WO2016195397A1 - 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치 및 그 광전장치를 가지는 전자장치 - Google Patents

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Definitions

  • the present invention relates to an implantable optoelectronic device by the absorption of light through the skin where high levels of energy can be obtained in vivo without complex medical treatment.
  • ICMs implantable cardiac monitors
  • implantable medical devices such as pacemakers, spinal cord stimulators, vagus nerve stimulators, and brain deep stimulators.
  • Non Patent Literature 4 a blood pressure monitor
  • Non Patent Literature 5 a glucose monitor
  • Non Patent Literature 6 an artificial retina
  • Non Patent Literature 7-11 a blood pressure monitor
  • Non-Patent Document 2 All the above-mentioned human body implanted medical devices require electric power to operate in the body. However, since these devices currently use batteries of limited capacity as power sources, periodic resurgery is needed to replace spent batteries. For example, the pacemaker's battery can usually be used for 5 to 8 years, and repeated reoperation is required to replace the battery (Non-Patent Document 2).
  • Non-Patent Documents 12 and 13 In order to solve the problem of periodically reoperating a battery in an implanted medical device, recent electrochemical reactions (Non-Patent Documents 12 and 13), piezoelectric effects (Non-Patent Documents 14-16), and wireless power transmission (Non-Patent Documents 32) -35), and research on in vivo power production technology using a number of application technologies (Non-Patent Document 17).
  • the in vivo power generation method is expected to require significant improvements to overcome limitations such as the amount of power produced, blood compatibility, durability, and the need for chest surgery.
  • the present invention is proposed under the above-mentioned background, and proposes a new method for obtaining a high level of energy in vivo without complicated medical treatment.
  • the implantable optoelectronic device by absorption of light through the skin comprises: at least two solar microcells that absorb sunlight; A thin film lead connecting the at least two solar microcells to each other; A film supporting the solar microcell; An upper encapsulation layer encapsulating an upper side of the solar microcell to shield the outside; And a lower encapsulation layer encapsulating the lower side of the film and fastened to the upper encapsulation layer. According to the present invention, it is possible to obtain a photoelectric device which is operated even when inserted into a living body and which is not harmful to the living body.
  • An electronic device includes at least two solar microcells that absorb sunlight; A thin film lead connecting the at least two solar microcells to each other; A film supporting the solar microcell; An upper encapsulation layer encapsulating an upper side of the solar microcell to shield the outside; And a photovoltaic device that encapsulates a lower side of the film, and includes a lower encapsulation layer fastened to the upper encapsulation layer, and a battery that charges electricity generated by the photovoltaic device to supply power to the living body.
  • the energy can be stably supplied to a device inserted into the living body and necessary for the living body.
  • an ultra-thin subcutaneous solar cell which captures transmitted light passing through the skin and generates DC electricity subcutaneously is obtained. According to this, high levels of electrical energy can be obtained under the skin without complicated medical procedures. In addition, no additional rectifier circuit is required.
  • the insertable optoelectronic device when applied to mice with few living hairs, the insertable optoelectronic device produced a direct current of approximately 647 W. This is considerably higher than previously reported studies.
  • the present invention proposes an implantable phovoltaic device incorporating an LED or a pacemaker and a rechargeable battery that can confirm the operation of the photovoltaic device. do.
  • a photoelectric device inserted under the skin of a mouse having almost no hairs produced electricity directly, and supplied power to the manufactured facemaker and LED. According to the direct / indirect biocompatibility evaluation, it can be confirmed that the encapsulation layer has a very small influence on the surrounding tissues due to the toxic substances.
  • Non-Patent Document 1 An implantable medical device that continuously monitors or assists organs in the human body is an important device in prolonging or maintaining human life.
  • Non-Patent Document 3 An implantable medical device that continuously monitors or assists organs in the human body is an important device in prolonging or maintaining human life.
  • a battery used for driving an implantable medical device including any device that is inserted into a living body and performs an automated operation that requires a certain amount of energy.
  • There is a limit. Therefore, periodic reoperation for replacement of a depleted battery (Non Patent Literature 3) has serious limitations that cause mental, physical and economic burden on the patient.
  • the inventors present a new approach to delivering sustainable electrical energy to the implantable medical device beneath the skin without any connection through the skin.
  • Embodiments include a method of obtaining energy using a flexible optoelectronic device, inserted subcutaneously. This method can convert light passing through the skin into electricity. Experiments with mice demonstrated the feasibility of this approach by obtaining 33-45 percent of the current inside the body, compared to the amount obtained from photovoltaic devices outside the body.
  • the in-vehicle photovoltaic device can operate the pacemaker for 24 hours with a charging time of approximately two hours.
  • the photoelectric device which is easily resizable and completely inserted through simple medical procedures, may contribute to the expansion of development of an electric device capable of inserting a living body having various functions that were limited due to the absence of power generation in the human body.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating the schematic construction and operation of an implantable photovoltaic device.
  • FIG. 1A is a block diagram of an insertable optoelectronic device shown in an exploded perspective view, in which the encapsulation layer (layers provided as 1, 2, 3, 6, 7, 8) is a solar microcell 5 and a thin film conductor 4 Encapsulation is performed to prevent the exchange of materials from outside to inside or inside to outside. Therefore, even if inserted into the living body may not cause problems.
  • the thickness of the encapsulation layer is determined to minimize the amount of deformation applied to the solar cell and the thin film lead.
  • the sputtered thin film lead (Ti: 30 nm / Au: 300 nm) 4 may connect the ultra-thin dual-junction solar microcells 5 to each other.
  • the size of the solar microcell 5 is 760 ⁇ m ⁇ 760 ⁇ m
  • the thickness is 5.7 ⁇ m
  • GaInP / GaAs may be formed.
  • the solar microcell 5 may be introduced to a flexible polyimide (PI) film 7 by a transfer-printed method.
  • the thickness of PI may be exemplified by 12.5 ⁇ m.
  • the thin film conductor 4 can be encapsulated by a multilayer of biocompatible, transparent polymers.
  • a multilayer film of the polymer SU-8 (3) ( ⁇ 2 ⁇ m, SU-8 2002), Norland optical adhesive 2 ( ⁇ 23 ⁇ m, NOA 61), and PDMS (1) (100-200 ⁇ m, Sylgard 184 (Non-Patent Document 18-20) can be used.
  • SU-8 (3) ⁇ 2 ⁇ m, SU-8 2002
  • Norland optical adhesive 2 ⁇ 23 ⁇ m, NOA 61
  • PDMS (1) 100-200 ⁇ m
  • Sylgard 184 Non-Patent Document 18-20
  • FIG. 1B shows a representative image of an unencapsulated insertable optoelectronic device consisting of 14 solar microcells.
  • the solar microcell 5 uses thin film conductors (Ti: 20 nm, Au: 300 nm) (not limited thereto), and the components of each of the seven rows are connected in series and the seven rows are arranged in parallel.
  • the number of microcells can be changed in various formats. This connection can improve the short-circuit current and the open voltage, respectively, as shown in FIG. 1C.
  • 1C is a current-voltage characteristic of a solar microcell interconnected with a single solar microcell.
  • Parallel / serial connected solar microcells increase the short-circuit current by seven times (Isc: 57A ⁇ 400A) and increase the open voltage by two times (Voc: 2.3V ⁇ 4.6V).
  • the filling factor and the conversion efficiency of the insertable optoelectronic device are 0.8 and 21.7%, respectively.
  • 1D is an image of an insertable optoelectronic device in a flexible bent state, wherein the insertable optoelectronic device according to the embodiment has a strain applied to the solar microcells and thin film conductors brittle by controlling the thickness of the encapsulation layer. Since the strain is designed to be minimized, normal operation of the solar microcell 5 and the thin film conductor 4 is not abnormal even when deformation from the outside is applied.
  • the configuration of the thin film lead and the solar microcell may be viewed in more detail with reference to FIGS. 6 and 7.
  • the conversion efficiency (conversion efficiency) and power density (power density) can be confirmed that the same as the existing even after 1,000 repeated bending tests with a radius of curvature of 2.5mm.
  • FIG. 1E by showing the light source ( ⁇ 532 nm) and transmitted light incident on two layers of skin of a living mouse (SKH1-Hr hr ) having almost no hair, which is widely used for skin research as a substitute for human skin. Illustrative permeability of the skin.
  • the transmitted light can be irradiated to white paper on the other side of the skin.
  • Non Patent Literature 22 The observation of light transmissive properties of the skin is a power source of various bio-insertable medical devices without being supplied with power through wires inserted into the body, which can act as infection paths of bacteria causing disease. It was confirmed that light can be used as a medium for transmitting energy by transmitting light.
  • 1F is a microscopic view of skin tissue ((epidermal ⁇ 50 ⁇ m, dermis ⁇ 500 ⁇ m, subcutaneous muscle layer ⁇ 100 ⁇ m).
  • the insertable photoelectric device of the embodiment is inserted below the subcutaneous muscle layer. Since the actual human skin is composed of the epidermis, the dermis and the fat layer, an insertable photoelectric device can be inserted below the dermal layer.
