[학위논문]PDMS와 parylene C의 선택적 접착 기반 소프트하고 유연한 3차원 생체 이식 전자장치 Soft and flexible 3-dimensional bio-integrated electronics based on selective bonding be-tween PDMS and parylene C원문보기
소프트하고 유연한 소재로 구성된 3차원 구조물은 생체 이식 장치에 대한 수요가 있어 왔다. 이러한 3차원 구조물은 타겟 기관이나 조직의 윤곽에 맞추어 생체 내 안정적인 이식을 위해 필요하다. 최근에는, 신경계가 뇌 고랑 및 이랑, 망막, 달팽이관 그리고 말초신경 등의 다양한 곡면과 내강을 가지고 있기 때문에, 타겟 조직에 적합한 3차원 구조를 가지는 신경인터페이스가 요구된다. 또한 ...
소프트하고 유연한 소재로 구성된 3차원 구조물은 생체 이식 장치에 대한 수요가 있어 왔다. 이러한 3차원 구조물은 타겟 기관이나 조직의 윤곽에 맞추어 생체 내 안정적인 이식을 위해 필요하다. 최근에는, 신경계가 뇌 고랑 및 이랑, 망막, 달팽이관 그리고 말초신경 등의 다양한 곡면과 내강을 가지고 있기 때문에, 타겟 조직에 적합한 3차원 구조를 가지는 신경인터페이스가 요구된다. 또한 생체 조직과 유사한 탄성계수를 가지는 장점 때문에, 실리콘과 같은 무기물질 보다는 폴리머 기반의 유연하고 소프트한 재료가 안정적인 이식을 위해 선호되어 왔다. 그러나, 마이크로전자기계시스템(MEMS) 기술을 이용한 3차원 구조물의 제작 공정은 구조물의 재료와 스케일 면에서 한계가 있다. 이는 MEMS 기술로 제작된 3D 구조물의 대부분이 단단한 재료 기반의 마이크로/나노 스케일이기 때문이다. 또한 소프트한 재료, 특히 폴리디메틸실록산(PDMS)에 증착된 금속 패턴은 스퍼터링 중에 금속과 PDMS 사이의 열팽창계수(CTE) 불일치 때문에 마이크로크랙 문제를 발생시킨다. 이 논문에서 첫 번째 주제(II장)는 플라스마 처리를 통해 PDMS와 패럴린 C를 선택적으로 접착하는 기술을 보고하며, MEMS 기술을 사용하여 제작된 2D 구조의 폴리머 기반 장치는 선택적으로 결합되지 않은 영역으로 유체주입에 의해 3D 구조로 바뀐다. 패턴을 가지는 질소 및 산소 플라즈마 처리로 풍선이 만들어지고, PDMS 와 패럴린 C는 풍선이 되는 영역을 제외하고 선택적으로 결합한다. 접착력과 접착원리 규명을 위해 각각 기계적 테스트들(T-peeling test와 pull-off test)과 화학적 분석들(XPS와 TEM-EDS)을 수행하였다. 발광 다이오드(LED)와 ECoG 전극을 포함하여 전기기능까지 내장된 다양한 형상과 치수를 가지는 부드럽고 유연한 3차원 구조물들을 제작하였다. 두 번째 주제(III 장)는 균열 없는 금속 패턴을 내장하는 3차원의 소프트하고 유연한 장치의 제작 공정 기술이다. PDMS와 패럴린 C의 선택적 접착 후, 3차원 구조물로 변환하기 전에 전기 도선과 패드의 패터닝과 같은 추가적인 MEMS 공정 기술이 2차원 평면에 수행될 수 있다. 금속 패턴의 마이크로크랙은 소프트하고 유연한 장치의 전기적 연결 및 수명에 영향을 미치기 때문에, 크랙 없는 금속 패턴의 제작 공정 프로세스는 최적화되어야 한다. 또한, 본 연구에서는 유체 주입을 통해 기판이 팽창됨에도 안정적인 금속 패턴을 위하여 최적화된 공정 프로세스를 개발하고, 3차원의 소프트한 생체전자 장치의 제작을 보여준다. 금속 패턴에서의 크랙의 발생은 선택적 접착 공정 동안 플라즈마 마스크로 쓰기 위해 스퍼터링되는 재료와 스퍼터링된 금속 아래에 사용되는 중간 패럴린층 두께에 상당한 영향을 받는다. 