰드 위에 제2 고분자를 제공한 후 분리하여 예비 고분자 몰드를 형성하는 단계, 상기 예비 고분자 몰드 위에 제3 고분자를 제공한 후 분리하여 고분자 몰드를 형성하는 단계, 및 상기 고분자 몰드 위에 제4 고분자를 제공한 후 분리하는 단계를 포함한다.
상기 제1 고분자는 상기 홀 패턴 몰드에 대하여 식각 선택성을 가질 수 있다.
상기 식각에 의해 상기 홀의 측면과 상기 고분자 구조체 패턴 사이에 리세스 영역이 형성될 수 있다.
상기 리세스 영역의 높이는 50 ~ 150nm일 수 있다.
상기 홀의 종횡비는 3 이상이고, 상기 홀의 측면은 물결 모양을 가질 수 있다.
상기 제1 내지 제3 고분자는 폴리우레탄 아크릴레이트이고, 상기 제4 고분자는 폴리디메틸실록산일 수 있다.
상기 제4 고분자를 상기 홀 패턴 기판으로부터 분리하기 전에 상기 제4 고분자 위에 제5 고분자를 제공하고, 상기 제4 고분자 및 상기 제5 고분자는 서로 다른 모듈러스를 가질 수 있다.
상기 모듈러스는 상기 제4 고분자 및 상기 제5 고분자에 포함되는 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절될 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 전자 패치는, 서로 마주보는 제1 면과 제2 면을 갖는 몸체부와 상기 제1 면에 배치된 접착부를 포함하는 건식 접착 구조체 및 상기 제2 면에 배치되는 전자 장치를 포함하고, 상기 접착부는 상기 제1 면과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 갖는다.
상기 전자 패치는, 상기 접착부 위에 배치되는 전극과, 상기 전극 위에 배치되는 약물 전달체를 더 포함하고, 상기 약물 전달체는 메조기공성 실리카 나노입자와 상기 메조기공성 실리카 나노입자의 나노기공에 충전된 약물을 포함한다.
상기 약물의 경피 전달은 상기 전극에 의한 전기 침투법으로 제어될 수 있다.
상기 전자 장치는, 상기 전자 장치를 사이에 두고 상기 건식 접착 구조체 맞은 편에 배치되는 제1 보호층과, 상기 건식 접착 구조체와 상기 전자 장치 사이에 배치되는 제2 보호층을 더 포함하고, 상기 제1 보호층과 상기 제2 보호층는 50kPa 이하의 모듈러스를 가질 수 있다. 상기 제1 보호층은 실리콘 고부로 형성되고, 상기 제2 보호층은 폴리디메틸실록산으로 형성될 수 있다.
상기 전자 패치의 모듈러스는 150kPa보다 낮을 수 있다.
상기 전자 장치는 스트레인 센서, 온도 센서, 근전도 센서, 뇌파 센서, 메모리 소자, 트랜지스터, 및 히터 중에서 선택된 하나 이상을 포함하고, 상기 전자 장치는 구불구불한 형태의 패턴으로 형성될 수 있다.
상기 접착부의 직경은 500 ~ 1,500nm이고, 상기 제1 면으로부터의 상기 접착부의 높이는 50 ~ 150nm이고, 상기 접착부에 의해 그 내부에 오목하게 들어간 석션 컵 형상 또는 분화구 형상의 접착 공간이 정의되며, 상기 접착 공간의 높이는 50 ~ 250nm일 수 있다.
상기 몸체부는, 상기 접착부와 연결되는 제1 몸체부와, 상기 제1 몸체부 위에 배치되는 제2 몸체부를 포함하고, 상기 제1 몸체부와 상기 제2 몸체부는 서로 다른 모듈러스를 가질 수 있다.
상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는, 상기 제1 면에서 상기 제2 면으로 갈수록 작아질 수 있다.
상기 건식 접착 구조체는 고분자로 형성되고, 상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는, 상기 고분자와 상기 고분자의 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절될 수 있다.
상기 몸체부와 상기 접착부는 일체로 형성될 수 있다.
상기 건식 접착 구조체는, 폴리디메틸실록산으로 형성될 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 전자 패치의 형성 방법은, 지지 기판 위에 희생층, 제1 보호층, 및 전자 장치를 차례로 형성하는 단계, 고분자 몰드 위에 건식 접착 구조체 및 제2 보호층을 형성하는 단계, 및 상기 제1 보호층과 상기 제2 보호층을 접착시키는 단계를 포함한다. 상기 고분자 몰드는, 홀이 형성된 홀 패턴 몰드 위에 제1 고분자를 제공한 후 상기 홀 패턴 몰드의 상부면과 접촉하는 상기 제1 고분자를 제거하여 상기 홀에 배치되고 상기 홀 패턴 몰드의 상부면 위로 돌출되는 고분자 구조체를 형성하는 단계, 상기 고분자 구조체를 식각하여 고분자 구조체 패턴을 형성하는 단계, 상기 구조체 패턴이 형성된 상기 홀 패턴 몰드 위에 제2 고분자를 제공한 후 분리하여 예비 고분자 몰드를 형성하는 단계, 및 상기 예비 고분자 몰드 위에 제3 고분자를 제공한 후 분리하는 단계는 포함하는 방법에 의해 형성될 수 있다.
상기 건식 접착 구조체는, 상기 고분자 몰드 위에 제4 고분자를 제공하는 단계와, 상기 제4 고분자 위에 제5 고분자를 형성하는 단계와, 상기 제5 고분자 위에 제6 고분자를 형성하는 단계를 포함하고, 상기 제4 고분자 내지 상기 제6 고분자는 서로 다른 모듈러스를 가질 수 있다.
상기 모듈러스는 상기 제4 고분자 내지 상기 제6 고분자에 포함되는 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절될 수 있다.
상기 제1 내지 제3 고분자는 폴리우레탄 아크릴레이트이고, 상기 제4 내지 제6 고분자는 폴리디메틸실록산일 수 있다.
상기 전자 패치의 형성 방법은 상기 건식 접착 구조체로부터 상기 고분자 몰드를 분리하는 단계와, 상기 희생층을 제거하여 상기 지지 기판을 상기 제1 보호층으로부터 분리하는 단계와, 상기 건식 접착 구조체 위에 약물 전달체가 로딩된 전극을 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 생체 신호 모니터링 시스템은, 생체 피부에 부착되어 생체 신호를 측정하는 전자 패치 및 상기 전자 패치를 제어하는 제어부를 포함한다.
상기 제어부는 생체 신호 제어부, 생체 신호 송수신부, 및 전원 공급부를 포함한다.
상기 제어부는 스마트 밴드를 포함하고, 상기 생체 신호 제어부는 컨트롤러를 포함하고, 상기 생체 신호 송수신부는 블루투스를 포함하며, 상기 전원 공급부는 배터리를 포함할 수 있다.
상기 생체 신호 제어부는 상기 생체 신호의 이상 여부를 판단하고, 상기 생체 신호 송수신부는 상기 전자 패치로부터 수신한 상기 생체 신호를 외부 장치로 전송할 수 있다.
상기 생체 신호 제어부는 상기 생체 신호의 이상이 감지되면 상기 생체 신호 송수신부를 통하여 상기 외부 장치로 경고 신호를 전송할 수 있다.
상기 전자 패치는, 서로 마주보는 제1 면과 제2 면을 갖는 몸체부와 상기 제1 면에 배치된 접착부를 포함하는 건식 접착 구조체 및 상기 제2 면에 배치되는 전자 장치를 포함하고, 상기 접착부는 상기 제1 면과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 가질 수 있다.
상기 전자 패치는, 상기 접착부 위에 배치되는 전극과, 상기 전극 위에 배치되는 약물 전달체를 더 포함할 수 있고, 상기 약물 전달체는 메조기공성 실리카 나노입자와 상기 메조기공성 실리카 나노입자의 나노기공에 충전된 약물을 포함할 수 있다.
상기 약물의 경피 전달은 상기 전극에 의한 전기 침투법으로 제어될 수 있다.
상기 전자 패치는, 상기 전자 장치를 사이에 두고 상기 건식 접착 구조체 맞은 편에 배치되는 제1 보호층과 상기 건식 접착 구조체와 상기 전자 장치 사이에 배치되는 제2 보호층을 더 포함할 수 있고, 상기 제1 보호층과 상기 제2 보호층는 50kPa 이하의 모듈러스를 가질 수 있다.
상기 제1 보호층은 실리콘 고무로 형성되고, 상기 제2 보호층은 폴리디메틸실록산으로 형성될 수 있다.
상기 전자 패치의 모듈러스는 150kPa보다 낮을 수 있다.
상기 전자 장치는 스트레인 센서, 온도 센서, 근전도 센서, 뇌파 센서, 메모리 소자, 트랜지스터, 및 히터 중에서 선택된 하나 이상을 포함하고, 상기 전자 장치는 구불구불한 형태의 패턴으로 형성될 수 있다.
상기 접착부의 직경은 500 ~ 1,500nm이고, 상기 제1 면으로부터의 상기 접착부의 높이는 50 ~ 150nm이고, 상기 접착부에 의해 그 내부에 오목하게 들어간 석션 컵 형상 또는 분화구 형상의 접착 공간이 정의되며, 상기 접착 공간의 높이는 50 ~ 250nm일 수 있다.
상기 몸체부는, 상기 접착부와 연결되는 제1 몸체부와 상기 제1 몸체부 위에 배치되는 제2 몸체부를 포함하고, 상기 제1 몸체부와 상기 제2 몸체부는 서로 다른 모듈러스를 가질 수 있다.
상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는 상기 제1 면에서 상기 제2 면으로 갈수록 작아질 수 있다.
상기 건식 접착 구조체는 고분자로 형성되고, 상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는, 상기 고분자와 상기 고분자의 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절될 수 있다.
상기 몸체부와 상기 접착부는 일체로 형성될 수 있다.
상기 건식 접착 구조체는 폴리디메틸실록산으로 형성될 수 있다.
