CN105939660B - 生物体信号检测衣料 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种不给穿戴者带来不适感、能够长期稳定地检测生物体信号的生物体信号检测衣料。本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，具有：至少2个以上由导电性纤维结构物形成的电极；测定装置，其检测并处理与生物体接触的所述电极获得的生物体电信号；布线部，其将所述电极与所述测定装置导通连接；和衣料主体部，其在规定的位置配置有所述电极、所述测定装置、及所述布线部。

Description

生物体信号检测衣料
技术领域
本发明涉及用于测定以心电图为代表的生物体电信号的生物体信号检测衣料。
背景技术
安装于体表面的生物体电极已被广泛用于记录脑波、事件相关电位、诱发电位、肌电图、心电图等生物体电信号以及对生物体进行电刺激。近年来，已知作为个人的健康管理方法之一，通过长期记录心电波波形、分析其波形变化，能够早期发现自律神经的失调、心脏病的征兆，在预防医学中是有效的。为了长期获取心电波波形，安装有生物体电极的衣着(可穿戴式电极)受到关注(参见非专利文献1)。
现有技术文献
非专利文献
非专利文献1：David M.D.Ribeiro，et.al.，“A Real time，Wearable ECG andContinuos Blood Pressure Monitoring System for First Responders，”33rd AnnualInternational Conference of the IEEE EMBS，pp.6894-6898，2011.
发明内容
但是，对于以往的可穿戴式电极而言，电极被配置于难以与生物体接触的位置，长期的测定是困难的，并且存在下述问题：从电极到生物体信号测定装置的布线未与衣着一体化，给穿戴者带来不适感，或由于布线的移动而导致信号变差等。此外，以往的可穿戴式电极由于电极不具有透湿性，因此，存在容易因出汗而导致皮肤湿热、给穿戴者带来不适感的问题。此外，在不出汗的情况下，存在由于皮肤和电极干燥而难以得到稳定的导电性的问题。
本发明是鉴于上述情况而做出的，其目的在于提供一种不给穿戴者带来不适感、能够长期稳定地检测生物体信号的生物体信号检测衣料。
为了解决上述课题、达成目的，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，具有：至少2个由导电性纤维结构物形成的电极；测定装置，其检测并处理与生物体接触的所述电极获得的生物体电信号；布线部，其将所述电极与所述测定装置导通连接；和衣料主体部，其在规定的位置配置有所述电极、所述测定装置、及所述布线部。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述测定装置为心电图测定装置，将所述电极中的任意1个作为探查电极，将所述探查电极以外的电极作为无关电极(生物体基准电位电极)，以心电图波形的形式检测所述探查电极与所述无关电极的电位差。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述测定装置为心电图测定装置，具有至少3个由所述导电性纤维结构物形成的电极，将所述电极中的任意2个作为探查电极，将所述探查电极以外的电极作为无关电极(生物体基准电位电极)，以心电图波形的形式检测2个所述探查电极的电位差。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述测定装置为心电图测定装置，所述电极中的2个电极分别被配置于所述衣料主体部的左右的侧胸部或侧腹部附近，具有3个以上所述电极时，剩余的电极以与配置在所述衣料主体部的左右的侧胸部或侧腹部附近的电极隔开间隔的方式被配置。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于将分别被配置于所述衣料主体部的左右的侧胸部或侧腹部附近的所述电极作为2个探查电极，将这些电极以外的电极作为无关电极(生物体基准电位电极)，以心电图波形的形式检测2个所述探查电极的电位差。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述导电性纤维结构物是含浸导电性高分子而得的纤维结构物。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述导电性纤维结构物通过在所述纤维结构物上涂布分散液而在所述纤维结构物中含浸所述导电性高分子，所述分散液是在溶剂中分散所述导电性高分子和粘合剂而成的。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述导电性高分子为聚(3，4-乙烯二氧噻吩)和聚苯乙烯磺酸的混合物。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，用于所述电极的纤维结构物由织物(日文：織編物)形成，所述织物的每单位面积重量为50g/m2以上、300g/m2以下。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，用于所述电极的织物由合成纤维复丝形成，用于所述织物的合成纤维复丝中的至少一部分是纤度为30dtex以上400dtex以下、且单丝纤度为0.2dtex以下的合成纤维复丝。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，用于所述电极的织物由合成纤维复丝形成，用于所述织物的合成纤维复丝中的至少一部分包含单丝纤维直径为10 nm以上5000nm以下的合成纤维复丝。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，用于所述电极的织物由合成纤维复丝形成，用于所述织物的合成纤维复丝中的至少一部分包含单丝纤维直径为10 nm以上1000nm以下的合成纤维复丝。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，在用于所述电极的导电性纤维结构物的与皮肤侧接触的面的内面(日文：裏面)侧层叠有树脂层。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述树脂层是由聚氨酯类透湿层形成的。
所述布线部的特征在于，其是利用导电性树脂的印刷、导电性树脂膜的层压、导电性纤维或金属线而形成的。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述布线部通过缝入导电性纤维而形成，所述导电性纤维是由利用金属类进行涂布而得的纤维形成的。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，涂布于所述导电性纤维的金属类包含银、铝或不锈钢。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述布线部被配置于所述衣料主体部的表面侧。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述布线部通过缝入导电性纤维而形成，通过使用缝纫机的单线进行缝制，而将所述导电性纤维以主要露出至所述衣料主体部的表面侧的方式缝入。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述布线部被配置于所述衣料主体部的表面侧，所述布线部的露出至所述衣料主体部的表面侧的部分被防水性的电绝缘性元件被覆。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述电绝缘性元件为聚氨酯类膜。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述布线部是由导电性树脂形成的，在由防水性的电绝缘性元件形成的片状物的一个面的一部分上连续地层叠所述导电性树脂，并将所述防水性的电绝缘性元件的层叠有所述导电性树脂的面与所述衣料主体部贴合，从而形成所述布线部。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述生物体信号检测衣料具有至少2个导通连接系统，所述导通连接系统由1个所述电极、所述测定装置、及将所述电极与所述测定装置导通连接的所述布线部构成，所述导通连接系统的至少形成于衣料主体部上的部分通过不透水性且绝缘性的结构而彼此分离。