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문제 정의
- 따라서 본 논문에서는 MEMS (micro electro mechanical system) 공정을 통해 제작한 압력센서 외부에 대변의 모양을 구현한 폴리머 재질의 artificial pellet을 부착하여 대장 연동운동에 따라 대변이 이동하는 것과 같은 움직임이 가능하게 하였으며 연동운동 간 대장근육의 위치에 따라 근위부, 중앙부, 원위부 세 파트로 나누어 설계하여 각 구간마다 가해지는 대장의 압력 변화를 관찰하고자 한다.
- 본 논문에서는 압력센서를 설계, 제작하여 대장 내에서의 압력과 약물에 따른 대장 근육의 변화를 측정하였다. 초소형 압력 센서는 MEMS 공정을 통해 두 개의 전극이 마주보는 air-gap capacitor로 제작 되었고, 전극 간 gap에 따라 커패시턴스 값이 변하는 것을 압력에 따른 변화로 산출하였다.
- MSP430은 값이 저렴하고 전력소모가 적어 배터리로 장시간 작동 가능하다는 장점이 있다. 본 실험에서 MSP430 launchpad 기반의 커패시턴스 측정 장치와 무선통신이 가능하도록 bluetooth 시스템을 통합하여 설계되었다.
제안 방법
- Adhesive film (OCA film, 신창)을 이용하여 두 웨이퍼 기판 간격을 50 μm로 형성한 후 연구실에서 자체 제작한 bonding machine을 이용하여 두 기판을 접합하였다.
- 초소형 압력센서는 생체 호환성을 고려하여 폴리머 기판을 사용하여 제작하였고 대장의 움직임을 구간별로 측정하기 위해 센서 위에 기니피그 실제 대변의 모습과 동일한 모양의 artificial pellet를 부착하여 측정하였다. Artificial pellet은 대장 운동의 메커니즘을 고려하여 근위부, 중앙부, 원위부로 나누어 제작하여 대장의 연동운동에 따라 대장 각 구간의 압력을 각각 측정할 수 있게 제작되었다. 제작된 센서를 통해 기니피그 대장을 절취하여 항온 tissue bath 내에서 동물실험을 실시하였으며, 대장근육은 수축과 이완을 주기적으로 반복하여 대장이 artificial pellet을 앞으로 보내고자 하는 것을 확인하였다.
- Baking을 마친 후 포토리소그래피에 의해 형성된 전극 및 신호연결선 패턴에 전기 도금(Cu)을 실시하여 17.5 μm 두께의 전극을 형성하였다.
- 센서 제작의 세밀한 공정 순서는 다음과 같다. Polyimide film을 6인치 웨이퍼 크기로 가공한 후 반도체 공정이 가능하도록 유리기판 위에 접착성 필름 (DFR film, JSITS)을 이용, 접합한 후 polyimide film 표면의 유분, 먼지 등을 없애기 위해 acetone, methanol, DI water 순서로 세정하였다. 세 정된 polyimide film에 커패시터 전극을 형성하기 위한 Ti/Cu (20/300 nm) 금속 박막을 DC sputtering을 실시하여 증착하였다.
- CDCA와 DCA는 설사를 유발하여 변비를 치료하는 용도로 사용하는 물질이다. 기니피그의 대장에 시험 약물을 투여하기 전과 후에 각각 발생하는 대장의 기계적 움직임을 센서를 통해 count 값으로 측정하였다. 측정된 count 값은 동물실험에 앞서 진행한 모의실험 데이터베이스를 이용, 압력으로 환산되었다.
- 45 mm인 초소형 압력센서를 제작하였다. 마지막으로 대장 내부에서 대변과 같은 움직임을 보이도록 전분이 주재료인 PLA (poly lactic acid) 재질의 artificial pellet을 제작하여 센서 상하부 기판에 접착, 최종 압력센서를 제작하였다. 제작된 artificial pellet은 실제 기니피그 대변의 크기 및 모양과 동일하게 제작하여 실제 대변의 배변활동을 구현하였다.
- 센서가 삽입된 대장은 30분 간 안정화 시기를 거친 후 담즙산의 일종인 CDCA (chenodeoxycholic acid) 와 DCA (deoxycholic acid)를 각각 50 μmol/L의 농도로 3번에 걸쳐 투여하였다.