상기 생체 신호는 맥박, 혈압, 심전도, 행동진전, 호흡, 및 체온 중에서 선택된 하나 이상을 포함할 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 건식 접착 구조체는 화학 접착제를 사용하지 않고도 접착력이 우수하고 재사용이 가능하다. 상기 건식 접착 구조체는 여러번 반복하여 사용하여도 접착력을 유지할 수 있다. 상기 건식 접착 구조체는 생체 적합성이 우수하여 생체 피부에 접착한 후 분리하여도 피부 손상을 유발하지 않는다. 상기 건식 접착 구조체는 제조 공정이 간단하고 제조 비용이 저렴하다.
본 발명의 실시예들에 따른 전자 패치는 상기 건식 접착 구조체를 통하여 생체 피부에 콘포말하게 안정적으로 부착될 수 있다. 이에 의해, 전자 패치는 생체 신호를 정확하게 측정할 수 있다. 상기 전자 패치가 생체 피부에 접착되어 장력 및 압축에 반복적으로 노출되어도 안정적으로 작동할 수 있다. 상기 전자 패치는 초박막 전자 센서들이 콘포말하게 집적되기 때문에 생리 및 전기 생리 신호를 지속적으로 고감도로 모니터링할 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 생체 신호 모니터링 시스템은 맥박, 혈압, 심전도, 행동진전, 호흡, 체온 등 다양한 생리 신호를 실시간으로 정확하게 측정할 수 있다. 생리 신호 데이터는 실시간으로 전송되어 관리될 수 있고, 생체 이상 신호 또는 기능 장애 신호가 감지되는 경우 태블릿 또는 스마트폰 등의 외부 장치를 통하여 병원, 응급 센터, 및/또는 구조 센터로 경고 신호를 전송할 수 있다. 또 외부 장치의 명령을 받아 전기 침투법 등을 이용하여 약물의 경피 전달 속도를 조절할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체를 나타낸다.
도 2는 도 1의 건식 접착 구조체의 단면을 나타낸다.
도 3은 본 발명의 다른 실시예에 따른 건식 접착 구조체를 나타낸다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체의 AFM 이미지를 나타내고, 도 5는 두족류 동물의 촉수 및 빨판을 나타낸다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체와 비교예에 따른 건식 접착 구조체의 SEM 이미지를 나타낸다.
도 7 내지 도 18은 도 1의 건식 접착 구조체의 형성 방법을 나타낸다.
도 19 및 도 20은 도 3의 건식 접착 구조체의 형성 방법을 나타낸다.
도 21은 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체의 형성 과정을 개략적으로 나타낸다.
도 22는 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치의 분해 사시도를 나타낸다.
도 23 내지 도 30은 본 발명의 일 실시예에 따른 전기 침투법을 이용한 경피 약물 전달을 설명하기 위한 도면들이다.
도 31 내지 도 33은 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치의 형성 방법을 나타낸다.
도 34는 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치의 형성 과정을 개략적으로 나타낸다.
도 35는 서로 다른 접착 구조를 갖는 전자 패치의 접착력의 차이를 나타내는 그래프이다.
도 36은 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체가 결합된 전자 패치와 종래의 건식 접착 구조체가 결합된 전자 패치가 스킨 몰드에 접착된 이미지를 나타낸다.
도 37은 다양한 전자 패치의 시스템 모듈러스를 나타낸다.
도 38 내지 도 46은 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치를 실험용 쥐에 적용하여 분석한 결과를 나타낸다.
도 47 내지 도 53은 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치를 이용한 생체 신호의 측정을 설명하기 위한 도면들이다.
도 54는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 모니터링 시스템을 나타낸다.
도 55는 본 발명의 일 실시예에 따른 스마트 밴드의 구성을 개략적으로 나타낸다.
도 56은 실시간 센싱, 무선 데이터 전송, 및 원격 제어를 위한 회로의 개략적인 다이아그램을 나타낸다.
도 57 및 도 58은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 모니터링 시스템의 적용예를 나타낸다.
이하, 실시예들을 통하여 본 발명을 상세하게 설명한다. 본 발명의 목적, 특징, 장점은 이하의 실시예들을 통해 쉽게 이해될 것이다. 본 발명은 여기서 설명되는 실시예들에 한정되지 않고, 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 여기서 소개되는 실시예들은 개시된 내용이 철저하고 완전해질 수 있도록 그리고 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 본 발명의 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 제공되는 것이다. 따라서, 이하의 실시예들에 의하여 본 발명이 제한되어서는 안 된다.
본 명세서에서 제1, 제2 등의 용어가 다양한 요소들(elements)을 기술하기 위해서 사용되었지만, 상기 요소들이 이 같은 용어들에 의해서 한정되어서는 안 된다. 이러한 용어들은 단지 상기 요소들을 서로 구별시키기 위해서 사용되었을 뿐이다. 또, 어떤 요소가 다른 요소 위에 있다고 언급되는 경우에 그것은 다른 요소 위에 직접 형성될 수 있거나 또는 그들 사이에 제3의 요소가 개재될 수도 있다는 것을 의미한다.
도면들에서 요소의 크기, 또는 요소들 사이의 상대적인 크기는 본 발명에 대한 더욱 명확한 이해를 위해서 다소 과장되게 도시될 수 있다. 또, 도면들에 도시된 요소의 형상이 제조 공정상의 변이 등에 의해서 다소 변경될 수 있을 것이다. 따라서, 본 명세서에서 개시된 실시예들은 특별한 언급이 없는 한 도면에 도시된 형상으로 한정되어서는 안 되며, 어느 정도의 변형을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
[건식 접착 구조체]
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체를 나타내고, 도 2는 도 1의 건식 접착 구조체의 단면을 나타낸다.
도 1 및 도 2를 참조하면, 건식 접착 구조체(100)는 몸체부(110)와 접착부(120)를 포함할 수 있다. 건식 접착 구조체(100)는 고분자 소재, 예를 들어, 폴리디메틸실록산(polydimethylsiloxane, PDMS)로 형성될 수 있다. 몸체부(110)와 접착부(120)는 일체형으로 형성될 수 있다. 몸체부(110)는 서로 마주보는 제1 면(110a)과 제2 면(110b)을 가질 수 있다.
접착부(120)는 몸체부(110)의 제1 면(110a) 위로 돌출되고, 제1 면(110a)과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 가질 수 있다. 접착부(120)의 직경(Ds)은 500 ~ 1,500nm일 수 있다. 제1 면(110a)으로부터의 접착부(120)의 높이는 50 ~ 150nm일 수 있다. 접착부(120)에 의해 그 내부에 오목하게 들어간 석션 컵(suction cup) 형상 또는 분화구(crater) 형상의 접착 공간(120a)이 정의될 수 있다. 접착 공간(120a)의 높이(Hs)는 50 ~ 250nm 일 수 있다.
건식 접착 구조체(100)는 몸체부(110)의 제1 면(110a)에 배치된 접착부(120)를 통하여 피접착 기재(미도시)에 접착될 수 있고, 이에 의해 몸체부(110)의 제2 면(110b)에 배치되거나 몸체부(110) 내부에 배치된 피접착물(미도시)을 지지하면서 상기 피접착물을 상기 피접착 기재에 부착시킬 수 있다. 예를 들어, 상기 피접착 기재는 사람의 피부일 수 있고, 상기 피접착물은 생체 신호를 측정할 수 있는 전자 장치일 수 있으나. 이에 한정되지 않으며 건식 접착 구조체(100)는 다양한 피접착 기재에 접착할 수 있다.
건식 접착 구조체(100)는 접착부(120)의 물리적 구조 등에 의해 접착제를 사용하지 않고도 상기 피접착 기재에 강하게 접착될 수 있고, 상기 피접착 기재에 대하여 반복하여 탈접착이 가능하다. 또, 탈접착이 복수회 반복되어도 건식 접착 구조체(100)는 강한 접착력을 유지할 수 있다.
건식 접착 구조체(100)의 모듈러스(Modulus)는 그 구성 소재인 고분자 소재와 혼합되는 경화제의 양을 조절하는 것에 의해 조절될 수 있다. 건식 접착 구조체(100)를 형성하기 위해 사용된 PDMS와 상기 PDMS에 첨가되는 경화제의 중량비에 대하여 건식 접착 구조체(100)의 모듈러스를 측정하여 아래 표 1에 나타내었다.
고분자 소재 혼합비 PDMS5:1 PDMS10:1 PDMS20:1 PDMS30:1 PDMS40:1
모듈러스(kPa) 1607 1182 516 142 39.3
상기 표 1을 참조하면, PDMS와 경화제의 중량비가 5:1, 10:1, 20:1, 30:1, 40:1인 경우 건식 접착 구조체(100)의 모듈러스는 각각 1607kPa, 1182kPa, 516kPa, 142kPa, 39.3kPa로 나타났다. 즉, 첨가되는 경화제의 양이 감소할수록 건식 접착 구조체(100)의 모듈러스는 감소하였다.
도 3은 본 발명의 다른 실시예에 따른 건식 접착 구조체를 나타낸다. 전술한 실시예와 중복되는 설명은 생략될 수 있다.
도 3을 참조하면, 건식 접착 구조체(100)는 몸체부(110)와 접착부(120)를 포함할 수 있다. 몸체부(110)는 차례로 적층된 제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 및 제3 몸체부(113)를 포함할 수 있다. 제1 몸체부(111)와 접착부(120)는 일체형으로 형성될 수 있다.
제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 및 제3 몸체부(113)는 서로 다른 모듈러스를 가질 수 있다. 상기 모듈러스는 제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 및 제3 몸체부(113)를 구성하는 고분자 소재와 혼합되는 경화제의 양을 조절하는 것에 의해 조절될 수 있다. 제1 몸체부(111)에서 제3 몸체부(113)로 갈수록 모듈러스는 점차적으로 작아질 수 있다. 예를 들어, 제1 몸체부(111)는 약 1.6MPa의 모듈러스를 가질 수 있고, 제2 몸체부(112)는 약 1.2MPa의 모듈러스를 가질 수 있으며, 제3 몸체부(113)는 약 500kPa의 모듈러스를 가질 수 있다.
