KR101527937B1 - 자기접착력이 우수한 탄소나노튜브 및 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 생체신호 측정용 전극 - Google Patents

Abstract

본 발명은 생체 신호 측정용 전극에 관한 것으로, 보다 구체적으로 유연성, 신축성 및 접착력이 우수하여 굴곡진 인체에 장시간 장착이 가능하며, 동잡음을 최소화하여 측정되는 생체 신호의 신뢰도를 향상시키기 위한 생체신호 측정용 전극에 관한 것이다.
이에 따르면, 본 발명의 생체신호 측정용 전극은 첨가제나, 겔 및 부가장치의 추가 없이 피부와 접착이 가능하고, 생체와 유사한 유연성 및 신축성을 가지므로 피실험자의 피부표면에 착용할 경우 위화감이나 불편함을 느끼지 않아 일상생활에서 장시간 사용이 가능하다.

Description

자기접착력이 우수한 탄소나노튜브 및 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 생체신호 측정용 전극{electrode for measuring biological signal which comprises a carbon nanotubes and adhesive polydimethylsiloxane}

본 발명은 생체 신호 측정용 전극에 관한 것으로, 보다 구체적으로 유연성, 신축성 및 접착력이 우수하여 굴곡진 인체에 장시간 장착이 가능하며, 동잡음을 최소화하여 측정되는 생체 신호의 신뢰도를 향상시키기 위한 생체신호 측정용 전극에 관한 것이다.

최근 근육의 수축과 움직임, 심장박동 및 뇌 활동 등을 비롯한 다양한 인간 생체 활동에서 발생하는 생체신호를 측정하고, 이를 통해 생체 상태를 모니터링하고, 병을 진단할 수 있는바, 다양한 종류의 생체신호 측정 전극들이 개발 연구되고 있다.

이러한, 생체신호 측정용 전극은 생체신호를 측정하기 위해 피부 표면상에 전극을 부착하게 된다. 종래 생체신호 측정용 전극은 금속 전극과 피부사이에 전도성 풀이나 겔을 주입하여 피부와의 임피던스를 줄이고 생체신호를 측정할 수 있었으나, 장기간 사용할 경우 피부에 알러지 반응이나 통증을 유발하고, 시간이 지남에 따라 겔이 증발하여 신호품질이 저하될 뿐만 아니라 신체의 움직임에 의한 동잡음이 발생되므로 장시간 측정이 불가능했다.

따라서, 장시간 생체신호를 측정하기 위해 전도성 겔을 사용하지 않는 건성전극(dry electrode)이 개발되었으나, 피부 부착력이 낮아 임피던스 차이가 발생하여 신호의 왜곡이 발생하고, 유연성이 낮아 인체의 움직임에 취약하므로 여전히 장시간 고품질의 생체신호를 측정할 수 없다는 문제가 존재했다.

상술한 바와 같은 문제점을 해결하기 위해, 일상생활에서 피부 표면에 밀착되어 장시간 생체신호를 모니터링할 수 있는 생체신호 측정용 전극을 개발하였다. 이러한 선행기술로는 얇은 스킨 형태의 폴리디메틸실록산 기재를 사용하여 수분이나 공기의 투과율이 높고 생체와 유사한 유연성을 제공하면서도 전극이 폴리디메틸실록산 기재와 유리되지 않도록 폴리이미드를 첨가하는 것을 특징으로 한 전자기계 시스템용 폴리디메틸실록산 전극 고정화 방법 및 이에 의하여 제조된 전극이 공지되어 있으나, 이를 포함하는 전극의 구성이 복잡하고 제작이 까다로우며, 부착력이 없기 때문에 첨가제나 헬맷, 밸트, 밴드, 파스 및 셔츠와 같은 부가 장치가 필요할 뿐만 아니라, 금속 전극과 피부와의 임피던스 차이로 인해 신호품질이 저하될 수 있으므로 장시간 생체신호를 측정하는데 여전히 문제점이 존재한다.(특허 문헌 1.)

특허 문헌 1. 대한민국공개특허 제10-2011-0015335호

본 발명은 상술한 문제점을 해결하기 위해 안출된 것으로서, 본 발명의 목적은 어떠한 첨가제나 부가 장치 없이도 축축하거나 건조한 피부표면과 강한 부착력을 유지할 수 있을 뿐만 아니라, 기계적 특성이 피부와 유사하여 이질감이 없는 전도성 탄성복합재를 포함함으로써, 장시간 착용이 가능하고, 고품질의 생체신호를 측정할 수 있는 생체신호 측정용 전극을 제공하는 것이다.

상기한 바와 같은 목적을 달성하기 위하여 본 발명은 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극에 관한 것으로, 상기 탄소나노튜브 및 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 전도성 탄성복합재를 포함하고, 상기 접착형 폴리디메틸실록산은 폴리디메틸실록산 내에 존재하는 일부 메틸기가 비닐기로 치환된 것을 특징으로 하며, 상기 접착형 폴리디메틸실록산은 폴리카보네이트 필름에 대한 전단 접착력이 0.5 내지 1.5 N/cm이며, PE 필름으로부터의 박리 강도는 0.005 내지 0.05 N/cm인 것을 특징으로 한다.

상기 전도성 탄성복합재는 피부와의 접촉면적이 65~100%인 것을 특징으로 한다.

전도성 탄성복합재는 물에 대한 접촉각이 116~130°인 것을 특징으로 한다.

또한, 상기 생체신호 측정용 전극은 하층, 전극층 및 상층으로 이루어진 것으로서, 상기 하층은 판상 구조이고, 상기 전극층과 상층은 6구간으로 분할되어 형성되며, 상기 전극층은 네 개의 홀이 중앙에 위치하도록 형성되는 것을 특징으로 한다.

상기 네 개의 홀과 분할된 상기 6구간이 적어도 하나의 채널을 통해 연결되고, 상기 6구간은 상기 전도성 탄성복합재를 이용하여 형성되며, 상기 6구간 사이 및 테두리에는 접착형 폴리디메틸실록산이 포함된 코팅층이 형성되어 있는 것을 특징으로 한다.

상기 전극층은 회로패턴을 포함하고, 상기 회로패턴은 사각형 형태의 다수의 기판 및 상기 기판 사이를 연결하는 연결패턴을 포함하는 것을 특징으로 한다.

상기 전극층은 티타늄 레이어와 금 레이어로 이루어진 선을 폴리이미드로 감싸는 형태인 것을 특징으로 한다.

상기 연결패턴은 지그재그 형태로 이루어져있고, 상기 연결패턴의 폭은 0.05~0.2 ㎜이며, 상기 단위 패턴의 폭은 0.2~1 ㎜이며, 상기 단위 패턴에서 연결패턴 간 이격거리는 0.01~0.09 ㎜인 것을 특징으로 한다.

상기 생체신호 측정용 전극은 0.5~50 kPa의 범위에서 선택되는 영률(Young' modulus)을 갖는 것을 특징으로 한다.

상기 채널은 지그재그 형태로 이루어져 있고, 상기 채널 주기 폭은 0.1~0.9 ㎜인 것을 특징으로 한다.

상기 생체신호 측정용 전극의 총 두께는 50~150 ㎛인 것을 특징으로 한다.

상기 생체신호 측정용 전극은 정삼각형 형태인 것을 특징으로 한다.

상기 생체신호 측정용 전극의 상기 분할된 6구간은 세 개의 제1 프레임과 세 개의 제2 프레임을 포함하되, 상기 제1 프레임은 상기 정삼각형의 꼭지점에 위치하며, 상기 제2 프레임은 상기 정삼각형의 빗변에 위치하며, 상기 제2 프레임은 상기 제1 프레임 사이에서 오각형으로 구현된 것을 특징으로 한다.

이에 따르면, 본 발명의 생체신호 측정용 전극은 탄소나노튜브와 접착형 폴리디메틸실록산이 균일하게 혼합된 전도성 탄성복합재를 포함으로써, 첨가제나, 전도성 겔 및 부가장치의 추가 없이 피부와 접착이 가능하고, 생체와 유사한 유연성 및 신축성을 가지므로 피실험자의 피부표면에 착용할 경우 위화감이나 불편함을 느끼지 않아 일상생활에서 장시간 사용이 가능하다.