플라즈마 마스크를 위한 RF-biased 티타늄 스퍼터링은 PDMS 기판 상, 크랙 없는 금속 패턴을 생성하기 위해 선택되었다. 또한, 중간 패럴린층의 두께는 유체 주입 후 안정적이고 손상되지 않는 금속 패턴의 제작을 위해 유한요소해석을 이용하여 최적화되었다. 개발된 소프트한 생체전자장치는 커프 전극으로써 생체 내 말초신경에서 신호를 측정하고 자극을 가하는 능력을 성공적으로 검증하였다. 세 번째 주제(IV 장)는 확실한 접촉과 작은 압력으로 신경을 감아 붙잡을 수 있는 새로운 패러다임의 3차원 커프 전극을 설명한다. 신경의 치수는 개체와 신경의 위치에 따라 크게 달라지고, 봉합과 같은 이식 절차는 숙련된 전문성이 요구되기 때문에 신경에 적용되는 기존의 커프 전극은 몇 가지 문제가 따른다. 본 연구에서는 전극과 신경의 확실한 접촉이 이루어 질 수 있도록 유체 주입을 통해 편리하게 이식할 수 있는 ‘봉합 없이 스스로 감아 붙잡는 커프 전극’을 소개한다. ‘봉합 없이 스스로 감아 붙잡는 커프 전극’의 굽어진 직경은 주입된 유체 양으로 조절 가능하여 다양한 치수의 신경에 전극을 이식할 수 있다. 생체 내 실험 결과는 개발한 장치가 신경의 신호 측정과 선택적 자극을 위한 신경 인터페이스로써 능력을 검증하였다. 또한 기존의 봉합 방식과 비교하여, 장치 삽입 후 신경 표면에서의 혈류 검출을 통해 개발한 커프 전극으로 인한 거의 없는 손상을 확인하였다. 결론적으로, 선택적 접착 기술은 신체 기관 곡면에 맞도록 센티미터 단위의 유연하고 소프트하며 MEMS 적용 가능한 3차원 구조물을 생성할 수 있도록 한다. 또한 PDMS 기반의 3차원 구조물 상 균열 없는 금속 패턴의 공정 최적화는 3차원 소프트 전자 장치 개발이 가능할 뿐만 아니라, 소프트하고 인장 가능한 기판에 포토리소그래피 및 금속 스퍼터링과 같은 기존의 미세기계가공 공정을 이용하여 유연 전자 장치를 제작할 수 있는 유망한 방법을 제시한다. 결과적으로, 선택적 접착 기술과 균열 없는 금속 패터닝 기술의 융합은 소프트 재료 기반의 3차원 생체 이식 전자장치의 개발을 가능하게 한다.
소프트하고 유연한 소재로 구성된 3차원 구조물은 생체 이식 장치에 대한 수요가 있어 왔다. 이러한 3차원 구조물은 타겟 기관이나 조직의 윤곽에 맞추어 생체 내 안정적인 이식을 위해 필요하다. 최근에는, 신경계가 뇌 고랑 및 이랑, 망막, 달팽이관 그리고 말초신경 등의 다양한 곡면과 내강을 가지고 있기 때문에, 타겟 조직에 적합한 3차원 구조를 가지는 신경인터페이스가 요구된다. 또한 생체 조직과 유사한 탄성계수를 가지는 장점 때문에, 실리콘과 같은 무기물질 보다는 폴리머 기반의 유연하고 소프트한 재료가 안정적인 이식을 위해 선호되어 왔다. 그러나, 마이크로전자기계시스템(MEMS) 기술을 이용한 3차원 구조물의 제작 공정은 구조물의 재료와 스케일 면에서 한계가 있다. 이는 MEMS 기술로 제작된 3D 구조물의 대부분이 단단한 재료 기반의 마이크로/나노 스케일이기 때문이다. 또한 소프트한 재료, 특히 폴리디메틸실록산(PDMS)에 증착된 금속 패턴은 스퍼터링 중에 금속과 PDMS 사이의 열팽창계수(CTE) 불일치 때문에 마이크로크랙 문제를 발생시킨다. 이 논문에서 첫 번째 주제(II장)는 플라스마 처리를 통해 PDMS와 패럴린 C를 선택적으로 접착하는 기술을 보고하며, MEMS 기술을 사용하여 제작된 2D 구조의 폴리머 기반 장치는 선택적으로 결합되지 않은 영역으로 유체주입에 의해 3D 구조로 바뀐다. 