능동형 임플란터블 디바이스 기술동향: BCI 응용 중심

임플란터블 전극소자는 생체 내에서 발생되는 생체전자기적 변화를 측정하고, 이를 통해 진단 및 치료에 활용하기 위한 목적으로 많은 기관에서 연구가 이루어지고 있다. 궁극적으로는 눈부신 과학 발전에 비해, 아직 그 실체에 대한 이해가 많이 부족한 인간의 뇌에 대한 정보를 파악하고, 관련 질병(치매, 우울증, 조현병 등)과 군사분야에 대한 응용을 위한 분야에 많은 투자가 이루어지고 있다. (그림 3)에 나타낸 바와 같이, 미국 국방연구소에서는 뇌파의 패턴을 분석하여 말이나 영상이 아닌, 뇌파 패턴을 원격으로 전송하는 시스템을 구축하는 프로젝트를 진행할 정도로 많은 투자와 연구개발이 진행되고 있다.

(그림 3)

두뇌와 두뇌 간의 의사소통 시스템

[출처] By Carles Grau, Romuald Ginhoux, Alejandro Riera, Thanh Lam Nguyen, Hubert Chauvat, Michel Berg, Julià L. Amengual, Alvaro Pascual-Leone, Giulio Ruffini [CC BY 4.0 (http://creativecommons.org/licenses/by/4.0)], via Wikimedia Commons.

이러한 뇌파 분석을 위한 임플란터블 전극소자는 크게 EEG(Electroencephalographic)와 ECoG(Electro-corticogram) 분야로 구분할 수 있다. (그림 4)와 같이 EEG는 두피(Scalp)에 전극을 부착하여 뇌파를 측정하기 위한 전극이고, ECoG는 뇌경막(Dura) 또는 뇌수막(Pia-arachnoid)에 전극을 부착하여 뇌파를 측정하는 전극이다. EEG는 두개골을 절개하지 않기 때문에 비교적 안전하고 빠른 실험이 가능하지만, 정확한 메커니즘 규명에는 한계가 있고, ECoG는 이러한 단점에 대한 보완이 가능하지만, 수술의 위험성이 높아 주로 사람보다는 동물 실험에 많이 활용되고 있다.

(그림 4)

EEG와 ECoG의 구분

[출처] http://www.schalklab.org/research/brain-computer-interfacing

정확한 생체 신호를 획득하기 위해서는 특정한 자극에 대해 반응할 것으로 예측되는 뇌 부위에 뇌파를 인지하기 위한 전극이 삽입되어야 한다. 그리고 더욱 정확한 뇌파 측정과 분석을 위해서는 여러 개의 채널로 정밀한 뇌파 측정 전극소자를 활용하는 것이 유리하다.

이러한 요구조건에 가장 근접한 연구결과를 처음으로 발표한 그룹은 Utah 대학의 Florian Solzbacher 교수 연구 그룹이다. 여기에서는 2008년, (그림 5)와 같이 실리콘 기반의 전극소자(ECoG)와 이를 제어하는 프로세서, 그리고 무선 전력 전송에 활용하기 위한 코일 등을 내장한 전극 모듈을 처음으로 개발하여 발표하였다[1]. 이후 이 그룹에서는 뇌파의 검출 효율을 최대로 높이기 위해 전극을 타이-옥사이드(TiOx) 코팅 공정을 최적화[2]하였으며, 생체에 삽입했을 때 염증 등의 유발을 최소화하기 위해, 알루미나(Al₂O₃, ALD 공정 적용)와 파릴렌을 사용하여 전극 모듈을 봉지하는 기술[3]까지 확보한 것으로 파악되었다.

(그림 5)

Utah 대학에서 개발한 실리콘 기반 전극모듈

[출처] Nano Institute of Utah, “Utah Center for System Integration,” http://nanoinstitute.utah.edu/research/nano-centers/Sys-Int.php

실리콘 전극소자는 정밀한 전극 형성과, 이를 제어하기 위한 제어부의 집적이 용이하다는 장점이 있지만, 전극의 유연성이 거의 없어서, 표면에 다양한 형태의 굴곡이 있는 생체에 적용하기에는 적합하지 않다는 단점이 있다. 이러한 단점을 극복하고자, 최근 대면적의 유연한 전극소자를 개발하는 연구도 활발히 진행되고 있다.