- 압력센서의 성능평가 및 데이터 측정의 편의성을 위하여 측정 시스템 및 데이터를 labview로 프로그램화 하였다. 센서의 민감도, 선형성 및 동작성을 평가하기 위해 labview를 이용, 미세 압력조절기(CPC 3000, Mensor)의 공기압이 변화되도록 제어하면서 동시에 공기압의 변화에 따른 센서의 count 값의 변화를 데이터화 할 수 있도록 프로그램화 하였다. 센서의 선형성과 민감도를 측정하기 위해 자체 제작한 vacuum chamber 내에서 미세 압력조절기를 사용하여 600 mmHg에서 900 mmHg까지 30 mmHg씩 공기압을 증가시켜 각 기압에 따른 센서의 count 값을 20개씩 기록하여 평균값으로 측정하였다.
- 센서의 민감도, 선형성 및 동작성을 평가하기 위해 labview를 이용, 미세 압력조절기(CPC 3000, Mensor)의 공기압이 변화되도록 제어하면서 동시에 공기압의 변화에 따른 센서의 count 값의 변화를 데이터화 할 수 있도록 프로그램화 하였다. 센서의 선형성과 민감도를 측정하기 위해 자체 제작한 vacuum chamber 내에서 미세 압력조절기를 사용하여 600 mmHg에서 900 mmHg까지 30 mmHg씩 공기압을 증가시켜 각 기압에 따른 센서의 count 값을 20개씩 기록하여 평균값으로 측정하였다. 위 실험을 통해 각 센서는 그림 6과 같이 선형성을 보였으며 근위부, 중앙부, 원위부 순으로 0.
- 압력센서는 두 개의 전극이 마주보는 air-gap capacitor의 원리로 만들어졌으며, 두 전극 간 간격 변화에 따른 커패시턴스의 변화로 압력을 측정한다. 다음은 면적 및 gap에 따른 커패시턴스 수식이다.
- 압력센서의 성능평가 및 데이터 측정의 편의성을 위하여 측정 시스템 및 데이터를 labview로 프로그램화 하였다. 센서의 민감도, 선형성 및 동작성을 평가하기 위해 labview를 이용, 미세 압력조절기(CPC 3000, Mensor)의 공기압이 변화되도록 제어하면서 동시에 공기압의 변화에 따른 센서의 count 값의 변화를 데이터화 할 수 있도록 프로그램화 하였다.
- 5 μm 두께의 전극을 형성하였다. 이후 PR stripper (STR-2000, JSR)를 사용하여 포토레지스트를 제거하고 Cu-Ti 순으로 금속 박막을 에칭, 최종 전극 및 신호 연결선을 형성하였다 [8].
- 이러한 접합 필름을 이용한 bonding은 생체 내 삽입 시 센서 내부를 체액으로부터 완벽히 보호할 수 있는 패키징의 역할도 수행할 수 있었다. 이후 접합된 센서를 절단하여 가로 5 mm, 길이 10 mm, 두께 0.45 mm인 초소형 압력센서를 제작하였다. 마지막으로 대장 내부에서 대변과 같은 움직임을 보이도록 전분이 주재료인 PLA (poly lactic acid) 재질의 artificial pellet을 제작하여 센서 상하부 기판에 접착, 최종 압력센서를 제작하였다.
- 마지막으로 대장 내부에서 대변과 같은 움직임을 보이도록 전분이 주재료인 PLA (poly lactic acid) 재질의 artificial pellet을 제작하여 센서 상하부 기판에 접착, 최종 압력센서를 제작하였다. 제작된 artificial pellet은 실제 기니피그 대변의 크기 및 모양과 동일하게 제작하여 실제 대변의 배변활동을 구현하였다.
- 본 논문에서는 압력센서를 설계, 제작하여 대장 내에서의 압력과 약물에 따른 대장 근육의 변화를 측정하였다. 초소형 압력 센서는 MEMS 공정을 통해 두 개의 전극이 마주보는 air-gap capacitor로 제작 되었고, 전극 간 gap에 따라 커패시턴스 값이 변하는 것을 압력에 따른 변화로 산출하였다. 초소형 압력센서는 생체 호환성을 고려하여 폴리머 기판을 사용하여 제작하였고 대장의 움직임을 구간별로 측정하기 위해 센서 위에 기니피그 실제 대변의 모습과 동일한 모양의 artificial pellet를 부착하여 측정하였다.