또한, 본 발명은 상기 전도성 탄성복합재는 전기전도성이 우수하여 금속 전극과 피부 간·직접적인 접촉을 하지 않아도, 금속 전극과 피부 사이에서 상호간 전기적 연결을 유지하므로 고품질의 생체신호를 측정할 수 있다.

또한, 본 발명의 생체신호 측정용 전극에 포함되는 탄소나노튜브 및 폴리디메틸실록산은 전단흐름에 의해 기계적으로 혼합되므로 내수성 및 내오염성이 우수하다. 따라서, 피부에서 발생되는 수분이나 분비액으로 인한 생체신호 측정용 전극과 피부와의 박리현상을 방지할 수 있다.

도 1은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재에서 탄소나노튜브와 접착형 폴리디메틸실록산의 혼합구조를 나타낸 개념도이다.
도 2는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재와 피부가 부착되었을 때의 구조를 나타낸 개념도이다.
도 3은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 구성도이다.
도 4는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 분리 사시도이다.
도 5a는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 상단에서 관찰된 모습을 촬영한 사진이다.
도 5b는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 하단에서 관찰된 모습을 촬영한 사진이다.
도 6a는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극에서 전극층을 구성하는 ELE 전극의 회로패턴을 촬영한 사진이다.
도 6b는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극에서 전극층을 구성하는 채널을 촬영한 사진이다.
도 7a는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극에서 전극층을 구성하는 ELE와 DRL 전극의 회로패턴을 나타낸 구성도이다.
도 7b는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극에서 전극층을 구성하는 채널의 회로패턴을 나타낸 구성도이다.
도 8a은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 홀과 상기 홀의 인접한 곳에 구비된 프리앰프의 구조를 나타낸 사진이다.
도 8b는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 홀에 위치하는 프리앰프(preamplifier)의 단면을 나타낸 사진이다.
도 9는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극와 연결되는 외부장치의 사진이다.
도 10a는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 측정원리를 나타낸 사진이다.
도 10b 및 도 10c는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극을 피실험자의 흉부에 부착한 모습을 촬영한 사진이다.
도 11은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재의 제조과정을 나타낸 개략도이다.
도 12은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극과 외부장치를 연결하는 홀의 제조과정을 나타낸 개략도이다.
도 13은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재의 주사전자현미경(SEM) 사진이다.
도 14는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재의 적외선분광분석(FTIR; Fourier transform infrared spectroscopy) 스펙트럼이다.
도 15a는 접착형 폴리디메틸실록산의 접촉각을 촬영한 사진이다.
도 15b는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재의 접촉각을 촬영한 사진이다.
도 16a는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 내수성을 확인하기 위하여 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극을 피실험자 피부에 부착한 후 샤워하는 모습을 촬영한 사진이다.
도 16b 및 도 16c는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극에 인쇄 회로 기판을 연결하고 물 속에서 심전도를 측정하는 모습을 나타낸 사진이다.
도 16d는 인쇄 회로 기판이 연결된 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극을 피실험자 피부에 부착한 후 물 속에서 측정한 심전도 결과 그래프이다.
도 17은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 접착력을 측정한 결과 그래프이다.
도 18은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 피실험자의 피부에 부착했을 때 모습을 촬영한 사진이다.
도 19은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 영률(Young's modulus)을 나타낸 그래프이다.
도 20은 사람피부 모사판(skin relica)의 표면을 주사전자현미경으로 촬영한 사진(a)과, 종래 접착성 테이프, 탄소나노튜브와 통상의 폴리디메틸실록산을 포함하는 전극 및 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 사람피부 모사판(skin replica) 상에 부착하였을 때의 구조(b)를 나타낸 개략도이다.
도 21은 종래 접착성 테이프(a), 탄소나노튜브와 통상의 폴리디메틸실록산을 포함하는 전극(b) 및 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재(c)를 사람피부 모사판(skin replica) 상에 부착하여 접착되는 면적을 비교한 결과를 나타내는 사진이다.
도 22는 본 발명의 사람피부 모사판의 제조과정을 나타낸 예시도이다.
도 23a는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극이 부착된 피부의 구조를 나타낸 도면이다.
도 23b는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극에 포함되는 탄소나노튜브의 함량에 따라 피부에 대한 Z_C위치에서의 임피던스를 측정한 결과 그래프이다.
도 23c는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극과 피부 사이 Z_CE위치에서의 임피던스 측정 결과 그래프이다.
도 23d는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재에서 금, 티타늄 및 폴리이미드를 포함하는 전극층으로만 이루어진 전극(이하, 건식 전극이라고도 한다.), 긴 건조시간을 가진 후의 상기 건식 전극, 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극 및 종래 Ag/AgCl과 피부 사이 Z_CE위치에서의 각각 임피던스 측정 결과 그래프이다.
도 24는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극에서 전극층을 형성하는 각 회로패턴의 사진과 FEM 분석 결과를 나타낸 그래프이다.
도 25는 피실험자의 움직임에 따른 피부의 신축 정도를 나타낸 그래프이다.
도 26은 왼팔에 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)과 비교예인 종래 Ag/AgCl 및 건식 전극(Dry)을 각 주파수에 따라 생체신호를 측정한 결과 그래프이다.
도 27은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)과 비교예인 종래 Ag/AgCl 및 건식 전극(Dry)의 각 주파수에 따른 동잡음 및 실효값(RMS; root mean square)을 나타낸 그래프이다.
도 28은 비교예인 종래 Ag/AgCl(a)와 건식 전극(b) 및 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극(c)을 이용하여 각각 생체신호를 측정한 결과 그래프이다.
도 29는 생체신호(ECG) 발생장치를 이용하여 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)과 비교예인 종래 Ag/AgCl 전극의 신호품질을 비교한 그래프이다.
도 30은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)의 소수성을 확인하기 위해, 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 피부에 부착한 후 잉크액을 떨어뜨린 후(a), 피부에 부착된 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 제거하여 침투여부를 확인한 사진(b)이다.
도 31은 종래 소수성 전극과 피부와의 부착 구조(a)와 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)과 피부와의 부착 구조(b)를 나타낸 구조도이다.
도 32는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재의 생체적합성을 알아보기위해 세포배양결과를 나타낸 사진이다.
도 33은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극의 생체적합성을 확인하기 위하여 일주일간 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 착용한 후의 피실험자 피부상태를 촬영한 사진이다.
도 34는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 이용하여 안전도(a)와 근전도(b)를 측정한 결과 그래프이다.
도 35는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극으로부터 생체신호를 측정하기위한 시스템을 나타낸 블록도이다.
도 36은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극에서 수신된 생체신호(아날로그 신호)를 디지털 신호로 변환하기 위한 외부장치 및 프로그램을 나타내는 사진이다.

이하에서, 본 발명의 여러 측면 및 다양한 실시예에 대해 더욱 구체적으로 살펴보도록 한다.

우선, 본 발명의 일 측면은 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극에 관한 것이다.

상기 전도성 탄성복합재는 탄소나노튜브 및 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 것을 특징으로 한다.

상기 접착형 폴리디메틸실록산은 폴리디메틸실록산 내에 존재하는 일부 메틸기가 비닐기로 치환된 것일 수 있으며, 보다 구체적으로 아래 [화학식 1]로 표시될 수 있다.

[화학식 1]

상기 식에서,

n 및 m은 1~15000의 정수이고, 상기 중합체의 점도는 400~6000 mPa·s이다.

상기 접착형 폴리디메틸실록산은 폴리카보네이트 필름에 대한 전단 접착력이 0.5 내지 1.5 N/cm이고, 피부에 대한 전단 접착력은 1.0 내지 2.0 N/cm²이며, PE 필름으로부터의 박리 강도는 0.005 내지 0.05 N/cm일 수 있다.

상기 탄소나노튜브는 단일벽 또는 다중벽 탄소나노튜브일 수 있다.

