선택한 단어 수는 입니다.
최소 단어 이상 선택하여야 합니다.
최소 단어 이상 선택하여야 합니다.
선택한 단어 수는 30입니다.
최대 10 단어까지만 선택 가능합니다.
최대 10 단어까지만 선택 가능합니다.
문제 정의
- 본 논문은 기존 혈압 측정 장치의 한계를 극복하기 위한 초소형 혈압 센서에 대한 내용으로 에너지원이 필요없는 안전한 이식형 장치로의 개발을 목표로 하였다. 센서는 인덕터와 커패시터를 포함하며 자계유도 결합(inductive coupling) 방식을 이용하여 외부 측정 시스템과 무선 측정이 가능한 장점을 갖는다.
- NIBP방식은 비침습적 방법으로 간편한 사용법 및 전문 적인 기술이 필요로 하지 않아 병원이나 가정에서 가장 널리 사용되고 있지만 커프(cuff)에 의한 인위적인 혈관 차폐로 부정확한 결과가 발생하며 그 값의 오차는 최대 30 mmHg의 범위를 갖는다[7]. 위의 고찰들로부터 가장 정확한 혈압 측정방법은 환자가 측정에 대한 인식 없이 혈관 내 발생하는 압력을 실시간 측정하는 것으로 본 논문에서는 기존의 소리음이나 진동을 이용한 간접적 측정방식이 아닌 혈관의 기계적 변형을 직접적으로 감지하여 혈압의 변화를 실시간 모니터링 할 수 있는 LC공진형 혈압 센서에 대한 내용을 소개하고자 한다. 센서는 이식형 압력센서의 구조로 화학적 기작에 따른 변형 방지와 혈관 직경(약 3~4 mm)의 제한적 크기를 고려해 생체 호환성을 갖는 세라믹 기판 위에 초소형 소자 제작방법인 MEMS (Micro Electro Mechanical Systems)공정으로 인덕터와 커패시터를 형성, 직접접합과 레이저 커팅으로 완벽하게 밀폐시켰다.
- 따라서 센서는 인체 내의 물질, 즉 체액으로부터 완전히 격리 되어야 하며 장시간 체내에 존재하기 때문에 밀폐성과 내구성이 확보되어야 한다. 하지만 본 실험은 시간적제약이 따르므로 아레니우스 모델링(Arrhenius modeling)을 이용한 가속 시험을 통해 약 5년간의 밀폐성과 내구성을 확인하고자 하였다. 아레니우스 모델링은 온도에 따른 디바이스의 기계적 스트레스를 통해 수명을 테스트하는 방법으로, 온도 및 시간은 식 6으로 계산될 수 있다[17].
가설 설정
- 5℃), Ta는 실험 온도( oK)로 정의된다. 본 논문에서 제안하고 있는 센서의 활성 에너지는 이산화규소(SiO2)로 제작된 디바이스의 활성 에너지(1.2 eV) 와 매우 유사하기 때문에 혈압 센서에 대한 가속 시험의 경우 고장 모드(failure mode)가 가장 크다고 가정한 뒤 위 식을 이용하여 측정 온도와 시간을 계산하였다. 그 결과 5년간의 센서 내구성은 약 70℃의 온도에서 576시간(약 24일) 동안 측정이 이루어져야 함을 알 수 있었다.
제안 방법
- 그림 14 (a)는 제작된 5개 센서에 대한 압력과 주파수의 특성을 나타낸 그래프로 760 mmHg ~ 900 mmHg 구간을 10 mmHg의 단계로 압력을 증가시키며 각 단계에서 주파수를 측정하였다. 실험 결과 대기압에서의 센서 주파수는 90~95 MHz이며 이는 시뮬레이션 결과와 유사한 값이며 주파수의 차이는 접합 시 발생하는 align 오차(± 5 µm), 코일 도금 시 발생하는 인덕터의 두께 차(1~2 µm)에 따른 인덕턴스 및 커패시턴스의 변화이며 민감도의 차이는 기판 에칭시 발생한 국부적인 두께 차이에 의한 것으로 예상된다.
- 센서의 성능 평가를 위해 그림 11과 같이 압력 정밀 조절장치(CPC 2000, Mensor)와 압력 인가를 위한 진공 챔버, 압력변화에 따른 공진주파수 측정을 위한 network analyzer (8753E, HP), 데이터 수집을 위한 스위치 모듈(PXIe-1082, National Instrument)로 평가 시스템을 구성하였다. 구성된 장치들은 압력 프로토콜과 주파수 측정 연동을 위해 GPIB통신과 Labview 프로그램으로 제어하였으며 히스테리시스 특성을 통해 압력에 따른 주파수 응답으로 성능 평가하였다.
