WO2023163389A1 - 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈 - Google Patents

뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈 Download PDF

Info

Publication number
WO2023163389A1
WO2023163389A1 PCT/KR2023/001267 KR2023001267W WO2023163389A1 WO 2023163389 A1 WO2023163389 A1 WO 2023163389A1 KR 2023001267 W KR2023001267 W KR 2023001267W WO 2023163389 A1 WO2023163389 A1 WO 2023163389A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
electrode
stimulation
neural probe
circuit
electrode structure
Prior art date
Application number
PCT/KR2023/001267
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
최헌진
성재석
채영철
Original Assignee
주식회사 엔포마레
연세대학교 산학협력단
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 주식회사 엔포마레, 연세대학교 산학협력단 filed Critical 주식회사 엔포마레
Publication of WO2023163389A1 publication Critical patent/WO2023163389A1/ko

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/263—Bioelectric electrodes therefor characterised by the electrode materials
    • 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
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/291—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electroencephalography [EEG]
    • A61B5/293—Invasive
    • 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
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/304—Switching circuits
    • 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
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/31—Input circuits therefor specially adapted for particular uses for electroencephalography [EEG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0526—Head electrodes
    • A61N1/0529—Electrodes for brain stimulation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/36125—Details of circuitry or electric components
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
    • A61B2562/166—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted on a specially adapted printed circuit board