일반적으로 탄소나노튜브는 접착형 폴리디메틸실록산에서 내부 공간이 형성된 응집체 상태로 존재하여 전도성 탄성복합재의 표면거칠기는 증가되고, 전기 전도성은 저하된다. 반면, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 전도성 탄성복합재는 탄소나노튜브와 접착형 폴리디메틸실록산이 전단흐름(shear flow)을 이용하여 탄소나노튜브를 균일하게 분산시켜 상술한 문제점을 해결함으로써, 전도성 및 부착력이 상승되었다. 이러한 본 발명의 전도성 탄성복합재의 내부 혼합관계를 도 1에 나타내었다.

또한, 상기 전도성 탄성복합재는 피부와의 접촉면적이 65~100%이고, 보다 바람직하게는 80~100%이다. 종래 탄소나노튜브와 일반 폴리디메틸실록산이 61.9% 피부와의 접촉면적인데 비해 훨씬 우수한 부착특성을 갖는다. 여기서 피부와의 접촉면적은 (피부와 접촉된 전극의 면적/총 면적X100)%로 정의된다.(도 20참조)

또한, 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재는 영률과 같은 기계적 특성이 피부와 유사하므로 피실험자가 이질감이나 불편함을 느끼지 못한다. 특히, 영률이 피부와 유사하므로 잦은 움직임이 요구되는 일상생활에서도 전도성 탄성복합재의 파손, 손상없이 장기간 사용이 가능하다.(도 19 참조)

이러한, 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재의 넓은 접촉면적은 다양한 크기의 홈 및 굴곡을 갖는 인체 피부 표면 사이사이로 빈틈없이 부착될 수 있는 강한 접착력에 의한 것이다.

또한, 상기 전도성 탄성복합재는 물에 대한 접촉각이 116~130°인 것을 특징으로 한다. (도 15 참조) 또한, 상술한 전도성 탄성복합재의 부착특성과 우수한 소수성으로 인해 피부와 전도성 탄성복합재 사이에 물, 습기 및 음료와 같은 외부물질의 침투를 방지하므로 생체로부터 측정되는 신호의 품질이 우수하고, 일상생활에서 장기간 사용이 가능하다.

또한, 상기 전도성 탄성복합재는 인체 피부 표면과 기계적 특성이 유사하고, 10~150 ㎛의 얇은 두께를 가진다. 이를 피실험자 피부 표면에 적용할 경우 딱딱함과 같은 이질감을 느끼지 못하고, 잦은 움직임이 요구되는 일상생활에서 취급성이 우수하다. 따라서, 상기 전도성 탄성복합재를 이용한 생체신호 측정용 전극은 인체로부터 발생하는 생체신호를 고품질로 수신할 수 있다.

또한, 상술한 특징을 갖는 전도성 탄성복합재는 독성이 낮고, 종래 금속 전극 및 전도성 겔과는 달리 인체의 피부 표면에 발진 및 염증을 유발하지 않는 생체적합성 물질이라는 것을 하기 도 32 및 도 33에서 확인할 수 있다.

또한, 본 발명의 다른 측면은 생체신호 측정용 전극에 관한 것으로, 하기 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 바람직한 하나의 실시예를 상세히 설명하기로 한다.

도 3은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 구성도이고, 도 4는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 분리 사시도이며, 도 5a는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 상단에서 관찰된 모습을 촬영한 사진이며, 도 5b는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 하단에서 관찰된 모습을 촬영한 사진이다.

도 3, 도 4, 도 5a 및 도 5b에 도시된 바와 같이 상기 생체신호 측정용 전극은 생체신호를 측정하기 위한 장치로서, 생체신호(EEG)는 신체의 근육 세포들이나 신경 세포들에서 발생되는 전위 또는 전류 형태의 신호로, 생체 전위 또는 생체 전류라고도 하며, 뇌전도 신호, 심전도 신호, 안정도 신호, 근전도 신호일 수 있으며 이에 한정되는 것은 아니다. 본 발명에서는 심전도 신호를 예를 들어 설명하도록 한다.

도 3, 도 4, 도 5a 및 도 5b에 도시된 바와 같이 상기 생체신호 측정용 전극은 하층(100), 전극층(200) 및 상층(300)을 포함하는 예컨대, 정삼각형 형태로 구비되고, 상기 하층(100)은 분할되지 않은 판상 구조이고, 상기 전극층(200)과 상층(300)은 6구간으로 분할되어 형성될 수 있다. 여기서, 상기 생체신호 측정용 전극은 정삼각형에 한정되지 않고 다각형과 같은 다양한 형태로 구비될 수 있다.

이러한 구조의 생체신호 측정용 전극은 표준사지유도와 증폭단극유도의 구성에 의한 에인트호벤의 삼각형에 의거하여 구성된 것으로, 일반적으로는 전극을 왼팔(LA), 왼다리(LL), 오른팔(RA)에 각각 부착하여 생체신호를 측정하나, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 하층, 전극층 및 상층을 포함하는 하나의 전극 형태로 구비되어, 크기 및 형태가 작고 얇아 휴대 및 장착에 어려움이 없다.

이러한 상기 하층(100)은 폴리디메틸실록산(PDMS)을 포함하는데, 실리콘계 고무형태인 폴리디메틸실록산과 전극층(200)간의 격자상수 및 열팽창 계수의 차이 등 재료적 측면에서의 이질성으로 전극층(200)의 형성이 어렵고 부착력이 약하므로 전극층(200)을 마이크로미터 단위의 선폭으로 패터닝하게되면 전극층(200)이 하층(100)으로부터 박리될 수 있으므로, 하층(100)과 전극층(200)간의 부착력을 높이기 위해 하층(100)을 표면 전처리할 수 있다.

상기 표면 전처리는 사이층(도면 미기재)을 형성하거나 하층(100)의 표면 거칠기를 증가시키는 방법 등이 있다.

또한, 상기 하층(100)에 포함되는 폴리디메틸실록산의 표면은 소수성으로 물이나, 오염물에 강하므로 이를 이용한 생체신호 측정용 전극은 내오염성 및 내수성이 우수하다.

또한, 상기 하층(100)의 두께는 1~10 ㎛인 것을 특징으로 하는데, 상기 하층(100)의 두께가 1 ㎛ 미만이면 전극층(200)을 패터닝하기위한 충분한 강도가 형성되지 않는 문제가 발생할 수 있고, 10 ㎛를 초과하면 생체신호 측정용 전극의 총 두께가 두꺼워지고, 전극층(200)의 전극과 외부 장치를 연결하는 홀(280)의 깊이가 깊어지게 되므로 생체신호 측정용 전극을 제조하는 비용과 시간이 추가되는 문제가 발생할 수 있다.

또한, 상기 하층(100)은 수분, 산소 및 마찰과 같은 외부 환경 변화로부터 전극층(200)을 보호하고, 노이즈를 차단하기 위해 상기 전극층(200) 및 상층(300)을 감싸도록 형성된다. 이를 통해 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 수명이 길어지고, 일상생활에서 장기간 생체신호를 측정할 수 있다.

상기 전극층(200)은 네 개의 홀(280)이 중앙에 위치하도록 형성되며, 상기 전극층(200) 중앙에 위치하는 네 개의 홀(280)과 분할된 6구간(210,220,230,240,250,260)이 채널(270)을 통해 전기적으로 연결될 수 있다.

상기 전극층(200)의 분할된 6구간(310,320,330,340,350,360)은 ELE 전극(EEG lead electrode)을 포함하는 세 개의 제1 프레임(210,230,250)과 DRL 전극(driven-right-leg electrode)을 포함하는 세 개의 제2 프레임(220,240,260)으로 이루어진 정삼각형 형태로 형성될 수 있는데, 능동형 소음제거(ANC, active-noise-cancelling)기술을 이용한 구조로 측정되는 생체신호의 잡음을 제거하고, 품질을 향상시킨다.

보다 구체적으로 상기 전극층(200)의 구조를 설명하자면, 상기 제1 프레임(210,230,250)은 상기 제2 프레임(220,240,260) 사이 상기 정삼각형의 꼭지점에 위치할 수 있다. 보다 구체적으로, 상기 정삼각형의 꼭지점과 상기 제1 프레임(210,230,250)의 어느 한 꼭지점이 맞물리도록 하고, 상기 제1 프레임(210,230,250)의 밑변이 상기 정삼각형의 중앙을 향하도록 위치하는 것일 수 있다. 여기서, 상기 제1 프레임(210,230,250)은 정삼각형 형태에 한정되지 않고 다이아몬드형과 같은 다양한 형태로 구비될 수 있다.