2009년 독일의 IMTEK(Institut für Mikrosy-temtechnik)에서는 (그림 6)과 같이 PI(Polyimide) 기판을 활용한 252채널 ECOG를 개발하여 발표하였다[4]. 이 전극은 원숭이를 대상으로 한 뇌파 검출을 위해 35mm×60mm의 크기로 제작되었으며, 생체의 유해성을 방지하기 위해 백금(Platinum) 전극을 사용하였다. 그 결과 개발된 전극은 생체 삽입 후 4.5개월 동안 정상적으로 동작함이 확인되었다.

(그림 6)

IMTEK에서 개발한 대면적 유연 전극[4]

[출처] B. Rubehn et al., “A MEMS-Based Flexible Multichannel ECoG-Electrode Array,” J. Neural Eng., vol. 6, no. 3, May 2009, pp. 1–10.

이러한 대면적/다채널 유연 전극을 활용하면, 더욱 정밀하고 복합적인 뇌파 연구에 활용이 가능하기 때문에 매우 폭 넓게 활용될 가능성이 매우 높다. 그러나 기본적인 제작 공정이 실리콘 웨이퍼 기반으로 진행되어, 공정 비용이 크고, 수율이 낮아질 가능성이 매우 클 것으로 예상된다. 최근 디스플레이 공정에서 PI를 많이 활용하고 있고, 생체 신호 획득을 위한 전극은 1μm 이하의 미세패턴이 필요하지 않으므로, 이러한 전극은 디스플레이 공정(유리 기판 기반 공정)으로 개발하는 것이 보다 바람직할 것으로 판단된다.

2015년 KIST 스핀융합연구단에서는 (그림 7)과 같이 전도성 나노매쉬를 적용한 고집적 유연 뇌적극을 개발하고, 생쥐 모델을 적용하여 효과를 검증한 결과를 발표하였다[5]. 이 그룹에서는 생체와 전자의 상호작용을 위한 효과적인 전자소자를 구현하기 위해 전기 전도도가 높고, 이온 또는 생체물질과 잘 접촉할 수 있는 나노 구조를 형성할 수 있는 기술을 개발하였다. 그리고 이러한 연구를 통해 개발된 비침습적 전극은 기존의 침습적 방법이 적용되는 전극 대비, 4배 이상의 신호 감지율이 개선되는 것이 확인되었다. 이러한 전극소자를 활용하면, 삽입부위의 손상을 최소화하면서 생체신호를 검출할 수 있기 때문에, 보다 다양한 연구에 활용이 가능할 것으로 판단된다.

(그림 7)

전도성 나노매쉬 고집적 유연뇌전극[5]

[출처] K.-Y. Lee et al., “Hydrodynamic Assembly of Conduc-tive Nanomesh of Single-Walled Carbon Nanotubes Using Biological Glue,” Adv. Materials, vol. 27, no. 5, Feb. 2015, pp. 922–928.

신경 자극기는 신경의 이상으로 발생하는 장애 혹은 통증을 조절하기 위해 신경에 직접적으로 자극을 가하여 신경의 기능을 조절하는 장치이다. 이러한 신경 자극기는 주로 이식형 심장박동자극기, 치매나 간증 등과 같은 만성통증치료용 뇌신경자극기, 중추신경자극기, 미주신경 자극기 등으로 개발되고 있다. 이러한 신경 자극기에서 가장 핵심적인 기술분야는 생체전극 소재 또는 소자이다. 다채널로 신경을 자극하기 위해서는 목적에 따라 침습/비침습, 신호인지/생체자극 등에 따라 다양한 요구조건을 충족시킬 수 있어야 하고, 이러한 전극소자의 특성이 곧바로 신경자극기의 성능으로 연결된다.

2017년 경희대, 건국대, KIST 연구팀의 공동 연구를 통해, (그림 8)과 같은 말초신경계의 신호를 장시간 동안 안정적으로 측정 가능한 전극소자를 개발하여 발표하였다[6]. 이 공동연구에서는 신경전극의 유연성과 투과성을 향상시키기 위해, 나노 섬유를 이용하여 신경전극의 하부구조를 만들고, 그 위에 은나노 입자를 잉크젯 프린팅 방식으로 전사하여 전극을 형성하였다. 이러한 기술을 통해, 전기적 신호 감도가 뛰어나고 안정적으로 장시간 신경 신호 기록이 가능한 신경 전극을 구현하였지만, 이를 통해 신경자극을 줄 수 있는 연구에 대한 결과는 발표되지 않았다.