본 실시예에서 건식 접착 구조체(100)는 서로 다른 모듈러스를 갖는 세 개의 몸체부를 포함하나, 이에 한정되지 않으며 서로 다른 모듈러스를 갖는 둘 이상의 몸체부를 포함할 수 있다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체의 AFM 이미지를 나타내고, 도 5는 두족류 동물의 촉수 및 빨판을 나타낸다.
도 4 및 도 5를 참조하면, 상기 건식 접착 구조체는 문어 등 두족류 동물의 촉수로부터 고안된 것으로 상기 건식 접착 구조체의 접착부는 상기 두족류 동물의 촉수에 배치된 빨판과 유사한 구조와 형태를 갖는다. 이에 의해, 상기 건식 접착 구조체는 상기 두족류 동물의 빨판과 같은 흡착력을 가질 수 있어 피접착 기재에 강하게 접착될 수 있을 뿐만 아니라 탈접착을 반복하더라도 강한 접착력을 유지할 수 있다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체(mSC(micro suction cup) 구조체)와 비교예에 따른 건식 접착 구조체(m-필러(micro-pillar) 구조체)의 SEM 이미지를 나타낸다.
도 6을 참조하면, 종래에 도마뱀 발을 모방하여 고안된 m-필러 구조체는 종횡비가 상대적으로 높은 복수개의 마이크로 필러들이 일정 간격으로 조밀하게 모여 형성된 것이다. m-필러 구조체는 표면적을 증가시키는 것에 의해 접착 강도를 증가시키나 기울어짐(tilting), 구부러짐(bending), 쓰러짐(collapsing) 없이 그 형상을 유지하기 위해서는 높은 모듈러스를 가져야한다. 따라서, m-필러 구조체의 모듈러스는 피부 표피의 모듈러스보다 높다. 그러나, 종횡비가 상대적으로 낮은 접착부(높이 50 ~ 150nm, 직경 500 ~ 1500nm)를 갖는 mSC 구조체는 m-필러 구조체에 비하여 더 낮은 모듈러스를 가지면서도 더 큰 접착력을 가질 수 있다.
[건식 접착 구조체의 형성 방법]
도 7 내 도 18은 도 1의 건식 접착 구조체의 형성 방법을 나타낸다. 도 7 내지 도 18은 상기 건식 접착 구조체의 형성 과정을 나타내는 사시도와 단면도이다.
도 7 및 도 8을 참조하면, 홀(151)이 형성된 홀 패턴 몰드(150)를 준비한다. 홀 패턴 몰드(150)는, 예를 들어, 실리콘 몰드일 수 있다. 홀(151)은 홀 패턴 몰드(150)의 상부면과 평행하면서 서로 교차하는 두 방향으로 배열될 수 있다. 홀(150)은 원기둥 형상으로 3 이상의 종횡비(Hh/Dh)를 가질 수 있다. 홀 측면(151s)은 물결 모양의 구불구불한 형상을 가질 수 있다.
도 9 및 도 10을 참조하면, 홀 패턴 몰드(150)의 표면을 FOTCS SAM(trichloro(1H,1H,2H,2H-perfluorooctyl)silane self-assembed monolayer)으로 처리한 후 홀 패턴 몰드(150) 위에 제1 고분자를 제공하여 부분 경화시키고 홀 패턴 몰드(150) 위의 고분자층(미도시)을 분리시켜 고분자 구조체(160)를 형성한다. 상기 제1 고분자는 홀 패턴 몰드(150)와 식각 선택비를 갖는 물질, 예를 들어, 폴리우레탄 아크릴레이트(polyurethane acrylate, PUA)일 수 있다. 홀 패턴 몰드(150) 위에 상기 제1 고분자를 제공하면 홀(151)에 먼저 상기 제1 고분자가 채워지고 홀 패턴 몰드(150) 상부면 위에 상기 고분자층이 형성된다. 홀(151) 내부와 홀 패턴 몰드(150) 위에 제공된 상기 제1 고분자를 부분 경화시킨 후 상기 고분자층을 빠르게 분리시키면 고분자 패턴(160)이 형성된다. 상기 고분자층을 분리시킬 때, 홀(151)의 높은 종횡비와 물결 모양의 구불구불한 측면으로 인해 홀 패턴 몰드(150)의 상부면과 접촉하는 제1 고분자는 제거되고, 홀(151)에서의 제1 고분자는 잔존하게 되어 고분자 구조체(160)가 형성되며, 고분자 구조체(160)의 상부는 홀 패턴 몰드(150) 상부면 위로 반구 형태로 돌출된다.
도 11 및 도 12를 참조하면, 고분자 구조체(160)에 대하여 식각 공정을 수행하여 고분자 구조체(160)의 상부를 식각하여 고분자 구조체 패턴(165)을 형성한다. 고분자 구조체 패턴(165)은 인버스 석션컵 형상(inverse suction cup shape)을 가질 수 있고, 상기 인버스 석션컵 형상은 500 ~ 1,500nm의 직경과 50 ~ 250nm의 높이를 가질 수 있다. 상기 식각 공정은, 예를 들어, 산소 플라즈마를 이용한 건식 식각 공정일 수 있다. 상기 식각 공정에 의해 고분자 구조체(160)는 식각되는 반면 홀 패턴 몰드(150)는 식각되지 않으므로 고분자 구조체 패턴(165)과 홀(151) 상부의 홀 측면(151s) 사이에 제1 리세스 영역(166)이 형성될 수 있다. 제1 리세스 영역(166)은 고분자 구조체 패턴(165)을 둘러싸는 고리 형상을 가질 수 있다.
도 13 및 도 14를 참조하면, 고분자 구조체 패턴(165)이 형성된 홀 패턴 몰드(150) 위에 제2 고분자를 제공하고 경화시킨 후 분리하여 예비 고분자 몰드(170)를 형성한다. 상기 제2 고분자는, 예를 들어, 폴리우레탄 아크릴레이트일 수 있다. 예비 고분자 몰드(170)는 홀 패턴 몰드(150)의 제1 리세스 영역(166)에 상기 제2 고분자가 삽입되어 형성된 제1 돌출부(175)를 포함한다. 제1 돌출부(175)는 예비 고분자 몰드(170)의 상부면 위로 돌출되고, 상기 상부면과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 가질 수 있다. 제1 돌출부(175)의 직경(Dp)은 500 ~ 1,500nm일 수 있다. 제1 돌출부(175)에 의해 그 내부에 오목하게 들어간 석션 컵 형상 또는 분화구 형상의 공간(175a)이 정의될 수 있다. 상기 공간(175a)의 높이(Hp)는 50 ~ 250nm 일 수 있다. 예비 고분자 몰드(170)가 홀 패턴 몰드(150)로부터 잘 분리될 수 있도록 상기 제2 고분자를 홀 패턴 몰드(150) 위에 제공하기 전에 고분자 구조체 패턴(165)을 포함하여 홀 패턴 몰드(150)의 상부면은 FOTCS SAM으로 표면 처리될 수 있다.
도 15 및 도 16을 참조하면, 예비 고분자 몰드(170) 위에 제3 고분자를 제공하고 경화시킨 후 분리하여 고분자 몰드(180)를 형성한다. 상기 제3 고분자는, 예를 들어, 폴리우레탄 아크릴레이트일 수 있다. 고분자 몰드(180)는 예비 고분자 몰드(170)의 상기 공간(175a)에 제3 고분자가 삽입되어 형성된 제2 돌출부(185)를 포함한다. 고분자 몰드(180)의 상부면에는 예비 고분자 몰드(170)의 제1 돌출부(175)에 의해 제2 돌출부(185)를 둘러싸는 제2 리세스 영역(186)이 형성될 수 있다. 제2 돌출부(185)는 상기 공간(175a)에 대응하여 인버스 석션컵 형상을 가질 수 있고, 500 ~ 1,500nm의 직경과 50 ~ 250nm의 높이를 가질 수 있다. 고분자 몰드(180)가 예비 고분자 몰드(170)로부터 잘 분리될 수 있도록 상기 제3 고분자를 예비 고분자 몰드(170) 위에 제공하기 전에 예비 고분자 몰드(170)의 상부면은 FOTCS SAM으로 표면 처리될 수 있다.
도 17 및 도 18을 참조하면, 고분자 몰드(180) 위에 제4 고분자를 제공하고 경화시킨 후 분리하여 건식 접착 구조체(100)를 형성한다. 상기 제4 고분자는, 예를 들어, PDMS일 수 있다. 건식 접착 구조체(100)는 고분자 몰드(180)의 제2 리세스 영역(186)에 상기 제4 고분자가 삽입되어 형성된 접착부(120)를 포함한다. 접착부(120)는 건식 접착 구조체(100)의 제1 면(110a) 위로 돌출되고, 제1 면(110a)과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 가질 수 있다. 접착부(120)의 직경(Ds)은 500 ~ 1,500nm일 수 있다. 제1 면(110a)으로부터의 접착부(120)의 높이는 50 ~ 150nm일 수 있다. 접착부(120)에 의해 그 내부에 오목하게 들어간 석션 컵 형상 또는 분화구 형상의 접착 공간(120a)이 정의될 수 있다. 접착 공간(120a)의 높이(Hs)는 50 ~ 250nm 일 수 있다. 건식 접착 구조체(100)가 고분자 몰드(180)로부터 잘 분리될 수 있도록 상기 제4 고분자를 고분자 몰드(180) 위에 제공하기 전에 고분자 몰드(180)의 상부면은 FOTCS SAM으로 표면 처리될 수 있다.
도 19 및 도 20은 도 3의 건식 접착 구조체의 형성 방법을 나타낸다. 전술한 실시예와 중복되는 설명은 생략될 수 있다.