상기 제2 프레임(220,240,260)은 상기 정삼각형의 빗변에 위치하며, 상기 제1 프레임(210,230,250) 사이에서 오각형으로 구현될 수 있다.

상기 제1 프레임(210,230,250)과 상기 제2 프레임(220,240,260)은 회로패턴을 포함하는데, 이러한 회로패턴의 구조는 도 6a 및 도 7a에 구체적으로 도시하였으며 이를 참고로 하여 상기 제1 프레임(210,230,250) 및 상기 제2 프레임(220,240,260)의 회로패턴에 대해 보다 상세히 설명하고자 한다.

상기 제1 프레임(210,230,250) 및 상기 제2 프레임(220,240,260)의 회로패턴은 다수의 사각형 형태의 기판(211) 및 상기 기판(211) 사이를 연결하는 연결패턴(213)을 포함하되, 상기 기판(211)은 길이가 0.5~1.5 ㎜이고, 상기 기판 상에는 복수의 원형 돌기(212)가 형성되어 있다.

상기 연결패턴(213)은 지그재그 형태의 단위 패턴으로 이루어져있고, 상기 연결패턴(213)의 폭은 0.05~0.2 ㎜이며, 상기 단위 패턴의 폭은 0.2~1 ㎜이며, 상기 단위 패턴에서 연결패턴(213)간 이격거리는 0.01~0.09 ㎜일 수 있다.

또한 상기 채널(270)도 회로패턴을 포함하는데, 상기 채널(270)의 회로패턴은 도 6b, 도 7b에 구체적으로 도시하였으며 이를 참고로 하여 상기 채널(270)의 회로패턴을 보다 자세히 설명하기로 한다.

상기 채널(270)의 회로패턴은 지그재그 형태로 이루어져있고, 사이 채널 주기 폭은 0.1~0.9 mm일 수 있다.

상기 전극층(200)은 금, 티타늄 및 폴리이미드를 포함할 수 있고, 금 및 티타늄으로 이루어진 선을 폴리이미드가 감싸는 형태일 수 있다.

또한, 상기 전극층(200)의 두께는 1~10 ㎛일 수 있는데, 상기 전극층(200)의 두께 범위는 신호의 전도 특성과 제조비용을 고려하여 결정된 것으로, 상기 전극층(200)의 두께가 1 ㎛ 미만이면 신호의 전도 특성이 저하되고 10 ㎛를 초과하면 전도특성에 비해 제조비용이 매우 많이 상승하기 때문에 제시된 범위 내에서 전극층(200)의 두께를 결정하는 것이 바람직하다.

상기 홀(280)은 인쇄 회로 기판과 유선으로 연결되어 전극층(200)을 구성하는 6구간(210,220,230,240,250,260)에서 측정된 생체신호를 인쇄 회로 기판을 통해 외부 장치로 전송할 수 있다.

또한, 상기 홀(280)은 전기도금(electroplating)을 통해 전도성 금속을 홀(280)의 내측면을 감싸도록 형성될 수 있다. 이를 통해 상기 홀 부분에 납땜이 가능하도록 할 수 있다. 여기서, 상기 전도성 금속은 폴리디메틸실록산과 같은 탄성중합체와 가장 상호연결이 우수한 니켈을 사용하는 것이 가장 바람직하다.

또한, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 보다 더 우수한 생체신호를 얻기 위하여 하층(100)에 형성된 홀(280)과 인접한 곳에 프리앰프(preamplifier)를 더 포함할 수 있다. 이러한, 프리앰프 및 홀(280)의 구조를 도 8a 및 도 8b에 나타내었다.

보다 구체적으로, 도 8a은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 홀과 상기 홀의 인접한 곳에 구비된 프리앰프의 구조를 나타낸 사진이고, 도 8b는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 홀에 위치하는 프리앰프(preamplifier)의 단면을 나타낸 사진으로, 상기 프리앰프과 홀(280)은 전극층(200)과 동일한 재질로 이루어진 전선을 이용하여 연결될 수 있다.

상기 생체신호 측정용 전극은 상기 홀(280)을 통해 연결된 인쇄 회로 기판(printed circuit board)을 더 포함할 수 있고, 이를 도 9에 나타내었다.

도 9는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극와 연결되는 인쇄 회로 기판의 사진으로, 이를 참고로 하면 상기 인쇄 회로 기판은 증폭기, 필터부, 마이크로프로세서 및 무선 통신 모듈부로 이루어진 군으로부터 선택되는 어느 하나 이상의 것으로 이루어진 것일 수 있다.

상기 인쇄 회로 기판은 전극층(200) 및 상기 홀(280)과 플립칩 본딩(fiip chip bonding), 와이어 본딩(wire bonding) 또는 탭 본딩(TAB bonding)되어 연결된 것일 수 있다.

또한, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 상층(300)으로부터 전극층(200)으로 전달된 생체신호를 인쇄 회로 기판을 통해 외부장치인 PC로 전송되며, 이때, 무선 또는 유선으로 전송될 수 있다.

또한, 인쇄 회로기판은 측정한 생체신호를 증폭 및 필터링 처리한 후, 디지털 데이터로 변환할 수 있고, 변환한 데이터를 압축/암호화 등의 처리과정을 거친 후 저장할 수 있으며, 저장된 데이터를 외부 장치에 무선으로 전송하거나, 혹은 측정한 raw data 그대로를 외부 장치에 무선으로 전송할 수 있다.

즉, 상기 인쇄 회로 기판은 측정된 데이터를 무선으로 직접 전송할 수 있도록 구성되거나, 인덕터를 통해 외부 장치와 접속할 수 있도록 구성될 수 있으나, 반드시 상기와 같은 구성으로 한정되는 것이 아니라 유선 방식을 통해 인쇄 회로 기판에 저장된 데이터를 외부 장치로 전송할 수도 있도록 구성될 수 있다.

도 10a는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 측정원리를 나타낸 사진이다. 이에 따르면, 오른손, 왼손, 왼발에 전극을 연결하여 심전도를 기록한 것으로 오른발에 연결된 전극은 접지로 사용된다. 상기 왼손-오른손(lead Ⅰ), 왼발-오른손(lead Ⅱ) 및 왼발-왼손(lead Ⅲ)의 두 전극 사이의 전압 차를 절대치로 기록하는 표준사지 유도를 이용한 것이다. 다만, 본 발명에서는 발목과 손목에 전극을 연결하지 않고 에인트호벤의 삼각형에 기인한 구조를 갖는 생체신호 측정용 전극을 이용하여 측정하였다. 이러한 구조를 통해 종래 심전도 측정 장치에 비해 가볍고 얇아 휴대가 용이하고, 사용방법이 손쉬워 장소에 구애받지않고 혼자서도 착용이 가능하다.

또한, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 종래 생체신호 측정용 전극에 비해 두께가 매우 얇고 강도가 약하므로 전극층(200) 또는 하층(100)에 납땜을 할 수 없다. 따라서, 외부장치와 생체신호 측정용 전극을 연결할 수 없으므로 생체신호를 측정하지 못할 수 있다. 이러한 문제를 해결하고 인쇄 회로 기판와의 연결을 위해서 아래와 같은 방법으로 납땜가능한 홀(280)을 제조하는 것이 바람직하다.

도 12는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 하층에 위치한 홀(280)의 제조과정을 나타낸 예시도로, 이를 참고로 하여 보다 구체적으로 설명하고자 한다.

가장 먼저, 상기 홀(280)을 형성하고자 하는 전극층(200) 표면 부위에 금, 티타늄을 포함하는 레이어 층을 형성하고, 펀치(직경이 1~2 mm)로 구멍을 내어 홀(280)을 형성한 다음 상기 형성된 홀(280)의 레이어 층 상에 니켈을 전기도금하여 홀(280)의 내측면을 감싸도록 제조한다. 추가적으로 폴리이미드 기재 상에 프리앰프를 형성할 수 있으며, 이러한 과정으로 제조된 홀(280)은 납땜을 할 수 있다.