패턴을 가지는 질소 및 산소 플라즈마 처리로 풍선이 만들어지고, PDMS 와 패럴린 C는 풍선이 되는 영역을 제외하고 선택적으로 결합한다. 접착력과 접착원리 규명을 위해 각각 기계적 테스트들(T-peeling test와 pull-off test)과 화학적 분석들(XPS와 TEM-EDS)을 수행하였다. 발광 다이오드(LED)와 ECoG 전극을 포함하여 전기기능까지 내장된 다양한 형상과 치수를 가지는 부드럽고 유연한 3차원 구조물들을 제작하였다. 두 번째 주제(III 장)는 균열 없는 금속 패턴을 내장하는 3차원의 소프트하고 유연한 장치의 제작 공정 기술이다. PDMS와 패럴린 C의 선택적 접착 후, 3차원 구조물로 변환하기 전에 전기 도선과 패드의 패터닝과 같은 추가적인 MEMS 공정 기술이 2차원 평면에 수행될 수 있다. 금속 패턴의 마이크로크랙은 소프트하고 유연한 장치의 전기적 연결 및 수명에 영향을 미치기 때문에, 크랙 없는 금속 패턴의 제작 공정 프로세스는 최적화되어야 한다. 또한, 본 연구에서는 유체 주입을 통해 기판이 팽창됨에도 안정적인 금속 패턴을 위하여 최적화된 공정 프로세스를 개발하고, 3차원의 소프트한 생체전자 장치의 제작을 보여준다. 금속 패턴에서의 크랙의 발생은 선택적 접착 공정 동안 플라즈마 마스크로 쓰기 위해 스퍼터링되는 재료와 스퍼터링된 금속 아래에 사용되는 중간 패럴린층 두께에 상당한 영향을 받는다. 플라즈마 마스크를 위한 RF-biased 티타늄 스퍼터링은 PDMS 기판 상, 크랙 없는 금속 패턴을 생성하기 위해 선택되었다. 또한, 중간 패럴린층의 두께는 유체 주입 후 안정적이고 손상되지 않는 금속 패턴의 제작을 위해 유한요소해석을 이용하여 최적화되었다. 개발된 소프트한 생체전자장치는 커프 전극으로써 생체 내 말초신경에서 신호를 측정하고 자극을 가하는 능력을 성공적으로 검증하였다. 세 번째 주제(IV 장)는 확실한 접촉과 작은 압력으로 신경을 감아 붙잡을 수 있는 새로운 패러다임의 3차원 커프 전극을 설명한다. 신경의 치수는 개체와 신경의 위치에 따라 크게 달라지고, 봉합과 같은 이식 절차는 숙련된 전문성이 요구되기 때문에 신경에 적용되는 기존의 커프 전극은 몇 가지 문제가 따른다. 본 연구에서는 전극과 신경의 확실한 접촉이 이루어 질 수 있도록 유체 주입을 통해 편리하게 이식할 수 있는 ‘봉합 없이 스스로 감아 붙잡는 커프 전극’을 소개한다. ‘봉합 없이 스스로 감아 붙잡는 커프 전극’의 굽어진 직경은 주입된 유체 양으로 조절 가능하여 다양한 치수의 신경에 전극을 이식할 수 있다. 생체 내 실험 결과는 개발한 장치가 신경의 신호 측정과 선택적 자극을 위한 신경 인터페이스로써 능력을 검증하였다. 또한 기존의 봉합 방식과 비교하여, 장치 삽입 후 신경 표면에서의 혈류 검출을 통해 개발한 커프 전극으로 인한 거의 없는 손상을 확인하였다. 결론적으로, 선택적 접착 기술은 신체 기관 곡면에 맞도록 센티미터 단위의 유연하고 소프트하며 MEMS 적용 가능한 3차원 구조물을 생성할 수 있도록 한다. 또한 PDMS 기반의 3차원 구조물 상 균열 없는 금속 패턴의 공정 최적화는 3차원 소프트 전자 장치 개발이 가능할 뿐만 아니라, 소프트하고 인장 가능한 기판에 포토리소그래피 및 금속 스퍼터링과 같은 기존의 미세기계가공 공정을 이용하여 유연 전자 장치를 제작할 수 있는 유망한 방법을 제시한다. 결과적으로, 선택적 접착 기술과 균열 없는 금속 패터닝 기술의 융합은 소프트 재료 기반의 3차원 생체 이식 전자장치의 개발을 가능하게 한다.
Three-dimensional (3D) structures composed of flexible and soft materials have been in demand for bio-integrated devices. They are necessary to fit the contour of target organs or tissues for stable implantation in vivo. Recently, neural interfaces with a 3D structure that is suitable for the target...
Three-dimensional (3D) structures composed of flexible and soft materials have been in demand for bio-integrated devices. They are necessary to fit the contour of target organs or tissues for stable implantation in vivo. Recently, neural interfaces with a 3D structure that is suitable for the target organ are required be-cause nervous systems have various curved surfaces and cavities such as the brain sulcus and gyrus, retina, cochlear, and peripheral nerves. In addition, polymer-based flexible and soft materials have been preferred for stable implantation rather than inorganic materials such as silicon, because of elastic modulus similar with biological tissues. However, the fabrication of 3D structures using micro electro mechanical system (MEMS) techniques has limitations in terms of the materials and the scale of the structures. This is because most of the 3D structures fabricated by the MEMS technique are composed of rigid materials in micro/nanoscale dimen-sion. Moreover, the metal patterns deposited on soft materials, especially polydimethylsiloxane (PDMS), gen-erate the problem of microcracks due to the coefficient of thermal expansion (CTE) mismatch between met-al and PDMS during the sputtering. Here, the first topic (Chapter II) describes a technique to selectively bond PDMS and parylene C by plasma treatment is reported, with which the 2D structure of polymer-based devices that are fabricated using MEMS techniques are turned into 3D structures by fluid injection into selectively non-bonded pat-terns. The patterned nitrogen and oxygen plasma treatment creates balloons, while PDMS and parylene C are bonded selectively except for the regions containing balloons. The bonding strength and bonding mecha-nism were analyzed by mechanical tests (T-peeling test and pull-off test) and chemical analyses (XPS and TEM-EDS), respectively. We fabricated soft and flexible 3D structures with various balloon shapes and di-mensions, even with embedded electrical functions, including light emitting diodes (LEDs) and EGoG elec-trodes. The second topic (Chapter III) is a fabrication technique of 3D soft and flexible devices with em-bedded crack-free metal patterns. After the selective bonding between PDMS and parylene C, additional MEMS techniques such as the patterning of conductive lines and pads can be processed on a 2D plane be-fore transformation into a 3D structure. Because the microcracks in metal patterns could affect the electrical connections and the life-time of soft and flexible devices, the fabrication processes should be optimized to achieve crack-free metal patterns. Furthermore, this work presents the development of 3D soft bioelectronic devices, including the fabrication processes optimized for stable metal patterns, even after substrate expan-sion via fluid injection. The generation of cracks in metal patterns was significantly affected by the sputtered material for plasma mask during the selective bonding process and the thickness of the intermediate parylene layer used underneath the sputtered metal. An RF-biased titanium sputtering was chosen to create crack-free metal patterns onto the PDMS substrate for the plasma mask. Moreover, the thickness of the intermediate parylene layer was optimized using finite element analysis for stable and intact metal patterns after fluid in-jection. The developed soft bioelectronic device successfully demonstrated the ability to record and stimulate the peripheral nerve in vivo as cuff electrodes. The third topic (Chapter IV) outlines 3D cuff electrodes of a novel paradigm, which can grasp the nerves with secured contact and little pressure. Conventional cuff electrodes applied to nerves entail several challenges because nerve dimensions vary greatly depending on the subject and location, and implantation procedures, such as suturing, requiring skilled professionals. Here, we introduce sutureless and self-grasping cuff electrodes that can be implanted conveniently through fluid injec-tion so that a secure contact between the electrodes and the nerve is achieved. The bending diameter of the self-grasping cuff electrodes can be controlled via the amount of injected fluid, which is an easy way to im-plant the electrodes on various-sized nerves. In vivo results demonstrated the ability of the developed device to act as a promising neural interface for recording and selective stimulation of nerves. Moreover, compared to the conventional suturing method, little damage induced by the developed self-grasping cuff electrodes was confirmed through the detection of blood flow on the nerve surface after device implantation. In conclusion, the selective bonding technique could generate flexible, soft, and MEMS-capable 3D structures in the centimeter scale that are suitable for the curvature of organs. In addition, the optimized fab-rication of crack-free metal patterns onto the PDMS-based 3D structure not only enables the development of 3D soft electronic devices, but also suggests a promising way to fabricate flexible electronics using conven-tional micromachining processes such as photolithography and metal sputtering on soft and expandable sub-strates. Consequently, the convergence of selective bonding technique and crack-free metal patterning ena-bles the development of soft material-based 3D bio-integrated electronics.
Three-dimensional (3D) structures composed of flexible and soft materials have been in demand for bio-integrated devices. They are necessary to fit the contour of target organs or tissues for stable implantation in vivo. Recently, neural interfaces with a 3D structure that is suitable for the target organ are required be-cause nervous systems have various curved surfaces and cavities such as the brain sulcus and gyrus, retina, cochlear, and peripheral nerves. In addition, polymer-based flexible and soft materials have been preferred for stable implantation rather than inorganic materials such as silicon, because of elastic modulus similar with biological tissues. However, the fabrication of 3D structures using micro electro mechanical system (MEMS) techniques has limitations in terms of the materials and the scale of the structures. This is because most of the 3D structures fabricated by the MEMS technique are composed of rigid materials in micro/nanoscale dimen-sion. Moreover, the metal patterns deposited on soft materials, especially polydimethylsiloxane (PDMS), gen-erate the problem of microcracks due to the coefficient of thermal expansion (CTE) mismatch between met-al and PDMS during the sputtering. Here, the first topic (Chapter II) describes a technique to selectively bond PDMS and parylene C by plasma treatment is reported, with which the 2D structure of polymer-based devices that are fabricated using MEMS techniques are turned into 3D structures by fluid injection into selectively non-bonded pat-terns. The patterned nitrogen and oxygen plasma treatment creates balloons, while PDMS and parylene C are bonded selectively except for the regions containing balloons. The bonding strength and bonding mecha-nism were analyzed by mechanical tests (T-peeling test and pull-off test) and chemical analyses (XPS and TEM-EDS), respectively. We fabricated soft and flexible 3D structures with various balloon shapes and di-mensions, even with embedded electrical functions, including light emitting diodes (LEDs) and EGoG elec-trodes. The second topic (Chapter III) is a fabrication technique of 3D soft and flexible devices with em-bedded crack-free metal patterns. After the selective bonding between PDMS and parylene C, additional MEMS techniques such as the patterning of conductive lines and pads can be processed on a 2D plane be-fore transformation into a 3D structure. Because the microcracks in metal patterns could affect the electrical connections and the life-time of soft and flexible devices, the fabrication processes should be optimized to achieve crack-free metal patterns. Furthermore, this work presents the development of 3D soft bioelectronic devices, including the fabrication processes optimized for stable metal patterns, even after substrate expan-sion via fluid injection. The generation of cracks in metal patterns was significantly affected by the sputtered material for plasma mask during the selective bonding process and the thickness of the intermediate parylene layer used underneath the sputtered metal. An RF-biased titanium sputtering was chosen to create crack-free metal patterns onto the PDMS substrate for the plasma mask. Moreover, the thickness of the intermediate parylene layer was optimized using finite element analysis for stable and intact metal patterns after fluid in-jection. The developed soft bioelectronic device successfully demonstrated the ability to record and stimulate the peripheral nerve in vivo as cuff electrodes. The third topic (Chapter IV) outlines 3D cuff electrodes of a novel paradigm, which can grasp the nerves with secured contact and little pressure. Conventional cuff electrodes applied to nerves entail several challenges because nerve dimensions vary greatly depending on the subject and location, and implantation procedures, such as suturing, requiring skilled professionals. Here, we introduce sutureless and self-grasping cuff electrodes that can be implanted conveniently through fluid injec-tion so that a secure contact between the electrodes and the nerve is achieved. The bending diameter of the self-grasping cuff electrodes can be controlled via the amount of injected fluid, which is an easy way to im-plant the electrodes on various-sized nerves. In vivo results demonstrated the ability of the developed device to act as a promising neural interface for recording and selective stimulation of nerves. Moreover, compared to the conventional suturing method, little damage induced by the developed self-grasping cuff electrodes was confirmed through the detection of blood flow on the nerve surface after device implantation. In conclusion, the selective bonding technique could generate flexible, soft, and MEMS-capable 3D structures in the centimeter scale that are suitable for the curvature of organs. In addition, the optimized fab-rication of crack-free metal patterns onto the PDMS-based 3D structure not only enables the development of 3D soft electronic devices, but also suggests a promising way to fabricate flexible electronics using conven-tional micromachining processes such as photolithography and metal sputtering on soft and expandable sub-strates. Consequently, the convergence of selective bonding technique and crack-free metal patterning ena-bles the development of soft material-based 3D bio-integrated electronics.
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