도 19 및 도 20을 참조하면, 고분자 몰드(180) 위에 제5 고분자, 제6 고분자, 및 제7 고분자를 차례로 제공하고 경화시킨 후 분리하여 건식 접착 구조체(100)를 형성한다. 상기 제5 고분자에 의해 제1 몸체부(111)와 접착부(120)가 형성될 수 있다. 접착부(120)는 고분자 몰드(180)의 제2 리세스 영역(186)에 상기 제5 고분자가 삽입되어 형성될 수 있다. 상기 제6 고분자에 의해 제2 몸체부(112)가 형성될 수 있고, 상기 제7 고분자에 의해 제3 몸체부(113)가 형성될 수 있다. 상기 제5 고분자 내지 상기 제7 고분자는, 예를 들어, PDMS일 수 있다. 상기 제5 고분자, 상기 제6 고분자, 및 상기 제7 고분자는 서로 다른 양의 경화제를 포함할 수 있고, 이에 의해 제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 및 제3 몸체부(113)는 서로 다른 모듈러스를 가질 수 있다. 예를 들어, 상기 제5 고분자, 상기 제6 고분자, 및 상기 제7 고분자는 각각 PDMS와 경화제의 중량비가 5:1, 10:1, 20:1일 수 있고, 제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 제3 몸체부(113)의 모듈러스는 각각 약 1.6MPa, 약 1.2MPa, 약 500kPa일 수 있다.
도 21은 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체의 형성 과정을 개략적으로 나타낸다.
도 21을 참조하면, 홀이 형성된 실리콘 몰드를 준비한다. 상기 홀은 서로 교차하는 두 방향으로 배열될 수 있다. 상기 홀의 직경과 높이는 각각 1㎛와 3㎛로 상기 홀의 종횡비는 3이다. 상기 실리콘 몰드 표면을 FOTCS SAM으로 처리한 후 상기 실리콘 몰드 위에 폴리우레탄 아크릴레이트(PUA)를 제공하여 부분 경화(partial curing)시키고 상기 실리콘 몰드 위의 PUA를 분리시킨다. 이때, 상기 홀의 높은 종횡비와 물결 모양의 구불구불한 측면 기하 구조때문에 상기 실리콘 몰드 상부면과 접촉하는 PUA는 제거되고 상기 홀에 PUA가 잔존하게 되어 상기 실리콘 상부면 위로 돌출된 PUA 구조체가 형성된다. 상기 PUA 구조체에 대하여 산소 플라즈마를 이용한 건식 식각 공정을 수행하여 상기 PUA 구조체의 상부가 식각되어 PUA 구조체 패턴이 형성된다. 상기 PUA 구조체 패턴은 인버스 석션컵 형상을 가지며, 상기 인버스 석션컵 형상은 약 1㎛의 직경과 약 150nm의 높이를 가질 수 있다. 상기 PUA 구조체 패턴이 형성된 상기 실리콘 몰드 위에 PUA를 제공하고 경화시킨 후 분리하여 예비 PUA 몰드를 형성한다. 상기 예비 PUA 몰드가 상기 실리콘 몰드로부터 잘 분리될 수 있도록 상기 실리콘 몰드 위에 상기 PUA를 제공하기 전에 상기 실리콘 몰드의 상부면은 FOTCS SAM으로 표면 처리될 수 있다. 도면에 도시되지 않았지만, 상기 예비 PUA 몰드 위에 PUA를 제공하고 경화시킨 후 분리하여 PUA 몰드를 형성한다. 상기 PUA 몰드가 상기 예비 PUA 몰드로부터 잘 분리될 수 있도록 상기 예비 PUA 몰드 위에 상기 PUA를 제공하기 전에 상기 예비 PUA 몰드의 상부면은 FOTCS SAM으로 표면 처리될 수 있다.
[전자 패치]
도 22는 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치의 분해 사시도를 나타낸다.
도 22를 참조하면, 전자 패치(10)는 건식 접착 구조체(100), 전자 장치(200), 제1 보호층(300), 및 제2 보호층(400)을 포함할 수 있다.
건식 접착 구조체(100)는 접착부(120)를 통하여 사람의 피부에 접착할 수 있다. 전자 패치(10)에 사용하기 위한 건식 접착 구조체(100)의 구조에 제한이 있는 것은 아니나 도 3의 건식 접착 구조체(100)를 사용하는 것이 바람직하다.
다시 도 3을 참조하면, 건식 접착 구조체(100)는 몸체부(110)와 접착부(120)를 포함할 수 있다. 몸체부(110)는 차례로 적층된 제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 및 제3 몸체부(113)를 포함할 수 있다. 제1 몸체부(111)와 접착부(120)는 일체형으로 형성될 수 있다.
제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 및 제3 몸체부(113)는 서로 다른 모듈러스를 가질 수 있다. 상기 모듈러스는 제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 및 제3 몸체부(113)를 구성하는 고분자 소재와 혼합되는 경화제의 양을 조절하는 것에 의해 조절될 수 있다. 제1 몸체부(111)에서 제3 몸체부(113)로 갈수록 모듈러스는 점차적으로 작아질 수 있다. 예를 들어, 제1 몸체부(111)는 약 1.6MPa의 모듈러스를 가질 수 있고, 제2 몸체부(112)는 약 1.2MPa의 모듈러스를 가질 수 있으며, 제3 몸체부(113)는 약 500kPa의 모듈러스를 가질 수 있다.
제1 몸체부(111)는 높은 모듈러스를 가짐으로써 접착부(120)의 형성을 용이하게 하고 접착부(120)의 접착 강도를 강화시킬 수 있다. 제3 몸체부(113)는 낮은 모듈러스를 가짐으로써 낮은 모듈러스를 갖는 제2 보호층(400)과의 접착력이 향상될 수 있고, 건식 접착 구조체(100)와 제2 보호층(400) 간 계면층으로 기능할 수 있다.
전자 장치(200)는 스트레인 센서, 온도 센서, 근전도 센서, 뇌파 센서, 메모리 소자, 트랜지스터, 히터 등을 포함할 수 있고, 사람의 다양한 생체 신호(vital signs)를 측정할 수 있다. 온도 센서, 스트레인 센서, 근전도 센서, 뇌파 센서 등에 의해 측정된 생체 신호 데이터는 메모리 소자에 저장된 후 분석될 수 있다. 상기 메모리 소자는 디램, 플래시 메모리, 저항 램, 상변화 램, 강유전체 램 등을 포함할 수 있다.
상기 스트레인 센서는 실리콘 나노멤브레인 패턴과 상기 실리콘 나노멤브레인 패턴 위에 배치된 금속 패턴을 포함할 수 있다. 상기 실리콘 나노멤브레인 패턴은 붕소가 도핑된 것으로 80~100nm의 두께를 가질 수 있다. 상기 금속 패턴은 Cr/Au(7nm/70nm) 패턴일 수 있다. 상기 스트레인 센서는 그 하부 및 상부에 각각 배치된 제1 고분자 패턴과 제2 고분자 패턴에 의해 캡슐레이션될 수 있다. 상기 제1 고분자 패턴과 상기 제2 고분자 패턴은 폴리이미드, 벤조사이클로부텐, 또는 에폭시 수지를 포함할 수 있다. 상기 온도 센서는 금속 패턴, 예를 들어, Ti/Pt(5nm/40nm) 패턴을 포함할 수 있다. 상기 스트레인 센서, 상기 온도 센서, 및 인터커넥션 라인들은 구불구불한 형태(serpentine shape)로 패터닝되기 때문에 전자 패치(10)가 손목 등 사람의 피부에 접착되어 장력 및 압축에 반복적으로 노출되어도 안정적으로 작동할 수 있다.
제1 보호층(300)은 전자 장치(200)를 지지하면서 보호하는 기능을 한다. 제1 보호층(300)은 모듈러스가 상대적으로 낮은 소재, 예를 들어, 실리콘 고무로 형성될 수 있다.
제1 보호층(300)의 모듈러스(Modulus)는 그 구성 소재인 실리콘 고무와 혼합되는 경화제의 양을 조절하는 것에 의해 조절될 수 있다. 제1 보호층(300)을 형성하기 위해 사용된 실리콘 고무와 상기 실리콘 고무에 첨가되는 경화제의 중량비에 대하여 제1 보호층(300)의 모듈러스를 측정하여 아래 표 2에 나타내었다.
소재혼합비 실리콘 고무1:1 실리콘 고무2:1 실리콘 고무3:1
모듈러스(kPa) 55.3 43.5 39.1
상기 표 1을 참조하면, 실리콘 고무와 경화제의 중량비가 1:1, 2:1, 3:1인 경우 제1 보호층(300)의 모듈러스는 각각 55.3kPa, 43.5kPa, 39.1kPa로 나타났다. 즉, 첨가되는 경화제의 양이 감소할수록 제1 보호층(300)의 모듈러스는 감소하였다.
제2 보호층(400)은 제1 보호층(300)과 함께 전자 장치(200)를 지지하면서 보호하는 기능을 한다. 제2 보호층(400)은 모듈러스가 상대적으로 낮은 소재, 예를 들어, PDMS로 형성될 수 있다. 또, 제2 보호층(400)은 건식 접착 구조체(100)와의 접착력을 강화하기 위해 건식 접착 구조체(100)와 같은 소재로 형성되는 것이 바람직하다.
또, 전자 패치(10)가 사람의 피부에 접착된 후 반복적으로 노출되는 장력 및 압축에 안정적으로 대응하기 위해서 제2 보호층(400)의 모듈러스는 제1 보호층(300)의 모듈러스와 동일하거나 비슷한 것이 바람직하다. 상기 표 1과 표 2를 참조하면, 제1 보호층(300)이 실리콘 고무로 형성되는 경우 실리콘 고무와 경화제의 중량비가 3:1이면 제1 보호층(300)의 모듈러스는 39.1kPa로 나타났고, 제2 보호층(400)이 PDMS로 형성되는 경우 PDMS와 경화제의 중량비가 40:1이면 제2 보호층(400)의 모듈러스는 39.3kPa로 제1 보호층(300)의 모듈러스와 비슷하게 나타났다. 따라서 제1 보호층(300)은 실리콘 고무와 경화제의 중량비를 3:1로 하여 형성하는 것이 바람직하고, 제2 보호층(400)은 PDMS와 경화제의 중량비를 40:1로 하여 형성하는 것이 바람직하다.
제1 보호층(300), 전자 장치(200), 제2 보호층(400), 및 건식 접착 구조체(100)는 각각 14㎛, 1.6㎛, 29㎛, 4㎛ 정도의 두께를 가질 수 있으며, 전자 패치(10)는 50㎛ 이하의 두께를 가질 수 있다.