Definitions

  • the present invention relates to an electrode structure and an electrode module for a neural probe including a measurement electrode and a stimulation electrode.
  • Neural probe refers to a micro (fine) electrode element for neural interface that can measure nerve signals or stimulate nerves by flowing current at the final stage of electronic medicine products.
  • the neural probe includes a microelectrode element connected to the circuit module or a circuit module interlocked with the microelectrode element. Using a neural probe has the effect of treating nerve-related problems in the short and long term.
  • An electrode array for signal measurement is integrated at the end of the body of the neural probe, and the signal measured from the electrode is transmitted to the outside through a wire formed along the probe, and dozens of electrodes can be integrated in one probe body. , signals from multiple nerves can be measured simultaneously.
  • the form of the output signal may be an electrical signal, an optical signal, etc., and the form of the signal is not particularly limited.
  • the probe may be provided with a drug injection channel and serve as a medium through which the drug is delivered.
  • the body of the neural probe is mainly made of silicon. This is adopted in the MEMS (MEMS) type probe 1 as shown in FIG. 10) is formed on a substrate made of silicon, and the body is in the form of a bulk with a certain thickness. It has a problem of breaking, and also lacks flexibility, which acts as a limiting factor for effective positioning in the body. Therefore, improvements are needed for this.
  • MEMS MEMS
  • the electrodes of the neural probe serve to measure bio-signals of nerves or cells or transmit stimuli to nerves or cells.
  • the former and the latter differ from each other in the size and impedance characteristics of the electrodes. Therefore, they are manufactured and used separately, such as a neural probe for bio-signal measurement and a neural probe for stimulation transmission, which means that it is not technically easy to apply two types of electrodes with different electrode sizes and impedance characteristics to one neural probe. due to the point
  • the present invention simultaneously forms and operates different bio-signal measurement and stimulation electrodes in a single neural probe, particularly in the electrode probe area inserted into the body, so that the measured position and the stimulation position can be very close or exactly matched. , which aims to enable precise stimulation treatment.
  • the present invention provides the following electrode structure and electrode module for a neural probe.
  • the present invention provides an electrode structure for a neural probe for measuring or stimulating a biosignal, comprising: a substrate; an electrode formed on at least one surface of the substrate; and wires formed on the substrate and connected to the electrodes, wherein the electrodes include a measurement electrode connected to a measurement circuit and a stimulation electrode connected to a stimulation circuit.
  • the electrode for measurement is disposed on one surface of the substrate
  • the electrode for stimulation may be disposed on the other surface of the substrate
  • at least a portion of the electrode for measurement and the electrode for stimulation are disposed between the substrate. and can be placed in the corresponding position.
  • the present invention provides an electrode structure for a neural probe for measuring or stimulating a biosignal, comprising: a substrate; an electrode formed on at least one surface of the substrate; and wires formed on the substrate and connected to the electrodes, wherein the electrodes include measurement and stimulation electrodes connected to both the measurement circuit and the stimulation circuit.
  • a switching element may be disposed between the measuring circuit, the stimulation circuit, and the measuring and stimulating electrode to allow or block a connection between the measuring and stimulating electrode and the measuring circuit or the stimulating circuit.
  • the electrode structure for the neural probe may further include a heat dissipation layer exposed to an outer surface of the electrode structure.
  • the electrode structure for the neural probe may further include an insulating layer covering a portion of the substrate and the electrode.
  • the insulating layer includes a through hole exposing the electrode, and an area of the through hole may be smaller than an area of the corresponding electrode.
  • the electrode may have a concavo-convex structure formed on an exposed surface.
  • the present invention provides the above-described electrode structure for a neural probe; and a main body including a circuit part connected to the electrode of the electrode structure, wherein the circuit part and the electrode structure are formed on the same substrate.
  • the present invention provides the above-described electrode structure for a neural probe; and a main body including a circuit part connected to the measurement and stimulation electrodes, wherein the circuit part and the electrode structure are formed on the same substrate, and the circuit part includes the measurement circuit and the stimulation circuit. module is provided.
  • the measured position and the stimulation position are very close or accurately. It can be matched, and as a result, the effect of enabling precise stimulation treatment can be expected.
  • FIG. 1 is a diagram showing a conventional MEMS-type neural probe.
  • FIGS. 2 and 3 are views showing the electrode structure of a neural probe according to one embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a partial cross-sectional view and a plan view of an electrode structure of a neural probe according to an embodiment of the present invention.
  • 5 and 6 are diagrams showing simulation results when an electrode is covered with an insulating layer including a through hole and when no insulating layer is present in the electrode.
  • FIG. 7 is a partial cross-sectional view and plan view of an electrode structure of a neural probe according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a view showing simulation results in the case of being covered with an insulating layer including a plurality of through holes.
  • FIG. 9 is a schematic diagram of an electrode module including an electrode structure of a neural probe according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a schematic diagram of an electrode structure of a neural probe according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a schematic diagram of an electrode structure of a neural probe according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 and 13 are schematic views of an electrode module including the electrode structure of the neural probe according to FIG. 8 of the present invention
  • FIG. 12 is a schematic view of the electrode module viewed from one side
  • FIG. 13 is a schematic view of the electrode module viewed from the opposite side.
  • 14 to 17 are schematic diagrams of electrode modules of a neural probe according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 18 is a schematic diagram of an electrode part of a neural probe according to another embodiment of the present invention.
  • 19 and 20 are cross-sectional views of the electrode structure of the neural probe according to an embodiment of the present invention.
  • 21 is a cross-sectional view of an electrode structure of a neural probe according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 22 is a cross-sectional view of an electrode structure of a neural probe according to another embodiment of the present invention.
  • base film 15 insulating layer
  • connection part 30 electrode
  • the neural probe system consists of a module for measuring the biosignal, a module for stimulation, and an electrode probe.
  • the size of is increased and the structure is complicated.
  • the electrode probe and bio-signal measurement module are configured separately, the bio-signal measurement module must also be worn while the electrode probe is inserted into the body, and the measurement is performed by artificial damage to the wire connecting the electrode structure and the module.
  • failure may occur, and in this case, there is also a problem that interferes with the effective operation of the neural probe.
  • the present invention provides an electrode structure including a measurement electrode and a stimulation electrode so as to enable effective operation while reducing the size of the neural probe, or an electrode structure of a neural probe including measurement and stimulation electrodes for measurement or stimulation.
  • the present invention provides not only an electrode structure, but also an electrode module connected to a circuit part connected to the electrode.
  • a specific alternative to removing heat has not been prepared, and in particular, a heat dissipation structure specialized for neural probes has not been proposed.
  • heat generation can be suppressed by reducing input power, but since efficient stimulation is proportional to input power, the stimulation efficiency is also reduced.
  • the electrode structure of the present invention in one embodiment, includes a heat dissipation layer exposed to the outside, and dissipates the heat generated through the heat dissipation layer so that the temperature is overheated to a certain temperature or higher, preventing deformation of nerves or cells. .
  • the size and exposure area of the electrode formed on the neural probe are important factors in determining the impedance.
  • the present invention forms through-holes in the insulating layer, exposes electrodes through the through-holes to enable accurate measurement and stimulation, and improves the electrode structure of the neural probe to perform stimulation and bio-signal measurement functions in a single neural
  • an electrode structure for a neural probe is provided so that the measurement position of the biosignal and the stimulation position match each other as much as possible.
  • the measurement circuit is directly mounted on one side of the area where the electrode wiring of the neural probe is formed, it is convenient because there is no need to build a separate external measurement device, and the entire system including the neural probe is lightweight. , can be simplified and miniaturized, and can be advantageous for mass production.
  • the present invention maximizes the size of the electrode and covers a part of the electrode using an insulating layer to reduce the exposed area of the electrode, thereby minimizing the impedance of the electrode and increasing the accuracy of biosignal measurement therefrom.
  • the exposed area of the electrode is small, a region of a nerve or cell for measuring a biosignal can be precisely specified, so that the measurement or stimulation of the corresponding region can be precisely performed.
  • the electrode structure of the neural probe includes an electrode part 10 and a connection part 20, and the electrode part 10 and the connection part 20 A base film in the form of a film is implemented as a substrate.
  • the electrode unit 10 includes a base film 11 (see FIG. 4), an electrode 30 formed on the base film 11; A wire connected to the electrode 30 and connected to a measurement circuit (70; see FIG. 13) or a stimulation circuit (80; see FIG. 13) configured on the outside of the electrode structure, the electrode unit 10 or the connection unit 20 (40).
  • the electrode unit 10 may be inserted into a nerve, etc., and the electrode unit 10 may be connected to a connection unit 20 for connecting to a separate electrode module body or directly connected to the body of the electrode module.
  • a terminal may be included to be connected to the main body of the electrode module by wire bonding or the like.
  • the electrode 30 may be disposed in a tetrode type as shown in FIG. 2(c) or a linear type as shown in FIG. 3(c).
  • the electrode structure means the structure of the electrode part 10 inserted into the body, and when combined with a separate body, it may include the electrode part 10 and the connection part 20 for being coupled to the body, , In the case where the main body is integrally connected to the electrode unit 10, only the electrode unit 10 may be included as an electrode structure.
  • FIG. 4 illustrates a partial cross-sectional view and a plan view of an electrode structure of a neural probe according to an embodiment of the present invention.
  • the electrode unit 10 having an electrode structure includes a base film 11; an electrode 30 formed on one surface of the base film 11; and an insulating layer 15 covering a portion of the base film 11 and the electrode 30 .
  • the base film 11 may be formed of a polymer such as polyimide and may have a thin thickness of 1 mm or less, but the material or thickness may be changed according to required conditions.
  • the electrode 30 and the insulating layer 15 may be formed by applying a semiconductor process to the base film 11 .
  • An electrode 30 is formed on the base film 11, and although not shown, a wire 40 connected to the electrode 30 is also formed.
  • the electrode 30 is formed by depositing a conductive material on the base film 11, but the manufacturing method is not limited thereto and various methods may be applied.
  • the electrode 30 When the electrode 30 is formed large, the impedance may be lowered, but as the size of the electrode increases, it is difficult to identify a nerve or cell to be measured for a biosignal, so it is difficult to identify a problem of a specific nerve or cell.
  • the electrode 30 is covered with the insulating layer 15, and a through hole 16 is formed in the insulating layer 15 to expose a part of the electrode 30 to the outside, and the electrode 30 is exposed in this way. Nerves or cells are measured or stimulated with the exposed surface.
  • the area of the electrode 30 is larger than the area of the through hole 16, so a part of the surface of the electrode 30 is covered by the through hole 16.
  • the diameter D of the electrode 30 is greater than the diameter d of the through hole 16 .
  • the planar shape of the electrode 30 is not limited to a circular shape, and may have various shapes such as a rectangle, a polygonal ellipse, and the like. It may be preferable that the area of the through hole 16 is 90% or less of the area of the electrode 30, but the size may be changed according to the shape of the electrode unit 10.
  • FIG. 5 and 6 show simulation results of the current density according to the through hole 16 .
  • the electrode 30 was not covered with the insulating layer 15 .
  • the through hole 16 was formed after the electrode 30 was covered with the insulating layer 15 .
  • the area of the through hole 16 was approximately 4% of the area of the electrode 30 in FIG. 5 .
  • FIG. 7 illustrates a partial cross-sectional view and a plan view of an electrode structure of a neural probe according to another embodiment of the present invention.
  • the electrode unit 10 having an electrode structure includes a base film 11; an electrode 30 formed on one surface of the base film 11; and an insulating layer 15 covering a portion of the base film 11 and the electrode 30 .
  • the electrode 30 formed on the base film 11 is covered by the insulating layer 15, and the insulating layer 15 includes a plurality of through holes 16 at positions corresponding to the electrode 30. Therefore, the area A1 of the electrode 30 is larger than the sum of the areas a1 of the plurality of corresponding through holes 16 .
  • This structure also can increase the current density compared to the case where the entire area of the electrode 30 is exposed without the through hole 16, and thus, accurate stimulation or accurate measurement is possible at the correct location.
  • FIG 8 shows a simulation result of current density when a plurality of through holes 16 are formed in one electrode. Simulations were performed under the same conditions as those of FIGS. 5 and 6. 8, a plurality of through holes 16 were formed in the insulating layer 15, and the area of the through holes 16 was approximately 20% of the area of the electrode 30, in this case covered with the insulating layer 15 The average current density increased about 2 times compared to the case without it. Therefore, even in the case of forming a plurality of through holes 16, accurate measurement and stimulation are possible, and stimulation and bio-signal measurement functions can be implemented in a single neural probe by improving the electrode structure of the neural probe.
  • the size of the electrode 30 may be configured as large as possible, and only the exposed area may be configured small. Since the impedance of the electrode decreases as the contact area of the electrode increases, an environment in which high energy can be transmitted is constructed on the premise that the size of the electrode is increased to lower the impedance. In particular, by configuring only the exposed area to be small, High energy can be concentrated, generated and delivered from electrodes with low impedance.
