Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Verbinden des Sensorelements einer medizinischen Elektrode mit einem elektrischen Leiter, vorzugsweise Kabel, mittels Ultraschallschweissens, wobei das Sensorelement einen plastifizierbaren Grundkörper und eine wenigstens bereichsweise leitfähige Oberfläche aufweist. Weiters betrifft die Erfindung ein Sensorelement einer medizinischen Elektrode sowie die dazugehörige medizinische Elektrode, wobei das Sensorelement einen plastifizierbaren Grundkörper und eine zumindest bereichsweise leitfähige Oberfläche aufweist und wobei das Sensorelement mit einem elektrischen Leiter, vorzugsweise Kabel, verbunden, vorzugsweise verschweisst, ist. Medizinische Elektroden (z.B. EKG-Elektroden) werden auf die Hautoberfläche eines Probanden aufgebracht, wobei ein Sensorelement, das auch Eyelet genannt wird, Signale von oder zur Haut überträgt.
Dabei ist das Sensorelement auf einer Seite meist über ein elektrisch leitendes Gel mit der Hautoberfläche des Probanden elektrisch leitend verbunden. Auf der der Hautoberfläche gegenüberliegenden Seite des Sensorelements führt in der Regel ein elektrischer Leiter von der Elektrode weg beispielsweise hin zu einem Elektrokardiographen. Solche Sensorelemente bestehen häufig aus einem plastifizierbaren Grundkörper und weisen eine leitfähige Oberflächenbeschichtung, insbesondere aus Ag/AgCI, auf. Diese leitfähige Schicht überträgt nun eigentlich die elektrischen Signale vom (hautseitigen) elektrisch leitenden Gel an den elektrischen Leiter.
Die Verbindung vom elektrischen Leiter zum Sensorelement wird beim Stand der Technik teilweise durch Ultraschallschweissen hergestellt.
Beim Verbinden von Sensorelement und elektrischem Leiter tritt das Problem auf, dass durch die Ultraschallverschweissung der plastifizierbare Körper des Sensorelements im Schweissbereich flüssig wird und die Silberbeschichtung sich dabei stellenweise ablöst und gegebenenfalls Ag/AgCI Agglomerate bildet. Die Signalleitung von Gel zu elektrischem Leiter erfolgt an sich an der Oberfläche des Sensorelements durch die elektrisch leitende Oberfläche (z.B. Ag/AgCI Schicht).
Wird jedoch die leitfähige Oberflächenbeschichtung im Kontaktbereich von elektrischem Leiter und Sensorelement wesentlich beeinträchtigt kann es zu einer deutlichen Erhöhung des Übergangswiderstandes von elektrischem Leiter zu Sensorelement kommen; im Extremfall ist keine Signalübertragung mehr möglich.
Um diesen Nachteil auszugleichen, ist es beim Stand der Technik üblich, elektrisch leitende Stoffe im Grundkörper zu dispergieren. Beispielsweise hat die Zugabe von Carbonfasern mit einem Gehalt von etwa 20 % bewirkt, dass der Übergangswiderstand auf 40 [Omega] begrenzt wird, zumal die Leitfähigkeit des zugesetzten Kohlenstoffs die Eigenleitfähigkeit des Sensorelements hinaufsetzt. Ungeignet hat es sich erwiesen, die Verbindung zwischen Sensorelement und elektrischem Leiter durch einen Klebstoff herzustellen, da eine solche Verbindung viel zu schwach ist.
Auch beim Verbinden durch Ultraschallschweissen mit geringerer Schweissleistung konnten nur zu schwache Verbindungen erzielt werden.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine medizinische Elektrode zu schaffen, die einen niedrigeren Übergangswiderstand zwischen Sensorelement und elektrischem Leiter aufweist, als dies beim Stand der Technik üblich ist, um so die Genauigkeit der Messung zu erhöhen ohne jedoch die Stärke der Verbindung zu schwächen.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäss Anspruch 1 gelöst.