전자 패치(10)는 건식 접착 구조체(100) 위에 배치되는 전극(510), 상기 전극에 전원을 공급하기 위한 도선(520) 및 상기 전극 위에 배치되는 약물 전달체(530)을 더 포함할 수 있다.
전극(510)은 전기 침투법(iontophoresis)을 이용하여 그 위에 배치된 약물 전달체(530)의 메조기공성 실리카 나노입자(mesoporous silica nanoparticles) (531)에 충전된 약물(532)의 경피 전달 속도(transdermal delivery rate)를 조절한다.
약물 전달체(530)는 메조기공성 실리카 나노입자(531)와 메조기공성 실리카 나노입자(531)의 나노기공 내에 충전된 약물(532)을 포함할 수 있다. 메조기공성 실리카 나노입자(531)는 약물 전달 수송체로 기능하며 약물의 산화(oxidation), 변성(denaturation), 및 비자극 확산(unstimulated diffusion)을 방지할 수 있다. 메조기공성 실리카 나노입자(531) 내 나노기공들은 약물 흡착과 로딩(loading)을 위한 큰 표면적을 제공할 수 있다.
본 실시예에서 전자 패치(10)는 전기 침투법을 위한 전극(510)을 포함하고 있고, 상기 전기 침투법을 이용하여 약물 전달체(530)의 약물(532)을 경피 전달하는 내용을 기재하고 있으나 이에 한정되지 않는다. 다른 실시예에서, 전자 패치(10)는 히터(미도시)를 포함할 수 있고, 상기 히터에 의한 가열을 통하여 약물 전달체(530)의 약물(532)을 경피 전달할 수 있다.
도 23 내지 도 30은 본 발명의 일 실시예에 따른 전기 침투법을 이용한 경피 약물 전달을 설명하기 위한 도면들이다.
도 23은 메조기공성 실리카 나노입자와 상기 메조기공성 실리카 나노입자에 독소루비신 약물이 충전된 이미지를 나타낸다. 도 23을 참조하면, 상기 메조기공성 실리카 나노입자 내 나노기공들은 약물 로딩을 위한 큰 표면적을 제공하고, 상기 나노기공들 내에 독소루비신 약물이 로딩됨을 알 수 있다. 또, 전극과 약물 간 전하 반발(charge repulsion)에 의해 약물이 피부 아래 깊히 침투할 수 있다.
도 24는 전기 침투법에서 자극 수에 대한 실험용 쥐의 피부 속으로의 약물 확산 깊이를 나타내는 그래프이다. 도 24를 참조하면, 적용된 자극 수에 비례하여 상기 실험용 쥐의 피부 속으로의 독소루비신 약물의 확산 깊이가 크게 증가함을 알 수 있다. 예를 들어, 전기 침투법에 의한 상기 독소루비신 약물의 확산 깊이는 12번의 자극이 있을 때 200㎛ 보다 큰 것으로 나타났다. 도 25는 3번의 자극에 의한 독소루비신 약물의 확산 깊이를 나타내고, 도 26은 12번의 자극에 의한 독소루비신 약물의 확산 깊이를 나타낸다. 도 25와 도 26을 비교하면 자극 수의 차이에 의한 확산 깊이의 차이가 명백하게 나타남을 알 수 있다.
도 27 내지 도 29는 약물을 재사용할 때 변화되는 전극의 이미지를 나타낸다. 도 27은 메조기공성 실리카 나노입자에 독소루비신(적색)을 로딩했을 때 전극의 이미지를 나타내고, 도 28은 사용 후 전극을 세정했을 때의 이미지를 나타내며, 도 29는 다른 약물인 9,10-디페닐안트라센(diphenylanthracene, DPA)(녹색)을 재로딩했을 때 전극의 이미지를 나타낸다. 이와 같이, 본 발명의 실시예들에 따른 전자 패치와 건식 접착 구조체는 약물 사용 후 세정을 통하여 쉽게 재사용될 수 있다.
도 30은 독소루비신과 9,10-디페닐안트라센의 두 약물의 전달 후의 실험용 쥐 피부의 이미지를 나타낸다. 9,10-디페닐안트라센의 자극 수를 독소루비신의 자극 수의 2배로 하였을 때 9,10-디페닐안트라센의 확산 깊이가 독소루비신의 확산 깊이의 2배로 나타났다.
도면에 도시되지 않았지만, 염증 유발 인자인 리포다당류(lipopolysaccharide)와 박테리아 엔도톡신(bacterial endotoxin)을 실험용 쥐에 감염시킨 후 항염증 약물이 충전된 약물 전달체가 로딩된 건식 접착 구조체를 갖는 전자 패치를 상기 실험용 쥐의 감염된 피부에 접착시킨 후 12회 자극하여 전기 침투시켜 조직 병리학(histopathological), 면역 형광(immunofluorescence), 및 웨스턴 블랏(western blot) 분석을 수행한 결과 염증 인자의 발현이 현저하게 억제되는 등 치료 효과가 있는 것으로 나타났다.
[전자 패치의 형성 방법]
도 31 내지 도 33은 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치의 형성 방법을 나타낸다.
도 31을 참조하면, 지지 기판(610) 위에 희생층(620)과 제1 보호층(300)을 차례로 형성하고, 제1 보호층(300) 위로 전자 장치(200)를 전사한다.
지지 기판(610)은, 예를 들어, 유리 기판일 수 있다. 예를 들어, 희생층(620)은 폴리비닐 아세테이트(PVA)로 형성될 수 있고, 제1 보호층(300)은 실리콘 고무로 형성될 수 있다. 예를 들어, 제1 보호층(300)은 실리콘 고무와 경화제의 중량비를 3:1로 하여 형성될 수 있고, 약 39kPa의 모듈러스를 가질 수 있다. 제1 보호층(300)은 14㎛ 정도의 두께로 형성될 수 있다.
전자 장치(200)는 스트레인 센서, 온도 센서, 근전도 센서, 뇌파 센서, 메모리 소자, 트랜지스터, 히터 등을 포함할 수 있다. 상기 메모리 소자는 디램, 플래시 메모리, 저항 램, 상변화 램, 강유전체 램 등을 포함할 수 있다.
상기 스트레인 센서는 다음과 같은 방법으로 형성될 수 있다. 실리콘 웨이퍼 위에 희생층을 형성한다. 상기 희생층은 PMMA나 열증착된 니켈로 형성될 수 있다. 상기 희생층 위에 스핀 코팅을 이용하여 제1 고분자층을 형성한다. 상기 제1 고분자층은 폴리이미드, 벤조사이클로부텐, 또는 에폭시 수지로 형성될 수 있다. SOI(silicon-on-insulater) 웨이퍼로부터 붕소로 도핑된 80~100nm 두께의 실리콘 나노멤브레인을 형성한다. 상기 실리콘 나노멤브레인을 상기 제1 고분자층 위에 전사한다. 상기 실리콘 나노멤브레인 위에 열증착 공정을 이용하여 금속층을 형성한다. 상기 금속층은 Cr/Au(7nm/70nm)로 형성될 수 있다. 상기 금속층 위에 스핀 코팅을 이용하여 제2 고분자층을 형성한다. 상기 제1 고분자층은 폴리이미드, 벤조사이클로부텐, 또는 에폭시 수지로 형성될 수 있다. 상기 제1 고분자층, 상기 실리콘 나노멤브레인, 상기 금속층, 및 상기 제2 고분자층을 구불구불한 형태로 패터닝하여 제1 고분자 패턴, 실리콘 나노멤브레인 패턴, 금속 패턴, 및 제2 고분자 패턴을 형성한다. 상기 실리콘 나노멤브레인 패턴과 상기 금속 패턴은 스트레인 센서로 기능하고, 상기 제1 고분자 패턴과 상기 제2 고분자 패턴은 인캡슐레이션층으로 기능할 수 있다. 상기 희생층을 아세톤 등의 습식 식각 용액으로 제거한 후 제1 고분자 패턴과 상기 제2 고분자 패턴으로 인캡슐레이션된 스트레인 센서를 상기 실리콘 웨이퍼로부터 분리하여 제1 보호층(300) 위로 전사한다.
상기 온도 센서는 구불구불한 형상의 금속 마스크를 이용한 열 증착을 수행하여 금속 패턴, 예를 들어, Ti/Pt(5nm/40nm) 패턴으로 형성될 수 있다.
전자 장치(200)는 1.6㎛ 정도의 두께로 형성될 수 있다.
도 32를 참조하면, 고분자 몰드(180)의 상부면을 FOTCS SAM으로 표면 처리한 후 고분자 몰드(180) 위에 제5 고분자 용액, 제6 고분자 용액, 제7 고분자 용액, 및 제8 고분자 용액를 차례로 스핀 코팅하고 경화시킨다. 상기 제5 내지 제8 고분자는 70℃ 오븐에서 부분적으로 경화된다. 상기 제5 내지 제8 고분자 용액은 유기용매, 예를 들어, 톨루엔에 의해 희석된 PDMS 프리폴리머 용액일 수 있다. 상기 제 내지 제8 고분자 용액은 농도가 각각 0.5g/mL, 1g/mL, 2g/mL, 4g/mL일 수 있고, 0.1g/mL 농도의 PDMS 경화제와 혼합될 수 있다.
상기 제5 고분자에 의해 제1 몸체부(111)와 접착부(120)가 형성될 수 있다. 접착부(120)는 고분자 몰드(180)의 제2 리세스 영역(186)에 상기 제5 고분자가 삽입되어 형성될 수 있다. 상기 제6 고분자에 의해 제2 몸체부(112)가 형성될 수 있고, 상기 제7 고분자에 의해 제3 몸체부(113)가 형성될 수 있으며, 상기 제8 고분자에 의해 제2 보호층(400)이 형성될 수 있다. 건식 접착 구조체(100)는 4㎛ 정도의 두께로 형성될 수 있고, 제2 보호층(400)는 29㎛ 정도의 두께로 형성될 수 있다.
