압전 재료의 미세가공 기술을 통한 소자 제작과 응용

압전 세라믹과 초음파 응용

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1. 서론

압전 효과는 전기적 에너지를 기계적 에너지 혹은 기 계적 에너지를 전기적 에너지로 변환할 수 있는 특이성 을 가지고 있다. 이 현상은 1880년도 Pierre와 Jacques

Curie 형제에 의해 석영과 토르말린에서 발견되었다. 석

영에 전기장을 인가하게 되면 이 전기장이 물질의 쌍극 자를 재배열 시키게 되고 쌍극자가 재배열될 때 물질의 두께가 바뀌게 되는 원리로 압전 효과가 발생하는 것이 다. 하지만, 석영이나 토르말린과 같이 자연적으로 압전 특성을 가지는 물질들은 실제적으로 센서와 액츄에이터 설계에 드물게 사용되고 있다. 이는 낮은 압전 특성으로 인하여 충분한 소자의 성능을 구현하기 어렵기 때문이다.

따라서, 고성능의 소자를 제작하기 위해서는 높은 압전 특성을 가지는 압전 물질의 개발이 필수적이며, 목적에 따라 높은 Curie 온도를 가지는 물질의 개발이 필요할 수 있다. 이러한 목적으로 압전 현상의 발견 후 Lithium niobate (LiNb

O

), Barium titanate(BaTiO

), Lead zir- conate titanate(Pb(Zr,Ti)O

또는 PZT) 등의 인공 압전 물질 개발이 활발히 이루어졌으며, 많은 센서 및 액츄에 이터 개발에 사용되고 있다. 특히 압전 물질의 특이성으 로 인해 물리적, 음향적 외부 스트레스를 전기 에너지로 의 전환이 가능하여 압전 재료는 초음파 트랜스듀서, 인 공와우 (artificial chcolear), 에너지 하베스터 (energy harvester), 가속도 센서, 마이크로 액츄에이터, 소나 (sonar), 초음파 거리센서, 유량 센서, 그리고 바이오 센

서 등의 제작에 사용되고 있다.

전자·기계 부품 및 소자는 모든 전자·기계 시스템에 서 특정한 기능을 수행하는 가장 작은 단위이므로 특정 응용분야의 시스템을 설계할 때 선행적으로 연구되어야 하는 기본 요소라고 할 수 있다. 최근 시스템 크기의 소 형화 및 정밀화가 요구됨에 따라 세계적인 전자·기계 부품 및 소자산업의 연구동향은 소형화의 추세를 따르고 있다. 전자·기계 부품의 소형화는 단순히 시스템의 크 기를 줄일 뿐만 아니라, 이에 필요한 전력 소모량 감소 효과를 기대할 수 있다. 또한 소자의 소형화는 고성능화, 다기능화, 집적화 및 대량생산에 유리하며 소자의 크기 로 인해 발생되는 물리적 한계를 극복 가능하게 해준다 는 이점으로 인하여 많은 연구가 진행되고 있다. 이러한 기술적 요구에 따라 1987년도 미세전자 기계 시스템 (micro electro mechanical system, MEMS)이 처음으로 소개 되었으며 현 2014년까지 센서 및 액츄에이터 분야 에서 많은 산업발달을 이끌고 있다. 특히 반도체 공정산 업의 눈부신 발전으로 인하여 미세전자 기계 시스템 공 정 기술의 혁신을 이루어 내었으며 앞으로도 많은 산업 적 혁신을 이루어 낼 수 있는 기술로 평가된다.

압전 재료의 개발과 미세 공정의 발달은 초음파 트랜 스듀서의 발달에도 영향을 주었다. 기존의 초음파 트랜 스듀서는 압전 세라믹을 절단하여 제작하게 되는데 이는 10 MHz 이상의 초음파를 발생시키는 트랜스듀서 어레 이 제작이 어려운 한계점이 있으며, 대량생산에 불리한 단점이 있었다.

한편, MEMS 기술을 기반으로 제작되

압전 재료의 미세가공 기술을 통한 소자 제작과 응용

글

_ 최홍수, 정준택, 이원준, 장종문

대구경북과학기술원

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는 압전 박막 초음파 트랜스듀서는 그 성능적 측면에서 여전히 많은 개선이 필요하나, 벌크 세라믹의 단점들을 극복할 수 있는 후보군으로 평가되고 있다.