- 그림 13은 3일간 진행된 동물실험전 과정을 나타내며, 실험동물은 혈관의 크기, 주파수 송수신거리, 혈압 비를 고려하여 소동물인 토끼로 선정, 원활한 압력 감지를 위해 왼쪽 대퇴부 상단 동맥을 확보하고 lightcured adhesive bio glue (Loctite3321, Loctite®TM)를 센서 양끝 단에 도포하여 동맥과 센서가 완전히 밀착되도록 고정시켜 혈관의 기계적 압력을 직접적으로 감지할 수 있도록 하였으며, 2초당 1회의 주파수 측정이 가능한 측정 시스템을 구성 하였다.
- 본 장치를 이용한 최저 혈압 값은 최대 혈압 값과 유사한 패턴을 보여주었으며 이는 인체의 최대, 최저 혈압이 동일한 패턴으로 변하는 기존의 데이터와 일치하는 결과이다[19]. 그림 19는 실험 후 생체로부터 반출된 센서의 모습으로 본 센서에 발생할 수 있는 혈전(thrombus) 생성 여부를 육안 관찰하였다. 그 결과 양 끝단을 고정했던 접착제에는 소량의 혈전이 생성 되었지만 센서 표면은 혈전 생성이 발생하지 않은 것으로 사료되어 추후 혈전반응 검사를 통해 혈전 생성여부를 정밀 분석하고자 한다.
- 또한 본 논문에서 제안하고 있는 센서의 인덕터는 특수한 구조로, 정해진 인자(factor)값이 존재하지 않아 수식을 이용한 이론적 해석 한계를 지닌다. 따라서 HFSS (High Frequency Structure Simulator) 프로그램을 통해 정확한 센서의 전기적 특성을 해석하였다.
- 이와 대조적으로 본 센서 측정 시스템은 혈압의 변화를 2초에 1회 측정하는 알고리즘으로 동작하기 때문에 커프 혈압계와 정량적인 비교에는 한계가 있으며 혈압 파형을 나타내는데 어려움이 있다. 따라서 두 혈압 값의 비교는 커프 혈압계의 1회 측정 시간동안 센서는 60회 측정되어 이때의 최대, 최소 주파수를 압력 값으로 환산해 대조군인 커프 혈압계의 최대, 최저 혈압 값과 정성적으로 비교 분석 하였다.
- 본 논문에서 제안하고 있는 센서의 기판 quartz는 취성이 높아 기계적 절단에 취약하여 가공의 제한성이 크다. 따라서 비접촉 가공 방식의 극초단 레이저를 이용하여 센서의 개별화 및 소형화를 진행하였다. 짧은 펄스시간(ps~fs)의 극초단 레이저는 펄스당 에너지가 낮고 순간파워가 높은 특징이 있어 센서의 내부소자가 손상 받지 않고 밀폐를 이룰 수 있다는 장점이 있다.
- 시뮬레이션의 해석 공간은 air box로 제한하였으며 최외각에 radiation 경계면을 두고 전기적 접지를 위해 하단을 perfect E boundary로 설정하였다. 또한 원형 안테나를 설계하여 외부 측정 장치와 동일하게 공진 주파수를 해석하였다. 최종적으로 10 MHz에서 200 MHz까지 10 MHz 단계로 sweep하도록 설정하여 시뮬레이션을 수행한 결과 그림 5와 같이 센서의 공진 주파수는 90 MHz이었으며 6.
- 그림 13은 3일간 진행된 동물실험전 과정을 나타내며, 실험동물은 혈관의 크기, 주파수 송수신거리, 혈압 비를 고려하여 소동물인 토끼로 선정, 원활한 압력 감지를 위해 왼쪽 대퇴부 상단 동맥을 확보하고 lightcured adhesive bio glue (Loctite3321, Loctite®TM)를 센서 양끝 단에 도포하여 동맥과 센서가 완전히 밀착되도록 고정시켜 혈관의 기계적 압력을 직접적으로 감지할 수 있도록 하였으며, 2초당 1회의 주파수 측정이 가능한 측정 시스템을 구성 하였다. 또한 혈압 측정의 검증을 위해 대조군인 커프 혈압계(Infinity Acute Care System, Draeger)를 오른쪽 대퇴부에 설치하여 실제 센서가 측정한 혈압 값과 비교하고자 하였다. 일반적으로 커프 혈압계는 인위적 혈관 차폐의 원리로 최대, 최저 혈압 측정을 위해 1~2분 정도가 소요된다.