상기 제5 고분자, 상기 제6 고분자, 상기 제7 고분자, 및 상기 제8 고분자는 서로 다른 양의 경화제를 포함하기 때문에 제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 제3 몸체부(113), 및 제2 보호층(400)은 서로 다른 모듈러스를 가질 수 있다. 예를 들어, 상기 제5 고분자, 상기 제6 고분자, 상기 제7 고분자, 및 상기 제8 고분자는 각각 PDMS와 경화제의 중량비가 5:1, 10:1, 20:1, 40:1일 수 있고, 제1 몸체부(111), 제2 몸체부(112), 제3 몸체부(113), 및 제2 보호층(400)의 모듈러스는 각각 약 1.6MPa, 약 1.2MPa, 약 500kPa, 약 39kPa일 수 있다.
도 33을 참조하면, 고분자 몰드(180)를 지지 기판(610) 위에 정렬하여 배치한 후 제2 보호층(400)을 전자 장치(200)가 배치된 제1 보호층(300)과 결합시킨다. 이때, 제1 보호층(300)과 제2 보호층(400)이 안정적으로 결합되도록 전체적으로 균일하게 가압될 수 있다. 그리고, 건식 접착 구조체(100), 제1 보호층(300), 및 제2 보호층(400)은 70℃ 오븐에서 완전히 경화된다.
도면에 도시되지 않았지만, 희생층(620)을 제거하여 제1 보호층(300)으로부터 지지 기판(610)을 분리하고, 건식 접착 구조체(100)로부터 고분자 몰드(200)를 분리한다. 약물의 전기 침투를 위한 전극을 수용성 테이프를 이용하여 건식 접착 구조체(100) 위에 전사시킬 수 있고, 이에 의해 전자 패치가 형성될 수 있다. 전자 패치(10)는 50㎛ 이하의 두께로 형성될 수 있다.
상기 전극 위에 약물 전달체가 로딩될 수 있다. 상기 약물 전달체는 메조기공성 실리카 나노입자와 상기 메조기공성 실리카 나노입자의 나노기공에 충전된 약물을 포함할 수 있다.
도 34는 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치의 형성 과정을 개략적으로 나타낸다.
도 34를 참조하면, 유리 기판 위에 PVA층과 실리콘 고무층을 형성하고 상기 실리콘 고무층 위에 전자 장치를 전사시킨다. 또, PUA 몰드를 이용하여 모듈러스가 점차적으로 변하는 PDMS 건식 접착 구조체와 PDMS 보호층을 형성한다. 상기 PUA 몰드를 상기 유리 기판 위에 정렬하여 배치한 후 상기 PDMS 보호층을 상기 실리콘 고무층과 결합시킨다. 상기 PVA층을 제거하여 상기 유리 기판을 상기 실리콘 고무층으로부터 분리하고, 상기 PUA 몰드를 상기 PDMS 건식 접착 구조체로부터 분리한다. 이에 의해, 실리콘 고무층, 전자 장치, PDMS 보호층, PDMS 건식 접착 구조체가 차례로 적층된 전자 패치를 형성한다. 도면에 도시되지 않았지만, 전기 침투를 이용한 약물 투여를 위해 상기 PDMS 건식 접착 구조체 위에 약물이 충전된 메조기공성 실리카 나노입자가 로딩된 전극이 형성될 수 있다.
도 35는 사람 피부에 대하여 서로 다른 접착 구조를 갖는 전자 패치의 접착력의 차이를 나타내는 그래프이다. 도 35를 참조하면, 본 발명의 실시예들에 따른 건식 접착 구조체(mSC)와 결합된 전자 패치가 종래의 접착 구조체(Flat, m-pillar)가 결합된 전자 패치보다 사람 피부에 대하여 우수한 접착력을 가질 수 있다. 또, 본 발명의 실시예들에 따른 건식 접착 구조체 중에서도 모듈러스가 변하는 건식 접착 구조체(Gradual mSC)가 모듈러스가 1.2MPa로 일정한 건식 접착 구조체(1.2MPa mSC)보다 우수한 접착력을 가질 수 있다.
도 36은 본 발명의 일 실시예에 따른 건식 접착 구조체가 결합된 전자 패치와 종래의 건식 접착 구조체가 결합된 전자 패치가 스킨 몰드에 접착된 이미지를 나타낸다. 도 36을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 모듈러스가 변하는 건식 접착 구조체(Gradual mSC)가 결합된 전자 패치는 사람 피부의 굴곡면을 따라 균일하고 안정적으로 접착될 수 있는 반면 종래의 건식 접착 구조체(1.6MPa m-pillar)는 볼록하게 나온 부분에서만 접착되고, 오목하게 들어간 영역에서는 접착이 이루어지지 않는다.
도 37은 다양한 전자 패치의 시스템 모듈러스를 나타낸다. 도 37에서 적색 점선은 사람 표피의 모듈러스를 나타낸다. 도 37을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 모듈러스가 변하는 건식 접착 구조체(Gradual SC)가 결합된 전자 패치의 시스템 모듈러스는 약 108kPa로서 사람 표피의 모듈러스인 약 150kPa보다 더 낮다. 따라서, 모듈러스가 변하는 건식 접착 구조체(Gradual SC)가 결합된 전자 패치가 손목 등 사람의 피부에 접착되어 장력 및 압축에 반복적으로 노출되어도 안정적으로 작동할 수 있다.
도 38 내지 도 46은 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치를 실험용 쥐에 적용하여 분석한 결과를 나타낸다.
도 38 및 도 39를 참조하면, 전자 패치를 사람 피부에 부착했을 때 자극, 짜증, 불편함 등의 영향을 정량적으로 평가하기 위해 실험용 쥐의 등 표면에 다양한 접착 구조체가 결합된 전자 패치를 각각 부착하고 우리에 비디오 카메라를 설치하여 상기 실험용 쥐의 행동을 모니터하여 3시간 동안 등을 긁는 스크래치 수(scratch number)를 측정하였다.
도 40을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 모듈러스가 변하는 건식 접착 구조체(Gradual mSC)가 부착된 전자 패치는 2일 이상 동안 쥐 피부에 견고하게 접착되어 있었으나, 종래의 건식 접착 구조체(m-pillar)가 부착된 전자 패치는 약한 접착력과 피부와의 약한 기계적 커플링때문에 2시간만에 분리되어 떨어졌다.
도 41을 참조하면, 하이드로콜로이드(Hydrocolloid)로 접착된 전자 패치는 모듈러스가 변하는 건식 접착 구조체(Gradual mSC)가 부착된 전자 패치보다 스크래치 수가 4배 더 많았다. 또, 모듈러스가 변하는 건식 접착 구조체(Gradual mSC)가 부착된 전자 패치는 전자 패치가 접착되지 않은 경우의 스크래치 수와 거의 차이가 나지 않아 전자 패치를 부착한 것에 의한 자극 등의 부정적인 영향을 거의 받지 않는 것으로 나타났다.
도 42를 참조하면, 하이드로콜로이드(Hydrocolloid)로 접착된 전자 패치는 피부에 대하여 높은 부하와 스트레인을 발생하기 때문에 피부 변형과 불편함을 야기한다. 이는 도 43에 도시된 FEM 시뮬레이션 결과에서도 유사하게 나타난다.
도 44를 참조하면, 하이드로콜로이드로 접착된 전자 패치(Hydrocollid patch)는 한 번 사용한 후에는 접착 강도가 현저하게 떨어지기 때문에 재사용을 하기가 어렵지만 본 발명의 실시예들에 따른 건식 접착 구조체가 결합된 전자 패치(mSC patch)는 8번의 재사용 후에도 접착 강도를 유지할 수 있다.
도 45 및 도 46을 참조하면, 본 발명의 실시예들에 따른 건식 접착 구조체가 결합된 전자 패치(mSC patch)는 접착된 피부에 손상을 주지 않지만 화학 접착제인 하이드로콜로이드로 접착된 전자 패치(Hydrocolloid patch)는 사용 후에 피부가 손상되거나 염증이 발생할 수 있다.
도 47 내지 도 53은 본 발명의 일 실시예에 따른 전자 패치를 이용한 생체 신호의 측정을 설명하기 위한 도면들이다.
도 47을 참조하면, 모듈러스가 변하는 건식 접착 구조체(Gradual mSC)를 갖는 전자 패치는 초박막 전자 센서들이 콘포말하게 집적되기 때문에 생리 및 전기 생리 신호를 지속적으로 고감도로 모니터링하기 위한 피부 인터페이스 플랫폼을 제공한다. 따라서, 외부 압력이 가해지지 않더라도 경미한 맥박 변화를 정확하게 감지할 수 있다. 그러나, m-필러 패치나 하이드로콜로이드 패치는 외부에 적용되는 압력이 없으면 요골 동맥으로부터 맥박 신호를 감지할만큼 충분한 감도를 갖지 못한다.
도 48 내지 도 53을 참조하면, mSC 전자 패치에 의해 중박 노치(dicrotic notch)와 맥박 경사 등 맥박, 혈압, 심전도(ECG), 행동진전(activity tremor), 호흡, 체온 등 생리 신호를 정확하게 측정할 수 있고, 일상 생활 동안 항상성을 모니터링할 수 있다.
[생체 신호 모니터링 시스템]
본 발명의 실시예들에 따른 생체 신호 모니터링 시스템은, 생체 피부에 부착되어 생체 신호를 측정하는 전자 패치 및 상기 전자 패치를 제어하는 제어부를 포함한다.
상기 제어부는 생체 신호 제어부, 생체 신호 송수신부, 및 전원 공급부를 포함한다. 상기 제어부는 스마트 밴드를 포함하고, 상기 생체 신호 제어부는 컨트롤러를 포함하고, 상기 생체 신호 송수신부는 블루투스를 포함하며, 상기 전원 공급부는 배터리를 포함할 수 있다.
상기 생체 신호 제어부는 상기 생체 신호의 이상 여부를 판단하고, 상기 생체 신호 송수신부는 상기 전자 패치로부터 수신한 상기 생체 신호를 외부 장치로 전송할 수 있다.
상기 생체 신호 제어부는 상기 생체 신호의 이상이 감지되면 상기 생체 신호 송수신부를 통하여 상기 외부 장치로 경고 신호를 전송할 수 있다.