- 따라서 변비의 치료를 위해서는 단순히 대장의 압력을 측정하는 것이 아닌 약물을 투여하여 대변이 대장으로부터 받는 압력을 측정해야 한다. 초소형 압력센서는 대변이 대장의 원위부, 근위부 근육으로부터 받는 압력뿐만 아니라 대변이 대장으로부터 받는 직접적인 압력을 측정하기 위해 중앙부 센서를 포함하여 원위부, 중앙부, 근위부 총 세 구간에 걸쳐 대변이 받는 압력을 측정할 수 있도록 설계되었다.
- 초소형 압력 센서는 MEMS 공정을 통해 두 개의 전극이 마주보는 air-gap capacitor로 제작 되었고, 전극 간 gap에 따라 커패시턴스 값이 변하는 것을 압력에 따른 변화로 산출하였다. 초소형 압력센서는 생체 호환성을 고려하여 폴리머 기판을 사용하여 제작하였고 대장의 움직임을 구간별로 측정하기 위해 센서 위에 기니피그 실제 대변의 모습과 동일한 모양의 artificial pellet를 부착하여 측정하였다. Artificial pellet은 대장 운동의 메커니즘을 고려하여 근위부, 중앙부, 원위부로 나누어 제작하여 대장의 연동운동에 따라 대장 각 구간의 압력을 각각 측정할 수 있게 제작되었다.
- 그림 5는 압력센서 측정 장치에 대한 블록도이다. 측정 프로그램은 Texas Instrument사의 MCU/DSP 소프트웨어 개발 툴인 CCS (code composer studio)를 사용, MSP430 G2xxx에 대해 기본적으로 제공되는 소스 코드를 본 실험 장치에 적합하게 프로그램화하였다. 프로그램은 압력센서 측정 장치가 USB를 통해 PC와 UART 통신으로 연결되면 터미널 프로그램인 tera term에 커패시터 충 방전 시 발생하는 카운트 값이 출력되도록 개발하였다.
- 측정 프로그램은 Texas Instrument사의 MCU/DSP 소프트웨어 개발 툴인 CCS (code composer studio)를 사용, MSP430 G2xxx에 대해 기본적으로 제공되는 소스 코드를 본 실험 장치에 적합하게 프로그램화하였다. 프로그램은 압력센서 측정 장치가 USB를 통해 PC와 UART 통신으로 연결되면 터미널 프로그램인 tera term에 커패시터 충 방전 시 발생하는 카운트 값이 출력되도록 개발하였다. 이 프로그램은 동시에 여러 포트를 제어할 수 있어 여러 개의 센서를 한 번에 측정할 수 있다.
대상 데이터
- Polyimide film을 6인치 웨이퍼 크기로 가공한 후 반도체 공정이 가능하도록 유리기판 위에 접착성 필름 (DFR film, JSITS)을 이용, 접합한 후 polyimide film 표면의 유분, 먼지 등을 없애기 위해 acetone, methanol, DI water 순서로 세정하였다. 세 정된 polyimide film에 커패시터 전극을 형성하기 위한 Ti/Cu (20/300 nm) 금속 박막을 DC sputtering을 실시하여 증착하였다. 이 금속 박막을 증착하는 이유는 전기도금을 실시할 때 기판과 도금 수용액의 전기적 연결이 이루어지도록하기 위함이다.
- 센서 공정은 반도체 공정에 적합한 class 100의 클린룸에서 수행하였으며, 압력센서는 기니피그 대장의 미세한 압력 변화도 감지할 수 있도록 200 μm 두께의 polyimide film 위에 제작되었다.
- 실험은 기니피그에서 절취한 대장을 산소가 포화된 Ca2+-free Hank's 용액 [NaCl 125, KCl 5.36, NaHCO3 15.5, Na2 HPO4 0.336, KH2PO4 0.44, glucose 10, sucrose 2,9, HEPES 11 (mM), pH 7.4]을 담고 있는 tissue bath 내부에서 진행되었다.