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述衣料主体部是由织物形成的，所述织物的纵向或横向中任一方的拉伸60％时的应力为0.5N以上15N以下，穿衣时，所述电极以0.1kPa以上、2.0kPa以下的压力与皮肤密合。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述衣料主体部为由弹性纱和非弹性纱形成的织物。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述弹性纱为聚氨酯类弹性纤维。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述衣料主体部为针织物(日文：編物)。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述测定装置能够介由连接器(connector)针对所述衣料主体部进行装拆及连接。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述测定装置具有与移动终端、个人电脑通信从而传送数据的功能。
另外，上述发明中，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，所述测定装置具有与移动终端、个人电脑无线通信从而传送数据的功能。
另外，本发明的生物体信号检测衣料的特征在于，具有：至少2个由导电性纤维结构物形成的电极；连接器，其能够装拆及连接测定装置，所述测定装置检测并处理与生物体接触的所述电极获得的生物体电信号；布线部，其将所述电极与所述连接器导通连接；和衣料主体部，其在规定的位置配置有所述电极、所述连接器、及所述布线部。
本发明的生物体信号检测衣料通过将电极、布线部、及测定装置配置于衣料主体部的规定位置，而能够在穿戴时不给穿戴者带来不适感的情况下、长时间连续且稳定地检测生物体信号。
附图说明
图1是本发明的实施方式涉及的生物体信号检测衣料的示意图。
图2是图1所示的生物体信号检测衣料的A-A’线的剖面图。
图3是本发明的实施方式的变形例涉及的生物体信号检测衣料的示意图。
图4是表示本发明的实施方式涉及的测定装置的概略的框图。
具体实施方式
以下，基于附图对本发明涉及的生物信号检测衣料进行详细说明。需要说明的是，本发明不限于该实施方式。
图1是本发明的实施方式涉及的生物体信号检测衣料的示意图。如图1所示，本发明的生物体信号检测衣料100具有：由导电性纤维结构物形成的3个电极101a、101b、101c；测定装置102，其检测并处理电极101a、101b、101c获得的生物体电信号；布线部103a、103b、103c，其分别将电极101a、101b、101c与测定装置102导通连接；和衣料主体部104，其在规定的位置配置有电极101a、101b、101c、测定装置102、及布线部103a、103b、103c。以下，以测定装置102为心电图测定装置的情况作为例子进行说明。
生物体信号检测衣料100中，电极101a、101b在衣料主体部104的内面(身体1的接触面)分别被配置于在穿戴时与左右的侧胸部或侧腹部附近接触的部分，电极101c被配置于衣料主体部104的与配置在左右的侧胸部或侧腹部附近的电极101a、101b隔开间隔的位置，且位于电极101b的下部。
由于将3个电极101a、101b、101c分别配置于衣料主体部104的左右的侧胸部或侧腹部附近、和与该左右的侧胸部或侧腹部附近隔开间隔的部位，因此，能够使电极101a、101b、101c稳定地接触身体1，从而能够实现生物体信号的长时间连续测定。另外，测定装置102和电极101a、101b、101c经由直接配置于衣料主体部104的布线部103a、103b、103c而导通连接。布线部103a、103b、103c与衣料主体部104一体化，因此，不会给穿戴者带来不适感，也能够防止由布线部103a、103b、103c的移动而导致信号变差。
生物体信号检测衣料100中，将电极101a、101b作为2个探查电极，将101c作为无关电极(生物体基准电位电极)，以心电图波形的形式检测探查电极101a、101b的电位差。虽然也可以将被配置于右侧胸部或左侧腹部附近的电极101a作为正的探查电极、将被配置于左侧胸部或左侧腹部附近的电极101b作为负的探查电极来进行生物体信号的检测，但将电极101b作为正的探查电极、将电极101a作为负的探查电极时，能够明显地检测出QRS信号的振幅，因此，适用于脉搏间隔(R-R间隔)等的自动分析。
需要说明的是，图1中例示了使用3个电极的情况，但只要为2个以上，则不限于3个。使用2个电极时，分别在衣料主体部104的左右的侧胸部或侧腹部附近配置电极，将所述电极中的任意1个作为探查电极，将所述探查电极以外的电极作为无关电极(生物体基准电位电极)，以心电图波形的形式检测所述探查电极与所述无关电极的电位差即可。使用4个以上的电极时，将所述电极中的任意2个作为探查电极，将所述探查电极以外的电极作为无关电极(生物体基准电位电极)，以心电图波形的形式检测2个所述探查电极的电位差即可。使用4个以上的电极时，优选地，将2个电极配置于衣料主体部104的左右的侧胸部或侧腹部附近，并将除此以外的电极配置于衣料主体部104的与配置在左右的侧胸部或侧腹部附近的2个电极隔开间隔的位置。
本发明的生物体信号检测衣料100中，从身体1检测生物体信号的电极101(101a、101b、101c)优选为含浸导电性高分子而得的纤维结构物，更优选构成纤维结构物的单纤维的表面上及/或单纤维与单纤维的间隙中载带有导电性树脂。使电极101为纤维结构物时，构成纤维结构物的纤维间能够载带导电性树脂，因而优选。以往，在通常用于心电图的电极的膜型电极中，为了提高与身体1的密合性以得到电信号，必须在电极表面涂布丙烯酸类的凝胶，存在容易产生皮肤损害的问题。
另一方面，本发明涉及的由纤维结构物形成的电极101在和皮肤接触时的刺激性小，安全性高。由于皮肤干燥而导致无法良好地得到信号时，通过在纤维结构物上涂布少量的生理盐水、保湿剂，可以得到良好的心电图。作为保湿剂，例如，可以使用甘油、山梨醇、聚乙二醇、聚乙二醇-聚丙二醇共聚物、乙二醇、鞘氨醇、磷脂酰胆碱等，可以单独使用上述成分中的1种，也可以组合使用2种以上。这些保湿剂也被用于化妆品的保湿成分，对皮肤的安全性非常高。
用于本发明涉及的电极101的导电性高分子，只要是具有导电性的树脂则没有特别限制。可以为在低导电性树脂中配合炭黑、CNT(Carbon Nanotube，碳纳米管)、金属微粒等而成的导电性树脂组合物，但优选树脂本身具有导电性的导电性高分子。
导电性高分子只要是呈现导电性的高分子则没有特别限制，例如，可以举出乙炔系、5元杂环系(聚吡咯、聚(3-甲基吡咯)、聚(3-乙基吡咯)、聚(3-十二烷基吡咯)等聚(3-烷基吡咯)；聚(3，4-二甲基吡咯)、聚(3-甲基-4-十二烷基吡咯)等聚(3，4-二烷基吡咯)；聚(N-甲基吡咯)、聚(N-十二烷基吡咯)等聚(N-烷基吡咯)；聚(N-甲基-3-甲基吡咯)、聚(N-乙基-3-十二烷基吡咯)等聚(N-烷基-3-烷基吡咯)；聚(3-羧基吡咯)等吡咯类高分子、聚噻吩、聚(3-甲基噻吩)、聚(3-乙基噻吩)、聚(3-十二烷基噻吩)等聚(3-烷基噻吩)；聚(3，4-二甲基噻吩)、聚(3-甲基-4-十二烷基噻吩)等聚(3，4-二烷基噻吩)；聚(3-羟基噻吩)、聚(3-甲氧基噻吩)等聚(3-烷氧基噻吩)；聚(3，4-二甲基噻吩)、聚(3，4-二丁基噻吩)等聚(3，4-二烷基噻吩)；聚(3-羧基噻吩)；聚(3-溴噻吩)、聚(3-氯噻吩)等聚(3-卤代噻吩)；聚(3，4-乙烯二氧噻吩)等噻吩类高分子、异硫茚(isothianaphtene)类高分子等、聚苯胺、聚(2-甲基苯胺)、聚(3-异丁基苯胺)等苯胺类、聚对苯乙炔(PPV)等亚苯基类的各导电性高分子、这些高分子的共聚物等。对于导电性高分子而言，通过与掺杂剂一同使用，从而导电性提高。作为和导电性高分子并用的掺杂剂，可使用氯化物离子、溴化物离子等卤化物离子、高氯酸离子、四氟硼酸离子、六氟砷酸离子、硫酸离子、硝酸离子、硫氰酸离子、六氟硅酸离子、磷酸离子、苯基磷酸离子、六氟磷酸离子等磷酸类离子、三氟乙酸离子、甲苯磺酸盐(tosylate)离子、乙基苯磺酸离子、十二烷基苯磺酸离子等烷基苯磺酸离子、甲基磺酸离子、乙基磺酸离子等烷基磺酸离子、聚丙烯酸离子、聚乙烯基磺酸离子、聚苯乙烯磺酸离子、聚(2-丙烯酰胺-2-甲基丙磺酸)离子等高分子离子中的至少一种离子。对于掺杂剂的添加量而言，只要是对导电性赋予效果的量，则没有特别限制。