도 54는 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 모니터링 시스템을 나타내고, 도 55는 본 발명의 일 실시예에 따른 스마트 밴드의 구성을 개략적으로 나타내며, 도 56은 실시간 센싱, 무선 데이터 전송, 및 원격 제어를 위한 회로의 개략적인 다이아그램을 나타낸다.
도 54 내지 도 56을 참조하면, 상기 생체 신호 모니터링 시스템은 사람의 피부에 부착되어 생체 신호를 측정하는 전자 패치와 상기 전자 패치를 제어하는 스마트 밴드를 포함한다. 상기 전자 패치는 전술한 실시예들에서 상세히 설명하였으므로 중복되는 설명은 생략한다.
상기 전자 패치는 스트레인 센서, 온도 센서 등을 포함하고 있어 맥박, 혈압, 심전도, 행동진전, 호흡, 체온 등 생리 신호를 측정할 수 있다. 상기 전자 패치는 본 발명의 실시예들에 따른 건식 접착 구조체를 통하여 사람의 피부에 안정적으로 콘포말하게 부착되기 때문에 상기 생리 신호를 지속적으로 정확하게 측정할 수 있다. 상기 전자 패치를 사람의 피부에 안정적으로 콘포말하게 접착시키면서 사람 피부의 모듈러스보다 더 낮은 시스템 모듈러스를 갖기 위해 모듈러스가 변하는 건식 접착 구조체를 사용하는 것이 바람직하다.
상기 스마트 밴드는 컨트롤러, 블루투스 유닛, 및 배터리를 포함할 수 있다.
상기 컨트롤러는 상기 전자 패치(센서 등의 전자 장치, 약물의 전기 침투를 위한 전극), 상기 블루투스 유닛, 및 상기 배터리의 동작을 제어할 수 있다.
상기 블루투스 유닛은 상기 전자 패치의 건식 접착 구조체 위에 탑재된 전자 장치와 스마트폰이나 태블릿 등의 외부 장치를 무선으로 연결한다. 상기 전자 장치에서 측정한 생체 신호 데이터는 상기 블루투스 유닛을 통해 상기 외부 장치로 전송될 수 있고, 상기 외부 장치의 명령도 상기 블루투스 유닛을 통해 상기 전자 장치로 전송될 수 있다. 예를 들어, 스트레인 게이지의 저항 변화는 레지스터-커패시터(RC)를 통하여 측정된다(도 56 참조). 저항 변화는 커패시터의 방전 시간을 조절하고, 상기 방전 시간은 상기 컨트롤러에 의해 감지되고 블루투스 유닛을 통해 외부 장치로 무선으로 전송된다. 상기 전자 패치 내 센서에 의해 급성 심장 장애 등 생체 이상 신호 또는 기능 장애 신호가 측정되면 상기 컨트롤러는 상기 블루투스를 통해 스마트폰이나 태블릿 등의 외부 장치로 경고 신호를 전송할 수 있다. 상기 스마트폰이나 태블릿은 애플리케이션을 통해 상기 경고 신호를 병원, 응급센터, 및/또는 구조 센터 등으로 전송할 수 있다. 상기 컨트롤러는 외부 장치의 명령을 받아 상기 전자 패치의 상기 건식 접착 구조체 위에 배치된 전기 침투용 전극을 제어하여 메조기공성 실리카 나노입자에 충전된 약물의 경피 전달을 조절할 수 있다.
상기 배터리는 상기 스마트 밴드와 상기 전자 패치에 전원을 공급할 수 있다.
상기 스마트 밴드는 생체 신호 모니터링 시스템에서 제어부로 기능하며, 도면에서는 손목에 착용하는 밴드 형태로 도시되어 있으나 이에 한정되지 않으며 밴드가 아닌 다른 형태로 구현될 수 있다.
도 57 및 도 58은 본 발명의 일 실시예에 따른 생체 신호 모니터링 시스템의 적용예를 나타낸다.
도 57 및 도 58을 참조하면, 전자 패치는 사람의 피부에 대하여 접착력이 우수한 건식 접착 구조체를 통하여 신체의 다양한 곳에 부착될 수 있고, 맥박, 혈압, 심전도, 행동진전, 호흡, 체온 등 다양한 생리 신호를 실시간으로 정확하게 측정할 수 있다. 측정된 생리 신호 데이터는 스마트 밴드를 통해 외부 장치로 전송될 수 있고 실시간으로 관리될 수 있다. 상기 전자 패치에 포함된 센서에 의해 생체 이상 신호나 기능 장애 신호가 측정되면 상기 스마트 밴드는 외부 장치로 경고 신호를 전송할 수 있고, 상기 외부 장치의 명령을 받아 전극을 제어하여 메조기공성 실리카 나노입자에 충전된 약물의 경피 전달을 조절할 수 있다.
이제까지 본 발명에 대한 구체적인 실시예들을 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려 되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.
본 발명의 실시예들에 따른 건식 접착 구조체는 화학 접착제를 사용하지 않고도 접착력이 우수하고 재사용이 가능하다. 상기 건식 접착 구조체는 여러번 반복하여 사용하여도 접착력을 유지할 수 있다. 상기 건식 접착 구조체는 생체 적합성이 우수하여 생체 피부에 접착한 후 분리하여도 피부 손상을 유발하지 않는다. 상기 건식 접착 구조체는 제조 공정이 간단하고 제조 비용이 저렴하다.
본 발명의 실시예들에 따른 전자 패치는 상기 건식 접착 구조체를 통하여 생체 피부에 콘포말하게 안정적으로 부착될 수 있다. 이에 의해, 전자 패치는 생체 신호를 정확하게 측정할 수 있다. 상기 전자 패치가 생체 피부에 접착되어 장력 및 압축에 반복적으로 노출되어도 안정적으로 작동할 수 있다. 상기 전자 패치는 초박막 전자 센서들이 콘포말하게 집적되기 때문에 생리 및 전기 생리 신호를 지속적으로 고감도로 모니터링할 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 생체 신호 모니터링 시스템은 맥박, 혈압, 심전도, 행동진전, 호흡, 체온 등 다양한 생리 신호를 실시간으로 정확하게 측정할 수 있다. 생리 신호 데이터는 실시간으로 전송되어 관리될 수 있고, 생체 이상 신호 또는 기능 장애 신호가 감지되는 경우 태블릿 또는 스마트폰 등의 외부 장치를 통하여 병원, 응급 센터, 및/또는 구조 센터로 경고 신호를 전송할 수 있다. 또 외부 장치의 명령을 받아 전기 침투법 등을 이용하여 약물의 경피 전달 속도를 조절할 수 있다.

Claims (52)

  1. 서로 마주보는 제1 면과 제2 면을 갖는 몸체부; 및
    상기 제1 면에 배치된 접착부를 포함하고,
    상기 접착부는 상기 제1 면과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 갖는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 접착부의 직경은 500 ~ 1,500nm이고,
    상기 제1 면으로부터의 상기 접착부의 높이는 50 ~ 150nm이고,
    상기 접착부에 의해 그 내부에 오목하게 들어간 석션 컵 형상 또는 분화구 형상의 접착 공간이 정의되며,
    상기 접착 공간의 높이는 50 ~ 250nm인 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 몸체부는,
    상기 접착부와 연결되는 제1 몸체부와,
    상기 제1 몸체부 위에 배치되는 제2 몸체부를 포함하고,
    상기 제1 몸체부와 상기 제2 몸체부는 서로 다른 모듈러스를 갖는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는,
    상기 제1 면에서 상기 제2 면으로 갈수록 작아지는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체는 고분자로 형성되고,
    상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는, 상기 고분자와 상기 고분자의 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절되는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 몸체부와 상기 접착부는 일체로 형성되는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체는,
    폴리디메틸실록산으로 형성되는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체.
  8. 홀이 형성된 홀 패턴 몰드 위에 제1 고분자를 제공한 후 상기 홀 패턴 몰드의 상부면과 접촉하는 상기 제1 고분자를 제거하여 상기 홀에 배치되고 상기 홀 패턴 몰드의 상부면 위로 돌출되는 고분자 구조체를 형성하는 단계;
    상기 고분자 구조체를 식각하여 고분자 구조체 패턴을 형성하는 단계;
    상기 구조체 패턴이 형성된 상기 홀 패턴 몰드 위에 제2 고분자를 제공한 후 분리하여 예비 고분자 몰드를 형성하는 단계;
    상기 예비 고분자 몰드 위에 제3 고분자를 제공한 후 분리하여 고분자 몰드를 형성하는 단계; 및
    상기 고분자 몰드 위에 제4 고분자를 제공한 후 분리하는 단계를 포함하는 건식 접착 구조체의 형성 방법.
  9. 제 8 항에 있어서,
    상기 제1 고분자는 상기 홀 패턴 몰드에 대하여 식각 선택성을 갖는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체의 형성 방법.
  10. 제 8 항에 있어서,
    상기 식각에 의해 상기 홀의 측면과 상기 고분자 구조체 패턴 사이에 리세스 영역이 형성되는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체의 형성 방법.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 리세스 영역의 높이는 50 ~ 150nm인 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체의 형성 방법.
  12. 제 8 항에 있어서,
    상기 홀의 종횡비는 3 이상이고,
    상기 홀의 측면은 물결 모양을 갖는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체의 형성 방법.
  13. 제 8 항에 있어서,
    상기 제1 내지 제3 고분자는 폴리우레탄 아크릴레이트이고,
    상기 제4 고분자는 폴리디메틸실록산인 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체의 형성 방법.
  14. 제 8 항에 있어서,
    상기 제4 고분자를 상기 홀 패턴 기판으로부터 분리하기 전에 상기 제4 고분자 위에 제5 고분자를 제공하고,
    상기 제4 고분자 및 상기 제5 고분자는 서로 다른 모듈러스를 갖는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체의 형성 방법.
  15. 제 14 항에 있어서,
    상기 모듈러스는 상기 제4 고분자 및 상기 제5 고분자에 포함되는 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절되는 것을 특징으로 하는 건식 접착 구조체의 형성 방법.