  • FIG. 4 and 7 show a cross-sectional view of an electrode probe coated with an electrical insulation layer so that the size of the exposed area is small compared to the size of the electrode in each embodiment of FIG.
  • effective stimulation can be performed by intensively delivering energy having a high stimulation value to local nerves or cells.
  • by providing a plurality of exposed areas it is possible to simultaneously stimulate several nerves and cells with high energy.
  • FIG. 9 shows a schematic diagram of an embodiment of an electrode unit 10 including a measurement electrode 30a and a stimulation electrode 30b.
  • the electrode structure is formed on the electrode unit 10, and the electrode unit 10 has a measurement electrode connected to the measuring circuit 70 (see FIG. 13) on one surface centered on the base film 11 ( 30a), a stimulation electrode 30b connected to the stimulation circuit 80 (see FIG. 13) is disposed on the other side.
  • the measuring electrode 30a and the stimulation electrode 30b are partially covered by the insulating layer 15 and partially exposed by the through hole 16 .
  • the base film 11 between the measurement electrode 30a and the stimulation electrode 30b is covered with an insulating layer 15 so that one electrode and a neighboring electrode are not electrically connected.
  • the electrodes are disposed in a linear manner, but it is not limited thereto and it is possible to arrange the electrodes in a tetrode manner.
  • At least one electrode for measurement (30a) and electrode for stimulation (30b) are disposed on different surfaces but may be disposed at corresponding positions.
  • An electrode structure for a neural probe can be provided, and a biosignal can be measured from surrounding nerves or cells using the electrode structure of one neural probe, while biological stimulation can be applied to the nerves or cells simultaneously or sequentially. .
  • the invasion range is smaller, and when measuring bio-signals from nerves or cells and stimulating the corresponding nerves or cells, It is possible to easily solve problems in which possible errors (for example, errors in applying biological stimulation to nerves or cells different from the nerves or cells to be measured for biological signals) occur.
  • at least one pair of electrodes formed at the overlapping position has a concentric structure, and the nerve or cell to be measured and the nerve or cell to be stimulated can be exactly matched.
  • FIG. 10 is a schematic diagram of another embodiment of an electrode unit 10 including a measurement electrode 30a and a stimulation electrode 30b.
  • the electrode structure is formed on the electrode part 10, and the electrode part 10 is a measuring electrode 30a connected to the measuring circuit 70 (see FIG. 13) on one side of the base film 11.
  • a stimulation electrode 30b connected to the stimulation circuit 80 (see FIG. 13) is disposed.
  • the measuring electrode 30a and the stimulation electrode 30b are partially covered by the insulating layer 15 and partially exposed by the through hole 16 .
  • the base film 11 between the measurement electrode 30a and the stimulation electrode 30b is covered with an insulating layer 15 so that one electrode and a neighboring electrode are not electrically connected.
  • the two types of electrodes may be arranged with a certain rule or may be arranged randomly. Regardless of the type of arrangement, each electrode can be driven through individual operation control, so any arrangement is irrelevant, but a pair of stimulation electrodes 30b and a biosignal measuring electrode 30a are configured adjacent to each other. it is desirable
  • FIG. 11 is a schematic diagram of another embodiment of an electrode unit 10 including a measurement electrode 30a and a stimulation electrode 30b.
  • the electrode structure is formed on the electrode part 10, and the electrode part 10 is a measuring electrode 30a connected to the measuring circuit 70 (see FIG. 13) on one side of the base film 11.
  • a part of the stimulation electrode 30b connected to the stimulation circuit 80 (see FIG. 13) is disposed, and the rest of the stimulation electrode 30b is disposed on the other side.
  • the base film 11 between the measurement electrode 30a and the stimulation electrode 30b is covered with an insulating layer 15 so that one electrode and a neighboring electrode are not electrically connected.
  • the electrodes for measurement 30a and the electrodes for stimulation 30b are located on different surfaces, they may be disposed at corresponding positions.
  • FIGS. 12 and 13 show schematic diagrams of the electrode module of the neural probe.
  • the electrode part 10 may be connected to the connection part, and even when connected to the connection part 20, it may be configured in the same way as the main body.
  • a switching means or a switching element 60 is provided in the main body 50, and may be connected to at least one of the biosignal measurement electrode and the biostimulation electrode.
  • each of the electrodes 30a and 30b may be connected to the switching element 60 and individually turned on and off.
  • the measuring electrodes 30a are individually wired to the switching element 60, and the stimulation electrodes 30b are connected in parallel to each other so that the final electrode is wired to the switching element 60.
  • the switching element 60 may be connected to an electrode closest to the switching element 60 among the electrodes 30b for biological stimulation, and the other stimulation electrodes 30b may be connected in parallel to the switching means 60.
  • the measuring electrode 30a may be individually connected to the switching element 60.
  • the above neural probe can be operated as follows.
  • the reference value may be, for example, a reference value for determining the need for bio-stimulation, which depends on the bio-signal measurement result for a specific nerve or cell.
  • a predetermined stimulus may be applied to the nerve or cell. The strength of the stimulus or the duration of the stimulus can be adjusted, and this can be determined according to the bio-signal measurement result.
  • the electrode module 100 is a concept including a main body 50 including an electrode unit 10 and a circuit unit, and peripheral components such as a power supply unit or communication unit for supplying power to the electrode module are added, thereby measuring and stimulating biosignals. device can be configured.
  • the electrode module 100 includes an electrode unit 10 and a main body 50 connected to the electrode unit 10 and including a circuit unit.
  • the main body 50 may be configured by forming circuit parts on the same substrate as the electrode part 10, that is, the base film 11 (see FIG. 4).
  • the electrode unit 10 and the body 50 may be formed of one base film.
  • the circuitry includes a measurement circuit 70 and a stimulation circuit 80 . 14, a measuring electrode 30a and a stimulation electrode 30b are formed together on one surface of the electrode unit 10, and the measuring electrode 30a is connected to the measuring circuit 70 through a wire 40, and the stimulation electrode 30a The electrode 30b is connected to the stimulation circuit 80 through a wire 40.
  • the size can be reduced, and the measuring electrode 30a and the stimulation electrode are formed on one electrode part 10.
  • As (30b) is arranged, measurement and stimulation can be performed through one electrode part (10).
  • FIG. 15 similar to FIG. 14, the electrode module 100 in which the electrode unit 10 and the body 50 are formed on one base film is shown.
  • the electrode 30c of the electrode unit 10 is connected to the measuring circuit 70 and the stimulation circuit 80 through the wiring 40 and the switching element 60 .
  • the switching element 60 is a separate element located between the electrode 30c, the measuring circuit 70, and the stimulation circuit 80, and the electrode 30c is connected to the measuring circuit 70 or the stimulation circuit depending on the situation or by receiving a signal.
  • the switching element 60 switches the circuit connected to the measurement and stimulation electrodes 30c according to a predetermined algorithm or a signal from a communication unit connected to the electrode module 100. Since each electrode 30c is connected to a different switching element 60 respectively, it is also possible that one measuring and stimulating electrode 30c performs measurement and the neighboring measuring and stimulating electrode 30c performs stimulation, together It is also possible to measure and stimulate together.
  • the measurement and stimulation electrode 30c is connected to the measurement and stimulation circuit 90 of the main body 50, and there is no switching element 60, but the measurement circuit can be converted into a measurement circuit and a stimulation circuit. And by being connected to the stimulation circuit 90, measurement and stimulation can be performed with the same electrode 30c as shown in FIG.
  • the measurement and stimulation circuit 90 means a circuit that can perform at least the role of the measurement circuit and the stimulation circuit, and it is also possible to perform other roles than the measurement circuit and the stimulation circuit.
  • the electrodes 30c are connected in parallel to the circuit. By connecting the electrodes 30c in parallel with each other, there is an advantage in that the impedance acting on the electrodes 30c can be lowered, thereby stimulating nerves or cells in a wider range. can be stimulated more effectively with
  • the stimulation electrode 30c is the electrode module 100 connected to the measurement and stimulation circuit 90 of the main body 50.
  • the switching element 60 is located in the measurement and stimulation circuit 90, and the switching element 60 determines the electrode 30c connected to the circuit.
  • the electrode 30c to be measured may be adjusted through the switching element 60.
  • FIG. 18 shows a structure in which the measuring circuit 70 and the stimulation circuit 80 are disposed on the electrode unit 10 without the body 50.
  • the electrode unit 10 includes a measurement electrode 30a and a stimulation electrode 30b formed on a base substrate, and a measurement circuit is provided between the measurement electrode 30a and the stimulation electrode 30b. 70, the stimulation circuit 80 is formed on the same base substrate near the stimulation electrode 30b. The measurement electrode 30a is connected to the measurement circuit 70 through the wire 40, and the stimulation electrode 30b is connected to the stimulation circuit 80.
  • the circuit and the electrode are formed on the base substrate, and therefore, the size of the circuit is sufficiently small to form the circuit in the electrode unit 10 inserted into the nerve and the cell, thereby stimulating the circuit and the measurement circuit.
  • the body There is no need for a separate main body for the body, which reduces the burden on the human body by miniaturizing the entire device.
  • the measurement and stimulation circuit 90 is formed on the electrode unit 10 and the switching element 60 is also formed on the electrode unit 10 as shown in FIGS. 15 and 16 .
  • 19 to 20 are cross-sectional views of the electrode structure.
  • the heat dissipation layer 17 is in contact with the relatively high-temperature electrode 30 to emit heat directly from the electrode 30, or to move and emit heat from the vicinity of the electrode 30 even if it does not directly contact the electrode 30. can be configured.
  • FIG. 19 is a cross-sectional view of an electrode unit 10 including a heat dissipation layer 17 that is an electrical insulator but has high thermal conductivity.
  • the electrode 30 and the insulating layer 15 are formed on the base film 11 , and the heat dissipation layer 17 is formed on the insulating layer 15 .
  • a thermally conductive ceramic having high thermal conductivity and electrical insulator may be applied, but is not limited thereto.
  • the heat dissipation layer 17, which is an electrical insulator a short circuit does not occur even when it contacts the electrode 30, so it may have a contact portion CP as shown in FIG. 19.
  • the heat dissipation layer 17 it is also possible for the heat dissipation layer 17 to cover a part of the electrode 30, as in the insulating layer 15 of FIG. It is also possible to cover part of (30).
  • the heat dissipation layer may be formed by partially replacing the electrical insulation layer formed adjacent thereto.
  • the heat dissipation layer is in contact with the side surface of the electrode to receive heat from the electrode and emit it to the outside, and may be formed of an electrically non-conductive material. Since it is electrically non-conductive, although not shown, the heat dissipation layer may replace all of the electrical insulation layer.
  • the electrode unit 10 is a cross-sectional view of the electrode unit 10 including a heat dissipation layer 17 having high thermal conductivity and electrical conductivity.
  • the electrode unit 10 is the same as the embodiment of FIG. 19 in that the electrode 30 and the insulating layer 15 are formed on the base film 11, and the heat dissipation layer 17 is formed on the insulating layer 15. do.
  • the heat dissipation layer 17 of FIG. 19 has electrical conductivity and a short circuit may occur when in contact with the electrode 30, on the insulating layer 15, the heat dissipation layer 17 is connected to the electrode 30. It is formed to be spaced apart at a predetermined interval (G).
  • This heat dissipation layer 17 may be a metal layer.
  • the heat dissipation layer 17 absorbs heat generated from the electrode 30 around the electrode 30 and discharges it to the outside.
  • FIG. 21 is a cross-sectional view of the electrode unit 10 having a concavo-convex structure to increase its surface area. When the surface area of the electrode 30 is widened, the effect of lowering the impedance of the electrode 30 exists.
  • the purpose of surface processing is to increase the surface area of the electrode, which is based on the same principle as increasing the size of the electrode 30.
  • the surface processing method as described above is not particularly limited, as shown in FIG. can be formed
  • the groove portion 31 has a height lower than that of the insulating layer 15, so that a concavo-convex structure is formed on the surface of the electrode 30.
  • the groove portion 31 may be formed by surface etching or a surface roughness forming method.
  • the protrusion 32 may be formed on the surface of the electrode 30.
  • the protruding portion 32 has a height higher than that of the insulating layer 15 to form a concave-convex structure.
  • the protruding portion 32 may be formed by a method such as nanowire growth, deposition, plating, or the like, and a structure formed by such a method is also referred to as a concavo-convex structure in the present invention.
  • forming the uneven structure on the electrode 30 is not limited to the case where the insulating layer 15 and the electrode 30 are formed at the same height, and as shown in FIG. 4, the insulating layer 15 is the electrode 30 ) The same can be applied even when covering a part of. In this case, it will be sufficient if the concavo-convex structure is formed only on the exposed surface of the electrode 30, but after the concavo-convex structure is formed on the entire outer surface of the electrode 30, the insulating layer 15 covering a part of the electrode 30 is formed. even if it is free
  • FIG. 22 is a cross-sectional view of an electrode structure of a neural probe according to another embodiment of the present invention.
  • the electrode 30 and the insulating layer 15 are formed on the base film 11, and the electrode 30 is formed to have a height higher than the insulating layer 15, that is, the base film 11
  • the height H2 of the electrode 30 is greater than the height H1 of the insulating layer 15 in ).
  • the height H2 of the electrode 30 is greater than the height H1 of the insulating layer 15, contact between the electrode 30 and nerves or cells is facilitated, and the contact area between the electrode and nerves or cells is reduced. It can be increased, so there is also an effect of lowering the impedance.
  • FIG. 22 (a) an embodiment in which the electrode 30 is higher than the insulating layer 15 is shown, and in FIG. 22 (b), the electrode 30 is higher than the insulating layer 15, and one surface of the electrode 30 is An embodiment in which a concavo-convex structure is formed by surface processing is shown.
  • the electrode 30 when the electrode 30 is formed higher than the insulating layer 15 and one surface of the electrode 30 is surface-processed to form a concavo-convex structure, the electrode 30 and nerves or cells The contact area of can be further increased.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Neurology (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Psychology (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