作为导电性高分子，其中，聚吡咯、聚3，4-乙烯二氧噻吩(PEDOT)、聚苯胺及聚对苯乙炔(PPV)等容易树脂化，优选用作导电性树脂。此外，从安全性、加工性的观点考虑，特别优选在作为噻吩类导电性高分子的PEDOT中掺杂聚苯乙烯磺酸(聚(4-苯乙烯磺酸酯)，poly4-styrene sulfonate；PSS)而成的PEDOT/PSS。从导电性的提高、稳定化的观点考虑，优选在含有导电性高分子的纤维结构物中添加甘油、生理盐水等。
另外，对于PEDOT/PSS等导电性高分子而言，优选的是，通过在纤维结构物中涂布或浸渍分散有导电性高分子和粘合剂的分散液来含浸纤维结构物。通过将导电性高分子与粘合剂一同使用，从而含有导电性高分子的涂膜的耐损伤性、表面硬度提高，与基材的密合性提高。
另外，通过使用粘合剂，纤维结构物对于导电性高分子的载带变得容易，并且，也能够抑制将电极元件反复洗涤后的表面电阻的上升。
作为粘合剂，可以是热固性树脂，也可以是热塑性树脂。例如，可以举出聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯、聚萘二甲酸乙二醇酯等聚酯；聚酰亚胺；聚酰胺酰亚胺；聚酰胺6、聚酰胺6，6、聚酰胺12、聚酰胺11等聚酰胺；聚偏二氟乙烯、聚氟乙烯、聚四氟乙烯、乙烯四氟乙烯共聚物、聚氯三氟乙烯等含氟树脂；聚乙烯醇、聚乙烯基醚、聚乙烯醇缩丁醛、聚乙酸乙烯酯、聚氯乙烯等乙烯基树脂；环氧树脂；二甲苯树脂；芳族聚酰胺树脂；聚酰亚胺硅树脂；聚氨酯；聚脲；三聚氰胺树脂；酚醛树脂；聚醚；丙烯酸树脂及这些成分的共聚物等。这些粘合剂可以溶解于有机溶剂，可以被赋予磺酸基、羧酸基等官能团并水溶液化，也可以通过乳化等分散于水中。
粘合剂树脂中，从能够容易地混合的观点考虑，优选聚氨酯、聚酯、丙烯酸树脂、聚酰胺、聚酰亚胺、环氧树脂、聚酰亚胺硅树脂中的任一种以上。
使用的溶剂只要能够将导电性高分子、及粘合剂稳定地分散则没有限制，可以优选使用水、或水与醇的混合溶液。使用PEDOT/PSS等聚噻吩类导电性高分子时，优选水与乙醇的混合溶剂。
作为用于电极101的纤维结构物的形态，可以举出梭织物(日文：織物)、针织物及无纺布。如果含浸于纤维结构物的导电性树脂的量不足，则无法获得反复使用过程中的洗涤耐久性，因此，纤维结构物的每单位面积重量优选为50g/m2以上300g/m2以下。如果小于50g/m2，则导电性树脂的含浸量减少，无法得到洗涤耐久性。如果大于300g/m2，则实质的每单位面积重量大，成为穿戴感差的原因。更优选为60g/m2以上250g/m2以下。纤维结构物的厚度优选为0.2mm以上2.0mm以下。厚度小于0.2mm时，由于面料过薄，所以实质的每单位面积重量变小，导电性树脂的含浸量变少，如果厚度大于2.0mm，则由于过厚而导致穿戴感差。更优选为0.3mm以上1.5mm以下。
关于电极101的大小、形状，只要能够检测生物体信号则没有特别规定，纵向、横向的长度各自优选为2cm以上、20cm以下。如果电极101的纵向、横向的长度各自为2cm以下，则由于电极的面积过小，因此，在运动时等面料活动的情况下电极也容易错位，变得容易接收噪声。如果为20cm以上，则不仅是对于实质信号检测而言不必要的大小，而且由于电极的面积过大，所以与相邻的电极的间隔小，容易成为短路等故障的原因。更优选的是，纵·横各自优选为2.5cm以上、18cm以下。
另外，为了持续地得到良好的心电波波形，电极101必须与皮肤接触并保持贴附状态。为了将电极101持续地贴附于皮肤上，构成纤维结构物的面料必须具有柔软性，纤维结构物优选为梭织物、针织物、无纺布，更优选为柔软性高的针织物。
此外，以针织物为代表的纤维结构物的组织、制造方法没有特别限制，作为电极优选保持汗等的水分的形状，针织物中可优选使用多层结构的编织物(日文：編地)。作为其例子，可以举出双层拉舍尔(double raschel)组织、瓦楞状组织、双面(reversible)组织、双罗纹(smooth)组织、圆形罗纹组织(日文：フラィス組織)、内层起绒组织等，但不限于这些组织。
从纤维结构物对于导电性树脂的载带以及高导电性的观点考虑，用于本发明的电极101的织物优选含有由多根单纤维构成的复丝纱。复丝纱的纤度没有特别限制，从发挥作为纤维结构物的特性的观点考虑，优选为30dtex至400dtex。织物中的复丝纱的混率在不影响性能的范围内没有特别限制，从导电性、耐久性的观点考虑，混率越高越优选，更优选为50％以上100％以下。
用于织物的复丝纱的材料可以使用例如聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚对苯二甲酸丙二醇酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯等聚酯类合成纤维、尼龙等聚酰胺类合成纤维等。另外，也可以使用配合了氧化钛等添加物的材料，还可以使用为了赋予提高吸湿性等的功能性而对聚合物进行改性而得的纤维。另外，构成复丝的单纤维单元的截面形状也没有规定，可以使用以圆形、三角形、八叶形、扁平形、Y形为代表的各种异形截面纱。此外，作为非弹性纱，可以使用由粘度不同的聚合物形成的芯鞘或并列型(side by side)的复合纱。另外，也可以使用对这些原丝施以假捻加工而得的假捻加工纱。另外，可以使用聚丙烯腈、聚丙烯等合成纤维、人造丝(rayon)、虎木棉(Polynosic)、铜氨纤维(cupro)等再生纤维、乙酸酯、三乙酸酯等半合成纤维。
从使纤维表面及纤维间的空隙载带导电性树脂的观点考虑，本发明涉及的纤维结构物优选含有单纤维的纤度为0.2dtex以下的复丝。对于含有0.2dtex以下的单纤维的复丝在纤维结构物中所占的混率而言，在不影响性能的范围内没有特别限制，从导电性、耐久性的观点考虑，混率高的情况是优选的，更优选为50％以上100％以下。此外，单纤维的根数越多，由多根单纤维构成的空隙、即载带导电性树脂的部位被细分化，从而纤维结构物对于导电性树脂的载带性越高，并且，即使通过使纤维直径变细而进行细分化，也由于保持了导电性树脂的连续性而能够得到优异的高导电性及洗涤耐久性。优选使用用于人造皮革、外装材料等的纤维直径为5μm以下的微米级纤维(microfiber)，更优选使用近年来出于防滑目的而被应用于运动衣料、文胸、高尔夫手套等的内衬的、纤维直径为10nm以上5000nm以下的纳米纤维，特别地，更优选使用纤维直径为10nm以上1000nm以下的纳米纤维。作为纳米纤维，可合适地使用由“NANOALLOY(注册商标)”纤维制作的纳米纤维短丝聚集体、利用静电纺丝纺纱方式等制作的单丝纱的聚集体等通过已知方法制作的含有纳米纤维的纤维结构物，更优选含有纳米纤维的复丝纱的纤维结构物。纳米纤维的复丝纱可以利用已知的复合纺纱方式等制作。作为一例，可以有效地使用日本特开2013-185283号公报中列举的将使用复合喷嘴制成的复合纤维进行脱海而得到的、纤维直径的散差小的纳米纤维复丝纱，但并不限定于此。
另外，用于本发明的电极101优选在含有导电性物质的纤维结构物的一个面上层叠有树脂层。考虑到对于生物体电极的适应性，优选在用于电极101的纤维结构物的与皮肤侧接触的面的内面侧层叠树脂层。检测生物体信号时，如果电极101干燥，则难以稳定地检测生物体信号。因此，需要将电极101保持为一定程度的湿润状态，通过用树脂层被覆电极101的一个面，能够防止干燥、稳定地得到导电性。此外，通过用树脂层被覆电极101的一个面，能够减少在洗涤时脱落的导电性树脂，从而能够大幅度地抑制洗涤耐久性的降低。
对于构成树脂层的聚合物的种类、形状而言，只要能够控制湿度即可，没有特别限制，优选为透湿层。如果彻底地阻断湿气的移动，则湿热感变强，不仅导致穿戴时的不适感，还与斑疹等的原因有关。作为透湿层，可以举出将PTFE(聚四氟乙烯)多孔膜、由亲水性的聚酯树脂、聚氨酯树脂等亲水性弹性体形成的无孔膜、聚氨酯树脂微多孔膜等已知的膜、薄膜、层叠物、树脂等通过涂布、层压方式进行层叠而成的形态，但不限于上述形态。从对于作为基材的纤维结构物的追随性的观点考虑，透湿层优选为将具有伸缩性的聚氨酯树脂微多孔膜通过层压而层叠接合的层。此外，为了提高透湿性，可以使用穿刺机、缝纫机在于一个面上层叠有树脂层的纤维结构物上形成微多孔。
对于用于本发明的电极101而言，按照JISL-0217(2012)103法中的洗涤方法反复洗涤20次后的表面电阻优选为1×106Ω以下。如果大于1×106Ω，则电信号的噪声变大，精密的测定变得困难。需要说明的是，即使是干燥状态的表面电阻值大于1×106Ω的电极101，在被作为生物体信号检测衣料100穿戴时，如果电极101中含浸了自来水、汗等含有电解质的液体，则在实质的表面电阻值降低至1×106Ω以下的情况下，也可以进行测定。对于本发明的生物体信号检测衣料100而言，期待其也被广泛用于一般家庭，考虑到实际的穿戴用途，优选在洗涤20次后仍能检测到生物体信号。
本发明的生物体信号检测衣料100中，需要将通过电极101获得的生物体信号传送至测定装置102的布线部103(103a、103b、103c)。布线部103优选通过在衣料主体部104上印刷导电性树脂的方法、层压导电性树脂的膜的方法形成，进一步优选利用具有导电性的纤维、金属线而形成。
通过在衣料主体部104的规定位置上印刷导电性树脂而形成布线部103时，使用的导电性树脂只要是具有导电性的树脂则没有特别限制，可以举出上述的电极101中使用的导电性树脂，除此以外，还可以使用炭黑、碳纳米管、金属微粒、或在丙烯酸树脂、环氧树脂等粘合树脂中混合上述成分而得的物质。可以通过丝网印刷、旋转印刷等，将导电性树脂以布线状印刷在衣料主体部104的形成布线的规定位置。
利用能够得到导电性的纤维形成布线部103时，作为导电性纤维，可使用下述材料：在聚酯、尼龙的芯、鞘的一部分中沿着纤维的长度方向复合配置炭黑而得的导电性纤维、将包含银、铝或不锈钢的金属类涂布于聚酯、尼龙纤维而得的金属涂覆丝。关于向树脂纤维上涂布金属类的方法，可以使用下述方法：使尼龙、聚酯纤维在分散有银、铝、或不锈钢等的微粉末的溶液中行进，在用金属粉末被覆纤维后，利用加热器进行热定形(hot set)的方法；用尼龙、聚酯纤维编制为筒状织物并投入分散有银、铝、或不锈钢的溶液中，通过加热使纤维固定后，从编织物中解纤的编织物拆散法(knit de knit)。另外，对于使用的不锈钢，特别优选使用对人体施加的刺激小的手术用不锈钢(surgical stainless)(SUS316L)。此外，利用金属线形成布线部103时，可以使用利用绝缘性的乙烯基化合物(Vinyl)被覆不锈钢线、铜线而成的金属线。
通过印刷导电性树脂而形成布线部103时，由于因反复装拆、运动而导致的面料的伸缩，有可能造成印刷至衣料主体部104的导电性树脂中产生龟裂并断线，在耐久性方面存在问题。利用金属线形成布线103时，在金属线断裂时、或在金属线末端的处理存在缺陷时，有金属线刺入身体的可能性，在安全方面存在问题。布线部103优选由导电性纤维形成，布线部103更优选使用将纤维用导电性优异的银、铝或不锈钢涂覆而得的导电性纤维。
将导电性纤维安装于衣料主体部104的方法没有特别限制，可以用缝纫机将导电性纤维缝入衣料主体部104的面料中，也可以用粘合树脂将其粘贴于面料上，还可以用膜通过热粘合进行粘贴，所述膜是在一个面上赋予了热熔粘合剂的由导电性纤维形成的膜。
通过导电性纤维、导电性树脂的印刷等形成的布线部103优选配置于衣料主体部104的表面(不与皮肤密合的面)。通过在表面布线，从而布线部103不与皮肤直接接触，电极101检测到的生物体信号中不会混入布线部103接收的噪声，能够精度良好地测定生物体信号。
作为将导电性纤维安装于衣料主体部104的方法，在使用缝纫机的缝制中，更优选将导电性纤维用于底线、将通常的缝纫机线用于上线，使面料的内面朝上而进行缝制。由此，导电性纤维主要在衣料主体部104的不与皮肤密合的表面侧露出。此外，作为导电性纤维的缝接方法，优选在衣料主体部104上将导电性纤维缝为曲折状(日文：千鳥)。通过将导电性纤维缝为曲折状，即使在面料的伸缩时，缝线部分也能活动并追随面料，不会阻碍伸缩性。
本发明的生物体信号检测衣料100中，只要将由这些导电性纤维结构物形成的电极101和布线部103连接即能够抑制极化，因此，对于微弱的生物体信号的检测而言是优选的，不仅如此，由于也能够抑制腐蚀(电蚀)，因此，能够实现长期连续的利用。将电极101和布线部103连接的方法没有特别限制，可以举出下述方法：在配置于衣料主体部104的电极101上，通过缝制而缝接导电性纤维，从而形成布线部103的方法；在印刷导电性树脂而形成布线部103时，与电极101重叠地进行印刷的方法；以及，在导电性树脂膜的一个面上赋予热熔粘合剂，将该膜热压接于电极101上从而形成布线部103的方法等。
由于本发明的布线部103需要将从电极101获得的生物体信号灵敏度良好地传送至测定装置102，因此，对于布线部103而言，优选利用防水性的电绝缘性元件被覆在衣料主体部104上露出的布线部103，从而与身体1、外界空气绝缘。通过所述绝缘，即使在大量出汗时、降雨时，也能够良好地测定生物体信号。作为防水性的电绝缘性元件，优选使用在一个面上赋予热熔粘合剂而得的防水性膜，特别地，从不阻碍装拆、运动时的面料的追随性的观点考虑，优选为伸缩性优异的聚氨酯类的膜。作为被覆布线部103的方法，优选使用下述方法：将布线部103安装至衣料主体部104后，以彻底地被覆布线部103的形式，用熨斗、加压机从衣料主体部104的面料的两个面使赋予了热熔粘合剂的防水性的电绝缘性元件热压接。
图2是图1所示的生物体信号检测衣料100的A-A’线的剖面图。图2所示的布线103a是将导电性纤维或金属线缝接于衣料主体部104而形成的。如图2所示，由于形成布线部103a的导电性纤维或金属线在衣料主体部104的表面侧及内面侧露出，因此，优选利用防水性的电绝缘性元件105a被覆两面，但只要利用电绝缘性元件105a至少被覆在与皮肤接触侧露出的布线部103a，即能够除去源于布线部103a的噪声，稳定地检测生物体信号。对于布线部103b、103c的露出部，也与布线部103a同样地被电绝缘性元件105b、105c被覆。由此，即使在大量出汗时、降雨时，也能够良好地测定生物体信号。需要说明的是，将导电性树脂印刷于衣料主体部104的表面或内面而形成布线部103时，仅将印刷了导电性树脂的面用电绝缘性元件105被覆即可。
另外，对于安装有电极101的衣料主体部104的表面(不与皮肤粘合的面)，也优选使用用于布线部103的被覆的防水性的电绝缘性元件105进行被覆。通过被覆配置了电极101的衣料主体部104的表面，能够抑制降雨时水从面料表面的渗入。
另外，可以通过在由防水性的电绝缘性元件105形成的片状物的一个面的一部分上连续地层叠导电性树脂，并将防水性的电绝缘性元件105的层叠有导电性树脂的面与衣料主体部104贴合，从而形成布线部103。如前文所述，在面料上印刷了导电性树脂时，由于因生物体信号检测衣料100的反复装拆、运动而导致的面料的伸缩，有可能造成导电性树脂中产生龟裂并断线，而通过在防水性的电绝缘性元件105上层叠导电性树脂而形成布线部103时，防水性的电绝缘性元件105像面料那样没有空隙，伸缩性也差，因此，即使伸缩也不容易在导电性树脂层中产生龟裂，能够稳定地作为布线部103使用。
本发明的生物体信号检测衣料100中，利用1个电极101、测定装置102、及将电极101与测定装置102导通连接的布线部103构成导通连接系统。导通连接系统优选通过不透水性且绝缘性的结构而彼此分离。通过将导通连接系统彼此分离，即使在衣料主体部104中渗入汗等电解液也不会发生短路，在运动时的大量出汗这样的情况下或降雨时也能够稳定地测定生物体信号。
图3是本发明的实施方式的变形例涉及的生物体信号检测衣料100A的示意图。图3(a)是穿戴生物体信号检测衣料100A时的前面侧的简图，图3(b)是图3(a)的生物体信号检测衣料100A的B-B’线的剖面图。如图3所示，变形例涉及的生物体信号检测衣料100A存在3个由电极101、测定装置102及布线部103构成的导通连接系统110，即，由电极101a、测定装置102及布线部103a形成的导通连接系统110a；由电极101b、测定装置102及布线部103b形成的导通连接系统110b；由电极101c、测定装置102及布线部103c形成的导通连接系统110c。3个导通连接系统110被不透水性且绝缘性的结构120彼此分离。不透水性且绝缘性的结构120包含将电极101a及布线部103a与生物体信号检测衣料100A的其他部分分离的结构120a、和将电极101b及布线部103b与其他部分分离的结构120b，通过不透水性且绝缘性的结构120a及120b，3个导通连接系统110a、110b及110c被彼此分离。如图3(b)所示，不透水性且绝缘性的结构120被设计为将衣料主体部104的面料沿着厚度方向纵向断开，由此能够防止短路，稳定地测定生物体信号。将不透水性且绝缘性的结构120形成于衣料主体部104的面料内部时，通过缝制将由上述的防水性的电绝缘性元件105形成的纤维缝接即可。
不透水性且绝缘性的结构120可以形成于衣料主体部104的面料的表面，在该情况下，将上述的防水性的电绝缘性元件105的片状物贴附于衣料主体部104的两面即可。
需要说明的是，导通连接系统110为2个、以及为3个以上时，均可利用不透水性且绝缘性的结构120将导通连接系统110彼此分离。
本发明的生物体信号检测衣料100、100A中，为了得到噪声少的信号，需要使配置于衣料主体部104的电极101与身体1密合，优选以电极101对身体1产生的穿着压力至少为0.1kPa以上、2.0kPa以下的压力使电极101与身体1密合。大于2.0kPa时，虽然能够良好地获取信号，但穿着压力大，穿戴感变得难受，在低于0.1kPa的条件下动作时，电极从皮肤脱离，无法得到良好的信号。更优选为0.5kpa以上、1.5kpa以下。
为了实现该穿着压力，优选的是，衣料主体部104由织物形成，且该织物的纵向或横向中任一方的拉伸60％时的应力为0.5N以上15N以下。穿着压力可以利用面料的伸缩特性和缝制尺寸调整，如果小于0.5N，则即使能够通过缩小缝制尺寸来实现上述的穿着压力范围，在面料在动作时拉伸的情况下，面料也会变薄而成为破裂的原因。如果超过15N，则即使能够通过扩大缝制尺寸来实现上述的穿着压力范围，在动作时面料也难以进一步拉伸，成为动作性恶化的原因。更优选为1.0N以上10N以下。
为了实现上述穿着压力，安装电极101的衣料主体部104优选为由弹性纱和非弹性纱形成的织物。由弹性纱和非弹性纱形成的织物的面料的伸缩特性优异，能够实现上述的穿着压力。
应用于弹性经编织物的弹性纱的材料没有特别限制，可以使用例如聚氨酯弹性纤维、聚醚·酯弹性纤维、聚酰胺弹性纤维、聚烯烃弹性纤维、或者由天然橡胶、合成橡胶、半合成橡胶形成的丝状的所谓橡胶丝，向合成纤维中浸入或涂布橡胶而成的特殊纤维等。其中，特别优选的是，在通常的弹性经编织物中广泛使用的、编制性良好、在形成制品时发挥优异的伸长率及回复特性的聚氨酯弹性纤维。
另外，应用于弹性经编织物的非弹性纱的材料也没有特别限制，可以使用例如聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚对苯二甲酸丙二醇酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯等聚酯类合成纤维、尼龙等聚酰胺类合成纤维等。另外，作为非弹性纱的材料，可以使用在上述的纤维中含有氧化钛等添加物的材料，也可以使用为了赋予提高吸湿性等的功能性而对聚合物进行改性而得的纤维。另外，非弹性纱的单纤维单元的截面形状也没有规定，也可以使用以圆形、三角形、八叶形、扁平形、Y形为代表的各种异形截面纱。此外，作为非弹性纱，也可以使用由粘度不同的聚合物形成的芯鞘或并列型的复合纱。另外，也可以使用对这些原丝施以假捻加工而得的假捻加工纱。另外，可以根据要求的特性而使用聚丙烯腈、聚丙烯等合成纤维、人造丝、虎木棉、铜氨纤维等再生纤维、乙酸酯、三乙酸酯等半合成纤维、棉、麻、羊毛、丝等天然纤维等。如上所述，作为非弹性纱，根据用途适宜地选择最合适的材料即可。
对于使用弹性纱和非弹性纱的织物，关于织法、编法没有特别限制，只要能够实现上述的穿着压力即可。例如，为梭织物时，可以使用将以弹性纱作为芯、以非弹性纱作为鞘包覆(covering)而成的包芯纱用于经纱、纬纱并织制成平纹织物、斜纹组织的方法；为圆形针织物时，可以使用将所述包芯纱编成平针(jersey)组织、双罗纹组织的方法，将非弹性纱和弹性纱合纱而进行编制的疏平针编(bare jersey)、疏双罗纹编(bare smooth)等。经编时，可将非弹性纱用于前筘，将弹性纱用于后筘，编成：前方的组织编成10/01、后方的组织编成1/10的双梳栉(Double Denbigh)组织；前方的组织编成10/23、后方的组织编成01/10的经绒-经平(half tricot)组织。更优选地，可采用面料的伸缩性优异、在运动时面料也能顺畅地伸缩、穿着压力的波动小、适合于背心、运动内衣的圆形编织、经编。特别地，为了稳定地得到上述的穿着压力，优选上述的作为圆形编织的疏平针编、经编的经绒-经平组织。
本发明的生物体信号检测衣料100、100A中使用的测定装置102，优选介由连接器针对人衣料主体部104进行装拆及连接。另外，通过将测定装置102从衣料拆除，能够进行洗涤。作为连接器，没有特别限制，一般而言，可以使用用于连接电缆(cord)的插口(socket)等，但更优选使用能够将测定装置102同时固定于衣料主体部104的多个金属性工字扣(dotbutton)。
测定装置102优选具有通过与移动终端、个人电脑通信而传送数据的功能。通过该功能，例如，也能够在个人电脑内简便地读取、存储、分析数据。另外，测定装置102特别优选通过无线通信与移动终端、个人电脑通信。凭借无线通信，不再需要因为通信的原因而限制用户。
图4通过框图示出了本发明的实施方式涉及的生物体信号检测衣料100、100A中使用的测定装置102的概略。如图4所示，测定装置102具有：信号处理部102a，其实施电极101所测得的生物体信号的处理；数据存储部102b，其存储信号处理部102a所处理的生物体信号数据；通信部102c，其通过有线或无线方式将生物体信号数传送至移动终端、个人电脑；控制部102d，其控制各部。传送生物体信号的布线部103和测定装置102介由连接器106而连接。通过将测定装置102制成这样的结构，能够在电脑内简便地读取、存储、分析数据。
如上所述，利用本发明的生物体信号检测衣料，能够实现以衣料的形态检测生物体信号、尤其是心电信号，能够在不阻碍日常生活活动的情况下长时间且连续地测量心电图等。
实施例
接着，参照实施例对本发明的生物体信号检测衣料进行详细说明，但本发明的生物体信号检测衣料不限于这些实施例。
(1)相对于拉伸的伸长应力
使用JIS L1096A法，测定相对于用于衣料主体部的面料的拉伸的伸长应力。即，沿纵向或横向采集3片宽5.0cm×长15cm的试验片，使用带有自动记录装置的定速伸长型拉伸试验机，利用切带(cutstrip)法以抓取间隔(原来的印记间隔)7.6cm、初始负荷29mN、拉伸速度20cm/min的条件进行拉伸直至伸长率为80％，绘制应力-应变曲线，求出相对于60％的应变率的应力即伸长应力，分别算出平均值，四舍五入至小数点后1位。
(2)纤度
对于海岛型复合纤维而言，通过将布帛在3质量％氢氧化钠水溶液(75℃，浴比为1∶30)中浸渍而溶解除去99％以上的易溶成分后，将纱分解，抽出由超细纤维形成的复丝，测定其1m的质量并乘以10000倍，由此算出纤度。重复10次上述操作，将所得结果的算术平均值的小数点后第2位四舍五入而得的值作为纤度。
对于其他的纤维，将纱分解，抽出复丝，测定其1m的质量并乘以10000倍，由此算出纤度。重复10次上述操作，将所得结果的算术平均值的小数点后第2位四舍五入而得的值作为纤度。
(3)纤维直径
将得到的复丝用环氧树脂包埋，利用Reichert公司制FC·4E型低温切割系统(Cryosectioning System)进行冷冻，用具备金刚石刀的Reichert-Nissei ultracut N(超薄切片机(ultramicrotome))切削后，用(株)KEYENCE制VE-7800型扫描电子显微镜(SEM)拍摄其切削面，对于纳米纤维以5000倍拍摄，对于微米级纤维以1000倍拍摄，对于其他以500倍拍摄。从得到的照片中提取随机选定的150根超细纤维，使用图像处理软件(WINROOF)针对照片测定全部外接圆的直径(纤维直径)。
(4)复丝的纤维直径及纤维直径散差(CV％(A))
求出上述的纤维直径的平均纤维直径及纤维直径标准偏差，基于下式算出纤维直径CV％(变异系数：Coefficient of Variation)。以上的数值通过下述方法求出：针对全部3处的各照片进行测定，作为3处的平均值，以nm单位测定到小数点后1位，并将小数点后的数值四舍五入。
纤维直径散差(CV％(A))＝(纤维直径标准偏差/平均纤维直径)×100
(5)异形度及异形度散差(CV％(B))
通过与上述的纤维直径相同的方法，拍摄复丝的截面，在其图像中，将与剖面外接的正圆的直径作为外接圆直径(纤维直径)，此外，将内接的正圆的直径作为内接圆直径，根据异形度＝外接圆直径÷内接圆直径，求到小数点后第3位，并求出将小数点后第3位以下的数值四舍五入而得的值，作为异形度。针对在同一图像内随机提取的150根超细纤维测定该异形度，由其平均值及标准偏差，基于下式算出异形度散差(CV％(B)(变异系数：Coefficient ofVariation))。对于该异形度散差，将小数点后第2位以下的数值四舍五入。
异形度散差(CV％(B))＝(异形度的标准偏差/异形度的平均值)×100(％)
(6)树脂附着量
利用标准状态(20℃×65％RH)下的导电性高分子分散液涂布前后的试验布即纤维结构体的质量变化测定树脂附着量。计算式如下。
树脂附着量(g/m2)＝(加工后的试验布质量(g)-加工前的试验布质量(g))/涂布了分散液的试验布的面积(m2)
(7)表面电阻
将10cm×10cm的电极作为试验片，置于高质泡沫苯乙烯上，使用电阻计(Mistubushi Analytech四探针电阻计Loresta-AXMCP-T370)，于20℃在40％RH环境下测定表面电阻值(Ω)
(8)洗涤耐久性
将10cm×10cm的电极作为试验片，通过根据JIS L0217(2012)103法的方法，测定利用20次反复法进行洗涤后的表面电阻值。洗涤设备使用全自动洗衣机(National NA-F50Z8)。
(9)透气度
电极的透气性根据JIS L 1096(梭织物及针织物的面料试验方法)(1999)透气性A法(弗雷泽(Frazier)型法)进行测定。
(10)硬挺度
电极的硬挺度根据JIS L 1096(梭织物及针织物的面料试验方法)(1999)硬挺度A法(45°悬臂法)进行测定。
对本发明的生物体信号检测衣料中使用的电极、衣料主体部、布线部及电绝缘性元件的制造例及实施例进行说明。
电极的制造例
[制造例1]
使用100T-136F的聚酯纳米纤维混纤纱，以双罗纹组织编制圆形针织物，所述聚酯纳米纤维混纤纱是将以聚对苯二甲酸乙二醇酯作为岛成分、以由作为聚酯的酸成分的对苯二甲酸和间苯二甲酸-5-磺酸钠的共聚物形成的碱热水可溶型聚酯作为海成分的75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)的纳米纤维与22T-24F的高收缩纱进行混纤而成的。接着，将布帛在3质量％氢氧化钠水溶液(75℃，浴比为1∶30)中浸渍从而除去易溶成分，得到使用了纳米纤维与高收缩纱的混纤纱的针织物。通过已知的凹版涂布法，在作为得到的纤维结构物的针织物上，涂布在水与乙醇的混合溶剂(水44wt％，乙醇50wt％)中分散1.0wt％作为导电性高分子的PEDOT/PSS和5.0wt％作为粘合剂的丙烯酸系热固性树脂而成的分散液，使药物涂布量成为15g/m2，从而得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例2]
将高收缩纱从22T-24F变更为33T-6F，将该高收缩纱与75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)的纳米纤维混纤而制成110T-118F的聚酯纳米纤维混纤纱，除此以外，实施与制造例1相同的处理，制造电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例3]
除了将布帛结构从针织物变更为平纹梭织物以外，实施与制造例1相同的处理，制造电极。使用的材料的特性示于表1。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例4]
不使用22T-24F的高收缩纱，将上述聚酯纳米纤维混纤纱变更为单独由75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)的聚酯纳米纤维构成的纱，除此以外，实施与制造例1相同的处理，制造电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例5]
不使用22T-24F的高收缩纱，并将75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)变更为单独由100T-30F(海岛比率为30％∶70％，岛数为2048岛/F)的聚酯纳米纤维构成的纱，除此以外，实施与制造例1相同的处理，制造电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例6]
不使用22T-24F的高收缩纱，并将75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)变更为单独由120T-60F(海岛比率为50％∶50％，岛数为2048岛/F)的聚酯纳米纤维构成的纱，除此以外，实施与制造例1相同的处理，制造电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例7]
不使用22T-24F的高收缩纱，将上述聚酯纳米纤维混纤纱变更为单独由75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)的三角形截面的聚酯纳米纤维构成的纱，除此以外，实施与制造例1相同的处理，制造电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例8]
不使用22T-24F的高收缩纱，并将75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)变更为66T-9F(海岛比率为20％∶80％，岛数为70岛/F)的微米级纤维的梭织物，除此以外，实施与制造例1相同的处理，制造电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例9]
针对使用岛成分为聚对苯二甲酸乙二醇酯、海成分为聚苯乙烯的4.2dtex、长51mm的高分子排列体纤维(海岛比率为57％∶43％，岛数为16岛)形成的针刺无纺布，含浸赋予聚氨酯，实施湿式凝固。相对于聚对苯二甲酸乙二醇酯的质量而言，聚氨酯的含有率为49％。将其浸渍于三氯乙烯中，用扎液机绞拧，除去聚苯乙烯成分，得到单丝纤度为0.15dtex的超细纤维。得到用抛光m/c实施了绒头处理、并实施了染色加工的无纺布。接着，与制造例1相同，通过已知的凹版涂布法，在作为得到的纤维结构物的无纺布上，涂布在水与乙醇的混合溶剂中分散作为导电性高分子的PEDOT/PSS和作为粘合剂的丙烯酸类热固性树脂而成的分散液，使药物涂布量成为15g/m2，从而得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例10]
不使用22T-24F的高收缩纱，并将75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)变更为84T-36F(染色试验用聚酯纤维布，(株)色染公司制)的聚酯纤维梭织物，除此以外，实施与制造例1相同的处理，制造电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例11]
使用将56T-24F的聚酯纤维与聚氨酯纱混纤而成的混纤纱，编制圆形针织物。接着，将布帛浸渍于0.06质量％氢氧化钠和0.05质量％表面活性剂的混合水溶液(80℃，浴比为1∶30)中，从而除去原丝油剂、污物。对于得到的作为纤维结构物的针织物，与制造例1同样地操作，涂布导电性高分子的分散液，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例12]
使用单独由78T-24F的尼龙纤维构成的纱，编制圆形针织物。接着，将布帛浸渍于0.06质量％氢氧化钠和0.05质量％表面活性剂的混合水溶液(80℃，浴比为1∶30)，从而除去原丝油剂、污物。对于得到的作为纤维结构物的针织物，与制造例1同样地操作，涂布导电性高分子的分散液，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例13]
使用100T-136F的聚酯纳米纤维混纤纱编制圆形针织物，所述聚酯纳米纤维混纤纱是将以聚对苯二甲酸乙二醇酯作为岛成分、以由作为聚酯的酸成分的对苯二甲酸和间苯二甲酸-5-磺酸钠的共聚物形成的碱热水可溶型聚酯作为海成分的75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)的纳米纤维与22T-24F的高收缩纱进行混纤而成的。接着，将布帛在3质量％氢氧化钠水溶液(75℃，浴比为1∶30)中浸渍从而除去易溶成分，得到使用了纳米纤维与高收缩纱的混纤纱的针织物。在得到的针织物的内面，通过已知的方法层压加工聚氨酯树脂微多孔膜，通过已知的凹版涂布法，在表面上，涂布在水与乙醇的混合溶剂中分散作为导电性高分子的PEDOT/PSS和作为粘合剂的丙烯酸系热固性树脂而成的分散液，使药物涂布量成为15g/m2，从而得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例14]
将高收缩纱从22T-24F变更为33T-6F，将上述聚酯纳米纤维混纤纱变更为含有75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)的纳米纤维的110T-118F的聚酯纳米纤维混纤纱，除此以外，实施与制造例13相同的处理，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例15]
除了将布帛结构从针织物变更为平纹梭织物以外，实施与制造例13相同的处理，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例16]
除了将上述聚酯纳米纤维混纤纱变更为单独由75T-112F(海岛比率为30％∶70％，岛数为127岛/F)的聚酯纳米纤维构成的纱以外，实施与制造例13相同的处理，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例17]
针对使用岛成分为聚对苯二甲酸乙二醇酯、海成分为聚苯乙烯的4.2dtex、51mm的高分子排列体纤维(海岛比率为57％∶43％，岛数为16岛)形成的针刺无纺布，含浸赋予聚氨酯，实施湿式凝固。相对于聚对苯二甲酸乙二醇酯的质量而言，聚氨酯的含有率为49％。将其浸渍于三氯乙烯中，用扎液机绞拧，除去聚苯乙烯成分，得到单丝纤度为0.15dtex的超细纤维。得到用抛光m/c实施了绒头处理、并实施了染色加工的无纺布。与制造例13同样地，在得到的无纺布的内面层压加工聚氨酯树脂微多孔膜，在表面涂布导电性高分子分散液，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例18]
使用84T-36F(染色试验用聚酯纤维布，(株)色染公司制)的聚酯纤维梭织物，与制造例13同样地，在布帛的内面层压加工聚氨酯树脂微多孔膜，在表面涂布导电性高分子分散液，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例19]
使用将56T-24F的聚酯纤维与聚氨酯纱混纤而成的混纤纱，编制圆形针织物。接着，将布帛浸渍于0.06质量％氢氧化钠和0.05质量％表面活性剂的混合水溶液(80℃，浴比为1∶30)中，从而除去原丝油剂、污物。与制造例13同样地，在得到的针织物的内面层压加工聚氨酯树脂微多孔膜，在表面涂布导电性高分子分散液，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例20]
使用单独由78T-24F的尼龙纤维构成的纱，编制圆形针织物。接着，将布帛浸渍于0.06质量％氢氧化钠和0.05质量％表面活性剂的混合水溶液(80℃，浴比为1∶30)中，从而除去原丝油剂、污物。在得到的针织物的内面层压加工聚氨酯树脂微多孔膜，在表面涂布导电性高分子分散液，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例21]
除了将导电性高分子变更为5％聚苯胺水溶液(Aldrich制)以外，实施与制造例1相同的处理，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例22]
除了将导电性高分子变更为5％聚吡咯水溶液(Aldrich制)以外，实施与制造例1相同的处理，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
[制造例23]
除了将制造例4的聚酯纳米纤维变更为尼龙纳米纤维以外，实施与制造例1相同的处理，得到电极。使用的材料及得到的电极的特性示于表1及表2。
衣料主体部的主面料的制造例
[制造例24]
在经编机(tricot machine)中，将56T-24F的聚酯丝配置于前筘，将33T的聚氨酯弹性纤维配置于后筘，以经绒-经平组织制作生坯。之后，经过精炼、松弛工序，于190℃预先进行热定形后，在通常的聚酯的染色条件下染色，于170℃进行末道定形，得到180g/m2的主面料(日文：身生地)。横向的拉伸60％时的应力为5.2N。
[制造例25]
将84T-36F的聚酯假捻加工纱和33T的聚氨酯弹性纱合纱，利用针数(gauge)为32的圆形编织机，以疏平针组织制作生坯。之后，经过精炼、松弛工序，于185℃预先进行热定形后，在通常的聚酯的染色条件下染色，于170℃进行末道定形，得到每单位面积重量为180g/m2的主面料。横向的拉伸60％时的应力为2.1N。
布线部的制造例
[制造例26]
在利用制造例24及25中制造的主面料制成的衣料主体部的表面，通过丝网印刷将LION(株)制碳树脂“LIONPASTE W-311”和(株)松井色素化学工业所制丙烯酸树脂“StretchClear-701B”以1∶4混合而得的树脂以20μm的厚度印刷为布线状，作为布线部。
[制造例27]
作为导电性纤维，使用将Mitsufuji Textile Ind.Co.，Ltd.制镀银丝“AGposs”的110T-34F进行双股合捻而得的纱作为底线，使用聚酯60支的缝线作为上线，使利用制造例24及25中制造的主面料制成的衣料主体部的内面朝上而进行缝制，从而将镀银丝缝接于面料表面。
防水性的电绝缘性元件的制造例
[制造例28]
作为覆盖制造例26及27中制造的布线部的防水性的电绝缘性元件，使用TORAYCOATEX(株)制的聚氨酯类防水接缝带(seam tape)“αE-110”，被覆露出至衣料主体部的布线部。
[制造例29]
作为防水性的电绝缘性元件，将在PTFE(聚四氟乙烯)膜的一个面上涂布聚氨酯类热熔粘合剂而得的膜切割成带状，制作防水接缝带，并利用制作的防水接缝带被覆制造例26及27中制造的布线部。
实施例1
在制造例24中制作的主面料上，将制造例2的电极、制造例27的布线、制造例28的电绝缘性元件组合，按照以下所示的方式制作生物体信号检测衣料。需要说明的是，作为将测定装置安装于衣料主体部的方法，使用了YKK(株)制的衣料用金属制工字扣。
如图1所示，实施例1中制作的生物体信号检测衣料中，将左右的腋窝的第5肋骨2上方附近作为电极101a及101b的配置位置，作为心电图测定装置的测定装置102以配置于该左腋窝的电极101b作为正的探查电极(阳极)，以配置于该右腋窝的电极101a作为负的探查电极(阴极)，获得心电图波形，由此，能够检测到与在以往的便携式心电仪中获得的CC5导联类似的心电图波形。CC5导联波形除了能够应用以往的临床医学知识之外，由于能够明显地检测到QRS信号的振幅，因此，也适用于脉搏间隔(R-R间隔)等的自动分析。
以与配置在左右的侧胸部或侧腹部附近的电极101a及101b隔开间隔的方式配置的电极101c，只要与身体1接触，则可随意对其进行配置，但如果至少电极101c的一部分位于左右的肩胛骨部位或肋弓3上方，则尤其是身体1与电极101c变得容易接触，能够使生物体信号的检测稳定。
通过在左右任一侧的胸部或肩部或腰部配置测定装置102，可获得下述效果：不易混入因使用者的活动而产生的杂音，对使用者的日常生活活动的影响少，使用者能够容易地装拆终端。此处，若将例如导电性钩环型搭扣(Hook-and-loop fastener)等用作连接器，使得使用者能够自行微调测定装置102的安装位置，则可进一步减轻对于使用者造成的负担，因而优选。
对于测定装置102而言，例如，如图4所示，使用了具有以下部分的装置：信号处理部102a，其接收来自多个电极101的信号，检测心电图；数据存储部102b，其存储接收的信号、检测到的心电图数据等；通信部102c，其与移动终端、个人电脑通信从而传输数据；控制部102d，其控制上述功能模块。
[表2]
附图标记说明
1 身体
2 第5肋骨
3 肩胛骨部位或肋弓
100、100A 生物体信号检测衣料
101 电极
102 测定装置
103 布线部
104 衣料主体部
105 电绝缘性元件
106 连接器
110 导通连接系统
120 不透水性且绝缘性的结构

Claims (32)

1.生物体信号检测衣料，其特征在于，具有：
至少2个由导电性纤维结构物形成的电极；
测定装置，所述测定装置检测并处理与生物体接触的所述电极获得的生物体电信号；
布线部，所述布线部将所述电极与所述测定装置导通连接；和
衣料主体部，所述衣料主体部在规定的位置配置有所述电极、所述测定装置、及所述布线部，
在用于所述电极的导电性纤维结构物的与皮肤侧接触的面的内面侧层叠有树脂层。
2.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述测定装置为心电图测定装置，
将所述电极中的任意1个作为探查电极，将所述探查电极以外的电极作为无关电极即生物体基准电位电极，以心电图波形的形式检测所述探查电极与所述无关电极的电位差。
3.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述测定装置为心电图测定装置，
具有至少3个由所述导电性纤维结构物形成的电极，将所述电极中的任意2个作为探查电极，将所述探查电极以外的电极作为无关电极即生物体基准电位电极，以心电图波形的形式检测2个所述探查电极的电位差。
4.如权利要求1～3中任一项所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述测定装置为心电图测定装置，
所述电极中的2个电极分别被配置于所述衣料主体部的左右的侧胸部或侧腹部附近，
具有3个以上所述电极时，剩余的电极以与配置在所述衣料主体部的左右的侧胸部或侧腹部附近的电极隔开间隔的方式被配置。
5.如权利要求4所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，将分别被配置于所述衣料主体部的左右的侧胸部或侧腹部附近的所述电极作为2个探查电极，将这些电极以外的电极作为无关电极即生物体基准电位电极，以心电图波形的形式检测2个所述探查电极的电位差。
6.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述导电性纤维结构物是含浸导电性高分子而得的纤维结构物。
7.如权利要求6所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述导电性纤维结构物通过在所述纤维结构物上涂布分散液而在所述纤维结构物中含浸所述导电性高分子，所述分散液是在溶剂中分散所述导电性高分子和粘合剂而成的。
8.如权利要求6或7所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述导电性高分子为聚(3,4-乙烯二氧噻吩)和聚苯乙烯磺酸的混合物。
9.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，用于所述电极的纤维结构物由织物形成，所述织物的每单位面积重量为50g/m2以上、300g/m2以下。
10.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，用于所述电极的织物由合成纤维复丝形成，用于所述织物的合成纤维复丝中的至少一部分是纤度为30dtex以上400dtex以下、且单丝纤度为0.2dtex以下的合成纤维复丝。
11.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，用于所述电极的织物由合成纤维复丝形成，用于所述织物的合成纤维复丝中的至少一部分包含单丝纤维直径为10nm以上5000nm以下的合成纤维复丝。
12.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，用于所述电极的织物由合成纤维复丝形成，用于所述织物的合成纤维复丝中的至少一部分包含单丝纤维直径为10nm以上1000nm以下的合成纤维复丝。
13.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述树脂层是由聚氨酯类透湿层形成的。
14.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述布线部是利用导电性树脂的印刷、导电性树脂膜的层压、导电性纤维或金属线形成的。
15.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述布线部通过缝入导电性纤维而形成，所述导电性纤维是由利用金属类进行涂布而得的纤维形成的。
16.如权利要求15所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，涂布于所述导电性纤维的金属类包含银、铝或不锈钢。
17.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述布线部被配置于所述衣料主体部的表面侧。
18.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述布线部通过缝入导电性纤维而形成，
通过使用缝纫机的单线进行缝制，而将所述导电性纤维以主要露出至所述衣料主体部的表面侧的方式缝入。
19.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述布线部被配置于所述衣料主体部的表面侧，所述布线部的露出至所述衣料主体部的表面侧的部分被防水性的电绝缘性元件被覆。
20.如权利要求19所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述电绝缘性元件为聚氨酯类膜。
21.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述布线部是由导电性树脂形成的，
在由防水性的电绝缘性元件形成的片状物的一个面的一部分上连续地层叠所述导电性树脂，并将所述防水性的电绝缘性元件的层叠有所述导电性树脂的面与所述衣料主体部贴合，从而形成所述布线部。
22.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述生物体信号检测衣料具有至少2个导通连接系统，所述导通连接系统由1个所述电极、所述测定装置、及将所述电极与所述测定装置导通连接的所述布线部构成，所述导通连接系统的至少形成于衣料主体部上的部分通过不透水性且绝缘性的结构而彼此分离。
23.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述衣料主体部是由织物形成的，所述织物的纵向或横向中任一方的拉伸60％时的应力为0.5N以上15N以下，穿衣时，所述电极以0.1kPa以上、2.0kPa以下的压力与皮肤密合。
24.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述衣料主体部为由弹性纱和非弹性纱形成的织物。
25.如权利要求24所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述弹性纱为聚氨酯类弹性纤维。
26.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述衣料主体部为针织物。
27.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述测定装置能够介由连接器针对所述衣料主体部进行装拆及连接。
28.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述测定装置具有与移动终端通信从而传送数据的功能。
29.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述测定装置具有与个人电脑通信从而传送数据的功能。
30.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述测定装置具有与移动终端无线通信从而传送数据的功能。
31.如权利要求1所述的生物体信号检测衣料，其特征在于，所述测定装置具有与个人电脑无线通信从而传送数据的功能。
32.生物体信号检测衣料，其特征在于，具有：
至少2个由导电性纤维结构物形成的电极；
连接器，所述连接器能够装拆及连接测定装置，所述测定装置检测并处理与生物体接触的所述电极获得的生物体电信号；
布线部，所述布线部将所述电极与所述连接器导通连接；和
衣料主体部，所述衣料主体部在规定的位置配置有所述电极、所述连接器、及所述布线部，
在用于所述电极的导电性纤维结构物的与皮肤侧接触的面的内面侧层叠有树脂层。
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