  • the transmission averages measured within 10 minutes in 28 skin samples isolated from seven rats are shown. It was confirmed that 20-40% of the incident light had a transmittance of about 50-40% at a wavelength of 450-600nm and a wavelength of 600-950nm.
  • the transmittance measurement method can be confirmed through the transmission test apparatus of FIG. 10, and as shown in FIG. 10C, the amount of light transmitted through the skin 20 (parenthesis 3) is measured from the incident light (parenthesis 1).
  • the implantable optoelectronic device placed under the skin, absorbs the light transmitted to the skin and can continuously produce electricity.
  • FIG. 1H is a schematic diagram illustrating the application of the insertable optoelectronic device, which may illustrate an optoelectronic device (IPV) for driving an implantable device such as a facemaker.
  • the insertable photovoltaic device (IPV) is located at the neck exposed to the outside and bent. Implantable optoelectronic devices exposed to the neck can use the transmitted light to supply the produced power to the facemaker.
  • Figure 2 shows the surgical procedure in which the implantable optoelectronic device is inserted and the electrical performance in vivo.
  • FIG. 2A is a simple procedure image of inserting the implantable optoelectronic device under the back skin of a rat with little hair. After insertion, the copper conductor may be drawn out to check the electrical performance of the insertable optoelectronic device. However, the external drawing of copper conductors is not necessary for the practical use of the insertable optoelectronic device. A detailed insertion process may refer to FIG. 11.
  • the upper photo of FIG. 2B is a state in which the skin 20 is closed after the insertable photoelectric device is placed under the skin, and the lower photo is a state in which the wound is healed after closure.
  • FIG. 2C and 2D are computed tomography (CT) images of the implantable optoelectronic device, either parallel (FIG. 2C) or perpendicular (FIG. 2D), respectively, inserted into the mouse. Computed tomography methods and procedures are shown in FIG.
  • FIG. 2E is an image of the implantable optoelectronic device stably fixed under the skin of a mouse with a tweezer from the outside, showing that the skin is flexible.
  • FIG. 2F is a current-voltage characteristic curve of the insertable optoelectronic device before (dotted) and immediately after insertion (solid line) under the skin of a mouse.
  • Fig. 2g shows the result of measuring the short-circuit current density (Jsc) for 4 weeks after inserting the insertable optoelectronic device into two mice, and the current (Isc) was 2.04 mA / cm in two mice after 1 week of insertion. It shows a decrease to 2 .
  • Jsc short-circuit current density
  • Isc current
  • the skin thickness and conversion efficiency of the two mice inserted with the insertable photoelectric device are lower than those of the mice with a thick skin ( ⁇ 575 m) and the mice with a thin skin thickness ( ⁇ 539 m). You can expect it.
  • the insertable photoelectric device according to the embodiment can be used as a reliable in vivo power supply source for a long time.
  • 3 is a diagram showing the results of biocompatibility and other influences.
  • FIG. 3A shows an image of a sunscreen applied on the skin into which the insertable optoelectronic device is inserted (above) and a picture of the hydrophilic colloid band attached to the skin into which the insertable optoelectronic device is inserted (bottom). For the case where there is an additional blocking film on the skin into which the insertable optoelectronic device was inserted, the electrical properties of the insertable optoelectronic device were tested.
  • 3B shows the measured energy conversion efficiency and the calculated energy conversion efficiency when there are various barrier films on the skin into which the insertable optoelectronic device is inserted.
  • 3C and 13 show skin transmittance measured when the barrier membrane is on the skin.
  • the sunscreen for preventing burns due to sunlight has little effect on the performance of the insertable optoelectronic device according to the embodiment. This is because the sunscreen blocks ultraviolet rays having a wavelength of 280-400 nm (see Non-Patent Document 25), and thus does not significantly affect the 400-950 nm absorbed mainly by the insertable photoelectric device of the embodiment.
  • the solar microcell according to the embodiment can be seen that it is preferable to use a medium that absorbs the solar component except ultraviolet rays harmful to the skin.
  • FIG. 13 is a graph comparing skin transmittance when there is no sunscreen on the skin and when there are various barriers, and information on various barriers and changes in conversion efficiency due to barriers are shown in FIG. 22.
  • 3D and 16 illustrate the device in which the solar microcell 5 and the thin film conductor 4 of FIG. 1A have been removed (hereinafter, referred to only as an encapsulation layer) and the insertable photoelectric device. 4 weeks after insertion of the device, a histological image compared to the skin where nothing was inserted (no implant) (no implant), for the implantable optoelectronic device (middle) (IPV ), And in case of a device composed only of an encapsulation layer (right) (encap only), respectively.
  • FIG. 3E is a histological scoring of the degree of fibrosis and the number of PWN cells based on FIG. 3D. The histological score can be confirmed that there is no significant difference between the insertable photoelectric device and the device composed of only the biocompatible encapsulation layer.
  • the insertable photovoltaic device when the device having the solar microcell 5 and the thin film conductor 4 of FIG. 1A removed from the insertable photoelectric device, that is, a device composed only of a biocompatible encapsulation layer, is inserted. Since there is no significant difference with, it can be seen that there is little leakage of harmful components in the insertable optoelectronic device. In other words, it can be seen that the device of the embodiment does not cause problems in vivo.
  • FIG. 3F shows the viability of fibroblasts after 24 hours when human dermal fibroblast (HDF) of human skin was cultured in a solution eluted in each device.
  • the devices used in the experiments were the implantable photovoltaic device (IPV), the device consisting only of a biocompatible encapsulation layer (Encap. Only), glass, and 0.1% zinc diethyldithiocarbamate (ZDEC) polyurethane. (PU).
  • the viability of the fibroblasts according to the concentration of the solution extracted from the implantable photovoltaic device was very similar to that of a device composed only of a biocompatible material, a glass, a biocompatible encapsulation layer.
  • the viability of fibroblasts decreased sharply from a concentration of 25% or more.
  • FIG. 19 shows well survived when the fibroblasts are cultured on the insertable photoelectric device according to the embodiment.
  • FIG. 3G The left side of FIG. 3G is an image of the insertable photovoltaic device stably engrafted in the tissue of skin 20. It can be seen that it is very flexible with the skin.
  • the right side of Fig. 3g shows the separation of the encapsulation layers of the front and back at the outermost part from the insertable photoelectric device stably grafted under the skin.
  • FIG. 3h shows the encapsulation layers at the outermost front and back separated from the insertable photovoltaic device stably engrafted under the skin for 8 weeks as shown on the right side of FIG. 3g by analyzing with a resolution mass spectrometer (ICP-QMS). It indicates the amount of arsenic detected.
  • ICP-QMS resolution mass spectrometer
  • FIG 4 shows an integrated insertable electronic device employing the insertable optoelectronic device.
  • FIG. 4A illustrates that the insertable photoelectric device 10, the chargeable and dischargeable battery 50, and the face maker 60 are connected to the insertable electronic device.
  • 4B shows that the device of FIG. 4A is a flexible configuration and can be inserted into a living body.
  • FIG. 4C is a view showing an insertable electronic device in a living body according to an embodiment, and
  • FIG. 4D shows two lead wires 61 and 62 of a pacemaker powered by the insertable optoelectronic device in the right atrium and left ventricle of a rat. Indicates electrical stimulation.
  • 4E is a diagram illustrating the 3 Hz output electrical signal of the pacemaker 60.
  • the pacemaker 60 receives energy from the insertable photoelectric device when the solar simulator AM1.5G operates (see the black figure on the left). At this time, a certain amount of energy produced by the insertable photovoltaic device 10 is stored in the battery 50 capable of charging and discharging. When the solar simulator is turned off, the chargeable / dischargeable battery 50 supplies energy for operating the pacemaker 60 so that the pacemaker 60 generates an electric signal (the blue figure on the right side). Reference).
  • FIG. 4F is a rat electrocardiogram of a bradycardia state ( ⁇ 1 Hz)
  • FIG. 4G is a rat electrocardiogram of a bradycardia state controlled by the pacemaker 60.
  • the facemaker 60 is operated by the insertable optoelectronic device 10 (see black figure on the left)
  • the charge charged by the insertable optoelectronic device 10 is shown.
  • the control is performed at a target frequency ( ⁇ 3 Hz) of the rat heart in bradycardia.
  • a battery Sigma 213 Lithium-Iodine, 830 mAh
  • Adapta ADDRS1, Medtronics Adapta ADDRS1, Medtronics
  • ⁇ 8.2%
  • a general pacemaker may use a battery for about 8 years without charging.
  • the facemaker using the insertable photoelectric device 10, the facemaker can be used semi-permanently without replacing the battery in the body when charging 126 minutes per day under ideal conditions, and charging time beyond that. Can be.
  • 4I shows a myriad of solar microcells that can be fabricated, showing that the insertable optoelectronic device 10 was fabricated using 14 of these microcells.
  • the insertable optoelectronic device shows very easy size adjustment. It can be seen that the insertable optoelectronic device is very small compared to the US currency dime having a radius of 8.95 mm.
  • the pure microcell area of the insertable optoelectronic device is only 0.07 cm 2 .