상기 상층(300)은 상기 전극층(200)을 감싸게 되는데, 이는 상기 전극층(200)과 피부와 직접적인 연결을 방지하여 장시간 사용시 발생할 수 있는 피부 알러지 반응, 괴사 및 염증을 방지하고, 우수한 전기전도성을 가지므로 피부와 전극층(200)을 전기적으로 연결해주기 위함이다.

또한, 샤워 및 격렬한 운동과 같은 인체의 움직임에도 피부와 생체신호 측정용 전극이 박리되지 않고 밀착을 유지하므로 동잡음 및 노이즈가 저해되어 우수한 신호품질의 생체신호를 측정할 수 있다.

상기 상층(300)은 6구간으로 분할되어 형성되며, 분할된 6구간(310,320,330,340,350,360)은 세 개의 제1 프레임(310,330,350)과 세 개의 제2 프레임(320,340,360)을 포함한다.

상기 상층(300)의 분할된 6구간(310,320,330,340,350,360)은 상기 전극층(200)의 분할된 6구간(210,220,230,240,250,260)과 동일한 형태의 구조인 것이 가장 바람직하다.

보다 구체적으로 상기 상층(300)의 분할된 6구간(310,320,330,340,350,360)을 설명하자면, 상기 제1 프레임(310,330,350)은 상기 제2 프레임(320,340,360) 사이 상기 정삼각형의 꼭지점에 위치할 수 있다.

상기 제2 프레임(320,340,360)은 상기 정삼각형의 빗변에 위치하며, 상기 제1 프레임(310,330,350) 사이에서 오각형으로 구현된 것일 수 있다.

또한, 상기 상층(300)의 분할된 6구간(310,320,330,340,350,360)은 전기 전도성 및 피부 부착력이 우수한 탄소나노튜브(CNT)와 접착형 폴리디메틸실록산(aPDMS)을 함유하는 전도성 탄성복합재를 포함하고, 상기 상층(300)의 분할된 6구간(310,320,330,340,350,360) 사이 및 테두리(370)에는 피부 부착력이 우수한 접착형 폴리디메틸실록산이 포함된다.

이는 생체신호 측정용 전극이 피실험자 피부에 부착되도록 하기 위한 폴리아크릴레이트와 같은 첨가제 또는 상기 생체신호 측정용 전극을 피실험자의 피부에 고정시키기 위한 헬맷, 셔츠, 밴드 및 밸트와 같은 부가 장치를 도입하지 않아도 우수한 피부 부착력을 갖기 때문에 제조 및 단가 비용을 절감할 수 있고, 생체신호 측정용 전극의 부피를 현저히 줄일 수 있으므로 피실험자 피부에 부착할 경우 착용감을 향상시킬 수 있다.

상기 상층(300)은 우수한 전도성을 갖는 탄소나노튜브를 접착형 폴리디메틸실록산과 혼합하여 제조함으로써 피부에 대한 부착력이 높으면서 인체 내에서 발생하는 생체신호를 전극층으로 전달할 수 있다.

또한, 상기 상층(300)의 전도성 탄성복합재는 소수성과 피부와의 부착력이 우수하다. 특히 피부 미세주름 사이사이에 강하게 부착되기 때문에 종래 소수성 전극에 비해 피부와 전극사이에 침투되는 물, 습기, 오염물질에 대한 내성이 더 강하다. 따라서, 피부와 전극의 박리를 방지하므로 더 오랜기간 사용이 가능하다.

본 발명에 따른 생체신호용 전극은 총 두께가 50~150 ㎛로 통상적인 생체신호용 전극에 비해 얇고, 인체에 대해 높은 부착력을 가지며, 피부와 유사한 유연성과 신축성을 가지므로 인체에 부착시 피부 움직임과 유사한 움직임을 나타낼 수 있고, 착용자의 피부에 알러지 반응, 염증 및 자극을 발생하지 않으므로 위화감, 불쾌감 및 불편함을 유발하지 않을 뿐 아니라 종래 Ag/AgCl과 유사한 신호품질을 갖는 생체신호를 측정할 수 있다.

따라서, 상기 생체신호용 전극은 움직임이 많은 일상생활 중에서도 우수한 신호품질을 갖는 생체신호를 측정할 수 있으며, 장기간 사용이 가능하다.

도 10a, 10b 및 10c는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극을 사람피부에 부착시킨 모습을 촬영한 사진으로, 이를 참고로 하면 피부 상에 존재하는 주름진 부위에도 잘 부착되어있는 것을 확인할 수 있다. 그러나 이때, 상기 상층(300)에 존재하는 탄소나노튜브가 잘 분산되지 못하고 돌출되면 전극층(200)과 상층(300)간의 접촉저항(contact impedance)이 증가되는 문제가 발생할 수 있다.

또한, 본 발명의 생체신호 측정용 전극은 어떠한 접착제 또는 부가 장치 없이도, 굴곡진 흉부에 들뜸 현상없이 균일하게 밀착될 수 있음을 알 수 있다.

상기 접착형 폴리디메틸실록산은 우수한 기계적 특성에도 불구하고 전기전도성이 매우 낮으므로 피부와 전극층 간의 전기적 연결을 하는 상층의 물질로는 부적합하다. 다만, 종래 증폭기(pre-amplifier)를 사용하여 피부로부터 전류(potential)을 측정하는 방법이 있으나 이는 높은 동잡음을 발생시키므로 측정되는 생체신호의 품질이 저하되는 문제점이 존재한다.

따라서, 상기와 같은 문제점을 해결하기 위해 본 발명에서는 전기전도성이 우수한 탄소나노튜브를 이용하고자 하였으나, 점도성 용액에서 탄소나노튜브는 강한 반데르 발스 힘에 의해 서로 엉겨 응집되므로 균일한 분산이 이뤄지지 않는다. 상층(300)과 전극층(200)간의 접촉저항이 증가되는 문제를 발생시킨다.

상술한 문제점을 통해 본 발명은 탄소나노튜브를 폴리디메틸실록산에 잘 분산시키기 위해서 solvent-wet 분산법을 이용하여 탄소나노튜브의 응집을 억제시켜 균일하게 분산되도록 제조하였다.

이러한 과정을 통해 제조된 탄소나노튜브는 어떠한 화학적 변형없이 낮은 표면 에너지를 갖도록 하여 점도성 용액에서 균일하게 분산되게 한다.

도 11는 본 발명에 따른 생체측정용 전극에 포함되는 상층의 제조과정을 나타낸 개략도이다.

본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 상층을 구성하는 전도성 탄성복합재의 제조방법은 아래 단계들을 포함한다.

Ⅰ) 탄소나노튜브와 에탄올을 포함하는 혼합용액을 제조하는 단계,

Ⅱ) 상기 혼합용액에 접착형 폴리디메틸실록산을 첨가하여 회전시키며 분산하는 단계 및

Ⅲ) 상기 분산액을 경화하여 탄소나노튜브와 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 전도성 탄성복합재를 제조하는 단계.

보다 구체적으로 가장 먼저, 탄소나노튜브와 에탄올을 포함하는 혼합용액을 제조한다. 이때, 상기 탄소나노튜브는 단층(singled-wall) 또는 다층(multi-wall) 탄소나노튜브일 수 있다.

또한, 상기 탄소나노튜브는 혼합용액을 제조하기 전에 건조하는 단계를 추가할 수 있다.

상기 혼합용액 총 중량을 기준으로 혼합되는 상기 탄소나노튜브의 중량%는 0.1 내지 10 중량%일 수 있는데, 상기 탄소나노튜브의 혼합 중량비가 0.1 중량% 미만이면 충분한 전기전도성을 나타내지 못하는 문제가 발생할 수 있고, 10 중량%를 초과하게 되면 신축성과 영률 및 유연성이 저하되는 문제가 발생할 수 있다.

다음으로 상기 혼합용액에 접착형 폴리디메틸실록산을 첨가하여 회전시키며 분산하게 되는데, 이는 전단흐름(shear flow)을 이용하여 탄소나노튜브가 분산되는 것으로, 보다 상세하게는 전단흐름은 유체의 운동방향과 외부에서 가해지는 힘의 작용방향이 벡터적으로 일치되는 흐름을 의미한다.