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

Description

뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈
본 발명은 측정용 전극과 자극용 전극을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈에 관한 것이다.
뉴럴프로브(Neural probe, 신경 탐침)는 전자약 제품 최종단에서 신경신호를 측정하거나, 전류를 흘려서 신경 등을 자극할 수 있는 신경 인터페이스용 마이크로(미세) 전극 소자를 일컫는다. 뉴럴프로브는 회로 모듈에 연결되는 미세 전극 소자 혹은 미세 전극 소자와 연동되는 회로 모듈을 포함한다. 뉴럴프로브를 사용하면 신경관련 문제를 장단기적으로 치료할 수 있는 효과를 갖는다.
예로서, 뇌신호를 측정하기 위하여 과거에는 금속 전극을 뇌의 해당 부위에 삽입하여 액션 포텐셜(action potential)을 측정하였다. 그러나, 척추 동물의 뇌는 약 1,000억 개의 뉴런으로 구성되어 있을 정도로 복잡하여 뇌회로를 규명하기 위해서는 동시에 뇌의 여러 부위에서 신경 신호를 측정하기 위한 시스템이 요구되고 있고, 이를 위하여 뇌신호 측정용으로 뉴럴프로브를 사용하게 되었다.
뉴럴프로브의 몸체 중 끝부분에는 신호 측정을 위한 전극 어레이가 집적되어 있고, 전극으로부터 측정된 신호는 프로브를 따라서 형성된 도선을 통해 외부로 전달되며, 하나의 프로브 몸체에 수십개의 전극을 집적할 수 있으므로, 다수의 신경으로부터 동시에 신호를 측정할 수 있다. 이때 출력되는 신호의 형태는 전기적 신호, 광신호 등일 수 있으며, 신호의 형태는 특별한 제한이 없다. 아울러, 프로브가 약물 주입 채널을 구비하여 약물을 전달하는 매개체가 될 수도 있다.
뉴럴프로브의 몸체는 실리콘 재질을 주로 사용한다. 이는 도 1과 같은 MEMS(멤스) 타입의 프로브(1)에서 채택하고 있는데, 프로브(1)는 신경 또는 세포로 삽입되는 전극부(10)와 전극부(10)와 연결되며 본체와 전극부(10)를 연결하기 위한 단자가 형성된 연결부(20)를 포함하며, 실리콘 재질의 기판에 형성되어 몸체가 어느 정도 두께를 가진 벌크 형태이며, 전극부(10)의 체내 삽입 및 유지시 또는 취급시 쉽게 부러진다는 문제가 있고, 또한 유연성이 부족하여 체내에서의 효과적인 위치 선정에 제한요소로 작용한다. 따라서 이에 대한 개선점을 필요로 한다.
뉴럴프로브의 전극은 신경 또는 세포의 생체신호를 측정하거나, 신경 또는 세포에 자극을 전달하는 역할을 수행하는데, 전자와 후자는 전극의 크기, 임피던스 특성 등에 있어서 서로 상이하다. 그러므로, 생체신호 측정용 뉴럴프로브, 자극전달용 뉴럴프로브와 같이 각각 별도로 제작 및 사용되고 있으며, 이는 전극의 크기와 임피던스 특성이 상이한 두 종류의 전극을 하나의 뉴럴프로브에 반영하는 것이 기술적으로 용이하지 않다는 점에 기인한다.
특히, 뉴럴프로브를 별도로 운용하는 경우, 생체신호 측정 위치와 자극 전달 위치가 동일할 때에는 위치 특정이 어려우며, 생체신호를 측정하거나 자극을 효과적으로 전달하는데 제한이 따르게 된다. 즉, 생체신호를 측정하고 이상 발생시 즉각적으로 자극을 하여 실시간으로 치료해야할 필요성에 제대로 부응하기 어려운 문제점이 있다.
본 발명은 서로 다른 생체신호 측정 및 자극용 전극을 동시에 단일의 뉴럴프로브, 특히 신체내에 삽입되는 전극 프로브 영역에 형성하여 동작시킴으로써, 측정된 위치와 자극하는 위치가 매우 근접하거나 정확하게 일치되도록 할 수 있으며, 이로써 정밀한 자극치료가 가능하도록 하는 것을 목적으로 한다.
본 발명은 위와 같은 과제를 달성하기 위하여 다음과 같은 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈을 제공한다.
일실시예에서, 본 발명은 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서, 기판; 상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및 상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선;을 포함하며, 상기 전극은 측정 회로에 연결되는 측정용 전극과 자극 회로에 연결되는 자극용 전극을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공한다.
일실시예에서, 상기 측정용 전극은 상기 기판의 일면에 배치되며, 상기 자극용 전극은 상기 기판의 타면에 배치될 수 있으며, 적어도 일부의 상기 측정용 전극과 상기 자극용 전극은 상기 기판을 사이에 두고 대응되는 위치에 배치될 수 있다.
일실시예에서, 본 발명은 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서, 기판; 상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및 상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선;을 포함하며, 상기 전극은 측정 회로와 자극 회로 양쪽에 연결된 측정 및 자극용 전극을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공한다.
일실시예에서, 상기 측정 회로와 상기 자극 회로와 상기 측정 및 자극용 전극 사이에는 상기 측정 및 자극용 전극과 상기 측정 회로 혹은 상기 자극 회로와의 연결을 허용 혹은 차단하는 스위칭 소자가 배치될 수 있다.
일실시예에서, 뉴럴프로브용 전극 구조는 상기 전극 구조의 외면으로 노출되는 방열층을 더 포함할 수 있다.
일실시예에서, 뉴럴프로브용 전극 구조는 상기 기판과 상기 전극의 일부분을 커버하는 절연층을 더 포함할 수 있다.
일실시예에서, 상기 절연층은 상기 전극을 노출하는 관통공을 포함하며, 상기 관통공의 면적은 대응하는 상기 전극의 면적보다 작을 수 있다.
일실시예에서, 상기 전극은 노출면에 요철구조가 형성될 수 있다.
일실시예에서, 본 발명은 상술한 뉴럴프로브용 전극 구조; 및 상기 전극 구조의 전극과 연결되는 회로부를 포함하는 본체;를 포함하며, 상기 회로부와 상기 전극 구조는 동일한 기판에 형성되는 뉴럴프로브용 전극 모듈을 제공한다.
일실시예에서, 본 발명은 상술한 뉴럴프로브용 전극 구조; 및 상기 측정 및 자극용 전극과 연결되는 회로부를 포함하는 본체;를 포함하며, 상기 회로부와 상기 전극 구조는 동일한 기판에 형성되며, 상기 회로부는 상기 측정 회로와 상기 자극 회로를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 모듈을 제공한다.
이상과 같은 본 발명에 따르면, 서로 다른 생체신호 측정 및 자극용 전극을 동시에 단일의 뉴럴프로브, 특히 신체내에 삽입되는 전극 프로브 영역에 형성하여 동작시킴으로써, 측정된 위치와 자극하는 위치가 매우 근접하거나 정확하게 일치되도록 할 수 있으며, 이로써 정밀한 자극치료가 가능하도록 하는 효과를 기대할 수 있다.
도 1은 종래 맴스 방식의 뉴럴프로브를 나타내는 도면이다.
도 2 및 3 은 본 발명의 일실시예에 뉴럴프로브의 전극 구조를 나타내는 도면이다.
도 4 는 본 발명의 일 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 부분 단면도 및 평면도이다.
도 5 및 도 6 은 전극에서 절연층이 없는 경우와 관통공을 포함하는 절연층에 커버된 경우의 시뮬레이션 결과를 보이는 도면이다.
도 7 은 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 부분 단면도 및 평면도이다.
도 8 은 복수의 관통공을 포함하는 절연층에 커버된 경우의 시뮬레이션 결과를 보이는 도면이다.
도 9 는 본 발명의 일실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조를 포함하는 전극 모듈의 개략도이다.
도 10 은 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 개략도이다.
도 11 은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 개략도이다.
도 12 및 도 13 은 본 발명의 도 8 에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조를 포함하는 전극 모듈의 개략도로, 도 12 는 일면에서 본 전극 모듈이며, 도 13 은 반대면에서 본 전극 모듈의 개략도이다.
도 14 ~ 도 17 은 본 발명의 일실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 모듈의 개략도이다.
도 18 은 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극부의 개략도이다.
도 19 및 도 20 은 본 발명의 일실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 단면도이다.
도 21 는 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 단면도이다.
도 22 는 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 단면도이다.
*부호의 설명*
1: 뉴럴프로브 10: 전극부
11: 베이스 필름 15: 절연층
16: 관통공 17: 방열층
20: 연결부 30: 전극
30a: 측정용 전극 30b: 자극용 전극
30c: 측정 및 자극용 전극 40: 배선
50: 본체 60: 스위칭 소자
70: 측정 회로 80: 자극 회로
90: 측정 및 자극 회로 100: 전극 모듈
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 용이하게 실시할 수 있도록 바람직한 실시예를 상세히 설명한다. 다만, 본 발명의 바람직한 실시예를 상세하게 설명함에 있어, 관련된 공지 기능 또는 구성에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는 그 상세한 설명을 생략한다. 또한, 유사한 기능 및 작용을 하는 부분에 대해서는 도면 전체에 걸쳐 동일한 부호를 사용한다. 또한, 본 명세서에서, '상', '상부', '상면', '하', '하부', '하면', '측면' 등의 용어는 도면을 기준으로 한 것이며, 실제로는 소자나 구성요소가 배치되는 방향에 따라 달라질 수 있을 것이다.
덧붙여, 명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 '연결'되어 있다고 할 때, 이는 '직접적으로 연결'되어 있는 경우뿐만 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 '간접적으로 연결'되어 있는 경우도 포함한다. 또한, 어떤 구성요소를 '포함'한다는 것은, 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있다는 것을 의미한다.
뉴럴프로브에서 생체신호를 측정하기 위한 모듈이 통상 전극 프로브와는 독립되어 별도로 설치되어 상기 전극 프로브와 전기적으로 결선됨으로써 운용되고 있으나, 생체신호 측정용 모듈과 자극용 모듈, 전극 프로브로 이루어지는 뉴럴프로브 시스템의 크기가 커지고 구조가 복잡해지는 문제점이 존재한다. 특히, 전극 프로브와 생체신호 측정용 모듈을 개별적으로 구성하게 되면 전극 프로브가 신체내에 삽입된 상태에서 생체신호 측정용 모듈도 함께 착용해야 하고, 전극 구조와 모듈을 연결하는 전선의 인위적인 파손에 의하여 측정에 장애가 발생될 가능성도 존재하고, 이 경우 뉴럴프로브의 효과적인 운용에 방해가 일어나게 되는 문제점도 존재한다.
이를 위하여, 본 발명은 뉴럴프로브의 사이즈를 감소시키면서도 효과적 운용이 가능하도록 측정용 전극과 자극용 전극을 포함하는 전극 구조 혹은 측정 또는 자극을 수행하는 측정 및 자극용 전극을 포함하는 뉴럴프로브의 전극 구조를 제공한다.
본 발명은 전극 구조뿐만 아니라, 전극과 연결되는 회로부까지 연결되는 전극 모듈도 제공한다.
또한, 뉴럴프로브를 사용함에 있어서, 뉴럴프로브를 이용하여 신경 또는 세포에 전기자극이나 광자극을 줄 경우, 국부적으로 열이 발생하게 되는데, 열의 온도가 42℃ 이상이 되는 경우에는 뉴럴프로브와 접촉하거나 이에 인접한 신경 또는 세포의 변형이나 파괴가 시작될 수 있어, 이를 착용하고 있는 환자에게 치명적인 결과를 초래할 가능성이 존재한다. 그러므로 발생되는 열을 제거하거나 열의 발생을 최소화하는 방법으로 기술이 도출되어야 한다.
열을 제거하는 것은 구체적인 대안이 마련되지 않고 있으며, 특히 뉴럴프로브에 특화되는 방열구조가 제시된 바 없다. 아울러, 발생을 최소화하는 방법의 경우 입력전력을 감소시키는 방법으로 발열을 억제할 수 있으나, 효율적인 자극은 입력전력에 비례하게 되므로, 자극의 효율성도 동반하여 감소된다.
이를 위하여 본 발명의 전극 구조는 일실시예에서, 외부로 노출되는 방열층을 포함하며, 방열층을 통하여 발생하는 열을 분산시켜서 온도가 특정 온도 이상으로 과열되어 신경 또는 세포의 변형을 막을 수 있다.
또, 뉴럴프로브에 형성되는 전극의 크기 및 노출면적은 임피던스를 결정하는 중요한 인자가 된다. 전극의 크기가 클수록 임피던스는 낮아지는데, 통상 전극의 전면이 노출되기 때문에 전극의 크기를 크게하는 방향으로 전극을 형성하는 것이 통상적인 기술 방향이었다. 그러나, 전극의 크기를 크게 하는 것은 한계가 있으며, 전극의 크기를 크게 할수록 생체신호 측정 대상 신경 또는 세포를 특정하기 어렵기 때문에 특정 신경 또는 세포의 문제점을 파악하고 이를 적절하게 치료하는데 어려움이 존재한다.
본 발명은 일실시예에서 절연층에 관통공을 형성하고, 상기 관통공으로 전극이 노출되게 하여 정확한 측정 및 자극을 가능하며, 뉴럴프로브의 전극 구조를 개선하여 자극과 생체신호 측정 기능을 단일의 뉴럴프로브에 구현하도록 함으로써, 생체신호의 측정 위치와 자극 위치가 서로 최대한 부합되도록 하는 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공한다.