  16. 서로 마주보는 제1 면과 제2 면을 갖는 몸체부와 상기 제1 면에 배치된 접착부를 포함하는 건식 접착 구조체; 및
    상기 제2 면에 배치되는 전자 장치를 포함하고,
    상기 접착부는 상기 제1 면과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 갖는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  17. 제 16 항에 있어서,
    상기 접착부 위에 배치되는 전극과,
    상기 전극 위에 배치되는 약물 전달체를 더 포함하고,
    상기 약물 전달체는 메조기공성 실리카 나노입자와 상기 메조기공성 실리카 나노입자의 나노기공에 충전된 약물을 포함하는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  18. 제 17 항에 있어서,
    상기 약물의 경피 전달은 상기 전극에 의한 전기 침투법으로 제어되는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  19. 제 16 항에 있어서,
    상기 전자 장치를 사이에 두고 상기 건식 접착 구조체 맞은 편에 배치되는 제1 보호층과,
    상기 건식 접착 구조체와 상기 전자 장치 사이에 배치되는 제2 보호층을 더 포함하고,
    상기 제1 보호층과 상기 제2 보호층는 50kPa 이하의 모듈러스를 갖는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  20. 제 19 항에 있어서,
    상기 제1 보호층은 실리콘 고무로 형성되고,
    상기 제2 보호층은 폴리디메틸실록산으로 형성되는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  21. 제 19 항에 있어서,
    상기 전자 패치의 모듈러스는 150kPa보다 낮은 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  22. 제 16 항에 있어서,
    상기 전자 장치는 스트레인 센서, 온도 센서, 근전도 센서, 뇌파 센서, 메모리 소자, 트랜지스터, 및 히터 중에서 선택된 하나 이상을 포함하고,
    상기 전자 장치는 구불구불한 형태의 패턴으로 형성되는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  23. 제 16 항에 있어서,
    상기 접착부의 직경은 500 ~ 1,500nm이고,
    상기 제1 면으로부터의 상기 접착부의 높이는 50 ~ 150nm이고,
    상기 접착부에 의해 그 내부에 오목하게 들어간 석션 컵 형상 또는 분화구 형상의 접착 공간이 정의되며,
    상기 접착 공간의 높이는 50 ~ 250nm인 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  24. 제 16 항에 있어서,
    상기 몸체부는,
    상기 접착부와 연결되는 제1 몸체부와,
    상기 제1 몸체부 위에 배치되는 제2 몸체부를 포함하고,
    상기 제1 몸체부와 상기 제2 몸체부는 서로 다른 모듈러스를 갖는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  25. 제 16 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는,
    상기 제1 면에서 상기 제2 면으로 갈수록 작아지는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  26. 제 16 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체는 고분자로 형성되고,
    상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는, 상기 고분자와 상기 고분자의 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절되는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  27. 제 16 항에 있어서,
    상기 몸체부와 상기 접착부는 일체로 형성되는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  28. 제 16 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체는,
    폴리디메틸실록산으로 형성되는 것을 특징으로 하는 전자 패치.
  29. 지지 기판 위에 희생층, 제1 보호층, 및 전자 장치를 차례로 형성하는 단계;
    고분자 몰드 위에 건식 접착 구조체 및 제2 보호층을 형성하는 단계; 및
    상기 제1 보호층과 상기 제2 보호층을 접착시키는 단계를 포함하고,
    상기 고분자 몰드는,
    홀이 형성된 홀 패턴 몰드 위에 제1 고분자를 제공한 후 상기 홀 패턴 몰드의 상부면과 접촉하는 상기 제1 고분자를 제거하여 상기 홀에 배치되고 상기 홀 패턴 몰드의 상부면 위로 돌출되는 고분자 구조체를 형성하는 단계;
    상기 고분자 구조체를 식각하여 고분자 구조체 패턴을 형성하는 단계;
    상기 구조체 패턴이 형성된 상기 홀 패턴 몰드 위에 제2 고분자를 제공한 후 분리하여 예비 고분자 몰드를 형성하는 단계; 및
    상기 예비 고분자 몰드 위에 제3 고분자를 제공한 후 분리하는 단계는 포함하는 방법에 의해 형성된 것을 특징으로 하는 전자 패치의 형성 방법.
  30. 제 29 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체는,
    상기 고분자 몰드 위에 제4 고분자를 제공하는 단계와,
    상기 제4 고분자 위에 제5 고분자를 형성하는 단계와,
    상기 제5 고분자 위에 제6 고분자를 형성하는 단계를 포함하고,
    상기 제4 고분자 내지 상기 제6 고분자는 서로 다른 모듈러스를 갖는 것을 특징으로 하는 전자 패치의 형성 방법.
  31. 제 30 항에 있어서,
    상기 모듈러스는 상기 제4 고분자 내지 상기 제6 고분자에 포함되는 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절되는 것을 특징으로 하는 전자 패치의 형성 방법.
  32. 제 31 항에 있어서,
    상기 제1 내지 제3 고분자는 폴리우레탄 아크릴레이트이고,
    상기 제4 내지 제6 고분자는 폴리디메틸실록산인 것을 특징으로 하는 전자 패치의 형성 방법.
  33. 제 29 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체로부터 상기 고분자 몰드를 분리하는 단계와,
    상기 희생층을 제거하여 상기 지지 기판을 상기 제1 보호층으로부터 분리하는 단계와,
    상기 건식 접착 구조체 위에 약물 전달체가 로딩된 전극을 형성하는 단계를 더 포함하는 전자 패치의 형성 방법.
  34. 생체 피부에 부착되어 생체 신호를 측정하는 전자 패치; 및
    상기 전자 패치를 제어하는 제어부를 포함하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  35. 제 34 항에 있어서,
    상기 제어부는, 생체 신호 제어부, 생체 신호 송수신부, 및 전원 공급부를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  36. 제 35 항에 있어서,
    상기 제어부는 스마트 밴드를 포함하고,
    상기 생체 신호 제어부는 컨트롤러를 포함하고,
    상기 생체 신호 송수신부는 블루투스를 포함하며,
    상기 전원 공급부는 배터리를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  37. 제 35 항에 있어서,
    상기 생체 신호 제어부는 상기 생체 신호의 이상 여부를 판단하고,
    상기 생체 신호 송수신부는 상기 전자 패치로부터 수신한 상기 생체 신호를 외부 장치로 전송하는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  38. 제 37 항에 있어서,
    상기 생체 신호 제어부는,
    상기 생체 신호의 이상이 감지되면 상기 생체 신호 송수신부를 통하여 상기 외부 장치로 경고 신호를 전송하는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  39. 제 34 항에 있어서,
    상기 전자 패치는,
    서로 마주보는 제1 면과 제2 면을 갖는 몸체부와 상기 제1 면에 배치된 접착부를 포함하는 건식 접착 구조체, 및
    상기 제2 면에 배치되는 전자 장치를 포함하고,
    상기 접착부는 상기 제1 면과 평행한 방향에서 고리 형상의 단면을 갖는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  40. 제 39 항에 있어서,
    상기 전자 패치는,
    상기 접착부 위에 배치되는 전극과,
    상기 전극 위에 배치되는 약물 전달체를 더 포함하고,
    상기 약물 전달체는 메조기공성 실리카 나노입자와 상기 메조기공성 실리카 나노입자의 나노기공에 충전된 약물을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  41. 제 40 항에 있어서,
    상기 약물의 경피 전달은 상기 전극에 의한 전기 침투법으로 제어되는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  42. 제 39 항에 있어서,
    상기 전자 패치는,
    상기 전자 장치를 사이에 두고 상기 건식 접착 구조체 맞은 편에 배치되는 제1 보호층과,
    상기 건식 접착 구조체와 상기 전자 장치 사이에 배치되는 제2 보호층을 더 포함하고,
    상기 제1 보호층과 상기 제2 보호층는 50kPa 이하의 모듈러스를 갖는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  43. 제 42 항에 있어서,
    상기 제1 보호층은 실리콘 고무로 형성되고,
    상기 제2 보호층은 폴리디메틸실록산으로 형성되는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  44. 제 42 항에 있어서,
    상기 전자 패치의 모듈러스는 150kPa보다 낮은 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  45. 제 39 항에 있어서,
    상기 전자 장치는 스트레인 센서, 온도 센서, 근전도 센서, 뇌파 센서, 메모리 소자, 트랜지스터, 및 히터 중에서 선택된 하나 이상을 포함하고,
    상기 전자 장치는 구불구불한 형태의 패턴으로 형성되는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  46. 제 39 항에 있어서,
    상기 접착부의 직경은 500 ~ 1,500nm이고,
    상기 제1 면으로부터의 상기 접착부의 높이는 50 ~ 150nm이고,
    상기 접착부에 의해 그 내부에 오목하게 들어간 석션 컵 형상 또는 분화구 형상의 접착 공간이 정의되며,
    상기 접착 공간의 높이는 50 ~ 250nm인 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  47. 제 39 항에 있어서,
    상기 몸체부는,
    상기 접착부와 연결되는 제1 몸체부와,
    상기 제1 몸체부 위에 배치되는 제2 몸체부를 포함하고,
    상기 제1 몸체부와 상기 제2 몸체부는 서로 다른 모듈러스를 갖는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  48. 제 39 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는,
    상기 제1 면에서 상기 제2 면으로 갈수록 작아지는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  49. 제 39 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체는 고분자로 형성되고,
    상기 건식 접착 구조체의 모듈러스는, 상기 고분자와 상기 고분자의 경화제의 함량을 조절하는 것에 의해 조절되는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  50. 제 39 항에 있어서,
    상기 몸체부와 상기 접착부는 일체로 형성되는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  51. 제 39 항에 있어서,
    상기 건식 접착 구조체는,
    폴리디메틸실록산으로 형성되는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
  52. 제 34 항에 있어서,
    상기 생체 신호는,
    맥박, 혈압, 심전도, 행동진전, 호흡, 및 체온 중에서 선택된 하나 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체 신호 모니터링 시스템.
PCT/KR2016/000485 2015-01-31 2016-01-18 건식 접착 구조체와 그 형성 방법, 전자 패치와 그 형성 방법, 및 생체 신호 모니터링 시스템 WO2016122148A1 (ko)

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