  • the pacemaker can be driven for 24 hours with a pacemaker of about 12 minutes.
  • 4J shows the relative size of the implantable optoelectronic device inserted, for mice with little hair loss.
  • the short-circuit current / open voltage / output power can be adjusted in response to the energy conditions required for various medical devices inserted into the living body.
  • a method of adjusting this it is possible to change the wiring of the thin film conductor, to add or subtract a solar microcell, to use a solar microcell having different performance.
  • the implantable optoelectronic device can supply sufficient energy for the operation of a medical device, such as a pacemaker, that is inserted into a living body, without additional treatment with only simple surgical treatment.
  • a medical device such as a pacemaker
  • FIG. 23 shows an embodiment of another type of the insertable electronic device
  • FIG. 23A shows the insertable photovoltaic device 10, the battery 50 capable of charging and discharging, and an electric element (for example, LED) 40.
  • FIG. Shows an integrated electronic device (upper), and an equivalent circuit thereof (lower).
  • Fig. 23C shows that the insertable optoelectronic device emits the LED with the power produced under the solar simulator AM1.5G, with the insertable electronic device inserted under the skin.
  • FIG. 23D is an image (top) of an electronic device in which the LED 40, the battery 50 capable of charge / discharge, the insertable photovoltaic device 10 are integrated together, and an equivalent circuit (bottom) thereof. According to this, the current I P generated by the insertable optoelectronic device 10 can drive the LED 40 (I L ) and recharge the battery 50 (I B ).
  • Fig. 23E shows the charging time of the battery by the insertable optoelectronic device, and shows the standard test conditions (STC, AM1.5G, black solid line) and the state of insertion into the rat skin (red solid line), respectively. According to this, it can be seen that the driving time and the charging time of the LED 40 take slightly longer when inserted under the skin than when placed outside.
  • FIG. 23F shows the integrated electronic device fully inserted under the skin of a rat, turns on the LED under the solar simulator, and stores energy in the battery capable of charging and discharging. When there is no illumination, the LED may be supplied with energy stored in the battery to emit light.
  • 24 is a diagram illustrating a configuration of the insertable electronic device and an operating state of the battery capable of charging and discharging.
  • FIG. 24A is a circuit diagram of the insertable optoelectronic device 10 and the battery 50 capable of charging and discharging, and the charging voltage curve (left) and the equivalent circuit (right) when the solar simulator is turned on and off. It can be seen that the battery 50 capable of charging and discharging is charged by the insertable photoelectric device 10 under the skin of a mouse having a certain amount of voltage drop due to internal resistance but little hair.
  • FIG. 24B shows the solar simulator turned on and off when the LED 40 shown in FIG. 23D and the insertable optoelectronic device 10 connected to the chargeable and dischargeable battery 50 are placed under the mouse skin with little hair.
  • a charge / discharge voltage curve (left) and an equivalent circuit (right) of the battery 50 capable of charging and discharging are shown.
  • the solar simulator is off, since the battery 50 capable of charging and discharging by the LED supplies power to the LED, the voltage of the battery 50 capable of charging and discharging is reduced.
  • FIG. 24C shows the solar simulator on and off when the chargeable and dischargeable battery 50 shown in FIG. 4A, the insertable photovoltaic device 10 connected to the facemaker 60, is placed under the rat skin with little hair.
  • the charge / discharge voltage curve (left) and the equivalent circuit (right) of the battery 50 capable of charging and discharging are shown. Since the battery 50 capable of charging and discharging by the pacemaker when the solar simulator is off supplies power to the pacemaker, the voltage of the battery 50 capable of charging and discharging is reduced.
  • FIG. 5 is a view for explaining a method of manufacturing an insertable optoelectronic device according to an embodiment, which will be described in more detail.
  • a double-junction solar microcell 5 is fabricated on a substrate (wafer).
  • each of the solar microcells 5 may be further provided with an electrode.
  • a method introduced in Non-Patent Document 29 and the like can be used.
  • the solar microcell 5 is removed from the substrate on which the solar microcell is manufactured using a PDMS stamp (sacrificial stamp). Thereafter, the transfer film (PI film may be used) 7 shown in FIG. 5A is transferred (see FIG. 5B).
  • the adhesive layer (which may use SU-8) 6 may be coated on the transfer film in advance before the solar microcell 5 is transferred.
  • the solar microcell may be attached to the transfer film without the adhesive layer.
  • Cold welding can be used as the method. The cold welding may be performed by applying heat and pressure to the solar microcell and the transfer film while the PDMS stamp having the solar microcell is attached to the transfer film, and then removing the PDMS stamp.
  • the adhesive layer is provided in order to increase the transfer efficiency, but when the adhesive layer is present, heat dissipation is not possible and the device becomes thick.
  • the upper and lower electrode surfaces of the solar microcells are exposed to expose the thin film conductors 4 connecting the solar microcells 5 to each other (FIG. 5C). Thereafter, the thin film conductor 4 is deposited (FIG. 5D). Sputtering may be used as the deposition method of the thin film conductor.
  • the thin film conductor 4 is biocompatible and protected by an encapsulation layer made of an optically transparent material.
  • the encapsulation layer includes an upper encapsulation layer protecting an upper side of the solar microcell.
  • the first layer 3 using SU-8 is first applied (FIG. 5E), and further applied as the second layer 2 using NOA (Norland optical adhesives) (FIG. 5f).
  • the encapsulation layer of the third layer 1 can be stacked on top of the second layer using PDMS (FIG. 5G).
  • the first layer may be provided thinner than the second layer.
  • the second layer may be provided thinner than the third layer.
  • the main purpose is to prevent excessive strain from being applied to the solar microcell and the thin film conductor.
  • the lower side of the transfer film 7 is protected by the lower encapsulation layer 8 using PDMS used for the third layer (see FIG. 5H).
  • the upper encapsulation layer and the lower encapsulation layer are coupled to each other, so that the solar microcell and the thin film conductor may be sealed to the outside. Therefore, solar microcells and thin film wires containing harmful metals may not affect the living body.
  • the LED, the battery, etc., on the thin film lead 4 before the solar microcell 5 and the thin film lead 4 are encapsulated by the encapsulation layers 1, 2, 3, 6, 7, 8. Can be wired using a conductive epoxy layer.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view of the fabricated insertable optoelectronic device, with reference to the cross-sectional view, in which a specific configuration can be confirmed in more detail.
  • the outer layer among the multilayers forming the encapsulation layer a material having a small modulus of elasticity may be used as compared with the inner layer.
  • the outer layer can be easily deformed like the skin, so that when the insertable optoelectronic device is inserted, the physical adverse effects on the cells and tissues of the skin are reduced.
  • the inner layer is provided with a material having a high modulus of elasticity, so as to reduce adverse effects (breakage) that may have on the solar microcell or the thin film conductor and to reduce the thickness of the insertable optoelectronic device.
  • adverse effects breakage
  • the outer layer has the purpose of preventing deformation and damage to the device to the skin by making the same as the physical properties of the skin as possible.
  • FIG. 7 shows that the strain applied to the solar microcell when the bending of various curvature radii (1.75 to 3.5 mm) is applied to the insertable optoelectronic device using the finite element method is only about 0.1%. I could confirm it. This is because the position of the solar microcell is in the neutral plane for deformation. In addition, even if there is such a deformation, the strain generated in the solar microcell or the thin film wire as a deformation that can be accommodated by the encapsulation layer may be a negligible value.
  • FIG. 15 is a view showing a change in conversion efficiency of the insertable optoelectronic device inserted under the skin when the angle of incidence of light is different. It shows that it is preferable to enter.
  • electricity can be obtained semi-permanently in vivo without complicated medical procedures. Therefore, it is possible to use a bioinsertion medical device without repetitive surgery and regular charging for battery replacement.

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Abstract

본 발명에 따른 광전장치에는, 태양광을 흡수하는 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀; 상기 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀을 서로 연결하는 박막도선; 상기 솔라 마이크로셀을 지지하는 필름; 상기 솔라 마이크로셀의 상측을 캡슐화하여 외부와 차폐하는 상측 캡슐화층; 및 상기 필름의 하측을 캡슐화하고, 상기 상측 캡슐화층과 체결되는 삽입가능한 광전장치가 개시된다. 본 발명 사상에 따르면, 생체 내에서 안정적이고 무해하게 동작하는 광전장치를 얻을 수 있다.

Description

피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치 및 그 광전장치를 가지는 전자장치
본 발명은 복잡한 의학적 처리가 없이도, 높은 수준의 에너지를 생체 내에서 얻을 수 있는 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치에 관한 것이다.
인간의 평균 수명이 증가함에 따라, 인체 내의 생체 신호를 관찰하고, 기능이 저하된 장기를 보조하는 기기들의 사용이 증가하고 있다. 예를 들어 심장의 심박을 관찰하기 위한 삽입 가능한 심장 모니터기(insertable cardiac monitors: ICMs), 또는 심박 조율기, 척수 자극기, 미주 신경 자극기, 및 뇌 심부 자극기 등과 같은 인체삽입 의료기기들이 있다.