Indem während des Schweissvorganges die Schweissenergiezufuhr zur Plastifizierung des Grundkörpers im Schweissbereich, im dem der elektrische Leiter und das Sensorelement in Kontakt stehen, über die Sonotrode eines Ultraschallschweissgerätes mit steigender Schweissleistung über eine Zeitspanne von 0,5 s bis 5 s erfolgt und die Sonotrode gleichzeitig auf die Schweissstelle eine Andrückkraft zwischen 1 N und 20 N ausübt, lässt sich der Überganswiderstand zwischen elektrischem Leiter und Sensorelement auf unter 5 [Omega], vorzugsweise unter 3 [Omega], im Idealfall unter 1 [Omega], reduzieren.
Vor allem wird bei einem solchen Verfahren die elektrisch leitende Oberfläche im Bereich der Kabelkontaktierung nicht zerstört obwohl gleichzeitig eine ausreichende Plastifizierung des Sensorelementgrundkörpers erzielt wird, sodass eine stabile Verbindung zwischen Sensorelement und elektrischem Leiter hergestellt wird. Die Ausreisskraft oder Auszugskraft, d.h. jene Kraft, die notwendig ist, um den elektrischen Leiter aus der Verbindung mit dem Sensorelement durch Zugkraft zu lösen, beträgt bei einer auf diese Art und Weise hergestellten Verbindung von Sensorelement und elektrischem Leiter zumindest 15 N, vorzugsweise sogar über 25 N. Eine so hohe Auszugskraft ist aus mehreren Gründen notwendig. Einerseits sollen die medizinischen Elektroden, die auf der Hautoberfläche befestigt sind, vom Probanden auch bei Bewegung (z.B.
Belastungs-EKG) oder über längere Zeiträume (z.B. über Nacht) getragen werden können, weshalb die Wahrscheinlichkeit sehr gross ist, dass grössere Kräfte auf die Verbindung Elektrodensensorelement und elektrischem Leiter wirken. Andererseits ist die Verbindung Haut / medizinische Elektrode meist stark, da die Elektrode auf die Haut des Probanden geklebt wird. Wenn die Elektrode von der Haut abgelöst werden soll, wird dazu häufig am elektrischen Leiter gezogen, wobei abhängig von der Verbindungsstärke Elektrode / Haut durchaus Kräfte von über 10 N auftreten können. Als vorteilhaft hat es sich erwiesen, wenn die dem Schweissbereich zugeführte Schweissenergie zwischen 25 Ws und 75 Ws beträgt.
Im Idealfall beträgt die Zeitspanne der Energiezufuhr beim Ultraschallschweissen 1 ,0 bis 3 s, was eine Plastifizierung lediglich im Kontaktbereich von Leiter und Sensorelement bewirkt. Im Idealfall beträgt dabei die Andrückkraft der Sonotrode im Schweissbereich des Ultraschallschweissgerätes zwischen 2 und 8 N.
Weiters ist bevorzugt vorgesehen, dass die Steigerung der Schweissleistung stufenweise erfolgt, wenngleich auch die Leistungssteigerung entsprechend einer linear steigenden Funktion oder einer stetig steigenden Funktion vorgesehen sein kann.
Um eine optimale sowie nicht zu rasche Abkühlung der Schweissstelle zu erwirken, hat es sich als vorteilhaft erwiesen, wenn nach Beendigung der Schweissenergiezufuhr die Andrückkraft bis zum teilweise Erhärten des Schweissbereiches zumindest teilweise aufrechterhalten wird.
Die besten Ergebnisse haben sich erzielen lassen, wenn das Sensorelement vollständig von einer leitfähigen Oberfläche bedeckt ist, vorzugsweise Ag/AgCI, wobei weiters günstig ist, wenn der plastifizierbare Grundkörper des Sensorelements ABS umfasst.
Der Übergangswiderstand kann noch weiter erniedrigt werden, wenn das Sensorelement Karbonfasern in einer Menge von unter 30 %, vorzugsweise etwa 20 %, aufweist.
Die eingangs gestellte Aufgabe wird ausserdem durch ein gattungsgemässes Sensorelement gelöst, hergestellt nach dem zuvor beschriebenen Verfahren,
bei dem der elektrische Leiter derart mit dem Sensorelement verbunden ist, dass der Übergangswiderstand von elektrischem Leiter zu Sensorelement < 5 [Omega], vorzugsweise < 3 [Omega], besonders bevorzugt < 1 [Omega], beträgt und dass die Verbindung von elektrischem Leiter und Sensorelement einer Ausreisskraft von > 15 N, vorzugsweise > 25 N, widersteht. Ein solches Sensorelement lässt sich nicht nur einfach bedienen, sondern erzielt auch sehr genaue Messergebnisse.
