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문제 정의
- 본 논문에서는 인체 삽입형 압력 센서를 설계 제작하여 그 특성을 분석하였다. 센서는 두 개의 기판 위에 형성된 나선형 코일들과 두 코일 사이의 일정한 간격에 의해 형성된 커패시터로 구성되어 지는데 전기적 관점에서 센서는 인덕터와 커패시터를 갖는 LC 공진 회로를 갖게 된다.
- 본 논문에서는 제작된 센서에 대한 전기적 특성을 이론적 접근을 통해 고찰하고자 한다. 또한 센서의 기계적 특성을 CAE (computer-aided engineering)을 이용하여 해석하고자 한다.
제안 방법
- 그림 5(a)는 선택되어진 압력 범위에서 20 mmHg 단계로 승압할 경우에 발생하는 제작된 센서의 공진주파수 변화를 보여주고 있다. 각 단계에서, 센서의 안정화를 위하여 5분간의 dwelling time이 수행되었다. 그림에서의 모든 센서는 일반적인 정전 압력 센서와 같이 인가 압력이 상승할 때 주파수가 감소하는 전형적인 추세를 보였다.
- 이러한 두 인덕터를 위 아래로 정렬하게 되면 인덕터 사이에는 2 μm의 공간이 형성되게 되고, 이는 커패시터를 형성하게 된다. 두 기판을 direct bonding에 의해 접합한 후 레이저 공정을 사용 LC 공진형 압력 센서를 제작하였다. 센서의 크기는 2 mm × 5 mm ×0.
- 따라서 동맥 직경이 2.5 mm일 때 혈액 흐름을 방해하지 않도록 폐색 (occlusion) 비율 (센서 단면/동맥 단면)을 혈관 직경의 20±5%가 되도록 센서의 폭과 두께를 디자인하여 센서를 제작하였다.
- 수동형 인체 이식형 시스템에 대한 연구는 주로 고분자 물질을 기판으로 제작되므로 장시간 인체 환경에 노출될 경우 기판 물질의 인체와의 화학적 반응에 의해 기계적 변형이 이루어진다 [5]. 따라서 저자는 기계적 변형이 이루어지지 않은 인체 삽입형 물질인 세라믹을 바탕으로 센서의 제작, 동물 실험을 행하였다 [7].
- 테스트는 일정한 760 mmHg 압력 환경에서 수행되었다. 랩뷰 (Labview)를 이용하여 일정한 압력을 유지하도록 제어하였고, 주파수는 네트워크 분석기 (network analyzer)에 의해 자동으로 150초마다 측정되도록 설계하였다.
- 센서 제작은 반도체 공정인 surface micromachining과 식각, 포토리소그래피에 의해 이루어졌다. 생체 호환성을 고려하여 기판 물질을 선정하였으며 체액, 혈액 및 수분으로부터 센서의 완벽한 격리를 위해 CO2 레이저를 사용하여 두장의 fused silica 기판을 완전 접합시켰다. 센서의 형성은 500 μm silica 웨이퍼 (아래 기판)에 센서가 존재할 수 있는 22 μm의 홈을 49% HF (hydrogen fluoride) 식각을 이용하여 형성한 후 10 μm 두께의 copper를 DC sputtering을 이용 증착하다.
- 센서의 전체 제조 공정은 초 클린 공정룸 (class 10)에서 이루어졌고, 센서는 하부와 상부 웨이퍼의 두께가 같은 두 개의 유리 기판 (500μm 두께)으로 제조하였다. 센서 제작은 반도체 공정인 surface micromachining과 식각, 포토리소그래피에 의해 이루어졌다. 생체 호환성을 고려하여 기판 물질을 선정하였으며 체액, 혈액 및 수분으로부터 센서의 완벽한 격리를 위해 CO2 레이저를 사용하여 두장의 fused silica 기판을 완전 접합시켰다.
- 전 구간에 걸쳐 ±2 mmHg보다 작은 히스테리시스 특성을 보였다. 센서의 기계적 안정화 특성을 단시간 및 장시간 동안 테스트하였다. 테스트는 일정한 760 mmHg 압력 환경에서 수행되었다.
- 센서는 두 개의 기판 위에 형성된 나선형 코일들과 두 코일 사이의 일정한 간격에 의해 형성된 커패시터로 구성되어 지는데 전기적 관점에서 센서는 인덕터와 커패시터를 갖는 LC 공진 회로를 갖게 된다. 센서의 전기적 및 기계적 특성은 이론적 계산과 컴퓨터 시뮬레이션을 이용하여 센서의 기계적 변화 값을 계산하였고, 이를 이론적으로 획득한 센서의 전기적 특성 식에 대입하여 센서의 공진 주파수를 얻었다. 이론적으로 계산된 760 mmHg 에서의 설계된 센서의 공진주파수는 269.