- 그림 13은 센서 내구성 확보를 위한 가속 시험 시스템의 구성도와 모습을 나타낸다. 먼저 항온 순환 수조(WCB-22, DAIHAN)를 이용하여 수온의 온도를 70℃로 일정하게 유지 시킨 뒤 200 ml 크기의 glass chamber에 온도 센서, 측정 안테나 및 센서를 고정하여 인체 내부에서 발생되는 압력의 약 1.5 배(1000 mmHg)를 지속적으로 인가시키는 가속 환경을 조성하였다. 실험은 아레니우스 모델링을 통해 구해진 24일(576 시간) 동안 1시간 간격으로 공진주파수를 측정하는 방식으로 진행 되었다.
- 본 논문에서 제안하고 있는 혈압 센서는 에너지원을 포함하지 않는 수동형 소자이며 생체 내부에 이식되어 혈관의 기계적 압력을 직접적으로 측정한다. 이러한 수동형 시스템은 인덕터와 커패시터로 이루어진 매우 간단한 구조를 가지며 LC 공진을 이용한 텔레메트리(telemetry)방식으로 통신한다[8].
- 센서는 인덕터와 커패시터를 포함하며 자계유도 결합(inductive coupling) 방식을 이용하여 외부 측정 시스템과 무선 측정이 가능한 장점을 갖는다. 설계 및 시뮬레이션은 CAE 소프트웨어를 통해 기계적, 전기적 특성을 해석하였고 제작은 MEMS 공정을 기반으로 높은 생체 호환성을 위해 웨이퍼 직접 접합으로 패키징하였다. 또한 극초단 레이저 가공을 통해 3 mm ×15 mm × 0.
- 센서 기판에 대한 생체 적합성 평가를 위해 세포독성 실험을 수행하였다. 평가 목적은 본 논문에서 제안된 센서에 대한 안전성 검증으로 ISO 10993-5:2009 (E) 기준에 의거하여 평가 되었으며 평가 방법은 L-929 마우스 섬유아세포(ATCC CCL1, NCTC Clone 929)에, 음성 대조군(highdensity polyethylene film), 양성 대조군(ZDBC polyurethane film), 그리고 용매 대조군(quartz)에 대해 각각 용출 액을 제조, 세포에 처리하여 48시간 후 세포를 관찰하여 정량, 정성 분석 방식으로 평가 하였다.
- 센서 이식 후 혈압 측정 시 토끼의 움직임을 최소화하기 위해 Zoletil (Tiletamine/Zolazepam, 0.8 ml / 4 kg, IM), Xylazine (Rompun, 1.2 ml / 4 kg, IM)을 각각 투여 하였다. 그림 17은 측정 셋째날 오전 커프 혈압 모니터링 모습과 실시간 생체 이식형 혈압 센서의 주파수 변동을 나타낸 그래프로 센서의 주파수는 88.
- 위의 고찰들로부터 가장 정확한 혈압 측정방법은 환자가 측정에 대한 인식 없이 혈관 내 발생하는 압력을 실시간 측정하는 것으로 본 논문에서는 기존의 소리음이나 진동을 이용한 간접적 측정방식이 아닌 혈관의 기계적 변형을 직접적으로 감지하여 혈압의 변화를 실시간 모니터링 할 수 있는 LC공진형 혈압 센서에 대한 내용을 소개하고자 한다. 센서는 이식형 압력센서의 구조로 화학적 기작에 따른 변형 방지와 혈관 직경(약 3~4 mm)의 제한적 크기를 고려해 생체 호환성을 갖는 세라믹 기판 위에 초소형 소자 제작방법인 MEMS (Micro Electro Mechanical Systems)공정으로 인덕터와 커패시터를 형성, 직접접합과 레이저 커팅으로 완벽하게 밀폐시켰다. 최종적으로 제작된 센서에 기계적, 전기적 특성에 대한 고찰과 자기 유도 결합 원리(inductive coupling)를 이용한 무선 혈압 측정의 가능성을 입증하였다.
- 센서의 성능 평가를 위해 그림 11과 같이 압력 정밀 조절장치(CPC 2000, Mensor)와 압력 인가를 위한 진공 챔버, 압력변화에 따른 공진주파수 측정을 위한 network analyzer (8753E, HP), 데이터 수집을 위한 스위치 모듈(PXIe-1082, National Instrument)로 평가 시스템을 구성하였다. 구성된 장치들은 압력 프로토콜과 주파수 측정 연동을 위해 GPIB통신과 Labview 프로그램으로 제어하였으며 히스테리시스 특성을 통해 압력에 따른 주파수 응답으로 성능 평가하였다.