또한, 본 발명은 일실시예에서 측정 회로가 뉴럴프로브의 전극배선이 형성된 영역의 일측에 직접 실장됨으로써, 별도로 외부에 측정장치를 구축할 필요가 없어 편리하며, 뉴럴프로브를 포함하는 시스템 전체를 경량화, 단순화 및 소형화할 수 있고, 대량 생산에도 유리하게 할 수 있다.
또, 본 발명은 일실시예에서 측정용 전극을 통하여 생체신호를 측정하고 이상 발생시 즉각적으로 자극용 전극을 통하여 자극을 가함으로써 신경 또는 세포를 실시간으로 치료하는 피드백 시스템의 구현이 가능하다.
또한, 본 발명은 일실시예에서 전극의 크기를 최대화하면서 절연층을 이용하여 전극의 일부를 덮어 전극의 노출면적을 작게 함으로써, 전극의 임피던스를 최소화하고 이로부터 생체신호 측정의 정확도를 높일 수 있으며, 또한, 전극의 노출되는 영역이 작으므로 생체신호를 측정하기 위한 신경 또는 세포의 부위가 세밀하게 특정될 수 있어 해당 부위의 측정 혹은 자극이 정밀하게 이루어지게 할 수 있다.
나아가, 전극의 노출영역을 작게함으로써, 노출영역에 에너지가 집중되며, 따라서, 집중된 에너지를 이용하여 신경 또는 세포의 특정부위를 자극할 수 있어 자극의 효과를 더욱 높일 수 있다.
도 2 및 도 3 에 도시된 바와 같이, 본 발명의 일실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조는 전극부(10)와 연결부(20)를 포함하며, 전극부(10)와 연결부(20)는 필름 형태의 베이스 필름을 기판으로 구현된다. 전극부(10)는 베이스 필름(11; 도 4 참고), 베이스 필름(11) 상에 형성된 전극(30); 상기 전극(30)과 연결되며 전극 구조의 외부, 전극부(10) 혹은 연결부(20) 상에 구성되는 측정 회로(70; 도 13 참고) 혹은 자극 회로(80; 도 13 참고)와 연결시키는 배선(40)를 포함한다. 전극부(10)는 신경 등에 삽입될 수 있으며, 전극부(10)는 별도의 전극 모듈 본체와 연결되기 위한 연결부(20)가 연결되거나, 전극 모듈의 본체와 직접 연결될 수 있다. 연결부(20)의 경우에 전극 모듈의 본체와 와이어 본딩등으로 연결될 수 있도록 단자를 포함할 수 있다.
전극(30)은 도 2(c) 와 같이 테트로드 타입(tetrode type) 혹은 도 3(c) 과 같이 리니어 타입(linear type)으로 배치될 수 있다.
본 발명에서 전극 구조는 신체에 삽입되는 전극부(10)의 구조를 의미하는 것으로 별도의 본체와 결합되는 경우에는 전극부(10)와 본체에 결합되기 위한 연결부(20)를 포함하는 것일 수 있으며, 전극부(10)에 본체가 일체로 연결되는 경우에는 전극부(10)만을 전극 구조로 포함할 수도 있다.
도 4 에는 본 발명의 일 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 부분 단면도 및 평면도가 도시되어 있다.
전극 구조인 전극부(10)는 베이스 필름(11); 상기 베이스 필름(11)의 일면에 형성된 전극(30); 및 상기 베이스 필름(11)과 전극(30)의 일부를 커버하는 절연층(15)을 포함한다.
베이스 필름(11)은 폴리이미드와 같은 폴리머로 형성될 수 있으며, 1㎜ 이하의 얇은 두께를 가질 수 있으나 형성 재료나 두께는 요구되는 조건에 따라서 변경될 수 있다. 전극(30)과 절연층(15)은 베이스 필름(11)에 반도체 공정을 적용하여 형성될 수 있다.
베이스 필름(11)에는 전극(30)이 형성되며, 도시되지는 않았지만 전극(30)과 연결되는 배선(40)도 함께 형성된다. 전극(30)은 전도성 재질이 베이스 필름(11)에 증착 형성되는 것이나, 제조 방법은 이에 제한되는 것은 아니며 다양한 방식이 적용될 수 있다.
전극(30)은 크게 형성되는 경우에 임피던스가 낮아질 수 있으나, 전극의 크기를 크게 할수록 생체신호 측정 대상 신경 또는 세포를 특정하기 어렵기 때문에 특정 신경 또는 세포의 문제점을 파악하기 어렵다. 이 실시예에서는 전극(30)을 절연층(15)으로 덮고, 절연층(15)에 관통공(16)을 형성하여 전극(30)의 일부를 외부로 노출시키며, 전극(30)은 이렇게 노출된 표면, 즉 노출면으로 신경 또는 세포를 측정 혹은 자극한다.
전극(30)의 면적은 관통공(16)의 면적보다 크며, 따라서 전극(30)의 표면 중 일부는 관통공(16)에 의해서 덮히게 된다. 전극(30)이 원형인 경우에 전극(30)의 직경(D)은 관통공(16)의 직경(d) 보다 크다. 전극(30)의 평면 형상은 원형으로 제한되는 것은 아니며, 사각형, 다각형 타원 등 다양한 형상을 가질 수 있음은 물론이다. 관통공(16)의 면적이 전극(30)의 면적의 90%이하인 것이 바람직할 수 있으나, 전극부(10)의 형상에 따라서, 그 크기는 변경될 수 있다.
도 5 및 도 6 에는 관통공(16)에 따른 전류 밀도를 시뮬레이션한 결과가 도시되어 있다. 도 5 의 경우에는 절연층(15)으로 전극(30)을 덮지 않았으며, 도 6 에서는 절연층(15)으로 전극(30)을 커버한 후 관통공(16)을 형성하였다. 관통공(16)의 면적은 대략 도 5 의 전극(30) 면적의 4% 정도였다. 동일한 조건에서 실험하였을 때, 도 6 에서 보이듯이, 관통공(16)을 중심으로 전류 밀도가 높게 나타나는 것을 확인할 수 있으며, 도 5 에 비교하여 도 6 의 관통공(16)에서 도 5 의 전류 밀도의 대략 80배 이상의 전류 밀도가 확인되었다. 따라서, 정확한 위치에서 정확한 자극 혹은 정확한 측정이 가능하다.
도 7 에는 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 부분 단면도 및 평면도가 도시되어 있다.
전극 구조인 전극부(10)는 베이스 필름(11); 상기 베이스 필름(11)의 일면에 형성된 전극(30); 및 상기 베이스 필름(11)과 전극(30)의 일부를 커버하는 절연층(15)를 포함한다.
기본적으로 전극(30)과 관통공(16)을 제외하고는 도 4 의 실시예와 동일하므로, 차이점을 중심으로 설명한다.
베이스 필름(11)에 형성되는 전극(30)은 절연층(15)에 의해서 커버되며, 절연층(15)은 상기 전극(30)에 대응되는 위치에 복수의 관통공(16)을 포함한다. 따라서, 전극(30)의 면적(A1)은 대응하는 복수의 관통공(16)의 면적(a1)을 합친 것보다 크다.
이러한 구조 역시 관통공(16)이 없이 전극(30) 전체 면적이 노출되는 것보다 전류 밀도를 증대시킬 수 있으며, 따라서, 정확한 위치에서 정확한 자극 혹은 정확한 측정이 가능하다.
도 8 에는 하나의 전극에 복수의 관통공(16)이 형성된 경우의 전류 밀도를 시뮬레이션한 결과가 도시되어 있다. 상기 도 5 및 6 과 동일 조건으로 시뮬레이션하였다. 도 8 에서는 절연층(15)에 복수의 관통공(16)을 형성하였으며, 관통공(16)의 면적은 전극(30) 면적의 대략 20%정도 였으며, 이 경우에 절연층(15)으로 커버 하지 않은 경우에 비하여 평균 전류 밀도는 2 배 정도 증가하였다. 따라서, 복수의 관통공(16)을 형성하는 경우에도 정확한 측정 및 자극을 가능하며, 뉴럴프로브의 전극 구조를 개선하여 자극과 생체신호 측정 기능을 단일의 뉴럴프로브에 구현할 수 있다.
위와 같이, 본 발명의 일실시예에서 전극(30)의 임피던스를 낮추기 위하여 전극(30)의 크기를 가급적 크게 구성하고, 노출된 영역만 작게 구성할 수 있다. 전극의 임피던스는 전극의 접촉면적이 클수록 낮아지므로, 전극의 크기를 크게하여 임피던스를 낮추도록 하는 것을 전제로 함으로써, 높은 에너지가 전달될 수 있는 환경을 구성하였으며, 특히 노출된 영역만 작게 구성함으로써, 임피던스가 낮은 전극으로부터 높은 에너지를 집중하여 생성 및 전달할 수 있다.
도 4 및 도 7 의 각 실시예 별로 이와 같이 전극의 크기에 비하여 노출된 영역의 크기가 작도록 전기 절연층으로 도포한 전극프로브의 단면도를 나타내었는데, 이와 같이 전극의 일부만 노출되도록 하는 경우에는, 특히 생체 자극용 전극의 자극 에너지가 노출된 영역으로 집중된 결과, 국부적인 신경 또는 세포에 대하여 높은 자극값을 갖는 에너지를 집중적으로 전달함으로써 효과적인 자극을 수행할 수 있다. 아울러, 노출된 영역을 복수개 마련함으로써 동시에 여러 신경 및 세포를 높은 에너지로 자극할 수 있다.
한편, 도 9 에는 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)을 포함하는 전극부(10)의 일실시예의 개략도가 도시되어있다.
도 9 에서 보이듯이, 전극 구조는 전극부(10)에 형성되며, 전극부(10)는 베이스 필름(11)을 중심으로 일면에는 측정 회로(70; 도 13참고)와 연결되는 측정용 전극(30a)이 타면에는 자극 회로(80; 도 13 참고)와 연결되는 자극용 전극(30b)이 배치된다. 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)은 절연층(15)에 의해서 일부 커버되며 관통공(16)에 의해서 일부가 노출된다. 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b) 사이의 베이스 필름(11)은 절연층(15)으로 커버되어 한 전극과 이웃하는 전극사이는 전기적으로 통하지 않는다.
이 실시예에서는 리니어 방식으로 전극이 배치되는 것을 도시하였으나, 이에 제한되지 않고 테트로드 방식으로 전극이 배치되는 것도 가능함은 물론이다.
또한, 적어도 하나의 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)은 서로 다른 면에 배치되지만 대응되는 위치에 배치될 수 있으며, 이 경우 생체신호의 측정 위치와 자극 위치가 서로 최대한 부합되도록 하는 뉴럴프로브용 전극 구조를 제공할 수 있으며, 하나의 뉴럴프로브의 전극 구조를 이용하여 주변의 신경 또는 세포로부터 생체 신호를 측정하는 한편, 동시에 또는 순차적으로 해당 신경 또는 세포에 생체적 자극을 가할 수 있다.
또한, 생체 신호 측정용 뉴럴프로브와 생체 자극용 뉴럴프로브를 각각 운용하는 종래의 경우에 비하여 침습 범위도 작아지고, 신경 또는 세포로부터 생체 신호를 측정할 때와 해당 신경 또는 세포를 자극할 때 발생될 수 있는 오류(예를 들어, 생체 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 다른 신경 또는 세포에 생체적 자극을 가하는 오류)가 발생되는 문제를 쉽게 해결할 수 있다.
이 때, 상기 측정용 전극(30a)과 상기 자극용 전극(30b)은 적어도 한쌍이 양면의 서로 중첩되는 위치에 형성되는 것이 바람직하다. 이는 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 생체 자극 대상 신경 또는 세포의 동일성을 최대한 유지하도록 함으로써, 생체 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 다른 신경 또는 세포에 생체적 자극을 가하는 오류를 예방하기 위함이다. 특히, 상기 중첩되는 위치에 형성되는 적어도 한쌍의 전극은 동심 구조를 이루도록 하고, 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 자극 대상 신경 또는 세포를 정확히 일치시킬 수 있는 장점이 존재한다.
도 10 에는 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)을 포함하는 전극부(10)의 다른 실시예의 개략도가 도시되어 있다.
도 10 에서 보이듯이, 전극 구조는 전극부(10)에 형성되며, 전극부(10)는 베이스 필름(11)의 일면에 측정 회로(70; 도 13 참고)와 연결되는 측정용 전극(30a)과 자극 회로(80; 도 13 참고)와 연결되는 자극용 전극(30b)이 배치된다. 도시되지는 않았지만, 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)은 절연층(15)에 의해서 일부 커버되며 관통공(16)에 의해서 일부가 노출된다. 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b) 사이의 베이스 필름(11)은 절연층(15)으로 커버되어 한 전극과 이웃하는 전극사이는 전기적으로 통하지 않는다.
동일 면에 형성되는 경우, 두 종류의 전극이 일정한 규칙을 가지고 배열될 수도 있고, 랜덤하게 배열될 수도 있다. 배열의 종류와 무관하게 각 전극은 개별적인 작동 제어를 통해 구동될 수 있으므로, 어떠한 배열을 이루어도 무관하나, 한쌍의 자극용 전극(30b)과 생체신호 측정용 전극(30a)이 서로 인접하게 구성되는 것이 바람직하다.
도 11 에는 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)을 포함하는 전극부(10)의 다른 실시예의 개략도가 도시되어 있다.
도 11 에서 보이듯이, 전극 구조는 전극부(10)에 형성되며, 전극부(10)는 베이스 필름(11)의 일면에 측정 회로(70; 도 13 참고)와 연결되는 측정용 전극(30a)과 자극 회로(80; 도 13 참고)와 연결되는 자극용 전극(30b)의 일부가 배치되고, 타면에 자극용 전극(30b)의 나머지가 배치된다. 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b) 사이의 베이스 필름(11)은 절연층(15)으로 커버되어 한 전극과 이웃하는 전극사이는 전기적으로 통하지 않는다.
도 9 와 동일하게, 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)는 서로 다른 면에 위치되는 경우에 대응되는 위치에 배치될 수 있다.
도 12 내지 도 13 에는 뉴럴프로브의 전극 모듈의 개략도가 도시되어 있다. 다만, 전극 모듈의 본체(50)로 제한되는 것은 아니며, 전극부(10)는 연결부에 연결될 수 있으며, 연결부(20)에 연결되는 경우에도 본체와 동일하게 구성될 수 있다. 이 실시예에서 예를 들어 본체(50)에 스위칭 수단 혹은 스위칭 소자(60)가 마련되며, 상기 생체 신호 측정용 전극과 생체 자극용 전극 중 적어도 하나에 연결될 수 있다.
예를 들어 스위치 소자(60)를 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)에 각각 결선하고, 선택적으로 스위칭함으로써 생체 신호 측정과 생체 자극을 선택적으로 수행할 수 있다. 즉, 상기 각 전극(30a, 30b)은 스위칭 소자(60)와 연결되어 개별적으로 온오프 제어될 수 있다.