이와 같이, 다양한 인체삽입 의료기기들의 수요 증가는, 혈압 모니터기(비특허문헌 4), 포도당 모니터기(비특허문헌 5), 인공 망막(비특허문헌 6), 및 그와 관련 연구(비특허문헌 7-11)와 같은 새로운 유형의 인체삽입 의료기기의 개발을 촉진시키고 있다.
상기 모든 인체삽입 의료기기는, 체 내에서 동작하기 위하여 전력을 필요로 한다. 그러나, 이러한 장치는 현재 용량이 한정적인 배터리를 전력원으로 사용하기 때문에, 소모된 배터리를 교체하기 위해 주기적인 재수술이 필요하다. 예를 들어, 페이스메이커의 배터리는 보통 5~8년을 사용할 수 있고, 배터리를 교체하기 위하여 반복적인 재수술이 필요하다(비특허문헌 2).
인체삽입 의료기기 내의 배터리를 주기적으로 재수술해야 하는 문제점을 해결하기 위해, 최근 전기화학적반응(비특허문헌 12,13), 압전효과(비특허문헌 14-16), 무선전력 전송(비특허문헌 32-35), 및 여러 응용기술(비특허문헌 17)을 이용한 생체 내 전력 생산기술에 대한 연구가 진행되고 있다. 그러나, 상기 생체 내 전력생산 방법은, 생산되는 전력량, 혈액 적합성, 내구성, 및 흉부 수술의 필요성 등과 같은, 제한 사항을 극복하기 위해 상당한 개선이 필요한 것으로 예상된다.
본 발명의 이해에 도움이 되도록 이하의 비특허문헌을 참고로 제시한다.
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본 발명은, 상기되는 배경하에서 제안되는 것으로서, 복잡한 의학적 처리가 없이도, 생체 내에서 높은 수준의 에너지를 얻을 수 있는 새로운 방법을 제안한다.
본 발명에 따른 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치에는, 태양광을 흡수하는 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀; 상기 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀을 서로 연결하는 박막도선; 상기 솔라 마이크로셀을 지지하는 필름; 상기 솔라 마이크로셀의 상측을 캡슐화하여 외부와 차폐하는 상측 캡슐화층; 및 상기 필름의 하측을 캡슐화하고, 상기 상측 캡슐화층과 체결되는 하측 캡슐화층이 포함된다. 본 발명에 따르면, 생체에 삽입되더라도 동작이 되고 생체에 유해하지 않은 광전장치를 얻을 수 있다.
본 발명에 따른 전자장치에는, 태양광을 흡수하는 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀; 상기 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀을 서로 연결하는 박막도선; 상기 솔라 마이크로셀을 지지하는 필름; 상기 솔라 마이크로셀의 상측을 캡슐화하여 외부와 차폐하는 상측 캡슐화층; 및 상기 필름의 하측을 캡슐화하고, 상기 상측 캡슐화층과 체결되는 하측 캡슐화층이 포함되는 광전장치와, 상기 광전장치에서 발전된 전기를 충전하는 배터리가 포함되어, 생체 내부로 전원을 공급할 수 있다. 본 발명에 따르면, 생체 내에 삽입되어 생체 내에 필요한 기기로 에너지를 안정적으로 공급할 수 있다.
본 발명에 따르면, 피부를 투과하는 투과광을 포획하여 DC전기를 피하에서 생성하는 초박막 피하태양전지를 얻는다. 이에 따르면, 복잡한 의료 절차 없이 피부 밑에서 높은 수준의 전기 에너지를 얻을 수 있다. 또한, 추가적인 정류 회로를 필요로 하지 않는다.
예시적으로, 살아 있는 체모가 거의 없는 쥐(마우스)에 적용하였을 때, 삽입가능한 광전장치는 대략 647W의 직류전류를 생산하였다. 이는 이전에 보고된 연구에 비하여 상당히 높은 수준이다. 피하에 완전히 삽입된 광전장치의 전력생산이 가능함을 증명하기 위하여, 본 발명에서는 광전장치의 동작을 확인할 수 있는 LED 또는 페이스메이커, 충전가능한 배터리가 집적된 삽입 가능한 광전장치(implantable phovoltaic device)를 제안한다.
본 발명에 따르면, 체모가 거의 없는 쥐의 피부 밑에 삽입된 광전장치가, 전기를 직접 생산하여, 제작된 페이스메이커와 LED에 전력을 공급하였다. 직/간접적 생체 적합성 평가에 따르면, 캡슐화층에 의해서, 독성물질에 의한 주위 조직으로의 영향이 매우 미미한 것을 확인할 수 있다.
도 1 내지 도 7은 실시예의 개념을 보이는 도면
도 8 내지 도 24는 실시예의 이해를 위한 보조자료를 설명하는 도면.
이하에서는 도면을 참조하여 본 발명의 구체적인 실시예를 상세하게 설명한다. 그러나, 본 발명의 실시예는 이하의 실시예에 제한되지 아니하고, 본 발명의 사상을 이해하는 당업자는 동일한 사상의 범위 내에 포함되는 다른 실시예를 구성요소의 부가, 변경, 삭제, 및 추가 등에 의해서 용이하게 제안할 수 있을 것이나, 이 또한 본 발명 사상의 범위 내에 포함된다고 할 것이다.
실시예를 설명함에 앞서서, 본 발명이 적용될 수 있는 범위 및 그 의의에 대하여 먼저 설명한다.
인체 내 기관을 지속적으로 모니터하거나, 보조하는 인체삽입 의료기기는, 인간의 수명을 연장하거나 유지하는데 있어서 중요한 장치이다(비특허문헌 1). 그러나, 현재 인체삽입 의료기기(인체삽입 의료기기는 생체에 삽입되어 소정의 에너지가 필요한 자동화된 동작을 수행하는 모든 장치를 포함한다)의 구동을 위하여 사용되는 배터리에 저장될 수 있는 에너지의 양에는 한계가 있다. 따라서 소모된 배터리의 교체를 위한 주기적인 재수술은(비특허문헌 3), 환자에게 정신적/육체적/경제적 부담을 야기하는 심각한 제한요건이 있다.
이러한 배경하에서 발명자는 피부를 통과하는 어떠한 연결이 없이, 피부 밑에 있는 상기 인체삽입 의료기기로 지속가능한 전기적 에너지를 전달하는 새로운 접근법을 제시한다.
실시예는, 피하에 삽입되는, 플렉시블한 광전장치를 사용하여 에너지를 얻는 방법을 포함한다. 그리고, 이 방법은 피부를 통과한 광을 전기로 바꿀 수 있다. 쥐를 이용하여 실험을 한 경우, 생체 외부의 광전장치에서 얻을 수 있는 양과 비교할 때, 생체 내부에서 33-45퍼센트의 전류를 얻음으로써, 이 접근방법의 가능성을 실증하였다.
고안된 체내 광전장치의, 대략 두 시간의 충전시간으로 24시간 동안 페이스메이커를 동작시킬 수 있다. 또한, 크기조정이 용이하고 간단한 의료 시술을 통하여 완전한 삽입이 가능한 광전장치는, 인체 내 전력생산이 부재로 인해 제한되었던 다양한 기능의 생체 삽입이 가능한 전기장치의 개발 확대에 기여할 수 있다.
도 1은 피하에 삽입가능한 광전장치(implantable photovoltaic device)의 개략적인 구성 및 작용을 설명하는 도면이다.
도 1a는 분해 사시도의 상태로 나타내는 삽입가능한 광전장치의 구성도로서, 캡슐화층(1, 2, 3, 6, 7, 8으로 제공되는 층)은 솔라 마이크로셀(5)과 박막도선(4)을 캡슐화하여(encapsulation) 외부로부터 내부로 또는 내부에서 외부로 물질의 교환 등이 일어나지 않도록 한다. 따라서 생체 내에 삽입되더라도 문제를 일으키지 않을 수 있다. 상기 캡슐화층의 두께는 태양전지셀과 박막도선에 가하여지는 변형량을 최소화할 수 있도록 결정된다.
더 구체적으로 스퍼터링된 박막도선(Ti:30nm / Au:300nm)(4)은 초박막 이중-접합(dual-junction) 솔라 마이크로셀(5)을 서로 연결시킬 수 있다. 여기서, 상기 솔라 마이크로셀(5)의, 크기는 760㎛×760㎛이고, 두께는 5.7㎛이고, GaInP/GaAs로 구성할 수 있다. 상기 솔라 마이크로셀(5)은 플렉시블 재질의 폴리이미드(PI) 필름(7)에 전사 프린트(transfer-printed)방식에 의해서 도입될 수 있다. 상기 PI의 두께는 12.5㎛로 예시할 수 있다.
상기 박막도선(4)은, 생체적합성이고 투명한 폴리머의 다층막에 의해서 캡슐화될 수 있다. 상기 폴리머의 다층막으로는 SU-8(3)(~2㎛, SU-8 2002), Norland 광 접착제(2)(~23㎛, NOA 61), 및 PDMS(1)(100-200㎛, Sylgard 184)(비특허문헌 18-20)이 사용될 수 있다. 이와 같은 간단한 디자인은, 기계적으로 피부에 더욱 적합하도록 얇고 플렉시블한 구조를 제공할 수 있다.
도 1b는 14개의 솔라 마이크로셀로 구성되는 캡슐화되지 않은 삽입가능한 광전장치의 대표적인 이미지를 보인다. 상기 솔라 마이크로셀(5)은 박막도선(Ti: 20nm, Au: 300nm)(이에 제한되지 않는다)을 이용하여, 7개의 각 열의 성분은 직렬연결하고 이 7개의 열은 병렬 연결하여 배치된다. 물론, 마이크로셀 수는 다양한 형식으로 변경될 수 있다. 이러한 결선은 도 1c에 보이는 바와 같이 단락전류와 개방전압을 각각 향상시킬 수 있다.
도 1c는 단일 솔라 마이크로셀과 서로 연결된 솔라 마이크로셀의 전류-전압 특성이다. 병렬/직렬 연결된 솔라 마이크로셀은, 단락전류를 7배(Isc:57A→400A)증가시키고, 개방전압을 2배(Voc:2.3V→4.6V) 증가시킨다. 상기 삽입가능한 광전장치의 충전율(filling factor)과 에너지 변환효율(conversion efficiency)은 각각 0.8 과 21.7%이다.
도 1d는 유연하게 휘어져 있는 상태의 삽입가능한 광전장치의 이미지로서, 실시예에 따른 상기 삽입가능한 광전장치는, 상기 캡슐화층의 두께 조절에 의해서 취성을 띄는 상기 솔라 마이크로셀 및 박막도선에 가하여지는 변형률(strain)이 최소화 되도록 고안되었기 때문에, 외부로부터의 변형이 가해지더라도 솔라 마이크로셀(5) 및 박막도선(4)의 정상적인 동작에는 이상이 없다.
여기서 박막도선과 솔라 마이크로셀의 구성은 도 6 및 도 7을 통하여 더 자세하게 볼 수 있다.
도 8에 보이는 바와 같이, 상기 삽입가능한 광전장치의 전류-전압특성은 1.75mm 곡률반경으로 구부린 후에도 기존과 동일하게 유지되는 것을 알 수 있다.
도 9에 보이는 바와 같이, 변환효율(Conversion efficiency)과, 전력밀도(power density)는 2.5mm 곡률반경으로 1,000번의 반복적인 굽힘 테스트 후에도 기존과 동일하게 유지되는 것을 확인할 수 있다.
도 1e를 참조하면, 사람 피부의 대용품으로서 피부연구에 널리 사용되는 체모가 거의 없는 살아있는 쥐(SKH1-Hrhr)의 피부 두 겹에 입사되는 광원(~532 nm) 및 투과된 광을 보여주는 것에 의해서 피부의 투과성질을 예시한다.
상기 투과광은 피부의 다른 측에 있는 백지에 조사될 수 있다.
도 14에서는 태양복사 스펙트럼(비특허문헌 31참조)과 GaInP/GaAs 이중 접합 솔라셀의 외부 양자 효율(EQE)(비특허문헌 29참조)을 근거로 하여, SKH1-Hr 마우스의 피부를 이용하여 측정된 투과율을 기반으로, 상층의 GaInP 및 하층의 GaAs구조에서 생성되는 전류 밀도를 계산하는 수학적인 모델을 제시하고 있다. 상기 수학적인 모델링은 이하에 제시되는 각 계산식에서 계산된 값의 구체적인 방법을 제시한다.
피부의 광 투과성질 관찰은, 병을 일으키는 균의 감염 통로로 작용할 수 있는(비특허문헌 22), 체내로 삽입되는 와이어를 통해 전력을 공급받지 않고, 다양한 생체삽입 의료기기의 전력원으로서, 피부를 투과하여 에너지를 전달하는 매체로서 광을 사용할 수 있는 것을 확인시켜주었다.
도 1f는 피부((표피 ~50㎛, 진피 ~500㎛, 피하근육층 ~100㎛)를 현미경으로 관찰한 피부 조직 이미지이다. 실시예의 경우에는 피하근육층의 하방에 실시예의 상기 삽입가능한 광전장치를 삽입하고 있다. 실제 사람의 피부는 표피, 진피, 지방층으로 구성되므로, 진피층의 하방에 삽입가능한 광전장치가 삽입될 수 있다.
도 1g를 참조하면, 일곱 마리의 쥐로부터 분리한 28개의 피부 샘플에서 10분 이내에 측정된 투과율 평균을 나타낸다. 입사광 중 450-600nm의 파장에서는 20-40%, 600-950nm의 파장에서는 50-60%정도의 투과율을 보이는 것이 확인되었다. 이러한 투과도 측정법은 도 10의 투과도 실험장치를 통하여 확인할 수 있는데, 도 10c 에서와 같이 입사된 광(괄호 1)에서 피부(20)를 투과한 광량(괄호 3)이 측정되는 것을 확인할 수 있다.
따라서, 피하에 놓이는 상기 삽입가능한 광전장치는 피부로 투과된 광을 흡수하여, 지속적으로 전기를 생산할 수 있다.
도 1h는 상기 삽입가능한 광전장치의 적용을 나타내는 개략도로서, 페이스메이커와 같은 삽입가능한 전기장치(implantable device)를 구동시키는 광전장치(IPV)를 예시할 수 있다. 도면에서 상기 삽입가능한 광전장치(IPV)는 외부에 노출되는 목부분에 위치하고 휘어져 있는 것을 볼 수 있다. 목 부분에 노출되어 있는 삽입가능한 광전장치는 투과된 광을 이용하여 생산된 전력을 페이스메이커에 공급할 수 있다.
도 2는 상기 삽입가능한 광전장치가 삽입되는 외과적 처치절차와 생체 내에서의 전기적 성능을 나타낸다.
도 2a는 상기 삽입가능한 광전장치를 체모가 거의 없는 쥐의 등 피부 밑으로 삽입하는, 간단한 시술 이미지이다. 삽입 후 상기 삽입가능한 광전장치의 전기적 성능을 확인하기 위하여 구리도선이 외부로 인출될 수 있다. 그러나, 상기 삽입가능한 광전장치의 실제 사용을 위해서는 구리도선의 외부 인출은 필요하지 않다. 구체적인 삽입과정은 도 11을 참조할 수 있다.
도 2b의 위의 사진은 상기 삽입가능한 광전장치를 피부 밑에 넣은 후, 피부(20)를 봉합한 모습이고, 아래 사진은 봉합 후 상처가 치유된 상태의 모습이다.
도 2c와 도 2d는 쥐에게 삽입된, 상기 삽입가능한 광전장치에 대하여 각각 평행하거나(도 2c) 수직인(도 2d) 상태로 컴퓨터 단층촬영(CT)한 이미지이다. 컴퓨터 단층촬영 방법 및 과정은 도 12에 도시되어 있다.
도 2e는 쥐의 피부 밑에 안정적으로 정착된 상기 삽입가능한 광전장치를 외부에서 핀셋으로 잡은 이미지로서, 피부와 같이 유연한 특성을 보이는 것을 확인할 수 있다.
도 2f는 상기 삽입가능한 광전장치를 쥐의 피부 밑에 삽입하기 전(점선)과 삽입한 직후(실선)의 전류-전압특성곡선이다.
도 2g는, 두 마리의 쥐에게 상기 삽입가능한 광전장치를 삽입한 후, 4주 동안 단락전류밀도(Jsc)를 측정결과로서, 삽입 1주 후 두 마리 쥐에서 전류(Isc)가 2.04mA/cm2로 감소한 것을 나타낸다. 여기서, 삽입 3주 후 한 마리는 (1.94 mA/cm2)로 약간 감소하고, 다른 한마리는 2.75 mA/cm2 로 조금 증가하였다. 3주 후부터는 두 마리의 단락전류밀도 모두 안정상태에 이르렀다.
도 2h 내지 도 2i를 참조하면, Voc(개방전압)와 FF(충전율)은 4주 동안 거의 변함이 없이, Voc는 4.5V, FF는 0.80-0.83로 거의 일정하게 유지되었다. 변환효율(conversion efficiency)은 도 2g의 Jsc(단락전류밀도)와 유사한 흐름을 보이고, 안정화 단계에서, 한 마리의 쥐에서는 6.9%, 다른 한 마리의 쥐에서는 9.5%의 변환효율을 보였다.
한편, 상기 삽입가능한 광전장치가 삽입된 두 마리 쥐의 피부 두께와 변환효율은, 피부가 두꺼운 쥐(~675 m)가, 피부 두께가 얇은 쥐(~539 m)에 비하여 낮은 변환효율을 나타내는 것을 예상할 수 있다.
상기 실험결과에 따르면, 실시예에 따른 상기 삽입가능한 광전장치를 장시간 신뢰성이 있는 생체 내 전력공급원으로 사용할 수 있는 것을 알 수 있다.
도 3은 생체 적합성 및 그 외의 다른 영향에 의한 결과를 나타내는 도면이다.