본 리뷰 원 고에서는 벌크 세라믹 트랜스듀서의 한계점을 극복하기 위한 미세가공에 기반을 둔 초소형 초음파 트랜스듀서 (piezoelectric micromachined ultrasonic transducer, pMUT) 의 제작법과 그 응용 및 연구 동향에 관하여 기술하고자 한다.

2. 압전 초음파 트랜스듀서

압전 초음파 트랜스듀서는 20 kHz 이상의 가청주파수 를 넘어선 음파를 발생/센싱하는 소자로 초음파 이미징 시스템 뿐만 아니라, 거리센서, 비파괴검사, 치료용 초음 파 의료기, 유량센서, 혈류량 측정기 등 그 활용분야가 무궁무진하다. 압전 초음파 트랜스듀서는 크게 벌크 세 라믹을 기계적으로 가공하여 제작하는 벌크 세라믹 초음 파 트랜스듀서와 MEMS 공정을 사용하여 제작하는 piezoelectric micromachined ultrasonic transducer (pMUT) 으로 나눌 수 있다. 아래 Fig. 1은 기계가공으로 제작되 는 초음파 트랜스듀서와 MEMS 공정 기술로 제작되는 초음파 트랜스듀서의 개략도를 나타낸 것이다.

초음파 트랜스듀서의 성능은 전기기계결합계수, 초음 파 강도, 대역폭, 음향 임피던스 등으로 평가되는데, 이 중 가장 기초적이고 중요하게 평가되어야 할 요소는 전기기 계결합계수라 할 수 있다. 전기기계결합계수는 초음파를 발생/센싱 시 에너지의 변환계수로 그 값이 높을 때 전기

장을 인가하여 최대의 초음파를 발생시킬 수 있으며, 그 와 반대로 초음파가 트랜스듀서에 센싱되었을 때 많은 전기적 신호를 만들 수 있다. 벌크 세라믹을 기계가공하 여 제작하게 되는 초음파 트랜스듀서의 전기기계결합계 수(k)는 재료 그 자체에 의해 대부분 결정되며 그 형태와 지지층에 따라 약간의 차이를 보이게 된다. 예를 들면, 얇은 판형태 PZT 구조물의 전기기계결합계수는 약 0.5 를 가지는 반면 긴 막대 형태의 PZT는 0.7을 가진다.

반 면, pMUT의 경우 압전 박막을 기판에 증착시키게 되며 이 때의 실효 전기기계결합계수는 압전 물질 그 자체의 영향보다 길이와 넓이의 비율,

상부 전극의 형태와 면적,

그리고 지지층의 두께 등의 구조적 특징에 더 많은 영향 을 받게 된다.

따라서, pMUT의 형태에 따른 성능평가 는 매우 중요하다. Fig. 2(a)는 pMUT의 디자인에 따른 전 기기계결합계수를 2차원 analytical model을 통해 시뮬 레이션 한 결과이다.

Fig. 2(b)를 통하여 사각형 구조의 pMUT의 경우 멤브레인의 길이와 넓이가 같을 때 가장 높은 전기기계결합계수를 가짐을 알 수 있으며, Fig. 2(c) 를 통하여 멤브레인의 크기가 결정된 이후 상부전극이 멤브레인 면적의 23.9%를 차지할 때 가장 높은 전기기 계결합계수를 가짐을 알 수 있다. Fig. 3은 실리콘 멤브 레인 지지층 두께에 따른 전기기계결합계수와 공진주파 수를 나타낸다.

그래프로부터 실리콘 멤브레인지지층의 두께가 압전물질의 두께와 근접할 때 가장 높은 전기기 계결합계수를 보임을 알 수 있다.

MEMS 공정기술을 이용하여 제작된 박막 pMUT의 압전상수는 다음과 같이 계산된다.

Fig. 1. 벌크 세라믹 초음파 트랜스듀서(좌)와piezoelectric micromachined ultrasonic transducer의 개략도(우)³⁾.

k

: 전기기계결합계수, ε

: 유전률 S

, S

: 탄성 계 수, C

, C

: 강도 계수 d

,

, e

,

: 박막 압전상수, e

, e

: 벌크 세라믹의 압전상수를 나타낸다.

위 첨자 T, E는 응력,전기장이 일정함을 나타내는 것 이고, 아래첨자 f는 이상적으로 클램핑 된 기판에 올라간

｜film을 의미하는 것이다.

위의 식으로부터 박막 압전상수 e

가 벌크 압전상수 e

에 비해 크다는 것은 주목할 만하다. 일반적으로 압전 계수 아래첨자는 방향을 의미하는 것인데 x, y, z의 방향

축 설정보다 1, 2, 3등의 숫자로 표현하는 것이 poling 방 향과 stress의 인가방향, strain, compliance matrix 표현 에 더욱 유리하다. d

로 표현되는 압전 상수의 아래첨자 (ij)에서 앞의 i는 전기장의 방향을 의미하는 것이고, 뒤 첨자 j는 인가된 전기장으로 인해 발생되는 strain의 방향 최홍수, 정준택, 이원준, 장종문

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Fig. 2. (a) 2차원analytical model, (b) 멤브레인 길이/넓이 변화에 따른 전기기계결합계수, (c) 상부전극의 길이/넓이에 따른 전기기계결합계수 모델링 결과.⁸⁾

Fig. 3.

실리콘 멤브레인지지층의 두께에 따른 전기기계결합계수와 공진주파수

(1)

(2)

(3)

을 나타낸 것이다. 일반적인 벌크 세라믹의 e

값은 e

값 보다 크게 나타나므로 벌크 세라믹 초음파 트랜스듀서의 경우 일반적으로 d

모드로 설계되고, 박막기반의 pMUT의 경우

e

값이

e

값보다 크므로 d

모드 로 설계되는 것이 유리하다는 사실을 알 수 있다.

아래의 Table 1은 대표적인 압전 물질들의 압전 상수 를 나열해 놓은 것이다.

위의 결과들로부터 압전 초음 파 트랜스듀서의 설계는 그 목적에 따라 압전 물질의 선 택이 선행되어야 하며, 압전 물질이 선택된 후에는 박막 기반 pMUT의 구조적 측면에서 최대의 성능을 가지기 위해서는 일반적으로 아래와 같은 특성을 가지는 것이 유리하다고 볼 수 있다.

·실리콘지지층의두께가압전박막의두께와근접할것

·상부 전극의 면적이 멤브레인 면적의 25%

·d

모드 박막 초음파 트랜스듀서

·원형의 멤브레인 구조

3. 2차원 pMUT 어레이

단일 초음파 트랜스듀서는 초음파의 상하 (elevation angle)/ 좌우 (azimuth angle)로의 전기적 방향조절이 불 가능 하므로 그 응용분야가 매우 한정적이다. 하지만, 초 음파 트랜스듀서의 어레이는 초음파의 전기적 방향조절 이 가능하므로 많은 응용분야에 이용될 수 있다. 초음파 트랜스듀서 어레이는 크게 linear sequential array, curvi- linear array, linear phased array, annular array, 1.5-D array, 2-D phased array로 나눌 수 있으며 전기적 빔포밍으로

상하/좌우 방향으로 초음파 방향조절이 가능한 어레이는 2-D phased array가 유일하다. 하지만, 2-D phased array 의 신호 처리 복잡성과 신호 라인의 증가로 인한 시스템 의 크기증가, 채널 간의 상호 간섭 등의 문제를 가지고 있다.

2-D phased 어레이는 모든 단일 초음파 트랜스듀서에 신호선을 연결하여 초음파를 발생/센싱 하는 구조 (fully addressed 2-D array)로 설계하는 법과 각 행과 열이 겹 치는 부분만 자극하는 열-행 접근법 (row-column address- ing) 방식이 있다. Fig. 4는 열-행 접근법으로 설계된 2-D pMUT 어레이의 개략도를 나타낸 것이다.

2-D 초음파 트랜스듀서 어레이를 열-행 접근법으로 제작함으로써 신 호선의 숫자를 비약적으로 줄일 수 있다. 예를 들면, 모 든 단일 초음파 트랜스듀서에 신호선을 연결하는 방식 (fully addressed 2-D array)의 경우 32×32 어레이는 최 소 1024개의 신호선을 요구하는 반면 열-행 접근법으로 설계된 초음파 트랜스듀서 어레이는 64개의 신호선으로 2-D 어레이의 구현이 가능하다.

하지만, 열-행 접근법 으로 설계된 초음파 트랜스듀서는 트랜스듀서 간의 상호 간섭으로 인해 잡음이 발생하는 단점이 있으며 이 단점 은 연구를 통한 개선이 필요한 부분이다.

열-행 접근법으로 설계되는 2차원 pMUT 어레이는 공 정적인 측면에서 어려움이 따른다. Sol-gel 방식으로 코팅 된 PZT 박막의 경우 하부전극이 패터닝 된 후 코팅하게 되면 균일하지 않은 기반층으로 인하여 고르게 코팅될 수 없다. 이러한 이유에서 하부 전극의 패터닝은 PZT의

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Table 1.

대표적 압전물질들의 압전특성

Fig. 4.

열-행 접근법

초음파 트랜

스듀서어레이의 개략도

패터닝 후 이루어져야 하며, 따라서 상부 전극, PZT, 하 부 전극의 순서로 식각하여야 한다. 2차원 pMUT 어레 이는 Fig. 5에서 보는 것 같이 하부 전극을 식각하는 동 안 횡 방향 (lateral direction)으로 연결된 상부 전극들이 끊어지게 되며 이를 다시 연결하기 위해 메탈 브릿지 공 정이 개발되었다.

메탈 브릿지 공정은 공정 프로세스 상에서 끊어지는 상부 전극을 다시 연결해줄 뿐만 아니 라, pMUT의 액티브 영역 외의 연결에서 발생하는 기생 커패시턴스 (parasitic capacitance)를 감소시킴으로써 초 음파 트랜스듀서의 성능을 향상 시켜주게 된다.

Fig. 6은 제작된 pMUT 어레이의 사진과 어레이 내의 단일 pMUT의 단면도를 나타낸 것이다.

32×32 pMUT 어레이의 하부 전극은 종 방향 (vertical direction)으로 연결되어 있으며, 상부 전극은 횡 방향으로 연결되어 있

다. 제작된 32×32 pMUT 어레이는 약 4.8×4.8 mm의 크기를 가진다.

Fig. 7은 2-D pMUT 어레이의 단일 초음파 트랜스듀 서를 멤브레인 공진 주파수인 2.2 MHz의 5 V

sinwave 로 자극하였을 때 수중에서 발생한 초음파의 강도를 영 상화 한 것이다.

초음파 트랜스듀서에서 4 mm 떨어진 곳에서의 spatial peak temporal average intensity (I

) 는 최고 4.6 µ W/cm

를 얻을 수 있었다. 초음파 강도는 4 mm인 곳부터 측정이 되었는데, 이는 초음파 측정을 위 해 만든 시스템 패키지로 인하여 하이드로폰 (hydrophone) 이 최대 4 mm까지 접근 할 수 있었기 때문이다. 또한, 발생한 초음파 강도가 상대적으로 약한 것을 알 수 있는 데, 이는 수중 측정 중 절연을 위하여 초음파 트랜스듀서 표면을 17 µm 두께의 polydimethylsiloxane (PDMS)층 최홍수, 정준택, 이원준, 장종문

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Fig. 5.

하부전극이 패턴될 때 식각되는 상부 전극을 나타냄.

Fig. 6. pMUT

단면도

어레이

Fig. 7.

단일 초음파 트랜스듀서를 자극하였을 때 발생한 초음파

을 코팅하였기 때문이다. 이는 약 3 µm 정도의 멤브레 인 두께에 비해 상대적으로 매우 두꺼우므로 멤브레인의 진동을 방해하여 상당량의 초음파 강도를 감쇄시켰을 것 으로 보인다.

Fig. 8은 32×32 어레이에서 9개의 초음파 트랜스듀서 에 펄스 신호를 인가하였을 때 발생한 임펄스 응답을 본 것이다 [(row, column): (1, 1), (1, 16), (1, 32), (16, 1), (16, 16), (16, 32), (32, 1), (32, 16), (32, 32)].

위의 결과로부 터 제작된 초음파 트랜스듀서 어레이의 펄스 지속시간 (pulse duration)은 1.2 µs이며 fast Fourier transform (FFT) 결과 2.22 MHz의 중심 주파수를 가지며, -6 dB 비대역 폭은 약 43%를 가짐을 알 수 있다.

4. 자극용 원형 pMUT 어레이

신경관련 질병들은 사람의 일생에 치명적인 영향을 초 래한다. 신경 질병을 극복하기 위해 전기적 자극법과 광 학적 자극법 그리고 자기적 자극법 등이 제시되었으나, 전기적 자극법과 광학적 자극법은 사람의 인체 내로 소 자가 삽입되어야 하기 때문에 매우 침습적인 방법이며 아울러 신경의 손상을 야기할 수 있다. 자기적 자극법의 경우 소자를 인체 내부로 삽입하지 않고 인체 외부에서 자극할 수 있으나, 자기장을 집중시킬 수 없어 특정한 뉴

런을 자극할 수가 없다. 반면, 초음파적 자극법은 인체 내에 거의 무해하며, 소자를 뇌 내부로 삽입할 필요가 없 어 신경손상의 위험이 적다. 또한, 초음파는 빔포밍 기술 을 통하여 원하는 부위에만 초음파를 집중시킴으로써 원 하는 신경만을 자극할 수 있는 장점이 있다. Table 2은 뇌심부자극을 위해 사용되는 방법들의 장점과 단점들을 나열한 표이다.

신경자극을 위해 사용되는 초음파의 방사패턴은 좁은 형태를 가져야 원하는 뉴런만 자극하고 주변 뉴런들은 자극하지 않게 된다. 초음파를 사용할 때는 인체에 해를 주지 않으려면 mechanical index와 thermal index가 높 지 않은 초음파를 사용하여야 하기 때문에, 초음파의 적 정한 강도와 주파수가 사용되어야 한다. 이러한 이유에 서 Low-frequency, Low-intensity 초음파로 대뇌부와 신 경세포들을 자극하는 연구들이 이루어 지고 있다.

원형 초음파 트랜스듀서 어레이는 중심축을 기준으로 대칭적인 구조를 이루고 있기 때문에 다른 초음파 트랜 스듀서 어레이들과 비교하여 신경자극에 유리한 장점을 몇 가지 가지고 있다. 첫째로, 별도의 빔포밍 과정을 걸 치지 않더라도 초음파가 포커싱이 되는 장점이 있다. 둘 째, 그 방사패턴은 단일 초음파 트랜스듀서와 비교하여 좁은 패턴을 나타내며 side lobe가 거의 발생하지 않는 특징을 가지고 있다.

셋째, 축 방향으로 포커싱을 조 절 할 수 있어 자극영역의 변화를 줄 수 있는 장점도 가 지고 있다. 위의 3가지 장점들로 인하여 원형 초음파 트 랜스듀서 어레이는 신경자극을 위한 초음파 트랜스듀서 어레이 중 가장 이상적인 후보군으로 생각되며, phased

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Fig. 8. 9개의 초음파 트랜스듀서에500 ns 펄스를 인가하여 측정된 응답, (상)

시간 도메인, (하

표면에서

떨어진 곳에서 측정

Table 2.

뇌심부 자극을 위해 사용되는 방법

·효율적인 자극법

·침습적

·주변의 뉴런들도 자 극함³¹⁾

·분해능이 높아 특정 뉴런자극 가능³¹⁾

·감쇄가 심함

·물질의종류에관계없 이투과율이비슷함

·비참습적³²⁾

·포커싱 할 수 없음³²⁾

·물질에따라투과율이 다름

·거의침습적이지않음

·포커싱 가능

어레이와 비교하여 시스템이 단순하여 생산 비용을 절감 할 수 있다.

Fig. 9은 제작된 원형 초음파 트랜스듀서 사진이다. 제 작된 초음파 트랜스듀서는 25개의 동심원 트랜스듀서 어 레이로 구성되어 있으며, 45도 각도의 동위각 8조각으로 나누어져 있다. 25개의 동심원을 통하여 초음파 트랜스 듀서 어레이는 축 방향 (z축)으로 초음파의 포커싱을 조 절할 수 있으며, 8개의 동위각 조각을 통해 초음파의 세 기 및 x, y축으로의 미세 조정이 가능하다. 원형 어레이 는 2396개의 pMUT으로 이루어져 있으며 어레이의 크 기는 2.5×2.5 cm이다.

Fig. 10은 원형 초음파 트랜스듀서 어레이의 자극영역 별 발생한 초음파의 강도의 측정결과를 나타낸 것이다.

그림에서 보는 것과 같이 동위각 방향으로 자극영역을 변화하였을 때 초음파 방사패턴이 변화하는 것을 볼 수 있으며, 원형 초음파 트랜스듀서 어레이 전체를 자극하 였을 때 좁은 초음파 방사패턴을 얻을 수 있는 것을 볼 수 있다. 이 결과는 신경을 자극할 때 주위의 신경을 자 극 하지 않고 특정 신경만 자극할 수 있으며, 초음파 방 향의 미세조정이 가능함을 알 수 있다.

5. pMUT 어레이를 이용한 초음파 세포자극 시스템

현재까지 진단, 치료 등 의학분야에서 많이 사용되고 있는 방사선, 광, 혹은 자기장과 같은 에너지와 달리 초 음파는 인체에 무해한 에너지로 알려져 있다. 이러한 이 유로 초음파는 의학 분야에서 영상뿐만 아니라 치료 분야에 도관심이대두되고있다. 특히치료용초음파는Fig. 11과같 이 정형외과에서 골절된 뼈에 초음파 자극을 주었을 때 대조군 그룹보다 골세포 생성을 촉진 시켜, 보다 빠르게 골절된 부위를 치료를 하거나 또는 치과에서 임플란트 시술 시 좀 더 빠른 치료를 위해 사용되고 있다.

최근 연구동향으로는 초음파로 세포를 자극하여 세포 의 분열을 촉진시키거나 신경세포의 신경 분화를 촉진시 키는 연구가 진행되고 있다.

이러한 연구는 앞으로 최홍수, 정준택, 이원준, 장종문

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Fig. 9.

제작된 원형 초음파 트랜스듀서어레이 사진.

Fig. 10.

원형 초음파 트랜스듀서어레이의 자극부에 따른 초음파 강도 측정 결과

자극영역, 트랜스듀서 표면에서

초음파가 치료분야에 사용되고 개발되는 뒷받침이 될 것 으로 예상된다. 하지만 위와 같은 연구를 하는데 사용되 는 기존의 초음파 자극 시스템은 실험을 하는데 있어 여 러 가지 어려움이 있다. 먼저, Fig. 12와 같이 시스템 자 체의 크기가 크기 때문에 세포를 배양하는 인큐베이터 안에서 사용을 할 수가 없다.

따라서 세포를 자극 할 때에는 세포가 잘 배양될 수 있게 만들어진 인큐베이터 안의 환경이 아닌 외부 환경에서 세포를 자극한 후 자극 이 끝나면 세포를 다시 인큐베이터 안에 넣는 방식을 이 용한다. 이러한 경우 세포에 스트레스를 가할 뿐 아니라 오로지 초음파의 영향만으로 세포의 상태가 변화 되는지 알 수 없기 때문에 실험의 신뢰도가 떨어지게 된다.

또한 기존 실험들에 사용되는 초음파 자극 시스템은

고가의 장비이기 때문에 주로 실험실에서는 하나의 초음 파 트랜스듀서로 자극 조건을 바꾸어 가며 실험을 한다.

이러한 실험 방식은 동시에 다양한 조건으로 자극을 주 기 어려워 효율성 면에서도 단점이 있다. 이러한 단점들 을 보완하고자 Fig. 13과 같이 pMUT을 이용한 세포자 극 시스템이 개발되었다.

Fig. 14와 같이 페릴렌 (parylene)으로 코팅되어 방수 와 생체적합성을 갖는 2-D pMUT 어레이와 12-well transwell을 이용하여 만든 세포자극 시스템은 시스템 자 체의 크기가 작아 세포를 자극 할 때에도 인큐베이터 안 에서 다양한 조건을 가지고 실험을 할 수 있다.

pMUT을 이용한 세포자극 시스템은 Fig. 15와 같이 하나의 pMUT 어레이 위에서 다양한 조건으로 실험이 가능하여 실험 수행에 걸리는 전체적인 시간을 크게 줄 일 수 있다. 예를 들어 Fig. 15에 있는 다양한 실험 조건 중 duty cycle 15%의 초음파를 이용하여 자극한다면 대

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Fig. 11.

골절 시 초음파에 의한 골세포 생성 촉진을 보여주는 토끼 뼈의

사진

Fig. 12.

단일 초음파 트랜스듀서를 사용한 기존의 초음파 자극시스템.

Fig. 13. pMUT과12 well transwell

을 이용한 새로운 세포자극시스템.

Fig. 14. pMUT과12 well transwell

을 이용한 새로운 세포자극시스템 모식도

조군 그룹, 5분, 10분, 20분 그리고 30분 자극 그룹까지 총 5가지의 시간 파라미터를 가지고 자극을 할 수 있다.

만약 기존의 하나의 트랜스듀서를 사용하는 시스템을 사 용 한다면 산술적으로 총 소요시간이 65분이 걸리지만

pMUT 어레이를 이용한 세포 자극시스템을 이용할 경우

30분으로 시간이 기존 시간보다 50% 이상 단축된다. 이는 세포자극을 위한 실험준비 시간을 제외한 것으로 세포자극 실험전체를고려한다면더많은차이가있을것이다.

또한 기존의 실험 방식은 세포배양접시 밑에서 초음파 트랜스듀서를 위치시켜 자극하는 방식인데 이러한 방식 은 세포배양접시의 바닥에 의한 초음파 강도의 감쇄가 있어 정확한 초음파 강도로 자극 하기 어렵다. 하지만 pMUT을 이용한 세포자극 시스템은 세포가 얇은 막 위 에서 배양되기 때문에 기존의 방식보다 초음파의 강도의 감쇄 없이 원하는 강도로 세포를 자극할 수 있다. 이러한 장점을 가진 pMUT을 이용한 세포자극 시스템은 앞으로 다양한 세포 실험에 사용하여 그 성능을 입증한다면 추 후 초음파가 세포에 미치는 영향과 회복에 대한 메커니 즘 등 생물학적 연구에 도움이 될 것으로 예상된다.

6. 달팽이관의 기능을 모사한 압전 인공 기저막

달팽이관은 인간의 청각 시스템의 핵심적인 기관으로 물리적 음향 신호를 전기 신호로 변환 시키는 음향 센서 이다. 음향 센서로서 달팽이관은 3-decade (20Hz - 20kHz) 에 해당하는 넓은 범위의 주파수 센싱 범위를 가지고, 120-dB의 dynamic range를 가지는 고감도 기관이다.

달팽이관의 에너지 변환 과정을 자세히 살펴보면, 외 이도를 통해 전달된 소리 신호는 고막과 이소골을 통해 기계적인 진동으로 변환된다. 이 진동은 달팽이관으로 전달되어 달팽이관 내부의 기저막을 진동 시킨다. 이때, 기저막의 움직임은 유모세포의 탈분극을 야기시켜 생체 전기 신호로 변환된다.

에너지 변환 과정과 더불어 달팽이관은 기계적 주파수 분리 기능을 가지고 있다. 이 기능은 기저막의 물리적 특성에 의하여 나타나며

달 팽이관에서는 대략 3500개 정도의 채널로 주파수를 분 리 할 수 있다.

앞서 언급한 달팽이관의 주요 기능인 에너지 변환과 주파수 분리 기능을 모사한 압전 인공 기저막의 연구가 다양하게 진행되고 있다. 먼저 주파수 분리 기능은 기하 학적 구조 (빔의 길이,

membrane의 폭,

두께

) 변화 를 통해 주파수 분리기로 구현되어 왔으며, 에너지 변환 기능은 제작된 주파수 분리기에 압전 물질을 사용함으로 써 실현되었다.

압전 인공 기저막의 대표적인 예로 J. Jang et al.

에 의 해 개발된 인공 기저막이 Fig. 16에 나타나 있다. 제안된 인공 기저막은 서로 다른 길이를 가진 10개의 빔으로 구 성되어 있다. 각 빔은 서로 다른 공진 주파수를 가지므로 주파수 분리를 구현 할 수 있다. 또한 모든 빔은 압전 물 질인 질화알루미늄이 하부 전극과 상부 전극의 사이에 위치하여 소리 에너지를 전기 에너지로 변환하였다.

이들이 제안한 압전 인공 기저막의 전기·기계적 변환 원리는 다음과 같다. 먼저 센서로 가해지는 음압을 기계 적 응력 행렬(T), 압전 물질에서 발생하는 전기적 분극 행렬(D)은 아래의 식(4)으로 표현된다.

최홍수, 정준택, 이원준, 장종문

특 집

CERAMIST

Fig. 15.

한 개의

보여주는 실험 개념도

(4)

Fig. 16. J. Jang et al.에 의해서 개발된 압전 인공 기저막. 제작된 압전 인공 기 저막의 광학사진(좌), 확대된 빔의 사진(중간), 빔의 단면의 구성 물질을 나타내는 모식도(우).²⁶⁾

이때 d는 압전 계수 행렬, ε

는 전기 유전 행렬, E는 전 기장이다. 가해준 외부 전기장이 없으므로 E를 0이라 하 고, 3번 방향의 전기적 분극 D

는 식(5)와 같다.

따라서 소리 자극에 따른 압전 음향 센서의 출력 신호 는 아래의 식(6)을 통해서 구할 수 있다.

J. Jang et al.에 의해 제작된 압전 인공 기저막의 압전 신호 측정을 위하여 109.7 dB sound pressure level (SPL) 의 Periodic chirp(42-50000Hz)를 사용하였다. 측정 결과 Fig. 17과 같이 압전 신호가 측정되었다. 측정된 압전 신 호는 특정 주파수 대역에서 최대값을 가지며, 이 주파수 가 빔의 공진 주파수 이다. 측정된 결과를 통하여 제작된 압전 인공 기저막이 주파수 분리 기능을 가짐과 동시에 물리적 음향 신호를 전기신호로 변환하는 음향 센서 임

을 보여주었다.

압전 물질을 사용하여 만든 인공 기저막은 별도의 전 원 공급 장치 없이 주파수 분리와 소리를 감지 할 수 있 는 장점이 있다. 현재 압전 인공 기저막을 이용한 차세대 인공와우 개발이 진행 중에 있으며,

상업화 된 인공와 우의 한계를 극복할 새로운 시스템 개발을 기대해 본다.

7. 결론 및 향후 연구방향

압전 MEMS 기술로 제작되는 소자들은 성능적인 측 면에서 벌크 세라믹을 가공하여 제작된 소자들과 비교하 여 여전히 많은 개선이 요구된다. 하지만, 미세가공을 이 용하여 제작되는 소자들은 신호처리회로들과의 단일칩 화 (System on a chip)의 가능성, 대량생산 가능성, 낮은 음향 인피던스, 소형화 등의 장점들로 인하여 특정 응용 분야들에서 그 중요성이 증대되고 있다. 예를 들면, pMUT을 사용한 시스템의 소형화 그리고 신호처리 회로

CERAMIST

압전 재료의 미세가공 기술을 통한 소자 제작과 응용

Fig. 17. J. Jang et al.에 의해 제안한 압전 인공 기저막압전 신호. 10

번 채널에서 생성된 압전 신호, 우측상단의 그래프는 시간 축에서 측정한 결과임

상

두를 측정한 결과( 하

(5)

(6)

와의 단일칩화를 통하여 저전력, 높은 신호잡음비를 구 현할 수 있어, 삽입형 초음파 자극기에 사용될 수 있을 것으로 예상된다. 또한 혈관 내로 들어가는 intravascular ultrasound (IVUS) 이미징 시스템과 인체 내 센서의 초 음파 통신과 같은 응용 분야에 매우 큰 가능성을 보여줄 것으로 기대된다. 이러한 미세가공을 이용한 압전 소자 의 장점들은 인체 완전 삽입형 인공와우의 제작과 같은 인공 감각 기관을 대체할 소자로 사용되기 적합하여 앞 으로도 많은 연구가 진행될 것으로 보인다.

본 연구팀에서는 위와 같은 MEMS 공정의 이점을 바 탕으로 압전 박막을 이용한 초음파 트랜스듀서 어레이 제작, pMUT 어레이를 이용한 초음파 세포자극 시스템 개발, 완전 삽입형 인공와우 제작 등의 연구를 진행하고 있다. 이에 따라, 미세가공을 이용한 압전 MEMS 소자 의 개발은 기존의 벌크 세라믹 가공법으로 제작된 소자 들을 일부 대체할 수 있을 것으로 생각되며 또한 실현화 하기 힘들었던 새로운 응용 분야를 창출 할 수 있을 것으 로 기대된다.

감사의 글

이 논문은 2014년도 정부(미래창조과학부)의 재원으 로 한국기계연구원 부설 재료연구소의 지원을 받아 수행 된 연구임.

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CERAMIST

압전 재료의 미세가공 기술을 통한 소자 제작과 응용

최 홍 수

2002년 영남대학교 기계공학과 학사 2003년 Washington State Univ. 기계공학과 석사 2007년 Washington State Univ. 기계공학과 박사 2009-2010년 한국기계연구원 선임연구원 2010-현재 대구경북과학기술원 로봇공학과 부교수

정 준 택

2010년 경북대학교 전자전기컴퓨터공학과 학사 2012년 경북대학교 전자전기컴퓨터공학과 석사 현재 대구경북과학기술원 로봇공학과 박사과정

이 원 준

2013년 을지대학교 의료공학과 학사 현재 대구경북과학기술원 로봇공학과 석사과정

장 종 문

2010년 경북대학교 전자전기컴퓨터공학과 학사 현재 대구경북과학기술원 로봇공학과 석박통합과정