- 78)기판 위에 LC공진회로 형성을 위해 인덕터 간격을 10 µm, 대칭구조로 배열하였다. 시뮬레이션의 해석 공간은 air box로 제한하였으며 최외각에 radiation 경계면을 두고 전기적 접지를 위해 하단을 perfect E boundary로 설정하였다. 또한 원형 안테나를 설계하여 외부 측정 장치와 동일하게 공진 주파수를 해석하였다.
- 실제 혈압 측정의 유효성 평가를 위해 생체 대퇴 동맥벽에 센서를 이식하였다. 그림 13은 3일간 진행된 동물실험전 과정을 나타내며, 실험동물은 혈관의 크기, 주파수 송수신거리, 혈압 비를 고려하여 소동물인 토끼로 선정, 원활한 압력 감지를 위해 왼쪽 대퇴부 상단 동맥을 확보하고 lightcured adhesive bio glue (Loctite3321, Loctite®TM)를 센서 양끝 단에 도포하여 동맥과 센서가 완전히 밀착되도록 고정시켜 혈관의 기계적 압력을 직접적으로 감지할 수 있도록 하였으며, 2초당 1회의 주파수 측정이 가능한 측정 시스템을 구성 하였다.
- 5 배(1000 mmHg)를 지속적으로 인가시키는 가속 환경을 조성하였다. 실험은 아레니우스 모델링을 통해 구해진 24일(576 시간) 동안 1시간 간격으로 공진주파수를 측정하는 방식으로 진행 되었다.
- 이렇게 식각된 하부기판과 식각되지 않은 상부기판에는 (f~h) 과정으로 인덕터 패턴을 형성하였고 커패시턴스를 고려해 전기도금으로 각각 10 µm 두께의 코일을 제작하였다.
- 그림 9는 공정에 사용된 Amplitude systems사의 satsuma HP2, femto second 레이저와 스캐너의 모습으로 평균출력 20 W, 중심 파장 IR (1030 nm)로 파장(Green, Uv)과 펄스폭(fs~ps) 가변이 가능한 이터븀(Yb, ytterbium) fiber 레이저이다. 이중접합 구조의 센서는 고속 트리패닝 가공을 위해 f-theta lens가 장착된 Galvano scanner에서 IR (1030 nm)파장, 펄스폭 370 fs, 반복률 500 kHz, 속도 100 mm/s, 15 W의 출력으로 약 300회 반복 제어하여 가공하였다. 그림 10은 레이저를 이용한 센서 가공 모습과 최종 제작된 센서의 크기를 동전과 비교한 모습으로 3 mm × 15 mm × 0.
- 직사각형 모양의 평면 인덕터는 센서의 크기를 고려하여 가로 2.2 mm, 세로 12 mm, 선폭 60 µm, 권선 간격 40 µm 총 10턴으로 설계하였고 센서와 동일한 두께 500 µm quartz glass (εr = 3.78)기판 위에 LC공진회로 형성을 위해 인덕터 간격을 10 µm, 대칭구조로 배열하였다.
- 5 mm 크기를 가지며 제작된 센서 5개에 대한 주파수 응답은 대기압 기준 90 MHz ~95 MHz로 나타났다. 최종적으로 기판에 대한 세포독성 평가와 동물 실험으로 이식형 센서의 안전성과 실시간 혈압 측정의 유효성을 검증하였다. 기판의 세포독성반응 등급은 완벽한 생체 호환성을 갖는 등급(grade) 0 이었으며 토끼의 대퇴동맥 벽에 센서를 이식하여 3일 간 측정하였을 때 일정한 혈압 패턴을 보여 실시간 혈압 측정의 가능성을 확인할 수 있었다.
- 그림 18. 커프 혈압계와 이식형 혈압센서 압력 비교.
- 센서 기판에 대한 생체 적합성 평가를 위해 세포독성 실험을 수행하였다. 평가 목적은 본 논문에서 제안된 센서에 대한 안전성 검증으로 ISO 10993-5:2009 (E) 기준에 의거하여 평가 되었으며 평가 방법은 L-929 마우스 섬유아세포(ATCC CCL1, NCTC Clone 929)에, 음성 대조군(highdensity polyethylene film), 양성 대조군(ZDBC polyurethane film), 그리고 용매 대조군(quartz)에 대해 각각 용출 액을 제조, 세포에 처리하여 48시간 후 세포를 관찰하여 정량, 정성 분석 방식으로 평가 하였다.