(그림 8)

프린팅 방식 생체 이식형 신경전극[6]

ETRI에서는 2016년에 (그림 9)와 같이, 0.1V 수준의 전기 자극을 검출할 수 있고, 신경 자극 효율을 10% 이상 향상시킨 전극기술을 개발하여 발표하였다[7]. 개발된 기술은 50nm 이하의 다공성 금 나노구조체 위에 10nm 이하의 이리듐 화합물을 코팅함으로써, 신호 검출 및 전기 자극 효율을 동시에 개선한 것이다. 이러한 방법으로 전극을 형성하면 전극의 크기는 작지만, 잡음이 적은 전극의 구현이 가능해진 것이다.

(그림 9)

신경 신호 검출 및 자극이 가능한 전극소자(ETRI)

특히, ETRI에 개발한 전극소자는 모두 전기화학적 방법을 사용하기 때문에 비용이 적게 들고, 다공성 제어 및 이리듐 산화물 박막 두께 등 다양한 변수들의 조절이 쉬운 장점이 있다.

생체신호는 신경과 근육에 의해 생성되는 전압신호로 신호종류(AP, LFP, ECoG, EEG, EMG, ECG 등)에 따라 1Hz~10kHz 주파수에 분포하며, 1μV부터 100mV 수준의 신호크기를 나타낸다[(그림 10) 참조]. 그리고 생체신호원은 높은 임피던스를 가지고 있으며 신호는 주변 간섭신호 및 잡음과 중첩되어 있다.

(그림 10)

생체신호 및 간섭신호의 주파수/신호크기[8]

생체신호처리 AFE(Analog Front End)는 생체신호로부터 신호처리가 가능한 전기신호로 변환하기 위해 간섭신호 및 잡음으로부터 생체신호를 분리하여 증폭 및 아날로그-디지털 신호변환 기능을 하며, 신경 및 근육에 자극을 주는 기능을 포함하기도 한다. 생체신호처리 AFE는 신호의 특성 및 인체에 사용된다는 특수한 환경으로 인해 1) 주변 간섭신호 및 잡음 제거 기능, 2) μV 레벨 신호처리가 가능한 잡음특성 및 고해상도 ADC, 3) 회로와 생체조직에 대한 보호기능, 4) 다채널 입력과 같은 요구조건을 만족해야 한다[9].

상기의 요구사항을 만족하는 기존 생체신호처리 AFE는 크고, 비싸며, 소모전력이 매우 큰 장비로 구성되어 있었다. 그러나 생체신호처리 기능을 웨어러블 기기 및 이식형 의료기기에 적용하고자 하는 요구가 높아짐에 따라, 생체신호처리 AFE를 집적회로로 구현함으로써 높은 해상도의 신호수집능력은 유지하고, 이식형 의료기기에 적합한 수준으로 크기, 무게 및 전력(SWaP, size, weight, and power)은 줄이고자 하는 연구가 진행되고 있다[10], [11].

생체신호처리 AFE 집적회로의 대표적인 제품으로 Intan Technologies사의 RHD2000[(그림 11) 참조]이 있다. 이 칩은 최대 64개 입력채널, 2.4μV 잡음특성, 채널당 30kS/s의 16-bit ADC, 0.1Hz~20kHz 내의 대역조절 가능한 필터, 디지털데이터 시리얼 인터페이스의 기능 및 특성을 가지고 있다. 따라서 이 제품은 ECG, EMG 등의 생체신호수집을 비롯하여 ECoG 및 EEG의 멀티채널 신호수집을 위한 성능 및 기능을 제공한다[12].

(그림 11)

Intan technologies사 RHD2132 제품[12]

[출처] Intan Technologies, RHD2000 Series Digital Electrophysiology Interface Chips, Accessed Sept. 2017. http://intantech. com/products_RHD2000.html

최근엔 무선 이식형 의료 시스템 구현을 위한 연구가 활발하게 진행되고 있고, 시스템 내부의 생체신호처리 AFE와 관련해서는 SNR 향상, 공간해상도 향상을 위한 입력 채널 증가, 제한된 전력에 따른 채널당 소모전력 감소, 폐회로 신호수집 정밀도 향상을 위한 연구결과가 발표되고 있다.

UC Berkeley는 2014년 초소형 64채널 무선 ECoG 시스템을 발표하였다. 발표된 시스템은 64채널 입력을 통한 높은 밀도의 전극으로 최소 침습구조로 신호를 수집할 수 있도록 하였고, 무선 전력전송 및 신호송수신을 통해 유선연결을 제거하였다. 시스템 내 AFE는 1~500Hz 주파수대역에 대해 1μV이하의 잡음특성을 만족하면서 무선시스템의 제한된 전원에서도 동작할 수 있도록 ADC를 포함한 채널당 소모전력 2.3μW의 저전력으로 개발되었다[13].

IMEC은 2016년 966전극을 가지고 384개 입력채널을 가지는 생체신호처리용 AFE를 발표하였다. 발표된 전극 및 AFE는 높은 공간해상도로 AP(Action-Potential) 및 LFP(Local-Field-Potential) 신호수집하기 위한 것으로, 고밀도 능동전극과 AFE를 단일 집적회로로 구현하여 1.45μm² CSAC의 높은 전극밀도를 보여준다[14].

UCLA는 2017년 폐루프 신경신호수집용 AFE를 발표하였다. 신경자극기-신경조직-신호수집으로 이어지는 폐루프 구성의 정밀 신호처리를 위해, 발표된 AFE는 신경조직을 통하지 않은 간섭신호를 억제할 수 있는 증폭기 기술을 적용하였다. 이 AFE는 AP 및 LFP 신호처리용으로 채널당 소모전력 2.8μW로 AP신호대역 5.3μV, LFP신호대역 1.8μV의 잡음특성 및 폐루프 간섭신호 억제특성을 달성하였다[15].

인체통신은 Wireless Body Area Networks(WBAN)를 구성하는 방법 중 전도성을 갖는 인체를 통신 채널로 저전력으로 데이터를 송수신하는 방법이다. 접촉을 기반으로 네트워크를 구성하기 때문에 직관적이고, 신호 전송 경로가 인체 내부에 있어 높은 통신 보안성을 가진다. (그림 12)에서 제시하는 것과 같이 인체통신은 커패시티브 커플링(Capacitive coupling)방식[16]을 이용하는 인체 피부의 접촉을 통한 디바이스간의 통신을 위한 온 바디 통신(On-body)통신과 갈바닉 커플링(Galvanic coupling) 방식[17]을 이용하는 캡슐 내시경과 같은 인체 내부의 디바이스간 통신을 위한 인 바디(In-body) 통신으로 크게 구분될 수 있다. 커패시티브 커플링은 인체와 지면간에 형성되는 전위 차이를 이용하여 신호를 전송하는 기법이고 갈바닉 커플링은 인체를 도파관(Waveguide)로 사용하여 수신기에서 전류를 검출하여 데이터를 전송하는 방법이다.

(그림 12)

인체통신 응용

먹는 내시경에 응용 가능한 인체 통신 기술은 갈바닉 방식을 적용한 통신 방법으로 캡슐 형태로 제작된 인체통신 송신기를 사람이 섭취하여 배설하기까지 소장과 대장 등에 대한 내시경 영상을 촬영한 데이터를 외부로 전송하기 위한 통신 기술로 사용된다. 관련 기술에 대한 동향은 <표 1>에 제시되어 있으며, 최초로 Given Imaging사에서 무선 신호를 적용하여 제품을 발표한 이후에 일본의 Olympus 등에서 동일 방식으로 개발하였고, 인체 통신 방식은 한국의 인트로메딕에서 최초로 적용하여 상용화에 성공하여 시중에 판매 중이다[18]. 현재 한국 전자통신연구원은 인트로메딕사와 함께 초 당 3장의 480×480(VGA급) 해상도의 이미지 전송이 가능한 6Mbps의 저전력 인체 통신 기술을 적용한 먹는 내시경을 개발 중이다.

<표 1>

캡슐내시경 제품 동향

온 바디 인체통신 관련 표준으로 인체통신을 위한 물리 계층 설계를 위한 디지털 전송 기반의 Frequency Selective Digital Transmission(FSDT)가 2012년 IEEE 802.15.6. WBAN에서 표준화로 제정되었다[19]. FSDT는 한국전자통신연구원에서 제안한 디지털 신호를 주파수 선택적으로 전송할 수 있는 기법을 기반으로 제안되었으며 기존의 무선 통신에서 요구되는 RF 관련 회로를 제외하고 구현이 가능하여 저전력 인체통신을 실현할 수 있는 핵심 기술이다. 인 바디 통신관련 표준은 IEC TC47에서 인체통신 인터페이스 관련 표준이 진행 중에 있으며, JTC1 SC6 등에서는 인 바디 통신 물리계층 설계를 위한 표준화가 진행 중에 있다. 이를 바탕으로 센서 네트워크 및 인체통신 관련 인터페이스 기술에 대한 표준화 확대가 기대 되고 있다.

한국전자통신연구원에서는 (그림 13)에서 제시하는 것과 같이 2015년 FSDT 기술을 기반으로 최대 전송속도가 30Mbps를 달성할 수 있는 SoC 모듈 및 제어보드 개발을 수행하였으며, 개인 인증을 위한 높은 신뢰성과 보안성을 갖는 초저전력 모바일 디바이스를 위한 인체 통신 기술에 대한 SoC 개발 중이다. 안정적 통신 방법 확보를 채널 및 잡음 모델링, 높은 정확도의 상위 수준 성능 분석 기법 등 원천 기술 확보를 위한 기반 연구도 활발히 진행 중에 있다.

(그림 13)

인체통신 SoC 및 제어보드

임플란터블 의료기기를 위한 무선충전 전원모듈이란 인체의 외부에서 인체 내부에 삽입된 기기로 전원을 공급함에 있어서 피부층을 통과하여 무선으로 전력을 전송하고 전송된 전력을 인체내부 기기에서 충전하되 일정 기간 사용한 후 재충전을 통해서 지속적인 사용이 가능하도록 하는 전원모듈이다.

무선충전 전원모듈은 인체외부에서 내부로 무선으로 전력을 전송하는 무선전력송신 소자와 인체내부에서 전송된 전력을 받는 무선전력 수신소자, 받은 전력을 충전하는 이차전지 소자, 그리고 무선충전을 전체적으로 관리 및 제어하는 제어부로 구성된다[(그림 14) 참조].

(그림 14)

인체 삽입용 무선충전 전원 모듈 구성도(ETRI)

인체 내부로 전력을 무선으로 전송하는 기술로 현재까지 시도되고 있는 기술은 크게 나누어 전자기파를 이용하는 1) 전자기 유도방식과 2) 전자기 공명방식 3) 전자기파 방식, 그리고 4) 초음파를 사용하는 초음파 방식이 있다[20], [21], [<표 2> 참조].

<표 2>

전자기파 방식 무선전력전송 기술특징

자기 유도방식은 송신부 코일과 수신부 코일 사이에서 전기가 유도되는 것을 받아내는 방식으로, 송신부 코일에서 자기장을 발생시키면 수신부 코일에서 그 자기장을 받아서 전기로 다시 유도하는 방식이다. 이 방식은 전송효율이 90% 이상으로 매우 높으나 전송거리가 수 mm로 짧고, 코일의 중심이 서로 정렬되어 있지 않으면 전송효율이 급격히 줄어드는 단점이 있다. 하지만, 2013년 삼성 갤럭시 S4에서 적용된 기술로, 공기 중 무선 전력전송으로서는 상용화된 기술이다.

자기 공명방식은 송신부에서 공진 주파수로 진동하는 자기장을 생성하여 동일한 공진 주파수로 설계된 수신부 코일로 전력이 전송되도록 하는 방식이다. 자기유도방식과 달리 1m 거리에서 90% 정도의 전송효율을 가지는데, 이는 소자의 직경크기와 비례하여 원거리 전송이 가능하며 전자기기에 활용될 수 있도록 표준화를 준비 중에 있다.

전자기파 방식은 송신부에서 전자기파를 발생시키면 수신부에 여러 개의 렉테나(안네나와 정류기를 조합한 소자)를 이용하여 전자기파를 수신하여 전력으로 변환하는 것으로 안테나에 따라 수 km 전력을 보낼 수는 있지만, 효율이 낮고 전자기파 자체가 인체에 유해하다는 단점이 있어 현재로 거의 활용이 되지 않고 있다.

초음파 무선 전력 전송 방식은 강유전체의 압전 효과를 이용한다. 즉 압전체의 양단에 기계적인 외력인 압축력이나 인장력을 가하면 전기가 생성되며, 반대로 전기장을 가하면 수축이나 이완의 변위가 발생하는데, 후자를 이용하면 초음파를 발생시킬 수 있고, 전자를 사용하면 발생된 초음파 압력에 의해서 전기가 발생시킬 수 있게 된다[22]. 이러한 압전현상을 이용하고 (그림 15)에서와 같이 외부에서 초음파를 형성하여 인체 내부로 전송한 후 내부의 압전체로 구성된 초음파 수신기가 음향에너지를 전기에너지로 만들어 전력을 전송한다.

(그림 15)

초음파를 이용한 무선전력전송 개념도[23]

[자료] 무선전력전송, 무선충전 기술 및 표준화 동향(KERI), 무선전력전송 기술개발 동향(ETRI)

초음파 무선 전력전송방식으로 임플란터블 디바이스에 적용한 실험을 살펴보면, 일반적으로 mW급의 저전력 범위의 성능을 가진다. 최대값으로만 보면 최대효율은 45%이고, 최대전송 전력은 5.4W이며 최대 전송 거리도 400mm 정도이다. 이론적으로는 50~81%로 예측이 되나 실제적인 구현에서는 45%로 저감되는 것으로 보고 되었다[23].

이후 2017년 ETRI에서는 초음파 소자의 전기 음향 결합 효율을 획기적으로 높여서 최대 82%를 가지는 소자를 개발에 성공 하였으며. 피부 층의 두께를 10mm로 했을 때 초음파 무선전력 전송의 효율을 최대 45.2%로 얻었다[24]. 이를 실험적으로 확인하기 위해서 초음파 수신소자를 돼지 몸 속에 삽입하고 몸 밖에서 초음파 송신소자를 통해 전력을 전송하고 전송된 전력을 무선통신으로 측정하는 실험을 수행하였다[(그림 16) 참조].

(그림 16)

초음파 무선전력전송 실험: 최대 45.3%효율(ETRI)

능동형 임플란터블 디바이스를 집적화란 디바이스 핵심요소를 하나의 디바이스 형태로 구성하는 것을 뜻한다. 서두에서 언급했듯이 디바이스의 핵심 요소는 생체신호 획득 및 자극하는 전극과 신호처리용 아날로그/디지털 회로, 변환한 체외로 전달하는 인체통신 SoC 그리고 지속적인 사용을 위한 무선전력 전송 모듈이 있다. 이러한 요소들을 하나의 모듈로 구성하고 이를 생체 적합성 소재로 최종 패키징 하는 것이 디바이스 집적화의 마지막 단계가 된다.

(그림 17)과 (그림 18)은 각각 브라운 대학과 ETRI 에서 집적화한 모듈 예를 보여주는 그림으로 최근 차세대 임플란터블 디바이스로 주목 받고 있는 BCI(Brain Computer Interface)응용을 위한 모듈이다.

(그림 17)

Brown 대학에서 개발된 BCI 모듈(Brown, ETRI 수정)

(그림 18)

ETRI에서 개발된 BCI 모듈

능동형 임플란터블 디바이스의 대표적인 예는 시장규모와 응용이 잘 규정된 DBS(Deep Brain Stimulator)나 Pacemaker이다. (그림 19)에서와 같이 최근 페이스 메이커의 경우 심장에 직접 시술하는 Nanostim 제품이 출시되었다.

(그림 19)

Medtronic 사의 DBS 및 St. Jude의 Nanostim (Medtronic, St. Jude ETRI 수정)

차세대 능동형 임플란터블 디바이스의 대표적인 예는 BCI 분야이다. 뇌에서의 정보를 이용하여 팔, 다리 등을 움직이는 분야, 뇌 정보를 분석하여 로봇을 제어하는 BMI 분야 및 나아가 뇌에서 인식하는 방식이나 기억방식을 분석하는 연구가 활발히 진행되고 있다.

ETRI에서는 지름 35mm, 두께 8mm의 BCI 모듈을 개발하여 3채널의 EMG 신호를 읽고 1채널의 자극전극을 통해서 일정 신호 이상의 크기의 신호가 감지되면 이를 판단하여 쥐의 척수를 자극하는 폐루프 제어에 성공하였다.

한편, 브라운 대학은 ‘Brain Gate’라는 임플란터블 디바이스를 활용하여 사람의 생각으로 타이핑을 할 수 있는 기술과 사람의 생각을 분석하여 로봇을 움직여 음식을 먹을 수 있는 연구결과를 발표하였다[(그림 20) 참조].

(그림 20)

Brown대학에서 발표한 BCI 모듈 응용(Brown, ETRI 수정)

2016년 11월 현재 최고의 기술로 브라운 대학의 David Borton 교수는 (그림 21)에서와 같이 뇌와 척수 사이의 신경에 손상을 입은 원숭이를 이용하여 뇌에서 신호를 얻고 이를 WIFI를 통해서 정보를 전달하고 삽입된 모듈을 통해서 척수에 자극을 함으로 폐루프 제어를 성공하였음을 Nature에 게재하였다[25].

(그림 21)

Brown대학에서 발표한 “A Wireless Implant Bypasses Spinal-Cord Injuries in Monkeys, Enabling Them to Move Their Legs” 구성도