도 3a는 상기 삽입가능한 광전장치가 삽입된 피부 위에 자외선 차단제를 바른 이미지와(위), 상기 삽입가능한 광전장치가 삽입된 피부 위에 친수콜로이드 밴드를 붙인 사진(아래)을 나타낸다. 상기 삽입가능한 광전장치가 삽입된 피부 위에 추가적인 차단막이 있는 경우에 대하여, 상기 삽입가능한 광전장치의 전기적 특성을 실험하였다.
도 3b는 상기 삽입가능한 광전장치가 삽입된 피부 위에 다양한 차단막이 있는 경우에, 측정된 에너지 변환효율(energy conversion efficiency)과 계산된 에너지 변환효율을 나타낸다.
도 3c과 도 13은 피부 위에 상기 차단막이 있는 경우에 측정된 피부 투과율을 나타낸다. 예를 들어, 태양광으로 인한 화상을 예방하기 위한 자외선차단제는, 실시예에 따른 상기 삽입가능한 광전장치의 성능에 거의 영향을 주지 않음을 확인할 수 있다. 그 이유는, 자외선차단제는 파장이 280-400nm인 자외선을 차단하므로(비특허문헌 25참조), 실시예의 삽입가능한 광전장치가 주로 흡수하는 400-950nm에 대해서는 크게 영향을 미치지 않기 때문이다. 이로써, 실시예에 따른 솔라 마이크로셀은 피부에 유해한 자외선을 제외하는 태양광 성분을 흡수하는 매체를 사용하는 것이 바람직한 것을 알 수 있다.
도 13은 피부 위에 태양광 차단막이 없는 경우와, 다양한 차단막이 있는 경우의 피부 투과율을 비교하는 그래프이고, 다양한 차단막에 대한 정보와 차단막에 인한 변환효율의 변화는 도 22에 나타내었다.
상기 실험에 따르면, 상기 삽입가능한 광전장치를 삽입한 피부 위에 색조 화장 및 친수콜로이드 밴드를 사용한 경우에도, 실시예에 따른 삽입가능한 광전장치에 의해서 일정 수준으로 발전이 이루어지는 것을 볼 수 있다.
도 3d과 도 16은 상기 삽입가능한 광전장치에서, 도 1a의 솔라 마이크로셀(5)과 박막도선(4)을 제거한 장치(이하 캡슐화층으로만 구성된 장치로 칭하도록 한다.)와 상기 삽입가능한 광전장치를 삽입 후 4주가 경과한 뒤에, 어떠한 것도 삽입하지 않은 피부와 비교한 조직학적 이미지로서, 어떠한 것도 삽입하지 않은 경우(왼쪽)(no implant), 상기 삽입가능한 광전장치의 경우(가운데)(IPV), 및 캡슐화층으로만 구성된 장치의 경우(오른쪽)(encap only)를 각각 나타낸다.
도 3d를 참조하여 조직학적으로 비교했을 때, 상기 삽입가능한 광전장치의 경우와, 생체적합성인 캡슐화층으로만 구성된 장치의 경우는, 큰 차이가 없는 것을 확인할 수 있다.
도 18을 참조하면, 신혈관형성(neovascularization)의 경우에도, 상기 삽입가능한 광전장치의 경우와, 생체적합성인 캡슐화층으로만 구성된 장치의 경우는 유의미한 차이가 없는 것을 확인할 수 있다.
도 3e는 도 3d를 기반으로 섬유증(fibrosis)의 정도와 다형핵세포(PWN cell)의 수를 조직학적 스코어를 매긴 것이다. 상기 조직학적 스코어는, 상기 삽입가능한 광전장치의 경우와, 생체적합성인 캡슐화층으로만 구성된 장치의 경우가 유의미한 차이가 없는 것을 확인할 수 있다.
따라서, 상기 삽입가능한 광전장치가 삽입되더라도, 상기 삽입가능한 광전장치에서 도 1a의 솔라 마이크로셀(5)과 박막도선(4)을 제거한 장치, 즉 생체적합성인 캡슐화층으로만 구성된 장치가 삽입되었을 때와 유의미한 차이가 없으므로, 상기 삽입가능한 광전장치에서 유해 성분의 유출이 거의 없는 것을 확인할 수 있다. 즉, 실시예의 장치가 생체 내에서 문제를 일으키지 않는 것을 알 수 있다.
도 3f는 사람 피부의 섬유아세포(human dermal fibroblast: HDF)를, 각 장치에서 용출된 용액에 넣어서 배양했을 때, 24시간 뒤에 섬유아세포의 생존가능성을 나타내는 것이다. 실험에 사용된 장치는 상기 삽입가능한 광전장치(IPV), 생체적합성인 캡슐화층으로만 구성된 장치(Encap. only), 유리(Glass), 및 0.1% 징크 디에틸디티오카바마이트(ZDEC) 폴리우레탄(PU)이다.
상기 삽입가능한 광전장치로부터 추출된 용액의 농도에 따른 상기 섬유아세포의 생존율은, 생체 적합한 물질인 유리, 생체적합성인 캡슐화층으로만 구성된 장치의 매우 경우와 유사하였다. 반대로 세포 독성이 있는 것으로 알려진 ZDEC-PU 필름으로부터 추출된 용액의 경우 25% 이상의 농도에서부터 섬유아세포의 생존율은 급격하게 저하하였다.
도 19는 실시예에 따른 상기 삽입가능한 광전장치 위에 섬유아세포를 배양 했을 때 문제없이 생존하는 것을 잘 나타내고 있다.
도 17을 참조하면, 지라세포(splenocyte)를 상기 삽입가능한 광전장치에 배양했을 때, 생체적합성인 캡슐화층으로만 구성된 장치(Encap. only)의 경우와, 유리(Glass)위에 배양한 경우와, 거의 동일한 생존율을 보이는 것을 확인할 수 있었다. 반대로 세포 독성이 있는 것으로 알려진 ZDEC-PU 필름 위에서의 지라세포 생존율은 매우 낮은 것을 확인할 수 있다.
도 20에 제시되는 상기 삽입가능한 광전장치가 삽입되는 쥐의 체중변화의 경우에도, 생체적합성인 캡슐화층으로만 구성된 장치를 삽입한 경우와 어떠한 물질도 삽입하지 않은 쥐의 체중 변화가 유사함을 볼 수 있다.
도 3g의 좌측은 피부(20)의 세포조직에 안정적으로 생착된 상기 삽입가능한 광전장치의 이미지이다. 피부와 함께 매우 유연한 특성을 보이는 것을 확인할 수 있다. 도 3g의 우측은 피부 밑에 안정적으로 생착된 상기 삽입가능한 광전장치로부터, 최외각에 있는 앞면과 뒷면의 캡슐화층을 분리하는 모습을 나타낸다.
도 3h는, 도 3g의 우측과 같이 피부 밑에 8주 동안 안정적으로 생착된 상기 삽입가능한 광전장치로부터 분리된 최외각에 있는 앞면과 뒷면의 캡슐화층을, 분해능 질량분석기(ICP-QMS)로 분석하여 검출된 비소의 양을 나타내는 것이다. 동 도면을 참조하면, 새로운 PDMS와 앞면과 뒷면에서 분리된 캡슐화층(크기 ~7mm×7mm)의 비소 검출량을 측정한 결과, 각각 ~0.02g, ~0.12g, ~0.03g 만큼의 비소가 검출되었으나, 이는 한 사람이 하루 동안 섭취하는 물이나 호흡으로 흡수되는 비소량에 비해 현저히 적다.
도 4는 상기 삽입가능한 광전장치를 적용한 집적화된 삽입가능한 전자장치를 나타낸다.
도 4a는 상기 삽입가능한 전자장치에는, 상기 삽입가능한 광전장치(10), 충방전이 가능한 배터리(50), 및 페이스메이커(60)가 서로 연결된다. 도 4b는 도 4a의 장치가 플렉시블한 구성으로서, 생체 내에 삽입될 수 있는 것을 나타낸다. 도 4c는 실시예에 따른 삽입가능한 전자장치가 생체 내에 삽입된 도면이고, 도 4d는 상기 삽입가능한 광전장치로부터 전력을 공급받는 페이스메이커의 두 리드선(61)(62)이 쥐의 우심방과 좌심실에 전기 자극을 주는 것을 나타낸다.
도 4e는 상기 페이스메이커(60)의 3Hz 출력 전기신호를 설명하는 도면이다. 동 도면을 참조하면, 상기 페이스메이커(60)는, 상기 솔라 시뮬레이터(AM1.5G)가 동작할 때에는, 상기 삽입가능한 광전장치로부터 에너지를 받아서 동작한다(좌측의 검은색 도면참조). 이때에 상기 삽입가능한 광전장치(10)에서 생산된 에너지의 일정량은 상기 충방전이 가능한 배터리(50)에 저장되고 있다. 그리고, 상기 솔라 시뮬레이터가 꺼졌을 때에는, 상기 충방전이 가능한 배터리(50)가 상기 페이스메이커(60)를 동작시키는 에너지를 공급하여 상기 페이스메이커(60)가 전기신호를 발생시킨다(우측의 파란색 도면참조).
도 4f는 서맥상태(bradycardia state)(~1Hz)의 쥐의 심전도이고, 도 4g는 상기 페이스메이커(60)에 의해서 조절되는 서맥상태의 쥐 심전도이다. 동 도면을 참조하면, 상기 페이스메이커(60)가 상기 삽입가능한 광전장치(10)에 의해서 작동되는 경우(좌측의 검은색 도면참조)와, 상기 삽입가능한 광전장치(10)에 의해 충전된 상기 충방전이 가능한 배터리(50)에 의해서 작성되는 경우(우측의 파란색 도면참조) 모두 서맥상태의 쥐 심장을 목표로 하는 주파수(~3Hz)로 조절하는 것을 확인할 수 있다.
도 4h는 일반적인 페이스메이커(Adapta ADDRS1, Medtronics)에 사용되는 배터리(Sigma 213 Lithium-Iodine, 830 mAh)에 대한 시뮬레이션 결과를 나타내는 것으로서, 상기 삽입가능한 광전장치(η=~8.2%)로 배터리 충전효율이 85%인 조건에서 126분간 충전했을 때, 배터리 용량이 소모되지 않은 상태에서 일반적인 페이스메이커를 지속적으로 사용 가능함을 확인할 수 있다.
도 21을 참조하면, 일반적인 페이스메이커는 충전이 없이 8년 정도 배터리를 사용할 수 있다. 이에 반하여, 본 실시예의 경우에는 삽입가능한 광전장치(10)를 이용하여, 이상적인 조건에서 하루에 126분을 충전, 및 그 보다 넘어서는 시간을 충전할 경우 페이스메이커를 체내에서 배터리 교체 없이 반 영구적으로 사용할 수 있다.
도 4i는 제작 가능한 무수히 많은 솔라 마이크로셀을 보여주며 그 중 14개의 상기 마이크로셀을 이용하여 상기 삽입가능한 광전장치(10)를 제작했음을 보여준다. 따라서, 몸에 더 많은 전력을 공급하기 위하여 상기 삽입가능한 광전장치는 크기 조절이 매우 용이함을 보여준다. 상기 삽입가능한 광전장치는 반경 8.95mm인 미국통화인 다임(dime)과 비교하여도 매우 작은 것을 확인할 수 있다. 상기 삽입가능한 광전장치의 순수 상기 마이크로셀 면적은 0.07cm2에 불과하다. 예를 들어 크기조절이 용이하기 때문에 순수 상기 마이크로셀 면적을 0.07cm2로 하여 이용하여 상기 삽입가능한 광전장치를 제작할 경우, 약 12분의 충전시간으로 페이스메이커의 24시간 동안 구동시킬 수 있다. 도 4j는 채모가 거의 없는 쥐에 대하여, 삽입된 상기 삽입가능한 광전장치의 상대적인 크기를 나타낸다.
실시예에 따른 상기 삽입가능한 광전장치는, 생체에 삽입되는 다양한 의료기기에 요구되는 에너지 조건에 대응하여, 단락전류/개방전압/출력전력이 조정될 수 있다. 이를 조정하는 방법으로는, 상기 박막도선의 결선을 바꾸는 것, 솔라 마이크로셀을 더하거나 빼는 것, 성능이 다른 솔라 마이크로셀을 사용하는 것이 사용될 수 있다.
실시예에 따른 상기 삽입가능한 광전장치는, 간단한 외과적인 처치만으로 추가적인 처치없이, 생체에 삽입되는 의료기기, 예를 들어 페이스메이커의 동작에 필요한 충분한 에너지를 공급할 수 있다.
도 23은 다른 종류의 상기 삽입가능한 전자장치의 실시예로서, 도 23a는 상기 삽입가능한 광전장치(10), 충방전이 가능한 배터리(50), 및 전기소자(예를 들어, LED)(40)가 집적된 전자장치(상), 및 그 등가회로를(하) 나타낸다. 도 23b는 상기 LED의 전류-전압특성도로서, 상기 삽입가능한 광전장치의 개방전압(~4.5V)은 상기 LED의 구동전압(Vturn-on = 2.4 V)보다 크기 때문에 상기 LED를 구동하기에 충분하다. 도 23c는 상기 삽입가능한 전자장치가 피부 밑에 삽입된 상태에서, 상기 삽입가능한 광전장치가 솔라 시뮬레이터(AM1.5G) 하에서 생산한 전력으로, 상기 LED를 발광하게 하는 것을 나타낸다. 상기 LED에 의해서 생체에 삽입된 광전장치가 제대로 동작하는 지를 일차적으로 판단하여, 상기 전자장치의 오동작을 신속하게 판단할 수 있다. 정상동작이 확인되었을 때에는 다른 제어장치를 통하여 상기 LED의 동작을 오프시켜 전력낭비를 방지하도록 할 수 있다.
도 23d는 LED(40)와, 충방전이 가능한 배터리(50)와, 상기 삽입가능한 광전장치(10)가 함께 집적되는 전자장치의 이미지(상), 및 그 등가회로(하)이다. 이에 따르면, 상기 삽입가능한 광전장치(10)에 의해서 발생된 전류(IP)는, 상기 LED(40)를 구동시키고(IL), 배터리(50)를 재충전시킬 수 있다(IB).
도 23e는 상기 삽입가능한 광전장치에 의한 배터리의 충전시간을 나타내는 것으로서, 표준시험조건(STC, AM1.5G, 검은 실선)과 쥐의 피부에 삽입된 상태(빨간색 실선)을 각각 나타낸다. 이에 따르면, 외부에 놓인 때에 비하여 피부 밑에 삽입되었을 때, 상기 LED(40)의 구동시간 및 충전시간이 약간 더 오랜 걸리는 것을 알 수 있다.
도 23f는 쥐의 피부 밑에 완전히 삽입되어 있는 집적화된 상기 전자장치는, 상기 솔라 시뮬레이터 하에서는 상기 LED를 점등시키고, 상기 충방전이 가능한 배터리에 에너지를 저장한다. 그리고, 조명이 없을 때에는 상기 배터리에 저장된 에너지로 상기 LED에 에너지를 공급하여 상기 LED를 발광하게 할 수 있다.
도 24는 상기 삽입가능한 전자장치의 구성과 상기 충방전이 가능한 배터리의 동작상태를 설명하는 도면이다.
상세하게, 도 24a는 삽입가능한 광전장치(10)와 충방전이 가능한 배터리(50)의 회로도와, 솔라 시뮬레이터가 온오프될 때의 충전 전압곡선(좌)와 등가회로(우)로서, 배터리의 내부저항에 의해서 일정량 전압강하가 발생하지만 체모가 거의 없는 쥐의 피부 밑에 놓인 상기 삽입가능한 광전장치(10)에 의해 상기 충방전이 가능한 배터리(50)가 충전되는 것을 확인할 수 있다.
도 24b는 도 23d에 제시된 LED(40)와, 충방전이 가능한 배터리(50)와 연결된 상기 삽입가능한 광전장치(10)가, 체모가 거의 없는 쥐 피부 밑에 놓였을 때 솔라 시뮬레이터가 온오프에 따른 상기 충방전이 가능한 배터리(50)의 충방전 전압 곡선(좌)와 등가회로(우)이다. 솔라 시뮬레이터가 오프일 때 LED에 의해 충방전이 가능한 배터리(50)가 LED에 전력을 공급하기 때문에 충방전이 가능한 배터리(50)의 전압이 감소된다.
도 24c는 도 4a에 제시된 충방전이 가능한 배터리(50), 페이스메이커(60)와 연결된 상기 삽입가능한 광전장치(10)가, 체모가 거의 없는 쥐 피부 밑에 놓였을 때 솔라 시뮬레이터가 온오프에 따른 상기 충방전이 가능한 배터리(50)의 충방전 전압 곡선(좌)과 등가회로(우)이다. 솔라 시뮬레이터가 오프일 때 페이스메이커에 의해 충방전이 가능한 배터리(50)가 페이스메이커에 전력을 공급하기 때문에 충방전이 가능한 배터리(50)의 전압이 감소된다.
도 5는 실시예에 따른 삽입가능한 광전장치를 제작하는 방법을 설명하는 도면으로서, 상기 삽입가능한 광전장치의 구성을 더 상세하게 살펴보도록 한다.
도 5를 참조하면, 이중-접합 솔라 마이크로셀(5)을 기판(웨이퍼)에서 제작한다. 이때 각각의 상기 솔라 마이크로셀(5)에는 전극이 더 제공될 수 있다. 구체적인 방법은 비특허문헌 29등에 소개되는 방법이 사용될 수 있다.
상기 솔라 마이크로셀(5)을 PDMS 스탬프(희생스탬프)를 이용하여 솔라 마이크로셀이 제작된 기판으로부터 뜯어낸다. 이후에는 도 5a에 제시되는 전사필름(PI필름을 사용할 수 있다)(7)에 전사한다(도 5b참조). 이때, 전사의 효율을 높이기 위하여, 상기 전사필름 상에는 상기 솔라 마이크로셀(5)이 전사되기 전에, 미리 접착층(SU-8을 사용할 수 있다)(6)이 소정의 두께로 도포되어 있을 수 있다.