아울러, 예를 들어 상기 측정용 전극(30a)은 상기 스위칭 소자(60)에 개별적으로 결선되며, 상기 자극용 전극(30b)은 서로 병렬 연결된 상태에서 최종 전극이 스위칭 소자(60)와 결선되도록 할 수 있다. 생체 자극용 전극(30b) 중 스위칭 소자(60)과 가장 가까운 전극에 스위칭 소자(60)가 결선되고, 그 밖의 자극용 전극(30b)은 스위칭 수단(60)에 병렬 연결될 수 있다. 위와 같이 자극용 전극을 서로 병렬 상태로 연결함으로써 전극에 작용하는 임피던스를 낮출 수 있다는 장점이 있으며, 이로부터 신경 또는 세포를 보다 넓은 자극범위를 가지고 보다 효과적으로 자극할 수 있다.
한편, 측정용 전극(30a)은 스위칭 소자(60)와 서로 개별적으로 결선될 수 있다.
이와 같이 단일의 뉴럴프로브에 생체신호 측정용 전극과 생체 자극용 전극을 모두 구성한 결과, 위 뉴럴프로브는 다음과 같이 운용될 수 있다.
이러한 스위칭 소자(60)를 통하여 측정용 전극(30a)에 전력을 공급함으로써 신경 또는 세포의 생체신호를 측정하는 단계; 상기 측정된 생체신호로부터 측정된 값을 자극을 수행할지의 여부를 판단하는 기준값과 대비하는 단계; 및 상기 생체신호로부터 측정된 값이 상기 기준값 이상인 경우, 스위칭 소자(60)에 의하여 자극용 전극(30b)에 전력을 공급함으로써 상기 신경 또는 세포에 자극을 가하는 단계;를 포함할 수 있다.
즉, 기준값은 예를 들어 생체 자극의 필요성을 결정하는 기준값이 될 수 있으며, 이는 특정 신경 또는 세포에 대한 생체 신호 측정 결과에 의존한다. 생체 신호 측정 결과, 획득될 수 있는 생체 신호값이 최소 기준치 이하이거나 최대 기준치 이상인 경우에는 해당 신경 또는 세포가 비정상이라고 판단하고, 위 신경 또는 세포에 소정의 자극을 가할 수 있다. 자극의 세기나 자극의 지속시간은 조절 가능하며, 이는 생체 신호 측정 결과에 따라서 결정될 수 있다.
도 14 내지 도 18 에는 전극 모듈의 실시예들이 개시되어 있다.
전극 모듈(100)은 전극부(10)와 회로부를 포함하는 본체(50)를 포함하는 개념으로, 전극 모듈에 전원 공급을 하는 전원 공급부나 통신부등의 주변 구성이 추가됨으로써, 생체 신호 측정 및 자극 장치가 구성될 수 있다.
도 14 에서 보이듯이, 전극 모듈(100)은 전극부(10)와 상기 전극부(10)와 연결되며 회로부를 포함하는 본체(50)를 포함한다. 본체(50)는 상기 전극부(10)와 동일한 기판, 즉 베이스 필름(11; 도 4 참고) 상에 회로부가 형성되어 구성될 수 있다. 전극부(10)와 본체(50)는 하나의 베이스 필름에 구성될 수도 있다. 회로부는 측정 회로(70)와 자극 회로(80)를 포함한다. 도 14 에서는 전극부(10)의 일면에 측정 전극(30a)과 자극 전극(30b)이 함께 형성되어 있으며, 측정 전극(30a)은 측정 회로(70)에 배선(40)을 통하여 연결되며, 자극 전극(30b)은 자극 회로(80)에 배선(40)을 통하여 연결된다.
이 실시예의 경우에 하나의 베이스 필름 상에 전극(30a, 30b)과 회로(70, 80)가 형성됨으로써, 크기를 줄일 수 있으며, 하나의 전극부(10)에 측정 전극(30a)과 자극 전극(30b)이 배치됨으로써, 측정과 자극을 하나의 전극부(10)를 통하여 수행할 수 있다.
도 15 의 경우에도 도 14 와 유사하게 하나의 베이스 필름에 전극부(10)와 본체(50)가 형성되는 전극 모듈(100)이 도시되어 있다.
도 15 에서는 전극부(10)의 전극(30c)이 배선(40) 및 스위칭 소자(60)를 통하여 측정 회로(70)와 자극 회로(80)에 연결된다. 스위칭 소자(60)는 전극(30c)과 측정 회로(70) 및 자극 회로(80) 사이에 위치하는 별도의 소자이며, 상황에 따라서 혹은 신호를 받아서 전극(30c)을 측정 회로(70) 혹은 자극 회로(80) 중 하나로 연결시킨다. 즉, 전극부(10)의 전극(30c)은 측정과 자극을 번갈아 수행하는 측정 및 자극 전극(30c)이다.
스위칭 소자(60)는 기설정된 알고리즘 혹은 전극 모듈(100)과 연결된 통신부의 신호에 따라서 측정 및 자극 전극(30c)과 연결되는 회로를 전환한다. 각 전극(30c)은 각각 다른 스위칭 소자(60)에 연결되므로, 한 측정 및 자극 전극(30c)은 측정을 수행하며, 이웃하는 측정 및 자극 전극(30c)은 자극을 수행하는 것도 가능하고, 함께 측정하고 함께 자극하는 것도 가능하다.
도 15 의 경우에 동일한 전극(30c)으로 측정과 자극을 수행하기 때문에, 측정을 수행한 위치와 동일한 위치에 자극을 제공하는 것이 가능하며, 따라서, 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 생체 자극 대상 신경 또는 세포의 동일성을 유지하여, 생체 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 다른 신경 또는 세포에 생체적 자극을 가하는 오류를 예방할 수 있다. 특히, 동일한 전극으로 측정 및 자극을 수행하므로, 신호 측정 대상 신경 또는 세포와 자극 대상 신경 또는 세포를 정확히 일치시킬 수 있는 장점이 존재한다.
도 16 및 도 17 은 도 15 의 실시예의 변형예이다. 도 16 의 경우에 측정 및 자극 전극(30c)이 본체(50)의 측정 및 자극 회로(90)와 연결되는 것으로 스위칭 소자(60)는 없지만, 회로가 측정 회로와 자극 회로로 변환될 수 있는 측정 및 자극 회로(90)와 연결됨으로써, 도 15 와 같이 동일한 전극(30c)으로 측정과 자극을 수행할 수 있다. 측정 및 자극 회로(90)는 적어도 측정 회로와 자극 회로의 역할을 수행할 수 있는 회로를 의미하며, 측정 회로와 자극 회로 외의 다른 역할을 수행하는 것도 가능하다. 또한, 전극(30c)은 회로에 병렬 연결되는데, 전극(30c)을 서로 병렬 상태로 연결함으로써 전극(30c)에 작용하는 임피던스를 낮출 수 있다는 장점이 있으며, 이로부터 신경 또는 세포를 보다 넓은 자극범위를 가지고 보다 효과적으로 자극할 수 있다.
도 17 의 경우에 도 16 과 비슷하게 자극 전극(30c)이 본체(50)의 측정 및 자극 회로(90)와 연결되는 전극 모듈(100)이다. 도 17 의 실시예에서는 스위칭 소자(60)는 측정 및 자극 회로(90) 안에 위치하며, 스위칭 소자(60)는 회로와 연결되는 전극(30c)을 결정한다. 측정 및 자극 회로(90)에서 측정 회로 역할을 수행하는 경우에 측정을 수행할 전극(30c)을 스위칭 소자(60)를 통하여 조절할 수 있다.
한편, 도 18 에는 본체(50) 없이 전극부(10)에 측정 회로(70) 및 자극 회로(80)가 배치되는 구조가 도시되어 있다.
도 18 에서 보이듯이, 전극부(10)는 베이스 기판에 형성된 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b)을 포함하며, 측정용 전극(30a)과 자극용 전극(30b) 사이에는 측정 회로(70)가, 자극용 전극(30b) 근처에는 자극 회로(80)가 동일한 베이스 기판에 형성된다. 배선(40)을 통하여 측정용 전극(30a)은 측정 회로(70)에 연결되며, 자극용 전극(30b)은 자극 회로(80)에 연결된다.
앞에서 언급한 바와 같이, 본 발명에서는 회로와 전극은 베이스 기판에 형성되며, 따라서, 회로의 크기가 충분히 작게하여 회로를 신경 및 세포로 삽입되는 전극부(10)에 형성함으로써, 자극 회로와 측정 회로를 위한 별도의 본체는 불필요하며, 이는 전체 장치를 소형으로 제작하여 인체의 부담을 덜 수 있다.
여기서 도시하지는 않았지만, 도 15 나 16 과 같이 측정 및 자극 회로(90)가 전극부(10)에 형성되고 스위칭 소자(60)도 전극부(10)에 형성되는 것이 가능함은 물론이다.
도 19 내지 도 20 에는 전극 구조의 단면도가 도시되어 있다.
전극(30)의 경우에 전원이 인가되면서 작동되는데, 작동 과정 중에서 열이 발생되며, 이러한 열을 효과적으로 방출하기 위하여 이 실시예에서는 전극 구조, 전극부(10)가 방열층(17)을 더 포함한다. 상기 방열층(17)은 상대적으로 고온인 전극(30)과 접촉하여 전극(30)으로부터 직접 열을 방출하거나, 전극(30)과 직접 접촉하지 않더라도 전극(30) 주변으로부터 열을 이동시켜 방출하도록 구성될 수 있다.
도 19 에는 전기 절연체이지만 열전도성이 높은 방열층(17)을 포함하는 전극부(10)의 단면도가 도시되어 있다. 도 19 에서 보이듯이, 베이스 필름(11) 상에 전극(30)과 절연층(15)이 형성되고, 절연층(15) 위에 방열층(17)이 형성된다. 방열층(17)으로는 열전도성이 높으면서 전기적으로 절연체인 열전도성 세라믹이 적용될 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 전기적으로 절연체인 방열층(17)의 경우에 전극(30)과 접촉하더라도 단락이 발생하지 않으므로, 도 19 과 같이 접촉부(CP)를 가질 수 있다. 또한, 도 7 의 절연층(15)과 같이 방열층(17)이 전극(30)의 일부를 커버하는 것도 가능하며, 절연층(15) 대신 방열층(17)으로 베이스 필름(11)과 전극(30)의 일부를 커버하는 것도 가능하다.
즉, 본 발명의 일 실시예에 의한 방열층은 이와 인접하여 형성되었던 전기 절연층을 일부를 대체하여 형성될 수 있다. 방열층은 전극의 측면과 접하여 전극으로부터 열을 전도받아 외부로 방출하며, 전기적으로 비전도성 물질로 형성될 수 있다. 전기적으로 비전도성을 갖기 때문에, 도시되지는 않았으나, 상기 방열층이 전기 절연층 전부를 대체할 수도 있다.
도 20 에는 열전도성이 높으며 전기 전도성도 가지는 방열층(17)을 포함하는 전극부(10)의 단면도가 도시되어 있다. 전극부(10)는 베이스 필름(11) 상에 전극(30)과 절연층(15)이 형성되고, 절연층(15) 위에 방열층(17)이 형성된다는 점에서는 도 19 의 실시예와 동일하다. 다만, 도 19 의 방열층(17)은 전기 전도성을 가져서 전극(30)과 접촉하는 경우에 단락이 발생될 수 있으므로, 절연층(15) 상에서, 방열층(17)은 상기 전극(30)과 소정 간격(G)으로 이격되게 형성된다. 이러한 방열층(17)은 금속층이 될 수 있다.
이러한 방열층(17)은 전극(30)으로부터 발생되는 열을 전극(30)의 주변에서 흡수하여 외부로 방출한다.
또한, 본 발명은 전극의 표면적이 넓어지도록 표면가공될 수 있다. 도 21 에는 표면적이 넓어지도록 요철 구조가 형성된 전극부(10)의 단면도가 도시되어 있다. 전극(30)의 표면적이 넓어지는 경우에 전극(30)의 임피던스를 낮출 수 있는 효과가 존재한다.
표면 가공은 전극의 표면적을 넓히는 것이 목적이며, 이는 전극(30)의 크기를 크게하는 것과 마찬가지의 원리에 기초한다. 상기와 같은 표면가공 방법은 특별히 제한되는 것은 아니나, 도 21(a)와 같이, 전극(30)과 절연층(15)을 동일 높이로 형성한 후 전극(30)의 표면에 홈부(31)가 형성될 수 있다. 이 실시예에서, 홈부(31)는 상기 절연층(15)보다 낮은 높이를 가짐으로써 전극(30) 표면에 요철 구조가 형성된다. 홈부(31)는 표면 에칭 혹은 표면 거칠기 형성 방법에 의해서 형성될 수 있다.
도 21 (b)에서는 전극(30)과 절연층(15)을 동일 높이로 형성한 후 전극(30)의 표면에 돌출부(32)가 형성될 수 있다. 이 실시예에서, 돌출부(32)가 상기 절연층(15)보다 높은 높이를 가짐으로써 요철 구조가 형성된다. 돌출부(32)는 나노와이어 성장, 증착, 도금등의 방법에 의해서 형성될 수 있으며, 이러한 방법에 의해서 형성된 구조도 본 발명에서는 요철 구조라고 한다.
한편, 이러한 전극(30)에 요철구조를 형성하는 것은 절연층(15)과 전극(30)이 동일 높이로 형성되는 경우로 제한되는 것은 아니며, 도 4 와 같이 절연층(15)이 전극(30)의 일부를 커버하는 경우에도 동일하게 적용될 수 있다. 이 경우에 전극(30)의 노출면에만 요철 구조가 형성되면 충분하다고 할 것이나, 전극(30)의 외면 전체에 요철구조가 형성된 후 전극(30)의 일부를 커버하는 절연층(15)이 형성되더라도 무방하다.
도 22 에는 본 발명의 다른 실시예에 따른 뉴럴프로브의 전극 구조의 단면도가 도시되어 있다.
도 22 에서 보이듯이, 베이스 필름(11)에는 전극(30)과 절연층(15)이 형성되는데, 전극(30)을 절연층(15)보다 높은 높이를 가지게 형성된다, 즉, 베이스 필름(11)에서의 절연층(15)의 높이(H1)보다 전극(30)의 높이(H2)가 더 크다.
절연층(15)의 높이(H1)보다 전극(30)의 높이(H2)가 더 큼으로써, 전극(30)과 신경 또는 세포와 접촉이 용이해질 뿐만 아니라, 전극과 신경 또는 세포의 접촉 면적이 증대될 수 있어서 임피던스가 낮아지는 효과도 있다.
도 22(a)에서는 전극(30)이 절연층(15)보다 높은 실시예가 도시되어 있으며, 도 22(b)에서는 전극(30)이 절연층(15)보다 높으면서, 전극(30)의 일면은 표면 가공되어 요철 구조가 형성된 실시예가 도시되어 있다.
도 22(b)에서 보이듯이, 전극(30)을 절연층(15)보다 높게 형성하고, 전극(30)의 일면을 표면 가공하여 요철 구조를 형성하는 경우에 전극(30)과 신경 또는 세포와의 접촉면적은 더욱 증대될 수 있다.
이상에서 실시예를 들어 본 발명을 더욱 상세하게 설명하였으나, 본 발명은 반드시 이러한 실시예로 국한되는 것이 아니고 본 발명의 기술 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 다양하게 변형 실시될 수 있다. 따라서 본 발명에 개시된 실시예는 본 발명의 기술사상을 한정하기 위한 것이 아니라 설명하기 위한 것이고, 이러한 실시예에 의하여 본 발명의 기술 사상의 범위가 한정되는 것은 아니다. 본 발명의 보호범위는 아래의 청구범위에 의하여 해석되어야 하며, 그와 동등한 범위내에 있는 모든 기술 사상은 본 발명의 권리범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.