- 압력은 740∼900 mmHg의 구간에서 5 mmHg 간격으로 압력을 증가시킨 후 같은 간격으로 압력을 감소시켰다. 압력 변화에 의해 발생한 센서의 기계적 변화를 감소시키기 위해 5분간의 안정화 단계가 각 센서에 수행되었다. 전 구간에 걸쳐 ±2 mmHg보다 작은 히스테리시스 특성을 보였다.
- 정밀 압력 제어 시스템 (CPC 3000, Mensor)에 의해 제어된 압력을 센서에 인가하면서 센서의 주파수 변화를 측정하였다. 생체 실험 시 이용될 동물 실험군 (farm pig)의 최저, 최고 혈압 변화량과 절대 대기압의 차를 고려하여 그림 5(a)와 같이 740∼900 mmHg의 범위를 선택하였다.
대상 데이터
- 생체 실험 시 이용될 동물 실험군 (farm pig)의 최저, 최고 혈압 변화량과 절대 대기압의 차를 고려하여 그림 5(a)와 같이 740∼900 mmHg의 범위를 선택하였다.
- 센서는 생체 적합성 물질, 좋은 전기 절연체 및 상용화된 의료 제품에서 전자기 통신 환경에 유리한 저유전 손실 물질로 인정받고 있는 유리 기판 (fused silica)에 제조되었다. 센서의 전체 제조 공정은 초 클린 공정룸 (class 10)에서 이루어졌고, 센서는 하부와 상부 웨이퍼의 두께가 같은 두 개의 유리 기판 (500μm 두께)으로 제조하였다.
- 센서의 전체 제조 공정은 초 클린 공정룸 (class 10)에서 이루어졌고, 센서는 하부와 상부 웨이퍼의 두께가 같은 두 개의 유리 기판 (500μm 두께)으로 제조하였다.
- 센서의 기계적 안정화 특성을 단시간 및 장시간 동안 테스트하였다. 테스트는 일정한 760 mmHg 압력 환경에서 수행되었다. 랩뷰 (Labview)를 이용하여 일정한 압력을 유지하도록 제어하였고, 주파수는 네트워크 분석기 (network analyzer)에 의해 자동으로 150초마다 측정되도록 설계하였다.
데이터처리
- 따라서 압력 변화에 따른 센서 공진 주파수 변화가 계산이 가능해진다. 설계된 센서의 공진주파수 계산 값을 실제 측정값과 비교하였다.
- 압력 변화에 따른 새로운 커패시턴스와 인덕턴스 값에 대한 평균 코일 변위는 컴퓨터 보조 시뮬레이션 (ANSYS)에 의해 이루어졌다.
- 또한 센서의 기계적 특성을 CAE (computer-aided engineering)을 이용하여 해석하고자 한다. 이러한 이론적 해석의 결과 값을 센서 주파수 측정 시스템을 통해 실측, 이론적 결과 값과 비교 분석하고자 한다.
이론/모형
- 본 논문에서는 제작된 센서에 대한 전기적 특성을 이론적 접근을 통해 고찰하고자 한다. 또한 센서의 기계적 특성을 CAE (computer-aided engineering)을 이용하여 해석하고자 한다. 이러한 이론적 해석의 결과 값을 센서 주파수 측정 시스템을 통해 실측, 이론적 결과 값과 비교 분석하고자 한다.
성능/효과
- 556 MHz이었다. 설계된 센서는 반도체 공정에 의해 제작 되었고, 네트워크 분석기 (network analyzer)를 이용하여 측정된 센서의 공진 주파수와 민감도는 760 mmHg의 압력 하에서 269∼284 MHz와 44∼89 kHz/mmHg의 범위를 보였다. 이론적으로 계산된 센서의 공진주파수 값과 제작된 센서의 주파수 실제 측정값이 일치하는 결과를 확인하였다.
- 설계된 센서는 반도체 공정에 의해 제작 되었고, 네트워크 분석기 (network analyzer)를 이용하여 측정된 센서의 공진 주파수와 민감도는 760 mmHg의 압력 하에서 269∼284 MHz와 44∼89 kHz/mmHg의 범위를 보였다. 이론적으로 계산된 센서의 공진주파수 값과 제작된 센서의 주파수 실제 측정값이 일치하는 결과를 확인하였다.
- 제조된 센서의 민감도와 주파수는 760 mmHg에서 44∼89 kHz/mmHg와 269∼284 MHz 의 범위를 보였다.
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