상기 접착층이 없이도 상기 솔라 마이크로셀을 상기 전사필름에 붙일 수도 있다. 그 방법으로는 냉간용접(cold welding)을 사용할 수 있다. 상기 냉간용접은, 상기 솔라 마이크로셀이 붙은 상기 PDMS 스탬프를 상기 전사필름에 붙인 상태에서, 열과 압력을 가해서 상기 솔라 마이크로셀과 상기 전사필름이 붙도록 한 다음에, 상기 PDMS 스탬프는 떼어내면 된다.
상기 두 접착방법 중에서, 상기 접착층이 제공되는 경우가 전사효율을 높이기 위해서는 바람직하겠지만, 접착층이 있는 경우에는 열발산이 안되고, 기기가 두껍게 되는 문제가 있다.
이후에는 상기 솔라 마이크로셀(5)을 서로 연결하는 박막도선(4)이 적층될 수 있도록, 상기 솔라 마이크로셀의 상하 전극 표면이 드러나도록 한다(도 5c). 이후에는 상기 박막도선(4)을 증착한다(도 5d). 상기 박막도선의 증착방법은 스퍼터링이 사용될 수 있다.
상기 박막도선(4)은 생체적합성을 가지고 광학적으로 투명한 물질에 의한 캡슐화층에 의해서 보호된다.
상기 캡슐화층으로는 상기 솔라 마이크로셀의 상측을 보호하는 상측 캡슐화층이 포함된다. 구체적으로 상기 상측 캡슐화층으로는, SU-8을 이용하는 제 1 층(3)을 먼저 도포하고(도 5e), NOA(Norland optical adhesives)를 이용하는 제 2 층(2)으로 추가로 도포한다(도 5f). 상기 제 2 층의 위에 PDMS를 이용하여 제 3 층(1)의 캡슐화층을 적층할 수 있다(도 5g). 상기 제 1 층이 상기 제 2 층보다 얇게 제공될 수 있다. 상기 제 2 층이 상기 제 3 층보다 얇게 제공될 수 있다. 이는 상기 솔라 마이크로셀과 상기 박막도선에 과도한 스트레인이 가하여지지 않도록 하기 위한 것을 주된 목적으로 한다.
마지막으로 상기 전사필름(7)의 하측면을, 상기 제 3 층에 사용하였던 PDMS를 이용하여 하측 캡슐화층(8)으로써 보호한다(도 5h참조). 상기 상측 캡슐화층과 상기 하측 캡슐화층이 서로 결합되어, 솔라 마이크로셀과 박막도선은 외부와는 밀폐될 수 있다. 따라서 유해 금속물질등을 포함하는 솔라 마이크로셀과 박막도선은 생체에 대하여 영향을 미치지 않을 수 있다.
한편, LED, 및 배터리 등은, 상기 캡슐화층(1, 2, 3, 6, 7, 8)에 의해서 솔라 마이크로셀(5) 및 박막도선(4)이 캡슐화되기 전에, 박막도선(4) 상에 도전 에폭시 층을 이용하여 결선될 수 있다.
도 6은 제작된 삽입가능한 광전장치의 단면도로서 상기 단면도를 참조하여, 구체적인 구성을 더 상세하게 확인할 수 있다.
도 6a를 참조하면, 상기 캡슐화층을 이루는 각 재질의 탄성계수와 두께를 고려할 때, 굽힘동작(지면에서 볼 때 상하방향으로)이 발생하였을 때 변화량의 중심위치(변형에 대한 중립면)가 상기 솔라 마이크로셀을 지나도록 하는 것이 바람직한 것을 나타낸다.
또한, 상기 캡슐화 층을 이루는 다층 중에서 외부의 층은, 내부의 층에 비하여 탄성계수가 작은 물질을 사용할 수 있다. 그 이유는, 외부의 층이 피부처럼 쉽게 변형될 수 있도록 함으로써, 상기 삽입가능한 광전장치가 삽입되었을 때, 피부의 세포 및 조직에 미치는 물리적인 악영향이 줄어들도록 하기 위한 것이다. 또 다른 이유는, 상기 내부의 층은 탄성계수가 큰 물질이 제공됨으로써, 상기 솔라 마이크로셀 또는 상기 박막도선에 미칠 수 있는 악영향(파손)이 줄어들도록 하고 상기 삽입가능한 광전장치의 두께를 얇게 하기 위한 목적도 있다.
한편, 상기 외부의 층은, 가급적 피부의 물리적 특성과 동일하게 함으로써, 피부에 미치는 변형 및 기기의 파손을 예방하도록 하기 위한 목적을 가진다.
도 7은 유한요소법을 이용하여, 상기 삽입가능한 광전장치에 다양한 곡률반경의 굽힘(1.75~3.5mm)을 가하였을 때, 상기 솔라 마이크로셀에 가하여지는 변형률을 계산한 것으로서 약 0.1%에 지나지 않는 것을 확인할 수 있었다. 이는 상기 솔라 마이크로셀의 위치가 변형에 대한 중립면에 위치하기 때문이다. 또한, 이러한 변형이 있더라도 상기 캡슐화층에 의해서 수용될 수 있는 변형으로서 상기 솔라 마이크로셀 또는 박막도선에 발생하는 변형률은 무시할 수 있는 수치가 될 수 있다.
도 15는 빛의 입사각이 달라질 때의 피부 밑에 삽입된 상기 삽입가능한 광전장치의 변환효율의 변화를 나타내는 도면으로서, 빛의 입사방향에 따라서, 변환효율이 저하하여, 가급적 피부에 수직방향으로 빛이 입사하는 것이 바람직한 것을 나타낸다.
본 발명에 따르면, 복잡한 의료 절차 없이 반영구적으로 생체 내에서 전기를 얻을 수 있다. 따라서, 배터리교체를 위한 반복적인 수술, 정기적인 충전작용 없이, 생체삽입 의료기기를 사용할 수 있다.

Claims (17)

  1. 태양광을 흡수하는 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀;
    상기 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀을 서로 연결하는 박막도선;
    상기 솔라 마이크로셀을 지지하는 필름;
    상기 솔라 마이크로셀의 상측을 캡슐화하여 외부와 차폐하는 상측 캡슐화층; 및
    상기 필름의 하측을 캡슐화하고, 상기 상측 캡슐화층과 체결되는 하측 캡슐화층이 포함되는 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 필름과 상기 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀을 접착하는 접착층이 더 포함되는 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 접착층은 SU-8인 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 상측 캡슐화층에는, 상기 솔라 마이크로셀의 상측에 도포되는 제 1 층;
    상기 제 1 층 상의 제 2 층; 및
    상기 제 2 층 상의 제 3 층이 포함되고,
    상기 제 1 층은 상기 제 2 층보다 얇고, 상기 제 2 층은 상기 제 3 층보다 얇은, 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 제 1 층은 상기 접착층과 같은 재질인 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  6. 제 4 항에 있어서,
    제 2 층은 NOA이고, 제 3 층은 PDMS인 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 상측 캡슐화층에는, 상기 솔라 마이크로셀의 상측에 도포되는 제 1 층;
    상기 제 1 층 상의 제 2 층; 및
    상기 제 2 층 상의 제 3 층이 포함되고,
    상기 제 1 층은 상기 제 2 층보다 탄성계수가 크고, 상기 제 2 층은 상기 제 3 층보다 탄성계수가 큰, 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 하측 캡슐화층은 PDMS를 재질로 하는 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 필름은 PI필름인 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  10. 제 9 항에 있어서,
    상기 PI필름에 상기 솔라 마이크로셀은 전사되는 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 솔라 마이크로셀은 7렬로 2행으로 배치되는 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  12. 제 1 항에 있어서,
    외부로부터의 굽힘 동작시에, 변화에 대한 중립면은 상기 솔라 마이크로셀을 지나는, 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  13. 제 1 항에 있어서,
    상기 캡슐화 층은 다층으로 제공되고,
    상기 다층 중에서 외부의 층은, 내부의 층에 비하여 탄성계수가 작은 물질을 사용하는 피부를 통과하는 빛의 흡수에 의한 삽입가능한 광전장치.
  14. 태양광을 흡수하는 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀;
    상기 적어도 두 개의 솔라 마이크로셀을 서로 연결하는 박막도선;
    상기 솔라 마이크로셀을 지지하는 필름;
    상기 솔라 마이크로셀의 상측을 캡슐화하여 외부와 차폐하는 상측 캡슐화층; 및
    상기 필름의 하측을 캡슐화하고, 상기 상측 캡슐화층과 체결되는 하측 캡슐화층이 포함되는 광전장치와,
    상기 광전장치에서 발전된 전기를 충전하는 배터리가 포함되어,
    생체 내부로 전원을 공급하는데 사용하는 전자장치.
  15. 제 14 항에 있어서,
    적어도 상기 배터리와 연결되는 전자소자가 포함되는 전자장치.
  16. 제 15 항에 있어서,
    상기 전자소자에는 페이스메이커 또는 LED가 포함되는 전자장치.
  17. 제 14 항에 있어서,
    상기 광전장치는 목부분에 놓이는 전자장치.
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