즉, 상기 혼합용액 내에 존재하는 탄소나노튜브는 그 입자의 크기가 작고, 지름 대 길이의 비(aspect ratio)가 매우 커서 각 탄소나노튜브들이 따로 존재하지 않고 응집체 형태로 형성되어 있다. 이러한 응집체에 응력(stress)를 최대로 전달하게되어 상기 탄소나노튜브 응집체 내부에 작용하는 반데르 발스 힘에 의한 상호작용력을 깨뜨리게되고 이에 의하여 각각의 탄소나노튜브들이 접착형 폴리디메틸실록산 내에 균일하게 분산되게 된다.

도 1은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 분산과정을 나타낸 개략도로, 상기 접착형 폴리디메틸실록산에 탄소나노튜브가 분산되기 위하여 상기 탄소나노튜브 응집체에 전단흐름에 의한 수력학적 상호작용(hydrodynamic interaction)으로 인해 상기 탄소나노튜브의 응집체들 간의 상호작용력이 저하되어 분산되도록 하는 것을 나타내고 있다.

상기 회전속도는 200~300 rpm인 것이 바람직하다.

상기 혼합용액과 접착형 폴리디메틸실록산을 혼합할 때 사용되는 장치는 회전축의 직경이 4.0~6.0 cm이고, 원통의 내측과 회전축과의 거리가 0.1~3 mm일 수 있다.

도 13은 본 발명에 따른 탄소나노튜브가 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 전도성 탄성복합재의 주사전자현미경(SEM) 사진으로, 여기서, 전도성 탄성복합재는 THF를 첨가하는 전처리 과정을 통해 접착형 폴리디메틸실록산이 제거된 것으로, 상기 탄소나노튜브가 접착형 폴리디메틸실록산에 균일하게 분산되어 있음을 확인할 수 있다. 특히, 어떠한 기공 또는 공간도 존재하지 않고 폴리디메틸실록산과 탄소나노튜브가 혼합되어 존재하는 것을 확인할 수 있다.

도 14는 본 발명에 따른 탄소나노튜브와 접착형 폴리디메틸실록산를 포함하는 전도성 탄성복합재의 적외선분광분석(FTIR; Fourier transform infrared spectroscopy) 스펙트럼으로, 이를 통해 탄소나노튜브의 분산은 전도성 탄성복합재 내에 존재하는 접착형 폴리디메틸실록산의 분자구조의 변화를 야기하지 않았음을 확인할 수 있으며, 이는 탄소나노튜브와 접착형 폴리디메틸실록산이 기계적으로 혼합되어 있음을 의미한다.

도 15a는 접착형 폴리디메틸실록산 표면의 물에 대한 접촉각을 측정한 사진이고, 도 15b는 본 발명에 따른 탄소나노튜브와 접착형 폴리디메틸실록산를 포함하는 전도성 탄성복합재 표면의 물에 대한 접촉각을 측정한 사진이다. 이때, 상기 시료들의 표면에 증류수 5 ㎕를 떨어뜨린 후 접촉각을 측정하였다.

상기 도 15a 및 도 15b에 나타난 바와 같이, 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재 표면의 물에 대한 접촉각은 116°으로 접착형 폴리디메틸실록산을 단독으로 사용했을 때보다 소수성이 더 우수하다는 것을 확인하였다.

도 16a는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 내수성을 확인하기 위하여 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극을 피실험자 피부에 부착한 후 샤워하는 모습을 촬영한 사진이고, 도 16b 및 도 16c는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극에 인쇄 회로 기판을 연결하고 물 속에서 심전도를 측정하는 모습을 나타낸 사진이며, 도 16d는 인쇄 회로 기판이 연결된 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극을 피실험자 피부에 부착한 후 물 속에서 측정한 심전도 결과 그래프이다.

도 16a 내지 16c에 나타난 바와 같이 왼팔에 고정된 인쇄 회로 기판을 포함하는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극을 착용하고 물속에 있거나 물속에서 움직임이 있어도(예컨대 샤워) 피부와 분리되거나 형태나 성질이 변화되지 않는다는 것을 확인할 수 있다.

또한, 도 16d에 나타난 바와 같이 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 물속에서도 우수한 품질의 생체신호를 측정할 수 있다는 것을 확인하였다.

도 17은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 접착력을 측정한 그래프이고, 도 18은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 피실험자의 피부에 부착했을 때 모습을 촬영한 사진이다.

도 17 및 18에 나타난 바와 같이, 본 발명에 따른 탄소나노튜브와 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 생체신호 측정용 전극의 피부에 대한 접착력을 측정하기 위해 상기 생체신호 측정용 전극이 피부로부터 분리되는 힘을 측정하며, 이러한 실험을 반복하여 측정한다. 매 다섯 번의 반복 실험이 끝나고, 다음 반복 실험을 시작하기 전 상기 생체신호 측정용 전극을 알코올로 세척하는 전처리 과정을 수행한다.

도 17을 참고로 하면, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 초기에 1.1 N/ cm²의 우수한 접착력을 나타내었으나, 반복 실험 횟수가 증가할수록 상기 생체신호 측정용 전극의 피부에 대한 접착력이 점차 감소한다는 것을 확인할 수 있다.

한편, 상기 접착력이 저하된 생체신호 측정용 전극에 간단한 세척과정을 수행하여 주면 피부에 대한 접착력이 초기 접착력과 유사하게 회복되는 것을 확인 할 수 있다.

이를 통해, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 접착제를 이용하는 종래 생체신호 측정용 전극과는 달리 간단한 세척을 통해서 초기 접착력으로 회복이 가능하므로 반복적인 접착/분리 과정을 겪더라도 재사용이 가능하고, 장기간 이용이 가능하다는 것을 알 수 있다.

도 19는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 영률(Young's modulus)을 나타낸 그래프로, 이때, instron(testresoruces, Shakopee, MN, USA) 모델명 5567을 사용하여 측정하였다.

도 19를 참고로 하면, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 영률(Young's modulus)은 3 MPa인 폴리디메틸실록산에 비해 더 낮은 13.6 kPa를 가진다는 것을 확인할 수 있다.

한편, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 영률과 피부의 영률을 비교하여 보면 피부의 영률은 130 kPa으로 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극과 유사한 영률을 갖는 것을 확인할 수 있다.

상술한 바와 같이, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 탄소나노튜브와 접촉형 폴리디메틸실록산을 포함함으로써, 폴리디메틸실록산만을 이용한 전극보다 낮은 영률을 가지게 되어, 표면적이 넓은 본 발명의 생체신호 측정용 전극은 피부와 유사한 기계적 물성을 갖게되므로 고도의 등각 접촉(conformal contact)을 달성할 수 있고, 피부 표면 상에 존재하는 주름진 부위에도 긴밀한 접촉을 갖는 것을 확인할 수 있다.

도 20은 사람피부 모사판(skin relica)의 표면을 주사전자현미경으로 촬영한 사진(a)과, 종래 접착성 테이프, 탄소나노튜브와 통상의 폴리디메틸실록산을 포함하는 전극 및 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 사람피부 모사판(skin replica) 상에 부착하였을 때의 구조(b)를 나타낸 개략도이고, 도 21은 종래 접착성 테이프(a), 탄소나노튜브와 통상의 폴리디메틸실록산을 포함하는 전극(b) 및 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재(c)를 사람피부 모사판(skin replica) 상에 부착하여 접착되는 면적을 비교한 결과를 나타내는 사진으로, 여기서 사용된 사람피부 모사판(skin replica)은 겔 형태인 폴리디메틸실록산을 신체의 흉부에 대고 피부표면 미세지형을 본 뜬 후, 65 ℃에서 2 시간 동안 건조시켜 제조한 것을 사용하였다. 이러한 사람피부 모사판의 제조과정을 도 22에 나타내었다.

도 20은 상술한 과정을 통해 제조된 사람피부 모사판(skin replica) 표면의 주사전자현미경(SEM; scanning electron microscope)사진으로, 이를 참고로 하면 사람피부 모사판(skin replica)의 표면은 유연한 곡선 부위와 주름진 부위가 구비되어 있으므로 이는 인체와 유사한 미세지형을 갖는 것을 알 수 있다.

도 20에 나타난 바와 같이, 인체와 동일한 미세지형을 갖는 상기 사람피부 모사판(skin replica)은 투명하기 때문에 사람피부 모사판(skin replica) 상에 각각 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극 종래 접착성 테이프 및 탄소나노튜브와 통상의 폴리디메틸실록산을 포함하는 생체신호 측정용 전극과 같은 시료를 부착하고 난 후, 사람피부 모사판(skin replica) 하단면을 통해 접촉된 면적을 측정할 수 있다. 따라서, 상술한 바와 같은 과정을 통해 측정된 면적을 (어두운 영역의 면적/총 면적X100)%로 계산하여 도 21 상단에 표기하였다.

도 21은 순서대로 종래 접착성 테이프(a), 탄소나노튜브와 통상의 폴리디메틸실록산을 포함하는 전극(b) 및 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재(c)을 부착하였을 때 측정된 접촉 면적을 나타낸 것으로, 밝은 영역은 접촉이 이루어지지 않은 부위이고, 어두운 영역은 접촉이 이루어져 밀착된 부위를 의미한다.

이를 통해 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극의 접촉 면적은 99.7%로 종래 접착형 테이프 또는 생체신호 측정용 전극의 접촉 면적 30.9% 또는 61.9%보다 월등히 우수한 접촉 면적을 갖는 것을 확인할 수 있으며, 특히 곡선 부위와 주름진 부위에도 긴밀한 밀착이 이루어진다는 것을 확인할 수 있다.

이는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극과 피부간에 등각 접촉(conformal contact)이 이루어졌음을 의미하며 이로 인해 우수한 접촉저항(contact impedance)을 유지할 수 있으므로, 발생되는 동잡음과 노이즈를 저하시킬 수 있다.

도 23a는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극이 부착된 피부의 구조를 나타낸 도면이고, 도 23b는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극에 포함되는 탄소나노튜브의 함량에 따라 피부에 대한 Z_C위치에서의 임피던스를 측정한 결과 그래프이며, 도 23c는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극과 피부 사이 Z_CE위치에서의 임피던스 측정 결과 그래프이며, 도 23d는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재에서 금, 티타늄 및 폴리이미드를 포함하는 전극층으로만 이루어진 전극(이하, 건식 전극이라고도 한다.), 긴 건조시간을 가진 후의 상기 건식 전극, 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극 및 종래 Ag/AgCl과 피부 사이 Z_CE위치에서의 각각 임피던스 측정 결과 그래프이다. 여기서, 임피던스는 Solarlron 1260 impedance spectroscopy system의 4-전극기법(probe technique)을 사용하여 측정한다. 총 두께가 100 ㎛이고, 길이는 10 cm이며, 너비는 2 cm인 상기 탄소나노튜브 및 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 전도성 탄성복합재 상에 전도성 은 페이스트를 부착하여 네 개의 전극을 형성하고, 상기 네 개의 전극 간 이격 거리는 2 cm가 되도록 제조한다.

도 23b 및 도 23c에 나타난 바와 같이 상기 탄소나노튜브 및 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 전도성 탄성복합재 내에 존재하는 탄소나노튜브의 함량이 1.0%일 때에 비해 2.5%일 때가 접촉저항이 가장 낮다는 것을 확인하였다. 즉, 탄소나노튜브의 함량이 증가할수록 임피던스 수치는 낮아진다는 것을 확인할 수 있다.

도 23d에 나타난 바와 같이 겔을 도포한 종래 Ag/AgCl 전극의 저항(impedance)에 비해 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극이 조금 높기는 하나, 주파수가 높아질수록 차이가 미미해 진다는 것을 확인할 수 있다. 또한, 탄소나노튜브 및 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하지않는 건식전극은 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극에 비해 임피던스 수치가 상당히 높았다.

그러나, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 피부와의 긴밀한 밀착을 종래 Ag/AgCl 전극에 비해 장시간 유지할 수 있고, 동잡음(motion artifact)의 발생을 효율적으로 방지할 수 있으므로, 월등히 우수한 전기적 특성 및 물리적 특성을 갖고 고품질의 생체신호를 측정할 수 있다.

따라서, 상술한 모든 실험결과를 종합하면 피부의 표피가 신체 움직임으로 인해 늘어나거나 수축할 때 동잡음(motion artifact)이 발생하게 된다. 또한, 이러한 피부의 표피 상에 부착된 종래 Ag/AgCl 및 건식 전극은 피부 표피와 같은 신축성을 갖지 못하므로 접촉저항(contact impedance)의 급격한 변화를 야기한다.

반면, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 피부와 유사한 영률(Young's modulus)을 가지므로 급격한 접촉저항(contact impedance)의 변화를 방지한다. 또한, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 피부와 유사한 신축성을 갖도록 하기 위해서 전극층을 회로패턴을 갖도록 설계하였으며, 상기 회로패턴은 지그재그 형태의 통로를 포함하여 신축성 및 유연성을 향상시켰다.

도 24는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극에서 전극층을 형성하는 각 회로패턴의 사진과 FEM 분석 결과를 나타낸 그래프이다.

이를 참고로 하면 일반적으로 FEM 분석에서 폴리이미드 기재 상에 형성된 금 레이어층이 1%이상 벌어지지 않으면 전도성이 유지되는데, 본 발명에 따른 회로패턴은 30%까지 신축되어도 어떠한 기계적 균열도 발생하지 않았음을 확인할 수 있다.

도 25는 피실험자의 움직임에 따른 피부의 신축 정도를 나타낸 그래프로, 이를 참고로 하면, 피실험자 팔의 움직임에 따른 흉부의 피부 변화가 최대 30%까지 늘어난다는 것을 확인할 수 있으므로 상기 도 25의 결과를 통해 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극을 피실험자 신체에 부착하고 일상생활을 하더라도 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극 내에 구비된 회로패턴 손상 및 파열없이 전기적 연결이 유지된다는 것을 확인할 수 있다.

또한, 상기 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극 내에 구비된 두가지 형태의 회로패턴은 신체의 움직임에 의해 발생되는 동잡음과 기계적인 스트레스를 최소한으로 할 수 있다.

따라서, 피실험자의 신체 중 가장 움직임이 많은 팔과 이로 인해 피부의 변화량이 가장 많은 흉부에서도 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 전극층에 구비된 회로패턴, 탄소나노튜브와 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 상층의 물리적 특성 및 전극층과 상층의 구조에 의해 피부와 유사한 유연성과 신축성을 가지게 되므로 손상 및 파열이 발생하지 않고 장기간 사용이 가능하며, 우수한 품질의 생체신호를 측정할 수 있다.

도 26은 왼팔에 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)과 비교예인 종래 Ag/AgCl 및 건식 전극(Dry)을 각 주파수에 따라 생체신호를 측정한 결과 그래프이고, 도 27은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)과 비교예인 종래 Ag/AgCl 및 건식 전극(Dry)의 각 주파수에 따른 동잡음 및 실효값(RMS; root mean square)을 나타낸 그래프이다. 여기서, 상기 각 전극은 두 개씩 각각 4 cm 이격거리를 갖도록 왼팔에 부착한다.

상기 왼팔에 부착된 각 전극은 연결된 생체신호 측정 시스템(MP150, Biopac System, Inc., Goleta, CA, US)과 증폭기(500V/V) 및 밴드패스 필터를 통해 측정하였다.

도 26 및 도 27에 나타난 바와 같이, 주파수가 1 Hz에서 3 Hz로 변화함에 따라 상기 건조 전극의 실효값은 0.05에서 1.52 V로, 종래 Ag/AgCl 전극의 실효값은 0.02~0.42 V로, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 0.03~0.28 V로 나타났다.

특히, 3 Hz 주파수에서 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 종래 Ag/AgCl 전극보다 높은 접촉저항(contact impedance)를 가짐에도 불구하고 낮은 동잡음을 갖는 것으로 확인되었는데, 이는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극이 갖는 구불구불한 형태의 회로패턴에 의해 신축되는 정도가 완화되었기 때문으로 여겨진다.