Dabei ist günstigerweise vorgesehen, dass die leitfähige Oberfläche Ag/AgCI umfasst, wobei im Idealfall die Oberfläche vollständig von Ag/AgCI bedeckt ist. Günstigerweise umfasst der Grundkörper des Sensorelementes ABS (Acrylnitrilbutadienstyrol).
Bevorzugt umfasst der Grundkörper Karbonfasern in einer Menge von unter 30 %, vorzugsweise etwa 20 %.
Die Erfindung betrifft ausserdem eine medizinische Elektrode umfassend ein zuvor beschriebenes Sensorelement.
Weitere Vorteile und Details der Erfindung werden anhand der schematischen Zeichnungen erläutert.
Es zeigt die Fig. 1 schematisch ein Ausführungsbeispiel einer medizinischen Elektrode im Querschnitt, Fig. 2 schematisch einzelne Verfahrensschritte zur Herstellung einer erfindungsgemässen medizinischen Elektrode im Querschnitt durch die Elektrode (Fig. 2A), entlang der Schnittlinie H - H' der Fig. 2A (Fig. 2B) sowie entlang der Schnittlinie H - H' am Sensorelement (Fig. 2C), Fig. 3 eine schematische Anordnung zur Durchführung des erfindungsgemässen Verfahrens,
Fig. 4 eine Draufsicht auf ein Sensorelement vor und nach erfolgter Verbindung mit elektrischem Leiter,
Fig. 5 Schnitte entlang der gekennzeichneten Linien der Fig. 4,
Fig. 6 eine Sonotrode zur Durchführung eines erfindungsgemässen Verfahrens, und Fig. 7 schematische Diagramme zur Schweissleistung und Andrückkraft als Funktionen der Zeit zur Durchführung des Verfahrens.
Die Fig.
1 zeigt ein Ausführungsbeispiel einer erfindungsgemässen medizinischen Elektrode im Querschnitt. Diese Elektrode besteht aus einem Träger 1, der im vorliegenden Fall aus einem Schaumstoff besteht. Dieser Träger 1 weist hautseitig eine Klebeschicht 8 auf, damit die Elektrode auf die Hautoberfläche aufgeklebt werden kann. Die Kleberschicht 8 sollte hautverträglich ausgebildet sein, damit keine Hautirritationen beim Aufkleben auf die Haut entstehen, ähnlich einem Hautpflaster. Erkennbar ist ausserdem ein Halteelement 2 in der Form eines Etikettes, das mittels eines thermoaktivierbaren Klebers 9 mit dem Träger 1 verbunden ist. Der Träger 1 weist in dem Bereich, wo sich das Haltelement 2 befindet eine Ausnehmung 11 auf, in die ein elektrisch leitendes Sensorelement (= Anschlussstück, Eyelet) 3 geschoben ist.
Erkennbar ist weiters der Schwamm 5, in dem sich ein elektrisch leitende Gel befindet. Das Gel steht an sich im direkten Kontakt zur Haut gibt dabei Signale weiter an das Sensorelement 3 bzw. umgekehrt. Schwamm 5, elektrisches Gel und Sensorelement 3 sind alle in der Ausnehmung des Trägers 1 eingebracht und schliessen insgesamt etwa bündig mit der Unterseite des Trägers 1 ab, gegebenenfalls kann der kompressible Schwamm 5 samt elektrischem Gel etwas über den Träger 1 vorstehen, sodass im auf die Haut geklebten Zustand der Schwamm bündig in die Ausnehmung 11 eingepresst wird. Eine Abziehfolie 4 schützt die Elektrode hautseitig vor der Benutzung. Zur Benutzung wird die Abziehfolie entfernt.
Die Aussenform des Trägers 1 und die Ausnehmung 11 sind im vorliegenden Fall jeweils etwa kreisförmig ausgebildet, sodass der Träger 1 einen Kreisring bildet.