- 측정 장치는 Texas Instrument사의 MSP430G2553 MCU를 기반으로 제작되었다. MSP430은 값이 저렴하고 전력소모가 적어 배터리로 장시간 작동 가능하다는 장점이 있다.
성능/효과
- 그 결과 위 물질들을 투여할수록 대장근육이 수축해서 대장과 artificial pellet 간의 강한 기계적 접촉이 발생하게 된다. 대장은 수축하여 쌀알형태의 센서와 모두 접촉하였으며 근위부, 중앙부, 원위부 순으로 강한 압력을 보였으며, 이 값은 3,538 mmHg, 1,955 mmHg, 1,229 mmHg의 굉장히 큰 압력 변화를 보였다. 이 압력 변화로 보았을 때 근위부에 가장 큰 압력을 가하고 원위부에 가장 작은 압력을 가하는 형태를 보였다.
- 하지만 대장 외부에 클립을 연결하여 대장의 움직임을 측정하는 방법은 변비 치료제의 투여량에 따른 대장 연동 내압변화를 측정해야 하는 본 실험에는 적합하지 않았다. 또한 압력 센서가 내장된 카테터를 대장에 삽입하는 방법은 압력의 변화만 측정할 뿐 정확한 압력 값을 측정하는 것이 불가능하여 약물에 따른 변비치료를 고려하였을 때 센서가 대장의 연동운동에 따라 artificial pellet과 같이 움직이며 압력을 측정하는 것이 필요하다고 판단되었다.
- 마지막으로 대장에 직접 작용하여 설사를 유발시키는 CDCA와 DCA를 투여하여 대장의 반응을 관찰하였고, 물질 투여량이 증가할수록 대장은 더욱 강하게 수축하여 1,000 mmHg 이상의 큰 압력 변화를 보이는 것을 확인하였으며, 그 결과 연동운동의 이론과 초소형 압력센서를 통해 측정한 대장의 연동 운동의 형태가 일치하는 것을 확인하였다.
- 센서의 선형성과 민감도를 측정하기 위해 자체 제작한 vacuum chamber 내에서 미세 압력조절기를 사용하여 600 mmHg에서 900 mmHg까지 30 mmHg씩 공기압을 증가시켜 각 기압에 따른 센서의 count 값을 20개씩 기록하여 평균값으로 측정하였다. 위 실험을 통해 각 센서는 그림 6과 같이 선형성을 보였으며 근위부, 중앙부, 원위부 순으로 0.99992 count value/1 mmHg, count 0.9997 count value/1 mmHg, 0.99982 count value/1 mmHg의 민감도를 갖는 것으로 평가되었다. 이는 기니피그 대장 연동 운동 시 발생할 것으로 예상되는 80 mmHg의 압력 범위를 충분히 측정할 수 있는 값이다.
- Artificial pellet은 대장 운동의 메커니즘을 고려하여 근위부, 중앙부, 원위부로 나누어 제작하여 대장의 연동운동에 따라 대장 각 구간의 압력을 각각 측정할 수 있게 제작되었다. 제작된 센서를 통해 기니피그 대장을 절취하여 항온 tissue bath 내에서 동물실험을 실시하였으며, 대장근육은 수축과 이완을 주기적으로 반복하여 대장이 artificial pellet을 앞으로 보내고자 하는 것을 확인하였다. 허나 가장 힘을 크게 받아야하는 앞부분 보다 중앙부의 압력변화 값이 큰 차를 나타내는 것을 볼 수 있었는데 이는 센서의 크기에 의해 압력을 받는 면적이 중앙부가 가장 크기 때문에 압력 또한 가장 크게 받는 것으로 확인되었다.
- 제작된 센서를 통해 기니피그 대장을 절취하여 항온 tissue bath 내에서 동물실험을 실시하였으며, 대장근육은 수축과 이완을 주기적으로 반복하여 대장이 artificial pellet을 앞으로 보내고자 하는 것을 확인하였다. 허나 가장 힘을 크게 받아야하는 앞부분 보다 중앙부의 압력변화 값이 큰 차를 나타내는 것을 볼 수 있었는데 이는 센서의 크기에 의해 압력을 받는 면적이 중앙부가 가장 크기 때문에 압력 또한 가장 크게 받는 것으로 확인되었다.
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