그러나, 본 발명과 동일한 구조의 회로패턴을 갖는 건식 전극은 가장 높은 접촉저항(contact impedance)를 나타내며, 3 Hz 주파수에서 포화되었음을 확인할 수 있다. 이는 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극이 갖는 회로패턴 또는 전극의 재질 각각은 미미한 효과와 문제점을 가지므로 일상생활에 적용이 어려웠지만, 본 발명에서 제안한 것과 같이 생체신호 측정용 전극을 형성하게 되면 내오염성 및 내수성이 뛰어나 외부 환경 변화에 강하고, 신축성 및 유연성이 우수하여 피실험자의 움직임에 따른 파열, 손상 및 박리현상이 발생하지 않으며, 부착력이 뛰어나면서 전기전도성을 나타내어 피부 표면으로부터 측정된 생체신호를 전극층으로 잘 전달할 수 있는 등의 효과들이 발생하게 되므로 일상생활에서 장시간 사용이 가능하다.

도 28은 비교예인 종래 Ag/AgCl(a)와 건식 전극(b) 및 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극(c)을 이용하여 각각 생체신호를 측정한 결과 그래프이다.

도 28에 나타난 바와 같이, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극(c)은 종래 Ag/AgCl(a) 전극과 건식 전극(b)에 비해 우수한 품질의 생체신호를 측정할 수 있음을 확인할 수 있다.

도 29는 생체신호(ECG) 발생장치를 이용하여 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)과 비교예인 종래 Ag/AgCl 전극의 신호품질을 비교한 그래프로, 아가로스 겔 상에 생체신호 발생기와 상기 전극을 연결하여 측정되는 생체신호의 품질을 비교하였다.

도 29에 나타난 바와 같이 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)은 비교예인 종래 Ag/AgCl 전극과 동일한 품질의 신호를 측정할 수 있음을 확인하였다. 즉, 본 발명에 따른 생체신호 측정용 전극은 비교예인 Ag/AgCl 전극과 피부와의 부착력 및 탄성률과 같은 특성을 제외한 전기전도성면에 있어서, 동일한 수준이라는 것을 의미한다.

도 30은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극(CNT/aPDMS)의 소수성을 확인하기 위해, 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 피부에 부착한 후 잉크액을 떨어뜨린 후(a), 피부에 부착된 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 제거하여 침투여부를 확인한 사진(b)이다.

도 30에 나타난 바와 같이 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재가 부착된 피부 표면에는 잉크액이 한방울도 스며들지 않았음을 확인할 수 있다. 이를 통해 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재는 소수성 및 강한 접착특성으로 인해 외부에서 유입되는 물, 습기 및 오염물에 대해 강한 내성을 가짐을 알 수 있다. 즉, 피실험자의 피부와 상기 전도성 탄성복합재 사이에 상기 오염물질의 침투가 불가능할 뿐만 아니라, 이로 인한 잡음도 방지할 수 있다.

도 31은 종래 소수성 전극과 피부와의 부착 구조(a)와 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재와 피부와의 부착 구조(b)를 나타낸 구조도이다.

도 31에 나타난 바와 같이 본 발명의 전도성 탄성복합재는 소수성 및 강한 부착특성으로 인해 종래 소수성 전극에 비해 더 우수한 내오염성을 갖는다는 것을 확인할 수 있다.

도 32는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재의 생체적합성을 알아보기위해 세포배양결과를 나타낸 사진으로, 여기서, 녹색은 생존한 세포, 적색은 사멸한 세포를 나타낸다.

본 발명에 따른 탄소나노튜브 및 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 전도성 탄성복합재로 이루어진 판의 표면에 Skin fibrolast cel(CCD~986sk cell line)를 배양하였다. 1 주일 동안 배양한 후, 세포생사 분석을 한 결과, 대부분의 세포가 생장하고 있음을 확인할 수 있으며, 이를 통해 생체 적합하다는 것을 알 수 있다.

도 33은 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극의 생체적합성을 확인하기 위하여 일주일간 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 착용한 후의 피실험자 피부상태를 촬영한 사진으로, 이에 따르면, 일주일의 착용 기간 후의 피실험자 피부상태는 발진, 염증과 같은 피부손상의 흔적이 전혀 없음을 확인할 수 있다. 따라서, 본 발명의 전도성 탄성복합재는 생체적합성이 우수하다는 것을 알 수 있다.

도 34는 본 발명에 따른 전도성 탄성복합재를 포함하는 생체신호 측정용 전극을 이용하여 안전도(a)와 근전도(b)를 측정한 결과 그래프로, 이에 따르면, 심전도를 비롯한 안전도 및 근전도를 측정할 때도 우수한 품질의 신호를 측정할 수 있음을 확인할 수 있다. 따라서, 본 발명의 전도성 탄성복합재는 심전도 전극에만 한정되지 않고 다양한 생체신호 측정용 전극에 적용될 수 있음을 나타내는 것이다.

100 : 하층 200 : 전극층
300 : 상층 210,230,250 : 전극층의 제1 프레임
220,240,260 : 전극층의 제2 프레임
270 : 채널 280 : 홀

Claims (13)

1. 탄소나노튜브 및 접착형 폴리디메틸실록산을 포함하는 전도성 탄성복합재를 포함하고,
   상기 접착형 폴리디메틸실록산은 폴리디메틸실록산 내에 존재하는 일부 메틸기가 비닐기로 치환된 것을 특징으로 하며,
   상기 접착형 폴리디메틸실록산은 폴리카보네이트 필름에 대한 전단 접착력이 0.5 내지 1.5 N/cm이며, PE 필름으로부터의 박리 강도는 0.005 내지 0.05 N/cm인 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
2. 제1항에 있어서,
   상기 전도성 탄성복합재는 피부와의 접촉면적이 65~100%인 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
3. 제1항에 있어서,
   전도성 탄성복합재는 물에 대한 접촉각이 116~130°인 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
4. 제1항에 있어서,
   상기 생체신호 측정용 전극은 하층, 전극층 및 상층으로 이루어진 것으로서,
   상기 하층은 판상 구조이고,
   상기 전극층과 상층은 6구간으로 분할되어 형성되며,
   상기 전극층은 네 개의 홀이 중앙에 위치하도록 형성되는 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
5. 제4항에 있어서,
   상기 네 개의 홀과 분할된 상기 6구간이 적어도 하나의 채널을 통해 연결되고,
   상기 6구간은 상기 전도성 탄성복합재를 이용하여 형성되며,
   상기 6구간 사이 및 테두리에는 접착형 폴리디메틸실록산이 포함된 코팅층이 형성되어 있는 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
6. 제4항에 있어서,
   상기 전극층은 회로패턴을 포함하고,
   상기 회로패턴은 사각형 형태의 다수의 기판 및 상기 기판 사이를 연결하는 연결패턴을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
7. 제4항에 있어서,
   상기 전극층은 티타늄 레이어와 금 레이어로 이루어진 선을 폴리이미드로 감싸는 형태인 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
8. 제6항에 있어서,
   상기 연결패턴은 지그재그 형태로 이루어져있고,
   상기 연결패턴의 폭은 0.05~0.2 ㎜이며, 단위 패턴의 폭은 0.2~1 ㎜이며, 상기 단위 패턴에서 연결패턴 간 이격거리는 0.01~0.09 ㎜인 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
9. 제4항에 있어서,
   상기 생체신호 측정용 전극은 0.5~50 kPa의 범위에서 선택되는 영률(Young' modulus)을 갖는 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
10. 제5항에 있어서,
    상기 채널은 지그재그 형태로 이루어져 있고,
    상기 채널 주기 폭은 0.1~0.9 ㎜인 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
11. 제4항에 있어서,
    상기 생체신호 측정용 전극의 총 두께는 50~150 ㎛인 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
12. 제4항에 있어서,
    상기 생체신호 측정용 전극은 정삼각형 형태인 것을 특징으로 하는 생체신호 측정용 전극.
13. 제12항에 있어서,
    상기 생체신호 측정용 전극의 상기 분할된 6구간은 세 개의 제1 프레임과 세 개의 제2 프레임을 포함하되,
    상기 제1 프레임은 상기 정삼각형의 꼭지점에 위치하며,
    상기 제2 프레임은 상기 정삼각형의 빗변에 위치하며,
    상기 제2 프레임은 상기 제1 프레임 사이에서 오각형으로 구현된 것을 특징으로 하는 생체 신호 측정용 전극.

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