Allerdings ist die Erfindung nicht auf diese Form beschränkt. Beispielsweise sind auch ovale oder eckige Formen Aussenformen für den Träger 1 sowie dezentrale, nicht-kreisförmige Ausnehmungen 11 usw. denkbar. Die Form der Ausnehmung 11 hängt im Wesentlichen von der Form des Sensorelements 3 bzw. von der Form des Schwammes 5 ab, der in die Ausnehmung 11 eingebracht wird. Träger 1 und Halteelement 2 für das Sensorelement 3 könnten im Rahmen der Erfindung selbstverständlich auch einstückig ausgebildet sein. Das Sensorelement 3 weist dabei eine flächige Basis auf, mit der es mit dem Halteelement 2 ebenfalls über den thermoaktivierbaren Kleber 9 verbunden ist. Das Halteelement 2 weist zusätzlich eine Ausnehmung 6 auf, durch das der etwa zylinderförmige Vorsprung des Sensorelements 3 reicht.
An diesem Vorsprung des Anschlussstückes ist der elektrische Leiter 7 (als Kabel mit mehreren Litzen 13) angebracht der im Betriebszustand die Signale an den nicht gezeigten Elektrokardiographen weiterleitet. Die Signalübertragung erfolgt im angebrachten Zustand von der Haut über das im Schwamm 5 befindliche Gel auf die leitende Oberfläche 17 (Ag/AgCI-Schicht) des Sensorelementes zum elektrischen Leiter 7.
Fig. 2 (Fig. 2A bis 2E) zeigt einzelne Verfahrensschritte, wie ein erfindungsgemässes Verfahren durchführbar wäre. In der ersten Darstellung (2A) sind der elektrische Leiter 7 in Form eines Kabels, das im Endbereich des abisoliert ist, sodass die Kabellitzen 13 frei stehen und der Aufnahmebereich 22 für den elektrischen Leiter 7 (bzw. die Kabellitzen 13) am Sensorelement 3 erkennbar.
Dieser Aufnahmebereich 22 wird dabei von zwei etwa kreuzförmig angeordneten Rillen gebildet, sodass der elektrische Leiter 7 bzw. die Kabellitzen 13 in eine Rille beinahe formschlüssig eingelegt werden kann (2B). Im dritten Schritt wird die Sonotrode 23 des Ultraschallschweissgerätes auf dem Sensorelement 3 samt eingelegtem elektrischem Leiter 7 positi oniert und die Anpresskraft von 1 bis 20 N an den Schweissbereich 24, der am Vorsprung des Sensorelementes 3 liegt, angelegt (2C). Die Energie wird gemäss dem Energieschema und dem Zeitschema von Fig. 7 im vierten Schritt angelegt, sodass das Sensorelement 3 im Anschlussbereich 22 plastifiziert und so den Leiter 7 umschliesst und eine stabile Verbindung herstellt, die einer Ausreisskraft von zumindest 15 N widersteht (indem z.B. die Elektrode festgehalten wird und am Kabel gezogen wird) (2D).
Nach Abstellen der Schweissenergie wird noch etwa 0,5 bis 1 s nachgedrückt, bevor die Sonotrode 23 wieder entfernt wird. Im fünften Schritt ist die fertige Elektrode mit angeschlossenem elektrischen Leiter 12 erkennbar (2E). Die Fig. 3 zeigt eine Anordnung zur Durchführung des Schweissverfahrens in Ruheposition (A) und in Schweissstellung (B). Auf einer Hebelanordnung 29 ist um eine Achse 30 ein Hebel drehbar gelagert, sodass zwei Hebelarme 29a, 29b gebildet werden. Am einem (rechten) Hebelarm 29b befindet sich die Sonotrode 23 während am anderen (linken) Hebelarm 29a eine Ausgleichsmasse 31 angeordnet ist. Unter Berücksichtigung des Hebelgesetzes ist die Ausgleichsmasse 31 so gross zu wählen, dass das Produkt Gewicht mal Kraftarm am linken Hebelarm grösser ist als das Produkt Gewicht mal Kraftarm am rechten Hebelarm, sodass die Sonotrode in Ausgangsposition bleibt.
Durch Entfernen der Ausgleichsmasse 31 oder Anlegen einer Gegenkraft (F^ zieht das Gewicht der Sonotrode 23 den Hebel im Uhrzeigersinn, sodass die Sonotrode 23 auf das Sensorelement 3 drückt. Aus der Masse am rechten Hebelarm 29b und der Länge des Hebelarms 29b lassen sich die entsprechenden Dimensionen leicht errechnen, sodass die Sonotrode 23 auf das Sensorelement 3 mit einer Andrückkraft von 1 bis 20 N drückt. Damit sich das Kräfteverhältnis am Hebel bei Drehung um die Achse 30 nicht verschiebt, sind eine Führungseinrichtung 32 sowie ein Lager 33 vorgesehen, welche die Sonotrode 23 stets im Lot halten.
Fig. 4 zeigt den Aufnahmebereich des Leiters am Sensorelement und der elektrischen Leiter 7 vor (links) und nach (rechts) erfolgtem Schweissvorgang.
Deutlich wird, dass der plastifizierte Grundkörper des Sensorelements den elektrischen Leiter umschliesst und eine stabile unlösbare Verbindung erzeugt.
Fig. 5 zeigt Schnitte entlang der Linien A - A\ B - B' und C - C der Fig. 4 im Detail. Im ersten Teil der Fig. 5 ist deutlich erkennbar, dass das Eyelet 3 im Ausgangszustand vollständig von einer elektrisch leitenden Schicht 17 (Ag/AgCI) umgeben ist. Die Kabellitzen 13 des elektrischen Leiters 7 liegen an der elektrisch leitenden Schicht an und ermöglichen so die SignalÜbertragung an dem Elektrokardiographen. In der zweiten Darstellung nach dem erfolgten Schweissen hat sich die elektrisch leitende Schicht 17 um die Kabellitzen 13 herumgelegt und ermöglicht so die oberflächliche Leitung am Sensorelement 3 auf die Unterseite, wo das elektrisch leitende Gel in Kontakt mit der Hautoberfläche steht.
Die dritte Darstellung zeigt noch einen Querschnitt entlang der Schnittlinie C - C der Fig. 4 und verdeutlicht, wie sich die elektrisch leitende Schicht über den elektrischen Leiter 7 legt.
Fig. 6 zeigt einen Schnitt der Sonotrodenspitze, die etwa einem Kugelsegment entspricht und eine dementsprechende Schweissstelle erzeugt. Für den elektrischen Leiter ist auf einer Seite eine Ausnehmung 35 vorgesehen.
Fig. 7 zeigt im oberen Diagramm die zugeführte Schweissleistung P und im unteren Diagramm die Andrückkraft F auf die Schweissstelle als Funktion der Zeit. Zum Zeitpunkt 0 wird die Sonotrode auf die zu schweissende Stelle aufgesetzt. Nach erreichen der erforderlichen Anpresskraft Fgwird am Zeitpunkt ts(1) die Sonotrode aktiviert.
Zuerst wird mit einer konstant geringen Leistung P1 geschweisst, zum Zeitpunkt ts(2) wird sprungartig die Leistung auf P2 erhöht und zum Zeitpunkt ts(3) auf P3 erhöht. Nach der Zeit tswird die Sonotrode deaktiviert und noch für die Haltezeit thbis zum teilweisen Erstarren des Sensorelementgrundkörpers gehalten. Danach wird die Andrückkraft reduziert und nach der Zykluszeit tzist der gesamte Vorgang abgeschlossen. Im unteren Diagramm ist die jeweils auf das Sensorelement in der Schweissstelle wirkende Kraft von der Sonotrode gezeigt.
The invention relates to a method for connecting the sensor element of a medical electrode to an electrical conductor, preferably cable, by means of ultrasonic welding, wherein the sensor element has a plasticizable base body and an at least partially conductive surface. Furthermore, the invention relates to a sensor element of a medical electrode and the associated medical electrode, wherein the sensor element has a plasticizable base body and an at least partially conductive surface and wherein the sensor element connected to an electrical conductor, preferably cable, preferably welded. Medical electrodes (e.g., ECG electrodes) are applied to the skin surface of a subject, with a sensor element, also called eyelet, transmitting signals to or from the skin.
In this case, the sensor element is usually electrically conductively connected on one side via an electrically conductive gel to the skin surface of the subject. On the opposite side of the skin surface of the sensor element usually leads an electrical conductor away from the electrode, for example, towards an electrocardiograph. Such sensor elements often consist of a plasticizable base body and have a conductive surface coating, in particular of Ag / AgCl. This conductive layer actually transmits the electrical signals from the (skin-side) electrically conductive gel to the electrical conductor.
The connection from the electrical conductor to the sensor element is made in the prior art partly by ultrasonic welding.
When connecting the sensor element and the electrical conductor, the problem arises that the plastifiable body of the sensor element becomes liquid in the welding region as a result of the ultrasonic welding, and the silver coating is partially detached and, if appropriate, forms Ag / AgCl agglomerates. The signal conduction from gel to electrical conductor per se occurs at the surface of the sensor element through the electrically conductive surface (e.g., Ag / AgCl layer).
If, however, the conductive surface coating in the contact region of the electrical conductor and sensor element is substantially impaired, a significant increase in the contact resistance from the electrical conductor to the sensor element can occur; in extreme cases, no signal transmission is possible.
To compensate for this disadvantage, it is common in the prior art to disperse electrically conductive substances in the body. For example, the addition of carbon fibers with a content of about 20% has the effect that the contact resistance is limited to 40 [Omega], especially since the conductivity of the added carbon increases the intrinsic conductivity of the sensor element. It has proved to be unsuitable to produce the connection between the sensor element and the electrical conductor by means of an adhesive, since such a connection is much too weak.
Even when connecting by ultrasonic welding with lower welding power only weak connections could be achieved.
The object of the present invention is to provide a medical electrode having a lower contact resistance between the sensor element and the electrical conductor than is usual in the prior art so as to increase the accuracy of the measurement without, however, weakening the strength of the connection.
This object is achieved by a method according to claim 1.
During the welding process, the welding energy supply for plasticizing the body in the welding area, in which the electrical conductor and the sensor element are in contact, via the sonotrode of an ultrasonic welder with increasing welding power over a period of 0.5 s to 5 s and the sonotrode simultaneously If the welding point exerts a pressing force between 1 N and 20 N, the contact resistance between the electrical conductor and the sensor element can be reduced to less than 5 [Omega], preferably less than 3 [Omega], ideally less than 1 [Omega].
Above all, in such a method, the electrically conductive surface in the region of the cable contacting is not destroyed although at the same time a sufficient plasticization of the sensor element main body is achieved, so that a stable connection between sensor element and electrical conductor is produced. The pull-out force or pull-out force, i. that force which is necessary to release the electrical conductor from the connection with the sensor element by tensile force is at least 15 N, preferably even more than 25 N, in a connection of sensor element and electrical conductor produced in this way Pull-out force is necessary for several reasons. On the one hand, the medical electrodes, which are fastened on the surface of the skin, should also be moved by the subject during movement (e.g.
Exercise ECG) or for extended periods of time (e.g., overnight), so there is a high likelihood that larger forces will act on the connection of the electrode sensing element and the electrical conductor. On the other hand, the compound skin / medical electrode is usually strong because the electrode is stuck to the skin of the subject. If the electrode is to be detached from the skin, it is often pulled on the electrical conductor, and depending on the electrode / skin connection strength, forces of more than 10 N can occur. It has proved to be advantageous if the welding energy supplied to the welding area is between 25 Ws and 75 Ws.
Ideally, the period of energy input during ultrasonic welding is 1, 0 to 3 s, which causes a plasticization only in the contact region of the conductor and sensor element. Ideally, the pressure force of the sonotrode in the welding region of the ultrasonic welding device is between 2 and 8 N.
Furthermore, it is preferably provided that the increase in the welding power is carried out stepwise, although the power increase can be provided in accordance with a linearly increasing function or a steadily increasing function.
In order to obtain an optimal and not too rapid cooling of the welding point, it has proved to be advantageous if, after completion of the welding energy supply, the pressing force is at least partially maintained until partial hardening of the welding region.
The best results have been achieved when the sensor element is completely covered by a conductive surface, preferably Ag / AgCl, wherein it is further favorable if the plasticizable base body of the sensor element comprises ABS.
The contact resistance can be further reduced if the sensor element comprises carbon fibers in an amount of less than 30%, preferably about 20%.
The object stated in the introduction is also achieved by a generic sensor element, produced by the method described above,
in which the electrical conductor is connected to the sensor element such that the contact resistance from electrical conductor to sensor element <5 [omega], preferably <3 [omega], particularly preferably <1 [omega], and that the connection of electrical conductor and Sensor element a pull-out of> 15 N, preferably> 25 N, resists. Such a sensor element is not only easy to use, but also achieves very accurate measurement results.
In this case, it is expediently provided that the conductive surface comprises Ag / AgCl, in the ideal case the surface being completely covered by Ag / AgCl. Conveniently, the main body of the sensor element comprises ABS (acrylonitrile butadiene styrene).
Preferably, the base body comprises carbon fibers in an amount of less than 30%, preferably about 20%.
The invention also relates to a medical electrode comprising a previously described sensor element.
Further advantages and details of the invention will be explained with reference to the schematic drawings.
2 schematically shows individual method steps for producing a medical electrode according to the invention in cross section through the electrode (FIG. 2A), along the section line H-H 'of FIG. 2A (FIG. FIG. 2B) and along the section line H - H 'on the sensor element (FIG. 2C), FIG. 3 shows a schematic arrangement for carrying out the method according to the invention, FIG.
4 is a plan view of a sensor element before and after connection to electrical conductor,
5 shows sections along the marked lines of FIG. 4,
6 shows a sonotrode for carrying out a method according to the invention, and FIG. 7 shows schematic diagrams of welding power and pressing force as functions of time for carrying out the method.
The Fig.
1 shows an embodiment of a medical electrode according to the invention in cross-section. This electrode consists of a carrier 1, which consists in the present case of a foam. This carrier 1 has an adhesive layer 8 on the skin side, so that the electrode can be glued to the skin surface. The adhesive layer 8 should be made skin-friendly, so that no skin irritation when sticking to the skin, similar to a skin patch. Visible is also a holding element 2 in the form of a label, which is connected by means of a thermally activated adhesive 9 to the carrier 1. In the region where the holding element 2 is located, the carrier 1 has a recess 11, into which an electrically conductive sensor element (= connecting piece, eyelet) 3 is pushed.
Visible is also the sponge 5, in which there is an electrically conductive gel. The gel itself is in direct contact with the skin while signals continue to the sensor element 3 and vice versa. Sponge 5, electric gel and sensor element 3 are all introduced into the recess of the carrier 1 and complete approximately flush with the underside of the carrier 1 from, optionally, the compressible sponge 5 together with electric gel slightly above the carrier 1 protrude, so im in the Skin glued state of the sponge flush with the recess 11 is pressed. A peel-off film 4 protects the electrode on the skin side before use. For use, the release liner is removed.
The outer shape of the carrier 1 and the recess 11 are each formed approximately circular in the present case, so that the carrier 1 forms a circular ring.
However, the invention is not limited to this form. For example, oval or angular shapes outside shapes for the carrier 1 and decentralized, non-circular recesses 11, etc. are conceivable. The shape of the recess 11 essentially depends on the shape of the sensor element 3 or on the shape of the sponge 5, which is introduced into the recess 11. Carrier 1 and retaining element 2 for the sensor element 3 could of course also be formed in one piece within the scope of the invention. The sensor element 3 in this case has a flat base, with which it is also connected to the holding element 2 via the thermoactivatable adhesive 9. The holding element 2 additionally has a recess 6, through which the approximately cylindrical projection of the sensor element 3 extends.
At this projection of the connecting piece of the electrical conductor 7 is mounted (as a cable with multiple strands 13) which forwards the signals to the not shown electrocardiograph in the operating state. The signal transmission takes place in the attached state from the skin via the gel in the sponge 5 to the conductive surface 17 (Ag / AgCl layer) of the sensor element to the electrical conductor 7.
FIG. 2 (FIGS. 2A to 2E) shows individual method steps as to how a method according to the invention could be carried out. In the first illustration (FIG. 2A), the electrical conductor 7 is in the form of a cable which is stripped in the end region so that the cable strands 13 are exposed and the receiving region 22 for the electrical conductor 7 (or the cable strands 13) can be seen on the sensor element 3 ,
This receiving region 22 is formed by two approximately cross-shaped grooves, so that the electrical conductor 7 and the cable strands 13 can be inserted into a groove almost positively (2B). In the third step, the sonotrode 23 of the ultrasonic welding on the sensor element 3 together with inserted electrical conductor 7 positi oned and the contact pressure of 1 to 20 N to the welding region 24, which is located on the projection of the sensor element 3 applied (2C). The energy is applied in accordance with the energy scheme and the timing diagram of FIG. 7 in the fourth step, so that the sensor element 3 plasticizes in the connection region 22 and thus encloses the conductor 7 and establishes a stable connection which withstands a pull-out force of at least 15 N (eg Electrode is held and pulled on the cable) (2D).
After switching off the welding energy is further depressed for about 0.5 to 1 s before the sonotrode 23 is removed again. In the fifth step, the finished electrode with connected electrical conductor 12 can be seen (FIG. 2E). Fig. 3 shows an arrangement for carrying out the welding process in the rest position (A) and in the welding position (B). On a lever arrangement 29, a lever is rotatably mounted about an axis 30, so that two lever arms 29a, 29b are formed. On one (right) lever arm 29b is the sonotrode 23 while on the other (left) lever arm 29a a balancing mass 31 is arranged. Taking into account the law of levers, the balancing weight 31 is to be chosen so large that the product weight times force arm on the left lever arm is greater than the product weight times force arm on the right lever arm, so that the sonotrode remains in the starting position.
By removing the balancing mass 31 or applying a counterforce (F), the weight of the sonotrode 23 pulls the lever clockwise, so that the sonotrode 23 presses on the sensor element 3. From the mass on the right lever arm 29b and the length of the lever arm 29b, the corresponding Calculate dimensions easily, so that the sonotrode 23 presses on the sensor element 3 with a pressing force of 1 to 20 N. In order that the balance of forces on the lever does not shift when rotating about the axis 30, a guide device 32 and a bearing 33 are provided which the sonotrode Always keep 23 in balance.
Fig. 4 shows the receiving area of the conductor on the sensor element and the electrical conductor 7 before (left) and after (right) carried out welding.
It is clear that the plasticized body of the sensor element encloses the electrical conductor and produces a stable permanent connection.
Fig. 5 shows sections along the lines A - A \ B - B 'and C - C of Fig. 4 in detail. In the first part of FIG. 5, it can clearly be seen that the eyelet 3 in the initial state is completely surrounded by an electrically conductive layer 17 (Ag / AgCl). The cable strands 13 of the electrical conductor 7 are applied to the electrically conductive layer and thus enable the signal transmission to the electrocardiograph. In the second illustration after the welding has taken place, the electrically conductive layer 17 has wrapped around the cable strands 13 and thus makes possible the superficial conduction on the sensor element 3 to the underside, where the electrically conductive gel is in contact with the skin surface.
The third illustration also shows a cross section along the section line C - C of FIG. 4 and illustrates how the electrically conductive layer lies over the electrical conductor 7.
Fig. 6 shows a section of the sonotrode tip, which corresponds approximately to a spherical segment and generates a corresponding welding point. For the electrical conductor, a recess 35 is provided on one side.
7 shows in the upper diagram the supplied welding power P and in the lower diagram the pressing force F on the welding point as a function of time. At time 0, the sonotrode is placed on the spot to be welded. After reaching the required contact force Fg, the sonotrode is activated at time ts (1).
First, welding is performed at a constant low power P1, at time ts (2) the power is suddenly increased to P2 and increased to P3 at time ts (3). After time t, the sonotrode is deactivated and still held for the hold time th until the partial solidification of the sensor element main body. Thereafter, the pressing force is reduced and after the cycle time tzist the entire process is completed. In the lower diagram, the force acting on the sensor element in the welding point is shown by the sonotrode.