Claims (27)

  1. 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서,
    기판;
    상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및
    상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선;을 포함하며,
    상기 전극은 측정 회로에 연결되는 측정용 전극과 자극 회로에 연결되는 자극용 전극을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 측정용 전극은 상기 기판의 일면에 배치되며, 상기 자극용 전극은 상기 베이스 필름의 타면에 배치되는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  3. 제 2 항에 있어서,
    적어도 일부의 상기 측정용 전극과 상기 자극용 전극은 상기 기판을 사이에 두고 대응되는 위치에 배치되는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  4. 생체 신호를 측정 혹은 자극하는 뉴럴프로브용 전극 구조로서,
    기판;
    상기 기판의 적어도 일면에 형성된 전극; 및
    상기 기판에 형성되며 상기 전극에 연결되는 배선;을 포함하며,
    상기 전극은 측정 회로와 자극 회로 양쪽에 연결된 측정 및 자극용 전극을 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 측정 회로와 상기 자극 회로와 상기 측정 및 자극용 전극 사이에는 상기 측정 및 자극용 전극과 상기 측정 회로 혹은 상기 자극 회로와의 연결을 허용 혹은 차단하는 스위칭 소자가 배치되는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  6. 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 전극 구조의 외면으로 노출되는 방열층을 더 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  7. 제 6 항에 있어서,
    상기 방열층의 재질은 전기전도성이며, 상기 방열층은 상기 전극과 떨어져 배치되는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  8. 제 6 항에 있어서,
    상기 방열층의 재질은 전기비전도성인 뉴럴프로브용 전극 구조.
  9. 제 8 항에 있어서,
    상기 방열층의 일부분은 상기 전극과 접촉하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  10. 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 기판과 상기 전극의 일부분을 커버하는 절연층을 더 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 전극은 상기 절연층보다 높이가 높은 뉴럴프로브용 전극 구조.
  12. 제 11 항에 있어서,
    상기 전극의 표면은 요철구조가 형성된 뉴럴프로브용 전극 구조.
  13. 제 10 항에 있어서,
    상기 절연층은 상기 전극을 노출하는 관통공을 포함하며, 상기 관통공의 면적은 대응하는 상기 전극의 면적보다 작은 뉴럴프로브용 전극 구조.
  14. 제 13 항에 있어서,
    적어도 일부 전극은 복수의 관통공에 대응되며, 대응되는 관통공의 면적의 합은 상기 전극의 면적보다 작은 뉴럴프로브용 전극 구조.
  15. 제 10 항에 있어서,
    상기 절연층 상에 배치되며, 상기 전극 구조의 외면으로 노출되는 방열층을 더 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  16. 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 전극의 표면은 요철구조가 형성된 뉴럴프로브용 전극 구조.
  17. 제 16 항에 있어서,
    상기 전극은 상기 기판과 상기 전극 사이를 커버하는 절연층을 더 포함하며,
    상기 전극의 표면은 상기 절연층보다 낮은 홈부를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  18. 제 16 항에 있어서,
    상기 전극은 상기 기판과 상기 전극 사이를 커버하는 절연층을 더 포함하며,
    상기 전극의 표면은 상기 절연층보다 높은 돌출부를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  19. 제 1 항에 있어서,
    상기 기판에 형성되며, 상기 측정용 전극과 연결된 상기 측정 회로; 및
    상기 기판에 형성되며, 상기 자극용 전극과 연결된 상기 자극 회로;를 더 포함하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  20. 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 배선 중 적어도 일부는 복수의 상기 전극을 병렬 연결하는 뉴럴프로브용 전극 구조.
  21. 제 1 항의 뉴럴프로브용 전극 구조; 및
    상기 전극 구조의 전극과 연결되는 회로부를 포함하는 본체;를 포함하며,
    상기 회로부와 상기 전극 구조는 동일한 기판에 형성되는 뉴럴프로브용 전극 모듈.
  22. 제 21 항에 있어서,
    상기 측정용 전극은 상기 기판의 일면에 배치되며, 상기 자극용 전극은 상기 기판의 타면에 배치되며,
    상기 측정 회로는 상기 본체에서 상기 일면에, 상기 자극 회로는 상기 본체에서 상기 타면에 배치되는 뉴럴프로브용 전극 모듈.
  23. 제 21 항에 있어서,
    상기 측정용 전극과 상기 자극용 전극의 적어도 일부는 상기 기판의 일면에 배치되며,
    상기 측정 회로와 상기 자극 회로는 상기 본체에서 상기 일면에 배치되는 뉴럴프로브용 전극 모듈.
  24. 제 4 항의 뉴럴프로브용 전극 구조; 및
    상기 측정 및 자극용 전극과 연결되는 회로부를 포함하는 본체;를 포함하며,
    상기 회로부와 상기 전극 구조는 동일한 기판에 형성되며,
    상기 회로부는 상기 측정 회로와 상기 자극 회로를 포함하는 뉴럴프로브용 전극 모듈.
  25. 제 24 항에 있어서,
    상기 본체는 상기 회로부와 상기 전극 구조를 연결하는 스위칭 소자를 더 포함하는 뉴럴프로브용 전극 모듈.
  26. 제 25 항에 있어서,
    상기 스위칭 소자는 상기 회로부에 함께 배치되는 뉴럴프로브용 전극 모듈.
  27. 제 25 항에 있어서,
    상기 스위칭 소자는 상기 회로부와 상기 전극 사이에 배치되는 뉴럴프로브용 전극 모듈.
PCT/KR2023/001267 2022-02-25 2023-01-27 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈 WO2023163389A1 (ko)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020220024968A KR20230127542A (ko) 2022-02-25 2022-02-25 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈
KR10-2022-0024968 2022-02-25