데이터처리
- 센서 공진주파수의 변화는 기판(membrane)의 기계적 변형에 의해 발생한다. 그림 3은 FEA(Finite Element Analysis) 프로그램인 ANSYS workbench를 이용한 기계적 변위 시뮬레이션 결과로 변위경계(displacement boundary)와 하중조건(natural boundary)을 각각 설정하여 기계적 변위를 해석하였다. 그 결과 대기압(760 mmHg)인가 시 센서 멤브레인은 약 0.
이론/모형
- 15. Acceleration test result using Arrhenius modeling.
- 2 ml / 4 kg, IM)을 각각 투여 하였다. 그림 17은 측정 셋째날 오전 커프 혈압 모니터링 모습과 실시간 생체 이식형 혈압 센서의 주파수 변동을 나타낸 그래프로 센서의 주파수는 88.98~89.66 MHz의 변화를 보였으며 앞서 언급한 커프 혈압계와 최대, 최저 혈압과의 정성적 비교를 위해 히스테리시스 그래프의 선형 근사(linear fitting) 관계식을 이용하여 압력 값으로 환산 하였다. 환산된 압력 변화는 약 51 mmHg이였으며 최대 107 mmHg, 최저 56 mmHg의 혈압을 보였다.
- 그림 7은 이식형 혈압 센서의 전체 제작 공정도를 나타낸다. 센서 제작은 미세소자 제작방법인 MEMS 공정을 이용하였으며 전 과정 클린룸(class 100)에서 진행 되었다. 4인치 quartz 웨이퍼(500 µm) 2장을 고순도 청결과 직접접합을 위해 (a)와 같이 piranha, RCA, DHF (Diluted HF) 세정 후 인덕터의 두께와 air-gap을 고려하여 식각 공정을 순서 (b~e)와 같이 surface micromachining (DC sputtering, photolithography, Cu electroplating, and HF etching)으로 약 30 µm 깊이의 직사각형 패턴을 갖는 하부 기판을 완성하였다.
성능/효과
- 2 eV) 와 매우 유사하기 때문에 혈압 센서에 대한 가속 시험의 경우 고장 모드(failure mode)가 가장 크다고 가정한 뒤 위 식을 이용하여 측정 온도와 시간을 계산하였다. 그 결과 5년간의 센서 내구성은 약 70℃의 온도에서 576시간(약 24일) 동안 측정이 이루어져야 함을 알 수 있었다.
- 그 결과 대기압(760 mmHg)인가 시 센서 멤브레인은 약 0.004~0.06 µm의 변형이 발생하였고 중앙부일수록 높은 압력을 받아 두 기판은 서로 가까워짐을 알 수 있었다.
- 최종적으로 기판에 대한 세포독성 평가와 동물 실험으로 이식형 센서의 안전성과 실시간 혈압 측정의 유효성을 검증하였다. 기판의 세포독성반응 등급은 완벽한 생체 호환성을 갖는 등급(grade) 0 이었으며 토끼의 대퇴동맥 벽에 센서를 이식하여 3일 간 측정하였을 때 일정한 혈압 패턴을 보여 실시간 혈압 측정의 가능성을 확인할 수 있었다. 추후 센서의 수율 향상을 위한 공정변수 제거, 외부 측정 시스템의 소형화 및 거리개선을 위한 연구가 진행 될 것이다.
- 그림 16은 세포 독성 평가 실험의 결과로 현미경을 통한 용출액 처리 후 세포의 모습이다. 독성 평가표에 따라 시료를 분석한 결과 독성 등급(grade) 0으로 시험군(quartz)은 세포증식 억제 및 세포 사멸이 관찰 되지 않았다. 따라서 기판은 생체 호환성을 갖는 것으로 사료된다.
- 환산된 압력 변화는 약 51 mmHg이였으며 최대 107 mmHg, 최저 56 mmHg의 혈압을 보였다. 따라서 그림 18과 같이 커프 혈압계와 센서 시스템을 이용하여 3일 동안 측정한 최대 혈압의 변화는 유사한 경향성을 보였으며 측정 주기 동안 커프 혈압계가 측정하지 못한 여러 가지 변인(마취농도, 실험동물의 상태)에 의한 미세 혈압 변화도 감지하고 있음을 보여주었다. 하지만 최저 혈압 비교 시 상이한 결과가 나타났다.
- 인체는 매우 거친 환경으로 정의되며 장시간 노출될 경우고분자 기판도 화학적 반응에 의해 변형이 이루어지기 때문에 센서 기판 선정과 패키징은 매우 중요한 요소이다. 따라서 내화학성이 우수하고 전자기 통신 환경에 유리한 세라믹 소재 기판을 선정하여 화학적 중간 접합 물질을 사용하지 않는 직접 접합(direct bonding)으로 생체 호환성을 높였다. 그림 6은 quartz 웨이퍼의 접합 모습을 나타낸다.
- 그림 14(b)는 1번 센서의 히스테리시스 특성을 보여주는 그래프로 앞서 측정방법에서 설명한 압력 구간을 동일하게 증가, 감소시키며 각 단계마다 주파수를 측정하였다. 센서는 압력 인가 후 기계적 안정화를 위해 단계마다 2분간 dwelling time을 포함하고 측정 결과 동일 압력구간에서 1 mmHg 이하의 히스테리시스 특성을 가지며 선형적인 역함수 형태의 입출력 특성을 보였다.
- 실험 결과 대기압에서의 센서 주파수는 90~95 MHz이며 이는 시뮬레이션 결과와 유사한 값이며 주파수의 차이는 접합 시 발생하는 align 오차(± 5 µm), 코일 도금 시 발생하는 인덕터의 두께 차(1~2 µm)에 따른 인덕턴스 및 커패시턴스의 변화이며 민감도의 차이는 기판 에칭시 발생한 국부적인 두께 차이에 의한 것으로 예상된다.
- 또한 원형 안테나를 설계하여 외부 측정 장치와 동일하게 공진 주파수를 해석하였다. 최종적으로 10 MHz에서 200 MHz까지 10 MHz 단계로 sweep하도록 설정하여 시뮬레이션을 수행한 결과 그림 5와 같이 센서의 공진 주파수는 90 MHz이었으며 6.81의 Q값을 나타내었다.
- 센서는 이식형 압력센서의 구조로 화학적 기작에 따른 변형 방지와 혈관 직경(약 3~4 mm)의 제한적 크기를 고려해 생체 호환성을 갖는 세라믹 기판 위에 초소형 소자 제작방법인 MEMS (Micro Electro Mechanical Systems)공정으로 인덕터와 커패시터를 형성, 직접접합과 레이저 커팅으로 완벽하게 밀폐시켰다. 최종적으로 제작된 센서에 기계적, 전기적 특성에 대한 고찰과 자기 유도 결합 원리(inductive coupling)를 이용한 무선 혈압 측정의 가능성을 입증하였다.
후속연구
- 그림 19는 실험 후 생체로부터 반출된 센서의 모습으로 본 센서에 발생할 수 있는 혈전(thrombus) 생성 여부를 육안 관찰하였다. 그 결과 양 끝단을 고정했던 접착제에는 소량의 혈전이 생성 되었지만 센서 표면은 혈전 생성이 발생하지 않은 것으로 사료되어 추후 혈전반응 검사를 통해 혈전 생성여부를 정밀 분석하고자 한다.
- 0002의 매우 낮은 전기 손실 계수를 갖는 절연 물질로 센서의 전기적특성에 영향을 미치지 않는다. 또한 본 논문에서 제안하고 있는 센서의 인덕터는 특수한 구조로, 정해진 인자(factor)값이 존재하지 않아 수식을 이용한 이론적 해석 한계를 지닌다. 따라서 HFSS (High Frequency Structure Simulator) 프로그램을 통해 정확한 센서의 전기적 특성을 해석하였다.
- 본 논문에서 제안하고 있는 센서의 기판 quartz는 취성이 높아 기계적 절단에 취약하여 가공의 제한성이 크다. 따라서 비접촉 가공 방식의 극초단 레이저를 이용하여 센서의 개별화 및 소형화를 진행하였다.
- 기판의 세포독성반응 등급은 완벽한 생체 호환성을 갖는 등급(grade) 0 이었으며 토끼의 대퇴동맥 벽에 센서를 이식하여 3일 간 측정하였을 때 일정한 혈압 패턴을 보여 실시간 혈압 측정의 가능성을 확인할 수 있었다. 추후 센서의 수율 향상을 위한 공정변수 제거, 외부 측정 시스템의 소형화 및 거리개선을 위한 연구가 진행 될 것이다.
※ AI-Helper는 부적절한 답변을 할 수 있습니다.