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2023163389A1 true WO2023163389A1 (ko) 2023-08-31

Family

ID=87766239

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/KR2023/001267 WO2023163389A1 (ko) 2022-02-25 2023-01-27 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈

Country Status (2)

Country Link
KR (1) KR20230127542A (ko)
WO (1) WO2023163389A1 (ko)

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004195206A (ja) * 2002-12-02 2004-07-15 Nidek Co Ltd 生体組織刺激用電極の製造方法及び該方法にて得られる生体組織刺激用電極
JP2012235875A (ja) * 2011-05-11 2012-12-06 Olympus Corp 電気刺激デバイス
JP2013512062A (ja) * 2009-12-01 2013-04-11 エコーレ ポリテクニーク フェデラーレ デ ローザンヌ 微細加工表面神経刺激デバイスならびにそれを作製および使用する方法
JP2015226768A (ja) * 2014-05-29 2015-12-17 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． 複数の熱電対を有するカテーテル電極
KR20200027417A (ko) * 2018-09-04 2020-03-12 연세대학교 산학협력단 생체전극이 구비된 생체신호 측정 및 자극 장치

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004195206A (ja) * 2002-12-02 2004-07-15 Nidek Co Ltd 生体組織刺激用電極の製造方法及び該方法にて得られる生体組織刺激用電極
JP2013512062A (ja) * 2009-12-01 2013-04-11 エコーレ ポリテクニーク フェデラーレ デ ローザンヌ 微細加工表面神経刺激デバイスならびにそれを作製および使用する方法
JP2012235875A (ja) * 2011-05-11 2012-12-06 Olympus Corp 電気刺激デバイス
JP2015226768A (ja) * 2014-05-29 2015-12-17 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． 複数の熱電対を有するカテーテル電極
KR20200027417A (ko) * 2018-09-04 2020-03-12 연세대학교 산학협력단 생체전극이 구비된 생체신호 측정 및 자극 장치

Also Published As

Publication number Publication date
KR20230127542A (ko) 2023-09-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2013111985A1 (ko) 나노 와이어와 지지층을 포함하는 신경소자
WO2017039110A1 (ko) 맞춤형 복합자극이 가능한 피부 기능 개선용 입체 음압 복합 자극기 모듈
WO2019142995A1 (ko) 신경 자극기
WO2017095198A1 (ko) 인체 임플란트 장치
WO2021107263A1 (ko) 피부 관리 기기
WO2023163389A1 (ko) 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈
WO2023163391A1 (ko) 뉴럴프로브용 전극 구조 및 전극 모듈
EP2628176A2 (en) Radiant heat circuit board, method of manufacturing the same, heat generating device package having the same, and backlight
WO2021096022A1 (ko) 플라그 제거 촉진용 칫솔 및 이의 제조 방법
Guo et al. A polyimide-based flexible optoelectrodes for low-noise neural recording
WO2022146075A1 (ko) 레이저 발광 소자를 이용한 평판 기판 가열 장치
WO2011142509A1 (ko) 관통 비아홀 연결을 포함하고 적어도 하나의 나노와이어를 이용하는 신경 소자
WO2018230789A1 (ko) 피부 치료용 플라즈마 전극 구조체 및 이를 이용한 피부 치료용 플라즈마 발생장치
WO2023163390A1 (ko) 뉴럴프로브
WO2023163392A1 (ko) 뉴럴프로브
WO2017061656A1 (ko) 켈빈 테스트용 프로브, 켈빈 테스트용 프로브 모듈 및 그 제조방법
WO2022211359A1 (ko) 초점 가변형 액체렌즈 및 이의 제조방법
WO2019103245A1 (ko) 신경 자극 탐침
WO2024010235A1 (ko) 고강도 집속 초음파 발생 장치의 노이즈 최소화 구조
WO2011019160A2 (ko) 반도체나 평판표시소자 검사에 사용되는 프로브의 제조방법
WO2017155155A1 (ko) 반도체 디바이스 테스트용 양방향 도전성 소켓, 반도체 디바이스 테스트용 양방향 도전성 모듈 및 이의 제조방법
WO2024010234A1 (ko) 절연 재질을 이용한 고강도 집속 초음파 발생 장치
WO2017090886A1 (ko) 약물전달이 가능한 패치형 전기자극 장치 및 그 제어 방법
WO2024025054A1 (ko) 비염 치료 장치
WO2019027218A1 (ko) 미세동물의 생체신호 측정장치 및 이의 측정방법

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 23760263

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE