CN113631095A - 数据获取装置和生物传感器 - Google Patents

数据获取装置和生物传感器 Download PDF

Info

Publication number
CN113631095A
CN113631095A CN202080022920.7A CN202080022920A CN113631095A CN 113631095 A CN113631095 A CN 113631095A CN 202080022920 A CN202080022920 A CN 202080022920A CN 113631095 A CN113631095 A CN 113631095A
Authority
CN
China
Prior art keywords
data
information processing
master
terminal
slave
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN202080022920.7A
Other languages
English (en)
Inventor
镰田隆嗣
平井雄作
植田昌行
吉冈良真
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Contract Club Spchange
Spchange
Nitto Denko Corp
Original Assignee
Contract Club Spchange
Nitto Denko Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Contract Club Spchange, Nitto Denko Corp filed Critical Contract Club Spchange
Publication of CN113631095A publication Critical patent/CN113631095A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/304—Switching circuits
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/251—Means for maintaining electrode contact with the body
    • A61B5/257—Means for maintaining electrode contact with the body using adhesive means, e.g. adhesive pads or tapes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/308—Input circuits therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/332—Portable devices specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6832—Means for maintaining contact with the body using adhesives
    • A61B5/6833—Adhesive patches
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0204—Operational features of power management
    • A61B2560/0209—Operational features of power management adapted for power saving
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/029—Operational features adapted for auto-initiation
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F13/00—Interconnection of, or transfer of information or other signals between, memories, input/output devices or central processing units
    • G06F13/38—Information transfer, e.g. on bus
    • G06F13/42—Bus transfer protocol, e.g. handshake; Synchronisation
    • G06F13/4282—Bus transfer protocol, e.g. handshake; Synchronisation on a serial bus, e.g. I2C bus, SPI bus

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
  • Information Transfer Systems (AREA)

Abstract

实现可降低耗电量的数据获取。数据获取装置具有集成电路和信息处理装置，所述集成电路具有数据获取开始时输入用于切换主机/从机的切换信号的第1端子、将输入的模拟数据转换为数字数据的A/D转换器、及输出所述数字数据的输出端子，并被所述切换信号设定为主机和从机中的任意一者，所述信息处理装置具有当所述集成电路为从机时将自己设定主机当所述集成电路为主机时将自己设定为从机并生成所述切换信号的切换设定部、与所述第1端子连接以输出所述切换信号的第2端子、及与所述输出端子连接以输入所述数字数据的输入端子，所述集成电路当自己被从所述信息处理装置输入的所述切换信号设定为主机时从所述输出端子输出所述数字数据。

Description

数据获取装置和生物传感器
技术领域
本发明涉及数据获取装置和生物传感器(biosensor)。
背景技术
现有技术中存在一种使用了生物相容性聚合物基板的生物传感器，该生物相容性聚合物基板具备板状的第1聚合物层、板状的第2聚合物层、电极及数据获取用模块(例如，参见专利文件1)。
[引证文件]
[专利文件]
[专利文件1](日本)特开2012－010978号公报
发明内容
[要解决的技术问题]
在由电池对这样的数据获取用模块和生物传感器进行驱动的情况下，如何降低耗电量是一个课题。
因此，本发明的目的在于提供一种能够降低耗电量的数据获取装置和生物传感器。
[技术方案]
在本发明的第1方面(方式)中，数据获取装置包括:
集成电路，具有：
第1端子，数据获取开始时，输入用于切换主机/从机的切换信号；
A/D转换器，将输入的模拟数据转换为数字数据；及
输出端子，输出所述数字数据，
并且，通过所述切换信号被设定为主机和从机中的任意一者；及
信息处理装置，具有：
切换设定部，当所述集成电路为从机时，将所述信息处理装置设定为主机，当所述集成电路为主机时，将所述信息处理装置设定为从机，并且生成所述切换信号；
第2端子，与所述第1端子连接，用于输出所述切换信号；
输入端子，与所述输出端子连接，用于输入所述数字数据，
所述集成电路当自己被从所述信息处理装置输入的所述切换信号设定为主机时从所述输出端子输出所述数字数据。
在本发明的第2方面(方式)中，生物传感器包括：
电极，与被检体接触；
数据获取装置，经由所述电极获取模拟心电图数据；及
配线，连接所述电极和所述数据获取装置，
所述数据获取装置包括：
集成电路，具有：
第1端子，来自所述被检体的心电图数据的获取开始时，输入用于切换主机/从机的切换信号；
A/D转换器，将从所述电极输入的模拟心电图数据转换为数字心电图数据；及
输出端子，输出所述数字心电图数据，
并且，通过所述切换信号被设定为主机和从机中的任意一者；及
信息处理装置，具有：
切换设定部，当所述集成电路为从机时，将所述信息处理装置设定为主机，当所述集成电路为主机时，将信息处理装置设定为从机，并且生成所述切换信号；
第2端子，与所述第1端子连接，用于输出所述切换信号；及
输入端子，与所述输出端子连接，用于输入所述数字心电图数据，
所述集成电路当自己被从所述信息处理装置输入的所述切换信号设定为主机时，从所述输出端子输出所述数字心电图数据。
[有益效果]
能够提供一种可降低耗电量的数据获取装置和生物传感器。
附图说明
[图1]数据获取装置的模式图。
[图2]ASIC150A的构成的示意图。
[图3]MPU150B的处理的时序图。
[图4]MPU150B的处理的一例的流程图。
[图5]实施方式的生物传感器的分解图。
[图6]与图5的A－A箭头所示的截面对应的完成状态的截面示意图。
[图7]生物传感器的电路构成的示意图。
[图8]应用于生物传感器的数据获取装置的模式图。
[图9]生物传感器中使用的MPU的处理例的流程图。
具体实施方式
下面对本发明的数据获取装置和应用该数据获取装置的生物传感器的实施方式进行说明。
＜数据获取装置＞
图1是实施形态的数据获取装置150的示意图。数据获取装置150与传感器300等任意装置的端子、电极等连接，以获取作为目标的数据(目标数据)。传感器300例如是对表示心电图波形、脑电图、脉搏等的活体信号进行检测的传感器，但并不限定于此。下面将描述传感器300为对表示心电图波形的活体信号(模拟心电图数据)进行检测的传感器的方式，但传感器300也可为对温度、光、压力、地磁等的活体信号之外的信号进行检测的传感器。
数据获取装置150具有ASIC(application specific integrated circuit，专用集成电路)150A、MPU(Micro Processing Unit)150B、存储器150C、总线150D、150E、水晶振动子60、70、RC振荡器80及开关90。作为一例，总线150D、150E为SPI(Serial PeripheralInterface)总线。
ASIC150A与传感器300连接，并在数据获取装置150的内部经由总线150D与MPU150B连接。此外，ASIC150A上还连接有水晶振动子60。
ASIC150A具有ADC(Analog to Digital Converter，AD转换器)151A和端子152A。关于ASIC150A的ADC151A和端子152A之外的构成要素，将在后面基于图2进行描述。
ASIC150A具有与SPI接口对应的端子。ASIC150A可为MPU150B的主装置和从装置中的任意一者。下面将主装置称为主机(master)，并将从装置称为从机(slave)。主机/从机的切换由MPU150B执行。这里，主机是指多个装置执行协调操作时对多个装置进行控制的装置。从机是指多个装置执行协调操作时根据来自主机的指令或控制进行操作的装置。在数据获取装置150从传感器300获取数据的期间，ASIC150A被设定为主机，MPU150B被设定为从机，由此可抑制耗电量。
作为一例，ADC151A为SAR(Successive Approximation Register，逐次逼近寄存器)/SF(Stochastic Flash)型AD转换器，例如可使用“特开2016－092648号公报”所述的A/D转换装置。
ADC151A将由传感器300获取的模拟(Analog)心电图数据转换为数字(Digital)心电图数据，并将其输出至MPU150B。
端子152A经由总线150D与MPU150B连接。实际上具有多个端子152A，包括对切换信号进行输出的M/S端子、SS(Slave Select)端子、MISO(Master In Slave Out)端子、MOSI(Master Out Slave In)端子、CLK端子等。
端子152A中的M/S端子是用于从MPU150B输入对主机/从机进行切换的切换信号的第1端子的一例。端子152A中的MOSI端子是当ASIC150A为主机且MPU150B为从机时用于从ASIC150A向MPU150B输出数字心电图数据的输出端子的一例。
此外，ASIC150A对水晶振动子60振荡的32MHz的时钟(时钟信号)进行分频以生成内部所使用的4MHz的系统时钟。关于该构成，将在后面基于图2进行说明。
MPU150B是信息处理装置的一例，经由总线150D与ASIC150A连接，并经由总线150E与存储器150C连接。MPU150B上经由开关90连接有RC振荡器80和水晶振动子70。开关90是将水晶振动子70和RC振荡器80中的任意一个选择性地连接至MPU150B的开关，由MPU150B执行主机－从机间的切换。
RC振荡器80输出时钟，其频率低于水晶振动子70输出的时钟的频率。RC振荡器80与水晶振动子70相比，时钟的频率较低，精度也较低，但耗电量少于水晶振动子70。
水晶振动子70和RC振荡器80的ON/OFF由MPU150B进行切换。当水晶振动子70为ON时，RC振荡器80为OFF，当RC振荡器80为ON时，水晶振动子70为OFF。
MPU150B具有主控制部151B、切换设定部152B、计算部153B、存储器154B及端子155B、156B。主控制部151B、切换设定部152B及计算部153B代表由实现MPU150B的计算机实现的功能，存储器154B在功能上代表实现MPU150B的计算机的存储器。
主控制部151B是对MPU150B的处理进行综合管理的处理部，并执行除了切换设定部152B和计算部153B执行的处理之外的处理。
切换设定部152B将MPU150B设定为主机和从机中的任意一个。此外，切换设定部152B生成用于进行ASIC150A的主机/从机的切换的切换信号，并将切换信号输出至ASIC150A。
计算部153B用于执行计算从ASIC150A输入的数字心电图数据的相加值的处理和计算相加值的平均值的处理。这里作为一例，计算部153B每次从ASIC150A获取数字心电图数据时均执行相加处理，每次获得8个数字心电图数据的相加值时均进行平均值的计算。计算部153B计算出平均值后将其保存于存储器150C。
存储器154B保存MPU150B的主控制部151B、切换设定部152B及计算部153B执行处理所需的程序和数据。此外，存储器154B还对藉由计算部153B的相加处理而获得的相加值进行保持。
端子155B实际上具有多个，包括对切换信号进行输出的M/S端子、SS端子、MISO端子、MOSI端子、CLK端子等。M/S端子是对切换信号进行输出的第2端子的一例，MOSI端子与ASIC150A的端子152A连接，是当ASIC150A为主机且MPU150B为从机时用于从ASIC150A输入数字心电图数据的输入端子的一例。
端子156B经由存储器150C和线缆(导线)51与PC50连接，当MPU150B为从机时将心电图数据输出至存储器150C。
此外，MPU150B根据水晶振动子70或RC振荡器80振荡的时钟生成内部所使用的系统时钟。具体而言，主控制部151B执行使水晶振动子70振荡的处理。主控制部151B和水晶振动子70构成晶体振荡器。
主控制部151B当MPU150B为主机时为了设定较高的工作频率而将系统时钟的频率设为较高(作为一例，为32MHz)，当MPU150B为从机时为了降低工作频率而将系统时钟的频率设为较低(作为一例，为4MHz)。
此时，主控制部151B对水晶振动子70和RC振荡器80的ON/OFF进行切换。作为一例，水晶振动子70输出的时钟的频率为32MHz，作为一例，RC振荡器80输出的时钟的频率为16MHz。主控制部151B通过对开关90进行切换，可根据从水晶振动子70和RC振荡器80中的任意一个输出的时钟生成MPU150B的系统时钟。
当MPU150B为主机时，主控制部151B将水晶振动子70输出的32MHz的时钟原样作为系统时钟而使用。此外，当MPU150B为主机时，不使用32MHz的系统时钟，主控制部151B对水晶振动子70输出的32MHz的时钟进行分频以生成4MHz的时钟。在MPU150B为主机的情况下，MPU150B在向ASIC150A输出切换信号等时，将4MHz的时钟与切换信号等一起输出至ASIC150A。4MHz的时钟从端子155B中的CLK端子输出至ASIC150A。
当MPU150B为从机时，主控制部151B对RC振荡器80的时钟进行分频以生成4MHz的系统时钟，并以从ASIC150A输入的CS(Chip Select)信号作为触发(触发信号)而对系统时钟的时序进行补正。这样，当MPU150B为从机时，主控制部151B可使对RC振荡器80的时钟进行分频而得的4MHz的系统时钟与CS信号同步。此外，当MPU150B为从机时，MPU150B在向ASIC150A输出切换信号等时，将4MHz的系统时钟与切换信号等一起输出至ASIC150A。4MHz的时钟从端子155B中的CLK端子输出至ASIC150A。
当MPU150B为从机时，根据RC振荡器80的时钟生成4MHz的系统时钟，可降低系统时钟的频率，由此可降低MPU150B的耗电量。当MPU150B为主机时使用水晶振动子70，当MPU150B为从机时不使用水晶振动子70。
存储器150C经由总线150E与MPU150B连接。作为一例，存储器150C为NAND型闪存存储器，具有保存目标数据所需的容量。在传感器300为粘贴(贴附)式生物传感器的情况下，具有能够存储从粘贴式生物传感器获取的所需量的心电图数据的容量。作为一例，粘贴式生物传感器约24小时粘贴于活体胸部，以获取模拟心电图数据。此情况下，存储器150C至少具有可保存24时间期间的心电图数据的容量。MPU150B也可将对从ASIC150A输入的数字心电图数据进行相加和平均处理后所得的处理后数据保存至存储器150C。
存储器150C具有端子151C。端子151C上可连接与PC50连接的线缆51。存储器150C中保存的心电图数据经由线缆51可被转发至PC50。
图2是ASIC150A的构成的示意图。ASIC150A包括输入端子(VINP)201、输入端子(VINN)202、CLK端子203、端子152A、LNA(Low Noise Amplifier)210、BUF(Buffer，缓冲器)220、LPF(Low Pass Filter)230、ADC151A、偏压电路240、时钟生成器250、振荡器260、控制部270及电平移位器(level shifter)280。
除了上述之外，ASIC150A还包括VREG端子、VCOM端子、VMID端子、VCC端子、TAB端子(GND电位)、GND端子、VDD端子(1.2)、VDDLV端子(1.5V～2.5V)等。
输入端子201、202与传感器300连接。输入端子201中输入+(正)的信号，输入端子201中输入－(负)的信号。
CLK端子203与设置在ASIC150A的外部的水晶振动子60连接。
端子152A如基于图1所描述的那样与MPU150B连接，为M/S端子、SS端子、MISO端子、MOSI端子及CLK端子。
LNA210连接在输入端子201、202和BUF220之间，对从输入端子201、202输入的模拟心电图数据进行放大和输出。
BUF220连接在LNA210和ADC151A之间，对被LNA210放大了的模拟心电图数据的波形进行整形，并将其输出至LPF230。
LPF230连接在BUF220和ADC151A之间，为了去除噪音，仅使从BUF220输入的模拟心电图数据的低频侧的预定的频带成分经过。
ADC151A根据从时钟生成器250输入的时钟信号进行工作，将从LPF230输入的模拟心电图数据转换为数字心电图数据，并将其输出至控制部270。从时钟生成器250输入的时钟信号是用于确定ADC151A的采样周期的时钟信号，作为一例，为4MHz。就从时钟生成器250输入的时钟信号而言，当MPU150B为主机时，频率被设定为低于MPU150B的内部所使用的系统时钟的频率(作为一例，为32MHz)。
偏压电路240将输入至VCC端子的电源电压(1.2V)转换为ADC151A所需的电压(作为一例，为0.5V和0.25V)，并使其输出。作为一例，偏压电路240为分压电路。
时钟生成器250包含PLL(Phase Locked Loop)和分频器，根据从水晶振动子60和振荡器260输入的时钟生成预定频率(作为一例，为4MHz)的时钟，并将其输出至ADC151A、控制部270等。时钟生成器250对从水晶振动子60输出的32MHz的时钟进行分频，以生成ASIC150A的内部所使用的4MHz的系统时钟。时钟生成器250将分频而得的4MHz的系统时钟输出至ADC151A、控制部270等。
振荡器260是使水晶振动子60发生振荡的IC(Integrated Circuit)。振荡器260和水晶振动子60构成晶体振荡器。作为一例，振荡器260和水晶振动子60可振荡出32MHz的时钟。
控制部270由组合电路实现，并具有寄存器271。控制部270执行ADC151A和电平移位器280之间的数据的交互。控制部270基于从端子152A经由电平移位器280输入的命令并依照命令的内容进行工作。例如，控制部270根据从M/S端子经由电平移位器280输入的切换信号对ASIC150A的主机/从机进行切换。
控制部270根据来自MPU150B的切换信号将ASIC150A切换至主机后，将用于使ADC151A开始进行数字转换处理的开始信号输出至ADC151A，并将CS信号输出至MPU150B。控制部270将ASIC150A切换至主机后，使时钟生成器250输出AD转换的同步用的时钟，并将AD转换的同步用的时钟输出至MPU150B。开始信号、CS信号及AD转换的同步用的时钟与ASIC150A的系统时钟同步。这里，作为一例，AD转换的同步用的时钟和系统时钟都为4MHz的时钟，是相同的时钟。
使ADC151A开始执行数字转换处理时，开始信号仅从寄存器271被输出至ADC151A一次。具体而言，使ADC151A开始进行数字转换处理时，H电平的脉冲仅从寄存器271被输出至ADC151A一次。
CS信号从控制部270经由电平移位器280并从端子152A的SS端子输出至MPU150B。CS信号是从控制部270输出至MPU150B的信号。CS信号是用于使MPU150B获取数字心电图数据的同步信号。
AD转换的同步用的时钟为ADC151A执行AD转换时所使用的同步用的时钟，从时钟生成器250输出至ADC151A。当AD转换的同步用的时钟上升至H电平时，ADC151A进行AD转换。
ADC151A按照与从时钟生成器250输出的AD转换的同步用时钟同步的方式执行AD转换，MPU150B在CS信号从H(High)电平切换为L(Low)电平时读入数字心电图数据。为此，可使ADC151A中的数字转换处理和MPU150B的数据的读取同步进行。需要说明的是，就CS信号的频率而言，作为一例，比ASIC150A侧的系统时钟的频率高2倍～8倍。
当ASIC150A为主机时，控制部270将从ADC151A输出的数字心电图数据输出至电平移位器280。数字心电图数据从电平移位器280经由MOSI端子输出至MPU150B。控制部270经由电平移位器280和端子152A与MPU150B之间进行其它命令和数据的交互。
寄存器271对从ADC151A输出的数字心电图数据和从控制部270输出至ADC151A的开始信号、CS信号等进行保持。寄存器271是数据保持部的一例。
电平移位器280进行控制部270和端子152A之间的数据、命令等的信号电平的调整。
图3是MPU150B的处理的时序图。图3(A)示出了MPU获取数据x0～x7后进行相加处理和平均化处理的参考例的时序。图3(B)示出了MPU150B每次分别获取数据x0～x7时执行相加处理和该相加值的平均化处理的实施例的时序。
数据x0～x7是数字心电图数据，图3(A)、(B)中的横轴代表时间。
如图3(A)所示，参考例的MPU的操作是依照系统时钟依次获取数据x0～x7。分别获取数据x0～x7所需的区间T0～T7的长度彼此相等。此外，各区间T0～T7之间所插入的区间Tsa是用于执行将获取到的数据转发至存储器的处理的区间。参考例的MPU获取第1个数据x0至第8个数据x7并将其转发至存储器后，在区间TA内从存储器读取数据x0～x7，并按照下式(1)求出数据x0～x7的相加值A，然后再求得相加值A的平均值(A/8)。
[公式1]
Figure BDA0003270561880000101
参考例的MPU求得相加值A的平均值(A/8)后に，在下个循环内从数据x0的获取开始重新开始进行处理，并反复执行图3(A)所示的处理。
另一方面，实施例中，如图3(B)所示，MPU150B在区间T0～T7中的每个区间的开始点处，当CS信号从H电平转变L电平至时，从ASIC150A分别获取数据x0～x7。每次分别获取数据x0～x7时，在区间Tsb内均按照下式(2)执行相加处理。进行相加处理时，每次分别获取数据x0～x7时，都与前次的相加值An相加。
[公式2]
An+1＝An+xn···(2)
其中，A0＝0，n＝0，1，2，···，7。
在分别获取数据x0～x7后的8个区间Tsb内获得相加值A1～A8。相加值A8是数据x0～x7的相加值。需要说明的是，由于区间TB的开始时点是下个循环的区间T0的开始时点，所以MPU150B在区间T0的开始时点当CS信号从H电平转变为L电平后，可从ASIC150A获取数据x0。
MPU150B获取第8个数据x7并求得相加值A8后，在下个区间TB内计算相加值(累计值)A8的平均值(A8/8)。
这样，MPU150B在分别获取数据x0～x7后的8个区间Tsb内，均执行基于式(2)进行相加的相加处理。这里，图3(B)的区间Tsb和图3(A)的区间Tsa都是预留的任务之间的时间间隔，以使MPU150B在后台进行处理时可执行中断处理。为此，图3(B)的区间Tsb和图3(A)的区间Tsa大致相等。
在求得相加值A8的区间T7的下个区间TB内，由于仅计算相加值A8的平均值(A8/8)，所以与图3(A)所示的区间TA相比，区间TB可被大宽缩短。
通过模拟(simulation)，求出了“使用参考例的MPU的粘贴式生物传感器执行图3(A)所示的处理的情况下的耗电量”和“使用实施例的MPU的粘贴式生物传感器执行图3(B)所示的处理的情况下的耗电量”，由此可知，耗电量可从6.1mA下降到5.8mA。
这相当于，例如，在使用参考例的MPU的粘贴式生物传感器和使用实施例的MPU的粘贴式生物传感器中都使用了相同的电池160的情况下，能够连续使用的时间可从大约33个小时延长至大约40个小时。使用实施例的MPU的粘贴式生物传感器与使用参考例的MPU的粘贴式生物传感器相比，耗电量较少，所以能够连续使用的时间可延长大约20％。
求得相加值A8的平均值(A8/8)后，MPU150B的主控制部151B将相加值A8的平均值(A8/8)转发至存储器150C进行保存。执行这样的相加和平均处理，可降低数字心电图数据的噪音电平(可改善S/N比)。
图4是MPU150B的处理的流程图。图4的流程图表示的是从MPU150B开始进行来自传感器300的数据的获取和记录至结束为至的处理，作为一例，在一定期间内反复执行。
处理开始后，MPU150B判断是否开始进行数据的获取(步骤S0)。是否开始进行数据的获取可根据数据获取装置150是否与传感器300连接、是否存在来自传感器300的数据的转发、是否变成了预定时间等进行判断。至开始进行数据的获取为止(S0：NO)，重复执行S0。一旦开始进行数据的获取(S0：YES)，切换设定部152B将切换信号的电平设定为“1”并将其输出至ASIC150A，同时将MPU150B设定为从机(步骤S1)。藉由电平为“1”的切换信号，ASIC150A被设定为主机。
计算部153B将n设定为n＝0(步骤S2)。
计算部153B基于CS信号从ASIC150A读取(获得)数字数据(步骤S3)。
计算部153B按照式(2)进行相加处理(步骤S4)。
计算部153B判断n是否为7以上(步骤S5)。
计算部153B在判定为n不是7以上时(S5：NO)，使n递增(n＝n+1)(步骤S6)。
计算部153B在步骤S5中判定为n是7以上时(S5：YES)，计算相加值A8的平均值(A8/8)(步骤S7)。
计算部153B将求得的平均值(A8/8)保存至存储器150C(步骤S8)。
主控制部151B判断数据获取是否结束了(步骤S9)。数据获取是否结束了可根据数据获取装置150是否从传感器300断开了(disconnect)、来自传感器300的数据转发是否进行了预定时间以上、从数据的获取开始是否经过了预定时间、存储器150C的数据保存区域的数据占有率是否超过了预定值等进行判断。在传感器300为粘贴式生物传感器的情况下，作为一例，当从数字心电图数据的记录开始经过了24小时后，可判断为数据获取已经结束。
主控制部151B在判定为数据获取还没有结束时(S9：NO)，使流程返回步骤S2，重复执行S2～S9。
主控制部151B判定为数据获取结束了后(S9：YES)，切换设定部152B将切换信号的电平设定为“0”并将其输出至ASIC150A，同时将MPU150B设定为主机(步骤S10)。藉由电平为“0”的切换信号，ASIC150A被设定为从机。ASIC150A基于“0”电平的切换信号被设定为从机后，使ADC151A结束数字转换处理。为此，ASIC150A在切换信号为“1”电平的期间，使ADC151A执行数字转换处理，切换信号被切换至“0”电平后，使ADC151A结束数字转换处理。即，ADC151A在ASIC150A为主机的期间可持续执行数字转换处理。
通过上述处理，求出数据获取期间的数字数据的合计值，再进行平均化处理求得平均值，并将平均值保存于存储器150C。
如上所述，数据获取装置150中，每次分别获取数据x0～x7时，都在数据获取的下个区间Tsb内分别按照式(2)依次进行相加处理。在得到了第8个相加值A8之后的区间TB内，仅计算相加值A8的平均值(A8/8)，所以可缩短用于计算相加值的平均值的处理时间，由此可降低耗电量。
因此，可提供一种能够降低耗电量的数据获取装置150。
就数据获取装置150而言，在MPU150B求得图3(B)所示的相加值An+1并对相加值A8的平均值(A8/8)进行计算的期间，将ASIC150A设定为主机，并将MPU150B设定为从机。该状态下，MPU150B的系统时钟的频率被降低为与ADC151A的采样频率相等的4MHz。这也可进一步降低耗电量。
MPU150B在将自己设定为从机的状态下当CS信号转变为L电平时，可从ASIC150A获取数字心电图数据，所以MPU150B无需向ASIC150A进行数字心电图数据的发送的请求即可获得数字心电图数据。为此，MPU150B可立刻获得控制部270从ADC151A获取的数字心电图数据，所以实时性较佳。因此，能够提供一种实时性良好的数据获取装置150。
上面描述了MPU150B计算相加值的平均值时一个循环内相加的数据数量为8个的形态(方式)，但计算相加值的平均值时的相加值的数据数量只要为2个以上，几个都可以。
此外，上面对当MPU150B为主机时基于水晶振动子70振荡的时钟生成内部所使用的系统时钟的形态(方式)进行了说明。但是，MPU150B在自己为主机时也可根据与ASIC150A连接的水晶振动子60振荡的时钟来生成内部所使用的系统时钟。此情况下，MPU150B只要从ASIC150A获得水晶振动子60振荡的时钟即可。此情况下，数据获取装置150可不包含水晶振动子70和开关90。另外，此情况下，当MPU150B为主机时，主控制部151B可根据水晶振动子60振荡的时钟生成系统时钟，当MPU150B为从机时，主控制部151B可根据RC振荡器80振荡的时钟生成系统时钟。
＜至生物传感器的应用＞
以下对将数据获取装置150应用于生物传感器100的构成例进行说明。
图5是实施方式的生物传感器100的分解图。图6是与图5的A－A箭头所示的截面对应的完成状态的截面图。生物传感器100包括作为主要构成要素的压敏(感压)粘接层110、基材层120、电路部130、基板135、检测部(probe)140、固定粘接带(fixing tape)145、数据获取装置150、电池160及盖部170。
下面将定义和描述XYZ座标系。为了便于说明，将与层叠方向相反的Z轴负方向侧称为下侧或下方，将沿着层叠方向的Z轴正方向侧称为上侧或上方，但这并不代表一般意义上的上下关系。
本实施方式中，作为一例，对藉由与作为被检体的活体(生物)接触而实施活体信息测定的生物传感器100进行说明。活体是指人体和人体之外的生物等，生物传感器100可附着在它们的皮肤、头皮、额等上。下面对构成生物传感器100的各部件进行说明。
将与作为被检体的活体接触的电极称为检测部140，作为接合部的一例，使用了固定粘接带145。作为检测部140的电极，设置了一对，以进行单通道的活体信息测定。单通道是指，从一对(2个)电极获取1个活体信息。
生物传感器100是在平面视图中具有大致椭圆形状的片状传感器。生物传感器100的下表面(－Z方向侧的表面)为附着至活体的皮肤10的贴附面。生物传感器100的上表面(与贴附面相反的一侧的表面)被盖部170进行了覆盖。
电路部130和基板135实装在基材层120的上表面。此外，检测部140以使压敏粘接层110的下表面112露出的方式被嵌入压敏粘接层110中。压敏粘接层110的下表面112(参见图6)为生物传感器100的贴附面。
压敏粘接层110是平板状的粘接层。压敏粘接层110的长度方向为X轴方向，宽度方向为Y轴方向。压敏粘接层110被基材层120支撑，并被贴附在基材层120的－Z方向侧的下表面121上。
压敏粘接层110如图6所示具有上表面111和下表面112。上表面111和下表面112为平坦面。压敏粘接层110是生物传感器100与活体接触的层。下表面112具有感压(压敏)粘接性，所以可附着在活体的皮肤10上。
压敏粘接层110具有贯穿孔113。平面视图中，贯穿孔113与基材层120的贯穿孔123的尺寸和位置都相等，并与贯穿孔123连通。
作为压敏粘接层110的材料，只要是具有感压粘接性的材料即可，对其并无特别限定，可列举出具有生物相容性的材料等。作为压敏粘接层110的材料，可列举出丙烯酸类感压粘接剂、有机硅类感压粘接剂等。优选为丙烯酸类感压粘接剂。
丙烯酸类感压粘接剂含有作为主成分的丙烯酸聚合物。
丙烯酸聚合物是感压粘接成分。作为丙烯酸聚合物，可使用对包含作为主成分的丙烯酸异壬酯、丙烯酸甲氧基乙酯等的(元)丙烯酸酯和包含作为任意成分的能够与丙烯酸等的(元)丙烯酸酯共聚的单体的单体成分进行聚合而得到的聚合物。主成分的单体成分的含量为70质量％～99质量％，任意成分的单体成分的含量为1质量％～30质量％。作为丙烯酸聚合物，例如可使“特开2003－342541号公报”所述的(元)丙烯酸酯系聚合物等。
丙烯酸类感压粘接剂优选还含有羧酸酯。
丙烯酸类感压粘接剂中含有的羧酸酯是通过降低丙烯酸聚合物的感压粘接力从而对压敏粘接层110的感压粘接力进行调整的感压粘接力调整剂。羧酸酯是能够与丙烯酸聚合物相容的羧酸酯。
具体而言，作为一例，羧酸酯为三脂肪酸甘油酯。
就羧酸酯的含有率而言，相对于100质量份的丙烯酸聚合物，优选为30质量份～100质量份，较佳为50质量份～70质量份以下。
丙烯酸类感压粘接剂根据需要可含有交联剂。交联剂是对丙烯酸聚合物进行交联的交联成分。作为交联剂，可列举出多异氰酸酯化合物、环氧化合物、三聚氰胺化合物、过氧化物化合物、尿素化合物、金属醇盐化合物、金属螯合物、金属盐化合物、碳二亚胺化合物、恶唑啉化合物、氮丙啶化合物、胺化合物等。这些交联剂可单独使用，也可混合使用。作为交联剂，优选为多异氰酸酯化合物(多官能异氰酸酯化合物)。
就交联剂的含量而言，相对于100质量份的丙烯酸聚合物，例如优选为0.001质量份～10质量份，较佳为0.01质量份～1质量份。
压敏粘接层110优选具有较佳的生物相容性。例如，当对压敏粘接层110进行角质剥离试验时，角质剥离面积率优选为0％～50％，较佳为1％～15％。如果角质剥离面积率位于0％～50％的范围内，则即使将压敏粘接层110附着在皮肤10上(参见图2)，也会对皮肤10(图2参照)的负荷进行抑制。需要说明的是，角质剥离试验可采用“特开2004－83425号公报”所述的方法进行测定。
压敏粘接层110的透湿度优选为300(g/m2/day)以上，较佳为600(g/m2/day)以上，更佳为1000(g/m2/day)以上。如果压敏粘接层110的透湿度为300(g/m2/day)以上，则即使将压敏粘接层110附着在活体的皮肤10上(参见图2)，也会对皮肤10(参见图2参照)的负荷进行抑制。
就压敏粘接层110而言，藉由满足角质剥离试验的角质剥离面积率为50％以下和透湿度为300(g/m2/day)以上这两个要求中的任意一个要求，压敏粘接层110可具有生物相容性。压敏粘接层110的材料较佳为同时满足上述两个要求。据此，压敏粘接层110可更稳定地具有较高的生物相容性。
压敏粘接层110的上表面111和下表面112之间的厚度优选为10μm～300μm。如果压敏粘接层110的厚度位于10μm～95μm，则可实现生物传感器100的薄化，特别是可实现生物传感器100中的除了数据获取装置150和电池160之外的区域的薄化。
基材层120是对压敏粘接层110进行支撑的支撑层，压敏粘接层110粘接在基材层120的下表面上。基材层120的上面侧布置有电路部130和基板135。
基材层120是由绝缘体制成的平板状(片状)部件。基材层120在平面视图中的形状如图2所示与压敏粘接层110在平面视中的形状相同，平面视图中两者的位置重叠。
基材层120具有下表面121和上表面122。下表面121和上表面122为平坦面。下表面121与压敏粘接层110的上表面111接触(感压粘接)。基材层120只要是具有适当的伸缩性、可挠性及韧性的可挠性树脂制基材层即可，例如可由聚氨酯类树脂、有机硅类树脂、丙烯酸类树脂、聚苯乙烯类树脂、氯乙烯树类脂、聚酯类树脂等的热可塑性树脂制作。基材层120的厚度优选为1μm～300μm，较佳为5μm～100μm，更佳为10μm～50μm。
基材层120的断裂伸长率的下限值优选为100％以上，较佳为200％以上，更佳为300％以上。如果断裂伸长率为100％以上，则基材层120的材料可具有优良的伸缩性。需要说明的是，就基材层120的断裂伸长率的上限值而言，可根据基材层120的厚度等进行适当的设计，只要为2000％以下即可。需要说明的是，断裂伸长率可按照JIS K 7127(1999年)的规定在拉伸速度为5mm/分的条件下通过试验片类型2来进行测定。
基材层120的20℃下的拉伸强度(卡盘间距100mm，拉伸速度300mm/min，断裂强度)的下限值优选为0.1N/20mm以上，较佳为1N/20mm以上。就基材层120的20℃下的拉伸强度的上限值而言，可根据基材层120的材料、厚度等进行适当的设计，只要为20N/20mm以下即可。需要说明的是，拉伸强度可根据JIS K 7127(1999年)的规定进行测定。
基材层120的20℃下的拉伸储能弹性模量E’的上限值优选为2，000MPa以下，较佳为1，000MPa以下，更佳为100MPa以下，尤佳为50MPa以下，最佳为20MPa以下。如果基材层120的拉伸储能弹性模量E’的上限值为2，000MPa以下，则基材层120可具有较优的伸缩性。就拉伸储能弹性模量E’的下限值而言，可根据基材层120的材料、厚度等进行适当的设计，只要为0.1MPa以上即可。基材层120的20℃下的拉伸储能弹性模量E’可通过在频率为1Hz和升温速度为10℃/分的条件下对基材层120的动粘弹性进行测定而求得。
只要满足断裂伸长率为100％以上、拉伸强度为20N/20mm以下、及拉伸储能弹性模量E’为2，000MPa以下这三个要求中的至少一个要求，基材层120就可具有伸缩性。从基材层120可更有效地发挥伸缩性的角度来看，优选为满足上述要求中的2个以上的要求，较佳为满足3个要求。
基材层120相对于铜箔的剥离强度(peel strength)例如优选为0.5N/cm以上，较佳为1.0N/cm以上，更佳为2.0N/cm以上，最佳为2.5N/cm以上。如果剥离强度为上述下限值以上，则可更切实地对基材层120和配线131之间的剥离进行抑制。需要说明的是，剥离强度例如可通过如下方式测定，即，针对宽1cm的样品(基材层120和铜箔的层叠体)，使用拉伸试验机，在剥离角度为180度和剥离速度为30mm/分的条件下从铜箔上剥离基材层120。
基材层120的厚度优选为1μm～300μm，较佳为5μm～100μm，更佳为10μm～50μm。
基材层120由基材组成物形成。基材组成物包含作为主成分的基材树脂。
基材树脂例如可使用能使基材层120具有适当的伸缩性、可挠性及韧性的可挠性树脂。作为基材树脂，可列举出聚氨酯类树脂、有机硅类树脂、丙烯酸类树脂、聚苯乙烯类树脂、氯乙烯类树脂、聚酯类树脂等的热可塑性树脂。从可使基材层120确保具有较佳的伸缩性的角度来看，优选使用聚氨酯类树脂。
电路部130具有配线131、框架132及基板133。具体而言，电路部130经由框架132与电极连接，并经由配线131与数据获取装置150连接。生物传感器100包括2个这样的电路部130。配线131和框架132设置在基板133的上表面上，并且被一体形成。配线131可将框架132与数据获取装置150和电池160进行连接。
配线131和框架132可由铜、镍、金或它们的合金等制作。配线131和框架132的厚度优选为0.1μm～100μm，较佳为1μm～50μm，更加为5μm～30μm。
2个电路部130分别与压敏粘接层110和基材层120的2个贯穿孔113和123对应设置。配线131经由基板135的配线与数据获取装置150和电池160用的端子135A连接。框架132是比基材层120的贯穿孔123的开口还大的矩形环状的导电部件。
基板133具有在平面视图中与配线131和框架132相同的形状。基板133中设置有框架132的部分具有比基材层120的贯穿孔123的开口还大的矩形环状的形状。框架132和基板133中设置有框架132的矩形环状的部分以在基材层120的上表面上围绕贯穿孔123的方式而设置。基板133只要由绝缘体制作即可，例如可使用聚酰亚胺制基板或薄膜。基材层120具有粘性(tackiness)，所以基板133可固定在基材层120的上表面上。
基板135是用于对数据获取装置150和电池160进行实装的绝缘体制基板，并设置在基材层120的上表面122上。基板135藉由基材层的粘性(粘接性)而被固定。作为基板135的一例，可使用聚酰亚胺制基板或薄膜。基板135的上表面上设置有配线和电池160用的端子135A。基板135的配线与数据获取装置150和端子135A连接，并与电路部130的配线131连接。
检测部140设置有2个，是与被检体接触的一对电极。具体而言，检测部140是当压敏粘接层110贴附在皮肤10上时与皮肤10接触以对活体信号进行检测的电极。活体信号例如为表示心电图波形的电信号，是表示模拟心电图数据的信号。活体信号代表由2个检测部140检测的电位差。
作为检测部140而使用的电极如后所述可使用至少包含导电性高分子和粘合剂树脂的导电性组成物来制作。此外，电极可藉由模具等对使用导电组成物所获得的片状部件进行冲压而制作，并将其使用为检测部。
作为一例，检测部140在平面视图中为矩形，具有布置成矩阵状的孔部140A。孔部140A大于压敏粘接层110和基材层120的贯穿孔113和123。在检测部140的X方向和Y方向上的端部(四周的端部)处，检测部140的梯形的边可进行突出。作为检测部140而使用的电极可具有预定的图案形状。作为预定的电极图案形状，可列举出网状、条状、多个电极从粘贴表面暴露的形状等。
固定粘接带145是本实施方式的接合部的一例。作为一例，固定粘接带145是矩形环状的铜粘接带。固定粘接带145的下表面上涂敷有粘接剂。固定粘接带145以在平面视图中于贯穿孔113和123的开口的外侧围绕检测部140的四周的方式设置在框架132之上，由此可将检测部140固定在框架132上。固定粘接带145也可为铜之外的金属粘接带。
固定粘接带145除了铜粘接带等的具有金属层的粘接带之外，还可为由非导电性的树脂基材和粘接剂构成的树脂粘接带等的非导电性粘接带。金属粘接带等的导电性粘接带可将检测部140接合(固定)在电路部130的框架132上，同时还可进行电连接，故为优选。
检测部140在四周的端部被配置在框架132之上的状态下藉由四周的端部之上所覆盖的矩形环状的固定粘接带而被固定在框架132上。固定粘接带145通过检测部140的孔部140A等的间隙粘附在框架132上。
在这样的由固定粘接带145将检测部140的四周的端部固定于框架132的状态下，将压敏粘接层110A和基材层120A重叠在固定粘接带145和检测部140之上，并朝向下的方向对压敏粘接层110A和基材层120A进行按压后，检测部140可沿贯穿孔113和123的内壁被压入，压敏粘接层110A可被压入至检测部140的孔部140A的内部。
检测部140在四周的端部被固定粘接带145固定至框架132的状态下被压下至中央部与压敏粘接层110的下表面112大致同面的位置。为此，只要将检测部140放在活体的皮肤10上(参见图2)，压敏粘接层110A即可粘附至皮肤10，由此可使检测部140与皮肤10紧密接触。
检测部140的厚度优选为小于压敏粘接层110的厚度。检测部140的厚度优选为0.1μm～100μm，较佳为1μm～50μm以下。
此外，压敏粘接层110A的在平面视图中围绕中央部的周围的部分(矩形环状的部分)位于固定粘接带145之上。图2中，压敏粘接层110A的上表面为大致平坦的面，但中央部也可比周围的部分往下方凹陷。基材层120A重叠在压敏粘接层110A的大致平坦的上表面之上。
这样的压敏粘接层110A和基材层120A可分别由与压敏粘接层110和基材层120相同的材质制作。此外，压敏粘接层110A可由与压敏粘接层110不同的材质制作。另外，基材层120A也可由与基材层120不同的材质制作。
需要说明的是，图2中对各部分的厚度进行了夸张表示，但实际上，压敏粘接层110和110A的厚度为10μm～300μm，基材层120和120A的厚度为1μm～300μm。此外，配线131的厚度为0.1μm～100μm，基板133的厚度为数百μm左右，固定粘接带145的厚度为10μm～300μm。
另外，如图2所示，在检测部140与框架132直接接触以确保了电连接的情况下，固定粘接带145也可为不具导电性的树脂制等的粘接带。
此外，图2中，固定粘接带145除了检测部140之外还覆盖框架132和基板133的侧面，并到达基材层120的上表面。但是，固定粘接带145只要能使检测部140和框架132接合即可，所以也可不必到达基材层120的上表面、不必覆盖基板133的侧面、不必覆盖框架132的侧面。
另外，基板133和2个基板135也可为被进行了一体化的1个基板。此情况下，可在1个基板的表面上设置配线131、2个框架132和端子135A，并对数据获取装置150和电池160进行实装。
被使用为检测部140的电极优选通过对如下所述的导电性组成物进行热硬化成形而制作。导电性组成物包括导电性高分子、粘合剂树脂、交联剂及可塑剂中的至少一种物质。
作为导电性高分子，例如可使用聚噻吩、聚乙炔、聚吡咯、聚苯胺、聚苯乙炔等。可单独使用这些物质中的一种，也可同时使用二种以上。这些物质中，优选使用聚噻吩化合物。从与活体之间的接触阻抗较低且导电性较高的观点出发，较佳使用向聚3，4－乙撑二氧噻吩(PEDOT)中掺杂了に聚苯乙烯磺酸(聚4－苯乙烯硫化物；PSS)的PEDOT/PSS。
就导电性高分子的含量而言，相对于100质量份的导电性组成物，优选为0.20质量份～20质量份。如果所述含量位于该范围内，则可使导电性组成物具有优异的导电性、强韧性及柔软性。导电性高分子的含量相对于100质量份的导电性组成物较佳为2.5质量份～15质量份，更佳为3.0质量份～12质量份。
作为粘合剂树脂，可使用水溶性高分子、水不溶性高分子等。作为粘合剂树脂，从与导电性组成物中包含的其它成分相容的角度来看，优选使用水溶性高分子。需要说明的是，水溶性高分子还包括完全不溶于水但具有亲水性的高分子(亲水性高分子)。
作为水溶性高分子，可使用含羟基的高分子等。作为含羟基的高分子，可使用琼脂糖等的糖类、聚乙烯醇(PVA)、改性聚乙烯醇、丙烯酸与丙烯酸钠的共聚物等。可单独使用这些物质中的一种，也同时使用二种以上。这些物质中，聚乙烯醇或改性聚乙烯醇为优选，较佳为改性聚乙烯醇。
作为变性聚乙烯醇，可列举出含乙酰基的聚乙烯醇、双丙酮丙烯酰胺改性聚乙烯醇等。需要说明的是，作为双丙酮丙烯酰胺改性聚乙烯醇，例如可使用“特开2016－166436号公报”所述的双丙酮丙烯酰胺改性聚乙烯醇类树脂(DA化PVA类树脂)。
就粘合剂树脂的含量而言，相对于100质量份的导电性组成物，优选为5质量份～140质量份。如果所述含量位于该范围内，则可使导电性组成物具有较佳的导电性、强韧性及柔软性。粘合剂树脂的含量相对于100质量份的导电性组成物较佳为10质量份～100质量份，更佳为20质量份～70质量份。
交联剂和可塑剂具备可使导电性组成物具有强韧性和柔软性的功能。通过使导电性组成物的成形体具有柔软性，可获得具有伸缩性的电极。据此，能够制作具有伸缩性的检测部140。
需要说明的是，强韧性是兼具较佳的强度和较优的伸长率的性质。强韧性不包括强度和伸长率中的一者显著优越而另一者明显很差的性质，包括强度和伸长率这两者的平衡较优的性质。
柔软性是指，使导电性组成物的成形体(电极片)弯曲后，能够抑制弯曲部分发生断裂等的损伤的性质。
交联剂可使粘合剂树脂交联。通过将交联剂包含在粘合剂树脂中，可以提高导电性组成物的强韧性。交联剂优选具有与羟基的反应性。如果交联剂具有与羟基的反应性，则在粘合剂树脂为含羟基聚合物的情况下，交联剂可与含羟基聚合物的羟基进行反应。
作为交联剂，可列举出锆盐等锆化合物；钛盐等钛化合物；硼酸等硼酸盐；封端异氰酸酯等异氰酸酯化合物；乙二醛等二醛等醛化合物；含烷氧基化合物、含羟甲基化合物等。可以单独使用这些物质中的一种，也可以混合使用二种以上。其中，从反应性和安全性的角度来看，锆化合物、异氰酸酯化合物或醛化合物为优选。
就交联剂的含量而言，相对于100质量份的导电性组成物，优选为0.2质量份～80质量份。如果所述含量位于该范围内，则可使导电性组成物具有优异的强韧性和柔软性。交联剂的含量较佳为1质量份～40质量份，更佳为3.0质量份～20质量份。
可塑剂可提高导电性组成物的拉伸伸长率和柔软性。作为可塑剂，可列举出甘油、乙二醇、丙二醇、山梨糖醇、这些聚合物等的多元醇化合物N－甲基吡咯烷酮(NMP)、二甲基甲醛(DMF)、N－N＇－二甲基乙酰胺(DMAc)、二甲亚砜(DMSO)等的非质子化合物等。可以单独使用这些物质中的一种，也可以同时使用二种以上。其中，从与其它成分的相容性的角度来看，优选为甘油。
就可塑剂的含量而言，相对于100质量份的导电性组成物，较佳为0.2质量份～150质量份。如果所述含量位于该范围内，则可使导电性组成物具有强韧性和柔软性。可塑剂的含量相对于100质量份的导电性组成物较佳为1.0质量份～90质量份，更佳为10质量份～70质量份。
只要将交联剂和可塑剂中的至少一种包含于导电性组成物即可。通过使交联剂和可塑剂的至少一种包含在导电性组成物内，可提高导电性组成物成形体的强韧性和柔软性。
在导电性组成物包含交联剂但不包含可塑剂的情况下，导电性组成物成形体的强韧性即拉伸强度和拉伸伸长率这两者会得到进一步的提高，同时柔软性也会得到提高。
在导电性组成物包含可塑剂但不包含交联剂的情况下，可提高导电性组成物成形体的拉伸伸长率，作为整体的导电性组成物成形体的强韧性也会得到提高。此外，还可提高导电性组成物成形体的柔软性。
优选为，交联剂和可塑剂这两者都包含在导电性组成物中。通过使交联剂和可塑剂这两者都包含于导电性组成物，可使导电性组成物的成形体具有更佳的强韧性。
除了上述成分之外，根据需要，导电性组成物还可按任意比例包含表面活性剂、柔软剂、稳定剂、流平剂、抗氧化剂、水解抑制剂、膨松剂、增稠剂、着色剂、填料等已知的各种添加剂。作为表面活性剂，可列举出有机硅类表面活性剂等。
导电性组成物可通过采用上述比例对上述各组分进行混合而调制。
导电性组成物根据需要可按任意比例包含溶剂。据此，可调制出导电性组成物的水溶液(导电性组成物水溶液)。
作为溶剂，可使用有机溶剂或水溶剂。作为有机溶剂，例如可列举出酮类如丙酮和甲乙酮(MEK)；乙酸乙酯等酯类；丙二醇单甲醚等醚类；N，N－二甲基甲酰胺等酰胺类。作为水类溶剂，例如可列举出水；甲醇、乙醇、丙醇、异丙醇用酒精等。其中，优选使用水类溶剂。
导电性高分子、粘合剂树脂及交联剂中的任意一种以上可作为溶解在溶剂中的水溶液而使用。此情况下，作为溶剂，上述水类溶剂为优选。
数据获取装置150设置在基材层120的上表面122上，并与配线131电连接。数据获取装置150经由作为检测部140而使用的电极对获取的活体信号进行处理。数据获取装置150在截面图中为矩形形状。数据获取装置150的下表面(－Z方向)上设置有端子。作为端子的材料，可列举出焊料、导电性膏等。
作为一例，数据获取装置150如图5所示可包括ASIC(application specificintegrated circuit，专用集成电路)150A、MPU(Micro Processing Unit)150B及存储器150C，除此之外，还可包括无线通信部150TR。数据获取装置150经由电路部130与检测部140和电池160连接。
如结合图1所说明的那样，ASIC150A包含A/D(Analog to digital)转换器。数据获取装置150被由电池160供给的电力驱动，并获取由检测部140测定的模拟心电图数据。数据获取装置150对获取到的模拟心电图数据进行滤波处理、数字转换等的处理。MPU150B求得多次获取并被进行了数字转换的心电图数据的相加后的平均值，然后将其保存至存储器150C。作为一例，数据获取装置150可连续获取模拟心电图数据24小时以上。就数据获取装置150而言，由于存在长时间对活体信号(模拟心电图数据)进行测定的情况，所以如基于图1～图4所说明的那样，进行了用于降低耗电量的设计。
无线通信部150TR是评估试验用的试验装置在实际检测前的评估试验中藉由无线通信读取存储器150C内保存的数字心电图数据时所使用的收发器，作为一例，采用2.4GHz进行通信。作为一例，评估试验是JIS 60601－2－47中规定的试验。评估试验是用于确认用于检测生物信号的生物传感器100完成之后所执行的操作的试验。评估试验中，在生物传感器100作为医疗装置而使用的情况下，生物传感器输出的信号相对于生物传感器100检测的活体信号的衰减率被要求小于5％。所有成品都需进行该评估试验。
评估试验的开始命令、实际测定的开始命令等例如可通过安装有生物传感器100的专用应用程序的智能电话、PC(Personal Computer)的浏览器上的功能等经由无线通信部150TR而被输入至MPU150B。
需要说明的是，这里对数据获取装置150包含无线通信部150TR的形态(方式)进行了说明，但除了无线通信部150TR之外，还可包含对试验装置的线缆进行连接的连接器，由此可经由连接器读取活体信号。
电池160如图6所示设置在基材层120的上表面122上。作为电池160，可使用铅蓄电池、锂离子二次电池等。电池160可为纽扣电池。电池160是电池的一例。电池160具有在其下表面上设置的2个端子(未图示)。电池160的2个端子经由电路部130分别与检测部140和数据获取装置150连接。作为一例，电池160的容量被设定为，可使生物传感器100进行24小时以上的活体信号(模拟心电图数据)的测定。
盖部170覆盖于基材层120、电路部130、基板135、检测部140、固定粘接带145、数据获取装置150及电池160之上。盖部170具有基部170A和从基部170A的中央沿+Z方向突出的突出部170B。基部170A为在盖部170的平面视图中位于周围的部分，是低于突出部170B的部分。突出部170B的内部(层叠方向的下侧)设置有凹部170C。盖部170的基部170A的下表面粘接在基材层120的上表面122上。凹部170C内容纳有基板135、数据获取装置150及电池160。盖部170在数据获取装置150、电池160等被容纳于凹部170C内的状态下粘接在基材层120的上表面122上。
盖部170除了具有保护基材层120上的电路部130、数据获取装置150及电池160的作用之外，还具有作为冲击吸收层的功能，用于保护内部的构成要素免受从上表面侧施加至生物传感器100的冲击。作为盖部170，例如可使用硅橡胶、软树脂、聚氨酯等。
图7是生物传感器100的电路构成的示意图。各检测部140经由配线131和基板135的配线135B与数据获取装置150和电池160连接。2个检测部140与数据获取装置150和电池160并联。
图8是应用于生物传感器100的数据获取装置150的模式图。就数据获取装置150的详细构成和动作而言，可参见上面结合图1～图4所进行的描述。该例子中，数据获取装置150被应用于生物传感器100，所以ASIC150A通过一对端子153A经由配线131与一对检测部140进行了连接。除此之外都与图1相同，所以这里省略其重复说明。在数据获取装置150具有无线通信部150TR的情况下，无线通信部150TR与存储器150C连接。
图9是数据获取装置150被应用于生物传感器100时的MPU150B的处理的流程图。图9的流程图是从MPU150B开始进行心电图数据的获取和记录至结束为止的处理，作为一例，可在预定时间内反复执行。
处理开始后，MPU150B判断是否开始进行心电图数据的获取(步骤S30)。是否开始进行心电图数据的获取可通过是否具有来自检测部140的模拟心电图数据的输入、是否到达了预定时刻等进行判断。至开始进行心电图数据的获取为止(S30：NO)，反复执行S30。一旦开始进行心电图数据的获取(S30：YES)，则切换设定部152B将切换信号的电平设为“1”并将其输出至ASIC150A，同时将MPU150B设定为从机(步骤S31)。藉由电平为“1”的切换信号，ASIC150A被设定为主机。ASIC150A被设定为主机后，使ADC151A开始进行数字转换处理。
计算部153B将n设定为n＝0(步骤S32)。计算部153B基于CS信号从ASIC150A获取数字心电图数据(步骤S33)。计算部153B根据下面的式(2)执行相加处理(步骤S34)。
[公式3]
An+1＝An+xn···(2)
计算部153B判定n是否为7以上(步骤S35)。计算部153B在判定为n不是7以上的情况下(S35：NO)，使n递增(即，n＝n+1)(步骤S36)。计算部153B如果在步骤S5中判定出n为7以上时(S35：YES)，则计算相加值A8的平均值(A8/8)(步骤S37)，然后将平均值(A8/8)保存于存储器150C(步骤S38)。
主控制部151B判断心电图数据的获取是否结束了(步骤S39)。心电图数据的获取是否结束了可通过预定时间以上来自检测部140的心电图数据的输入的有无、从心电图数据的获取开始是否经过了预定时间、存储器150C的心电图数据保存区域的占有率是否超过了预定值等进行判断。作为一例，数据获取装置150内设置有计时器，如果从数字心电图数据的记录开始经过了24个小时，则主控制部151B可判定为心电图数据的获取已经结束。
主控制部151B如果判定为心电图数据的获取还没有结束(S39：NO)，则使流程返回步骤S32，重复执行S32～S39。另一方面，主控制部151B如果判定为心电图数据的获取已经结束(S39：YES)，则切换设定部152B将切换信号的电平设为“0”并将其输出至ASIC150A，同时将MPU150B设定为主机(步骤S410)。藉由电平为“0”的切换信号，ASIC150A被设定为从机。ASIC150A在被“0”电平的切换信号设定为从机后，使ADC151A结束数字转换处理。为此，ASIC150A在切换信号为“1”电平的期间使ADC151A执行数字转换处理，切换信号被切换至“0”电平后，使ADC151A结束数字转换处理。即，ADC151A在ASIC150A为主机的期间内持续执行数字转换处理。
藉由上述处理，可求出心电图数据的获取期间的数字心电图数据的合计值，然后进行平均化处理，并将其结果保存至存储器150C。
使用数据获取装置150的生物传感器100在心电图数据获取区间Ti(例如，i为0～7的整数)分别获取心电图数据xi(i为0～7的整数)后的各区间Tsb内根据上述式(2)进行相加处理(参见图3)。在获得心电图数据(x0～x7)的相加值A8后的区间TB内，仅计算相加值A8的平均值(A8/8)，据此能够提供一种可降低耗电量的生物传感器100。
生物传感器100在MPU150B求出图3(B)所示的相加值An+1并计算相加值A8的平均值(A8/8)的期间将ASIC150A设定为主机，并将MPU150B设定为从机。该状态下，MPU150B的系统时钟的频率被降低至与ADC151A的采样频率相等的4MHz。据此可进一步降低耗电量。
MPU150B在将自己设定为从机的状态下当S信号转变为L电平时从ASIC150A获取数字心电图数据，所以MPU150B无需向ASIC150A进行数字心电图数据的送信的请求即可获取数字心电图数据。为此，MPU150B可立刻获得控制部270从ADC151A获取的数字心电图数据，实时性良好。因此，能够提供一种实时性优异的生物传感器100。
上面对本发明的例示实施方式的数据获取装置进行了说明，但本发明并不限定于上述所公开的实施方式，在不脱离权利要求书记载的技术范围的前提下，还可进行各种各样的变形和变更。
本申请主张基于2019年3月27日申请的日本国专利申请第2019－060999号和2019年3月27日申请的日本国专利申请第2019－061000号的优先权，并将这两个日本国专利申请的内容全部援引于此。
[附图标记说明]
100 生物传感器
140 检测部
150 数据获取装置
150A ASIC
150B MPU
150C 存储器
150D、150E 总线
151A ADC
151B 主控制部
152B 切换设定部
153B 计算部
154B 存储器
160 电池
300 传感器

Claims (14)

1.一种数据获取装置，包括：
集成电路，具有：
第1端子，数据获取开始时，输入用于切换主机/从机的切换信号；
A/D转换器，将输入的模拟数据转换为数字数据；及
输出端子，输出所述数字数据，
并且，通过所述切换信号被设定为主机和从机中的任意一者；及
信息处理装置，具有：
切换设定部，当所述集成电路为从机时，将所述信息处理装置设定为主机，当所述集成电路为主机时，将所述信息处理装置设定为从机，并且生成所述切换信号；
第2端子，与所述第1端子连接，用于输出所述切换信号；
输入端子，与所述输出端子连接，用于输入所述数字数据，
所述集成电路当自己被从所述信息处理装置输入的所述切换信号设定为主机时从所述输出端子输出所述数字数据。
2.如权利要求1所述的数据获取装置，其中，
所述数据获取开始时，所述信息处理装置生成用于将所述集成电路设定为主机的第1切换信号。
3.如权利要求1或2所述的数据获取装置，其中，
数据获取结束时，所述信息处理装置生成用于切换主机/从机的第2切换信号。
4.如权利要求1至3中的任一项所述的数据获取装置，其中，
所述信息处理装置当自己被设定为从机时使时钟频率低于当自己被设定为主机时的时钟频率。
5.如权利要求1至4中的任一项所述的数据获取装置，其中，
所述信息处理装置还具有计算部，用于执行：
相加处理，每次基于时钟获取所述数字数据时，在获取所述数字数据的获取区间结束后，计算获取到的数字数据的相加值；及
平均化处理，由所述相加处理相加的所述数字数据的数量变为预定数量后，计算所述预定数量份的所述相加值的平均值。
6.如权利要求5所述的数据获取装置，还包括：
存储器，与所述信息处理装置连接，用于保存所述平均值。
7.如权利要求1至6中的任一项所述的数据获取装置，其中，
所述集成电路是通过SPI(Serial Peripheral Interface)总线与所述信息处理装置连接的专用集成电路，
所述第1端子、所述输出端子、所述第2端子及所述输入端子是与SPI接口对应的端子。
8.一种生物传感器，包括：
电极，与被检体接触；
数据获取装置，经由所述电极获取模拟心电图数据；及
配线，连接所述电极和所述数据获取装置，
所述数据获取装置包括：
集成电路，具有：
第1端子，来自所述被检体的心电图数据的获取开始时，输入用于切换主机/从机的切换信号；
A/D转换器，将从所述电极输入的模拟心电图数据转换为数字心电图数据；及
输出端子，输出所述数字心电图数据，
并且，通过所述切换信号被设定为主机和从机中的任意一者；及
信息处理装置，具有：
切换设定部，当所述集成电路为从机时，将所述信息处理装置设定为主机，当所述集成电路为主机时，将信息处理装置设定为从机，并且生成所述切换信号；
第2端子，与所述第1端子连接，用于输出所述切换信号；及
输入端子，与所述输出端子连接，用于输入所述数字心电图数据，所述集成电路当自己被从所述信息处理装置输入的所述切换信号设定为主机时，从所述输出端子输出所述数字心电图数据。
9.如权利要求8所述的生物传感器，其中，
所述心电图数据的获取开始时，所述信息处理装置生成用于将所述集成电路设定为主机的第1切换信号。
10.如权利要求8或9所述的生物传感器，其中，
来自所述被检体的所述心电图数据的获取结束时，所述信息处理装置生成用于切换主机/从机的第2切换信号。
11.如权利要求10所述的生物传感器，其中，
从所述心电图数据的获取开始进过了24小时后，所述信息处理装置结束所述心电图数据的获取。
12.如权利要求8至11中的任一项所述的生物传感器，其中，
所述信息处理装置当自己被设定为从机时使时钟频率低于当自己被设定为主机时的时钟频率。
13.如权利要求8至12中的任一项所述的生物传感器，其中，
所述信息处理装置还具有计算部，用于执行：
相加处理，每次基于时钟获取所述数字心电图数据时，在所述数字心电图数据的获取区间结束后，计算获取到的数字心电图数据的相加值；及
平均化处理，由所述相加处理相加的所述数字心电图数据的数量变为预定数量后，计算所述预定数量份的所述相加值的平均值。
14.如权利要求8至13中的任一项所述的生物传感器，还包括：
压敏粘接层，具有用于贴附至所述被检体的贴附面；及
基材层，重叠设置在所述压敏粘接层的所述贴附面的相反侧的表面上，
所述电极固定在所述压敏粘接层上，
所述数据获取装置设置在所述基材层上。
CN202080022920.7A 2019-03-27 2020-03-17 数据获取装置和生物传感器 Pending CN113631095A (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2019061000 2019-03-27
JP2019-061000 2019-03-27
JP2019060999 2019-03-27
JP2019-060999 2019-03-27
PCT/JP2020/011737 WO2020196099A1 (ja) 2019-03-27 2020-03-17 データ取得装置、及び生体センサ

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN113631095A true CN113631095A (zh) 2021-11-09

Family

ID=72608465

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202080022920.7A Pending CN113631095A (zh) 2019-03-27 2020-03-17 数据获取装置和生物传感器

Country Status (7)

Country Link
US (1) US20220183604A1 (zh)
EP (1) EP3949845B1 (zh)
JP (1) JP6886540B2 (zh)
CN (1) CN113631095A (zh)
AU (1) AU2020246226B2 (zh)
CA (1) CA3134693A1 (zh)
WO (1) WO2020196099A1 (zh)

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7397041B2 (ja) * 2020-11-19 2023-12-12 日東電工株式会社 生体センサ
EP4248868A1 (en) * 2020-11-19 2023-09-27 Nitto Denko Corporation Biosensor
WO2023234329A1 (ja) * 2022-06-03 2023-12-07 日東電工株式会社 生体センサ
WO2024043266A1 (ja) * 2022-08-25 2024-02-29 日東電工株式会社 データ取得回路および生体センサ

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0495302A2 (en) * 1990-12-28 1992-07-22 Eaton Corporation Integrated circuit with analog and digital portions and including thermal modeling
JP2007005415A (ja) * 2005-06-22 2007-01-11 Matsushita Electric Ind Co Ltd 多層配線基板および半導体装置
JP2007109185A (ja) * 2005-09-16 2007-04-26 Sunx Ltd 検出センサ及びセンサシステム
US20090096571A1 (en) * 2005-07-29 2009-04-16 Yoshiharu Onoshima Detection sensor and setting information acquisition method thereof
CN101925943A (zh) * 2008-04-11 2010-12-22 夏普株式会社 显示装置的驱动电路和显示装置
CN103518328A (zh) * 2012-03-14 2014-01-15 松下电器产业株式会社 模拟数字转换电路及其驱动方法
JP2015210756A (ja) * 2014-04-30 2015-11-24 住友電気工業株式会社 センサシステム、電圧変換装置およびセンサ
CN105393427A (zh) * 2013-07-19 2016-03-09 日东电工株式会社 电路基板及具备该电路基板的便携式设备
US20180027077A1 (en) * 2015-01-26 2018-01-25 Northeastern University Software-Defined Implantable Ultrasonic Device for Use in the Internet of Medical Things
CN108663584A (zh) * 2017-03-28 2018-10-16 精工爱普生株式会社 故障判定电路及方法、检测装置、电子设备、移动体

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06167362A (ja) * 1992-11-27 1994-06-14 Matsushita Electric Ind Co Ltd マスタ・スレーブ切り替え式計測装置
JP2002258999A (ja) * 2001-03-02 2002-09-13 Kawasaki Microelectronics Kk シリアル・データ転送インターフェイス装置及びシリアル・データ転送用ケーブル
JP3884995B2 (ja) 2002-05-29 2007-02-21 日東電工株式会社 皮膚貼着用粘着シート
JP4925545B2 (ja) 2002-08-23 2012-04-25 日東電工株式会社 皮膚貼着用粘着部材
US7031863B2 (en) * 2003-12-22 2006-04-18 Texas Instruments Incorporated Variable condition responsive sense system and method
JP4950452B2 (ja) * 2005-07-29 2012-06-13 パナソニック電工Ｓｕｎｘ株式会社 検出センサ
JP5544600B2 (ja) 2010-06-30 2014-07-09 独立行政法人科学技術振興機構 生体適合性ポリマー基板
JP6489605B2 (ja) 2014-11-06 2019-03-27 合同会社ＳＰＣｈａｎｇｅ Ａ／ｄ変換装置
JP2016166436A (ja) 2015-03-10 2016-09-15 日本合成化学工業株式会社 積層体、感熱記録媒体及びインクジェット記録媒体
US9735893B1 (en) * 2016-07-21 2017-08-15 Intel Corporation Patch system for in-situ therapeutic treatment
JP6997533B2 (ja) * 2017-04-28 2022-01-17 日東電工株式会社 生体センサ用シート
JP2019060999A (ja) 2017-09-26 2019-04-18 キヤノン株式会社 液体現像剤及び液体現像剤の製造方法
JP2019061000A (ja) 2017-09-26 2019-04-18 カシオ計算機株式会社 学習支援装置、学習支援システム、学習支援方法及びプログラム

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0495302A2 (en) * 1990-12-28 1992-07-22 Eaton Corporation Integrated circuit with analog and digital portions and including thermal modeling
JP2007005415A (ja) * 2005-06-22 2007-01-11 Matsushita Electric Ind Co Ltd 多層配線基板および半導体装置
US20090096571A1 (en) * 2005-07-29 2009-04-16 Yoshiharu Onoshima Detection sensor and setting information acquisition method thereof
JP2007109185A (ja) * 2005-09-16 2007-04-26 Sunx Ltd 検出センサ及びセンサシステム
CN101925943A (zh) * 2008-04-11 2010-12-22 夏普株式会社 显示装置的驱动电路和显示装置
CN103518328A (zh) * 2012-03-14 2014-01-15 松下电器产业株式会社 模拟数字转换电路及其驱动方法
CN105393427A (zh) * 2013-07-19 2016-03-09 日东电工株式会社 电路基板及具备该电路基板的便携式设备
JP2015210756A (ja) * 2014-04-30 2015-11-24 住友電気工業株式会社 センサシステム、電圧変換装置およびセンサ
US20180027077A1 (en) * 2015-01-26 2018-01-25 Northeastern University Software-Defined Implantable Ultrasonic Device for Use in the Internet of Medical Things
CN108663584A (zh) * 2017-03-28 2018-10-16 精工爱普生株式会社 故障判定电路及方法、检测装置、电子设备、移动体

Also Published As

Publication number Publication date
EP3949845B1 (en) 2024-02-14
AU2020246226B2 (en) 2022-09-15
JP6886540B2 (ja) 2021-06-16
EP3949845A1 (en) 2022-02-09
US20220183604A1 (en) 2022-06-16
WO2020196099A1 (ja) 2020-10-01
CA3134693A1 (en) 2020-10-01
EP3949845A4 (en) 2022-05-18
JP2020163128A (ja) 2020-10-08
AU2020246226A1 (en) 2021-10-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6886540B2 (ja) データ取得装置、及び生体センサ
CA2994485A1 (en) Body parameter monitoring device
CN110974249B (zh) 一种表皮贴附式血氧饱和度检测系统及其制备
Yi et al. Portable, wireless wearable piezoelectric arterial pulse monitoring system based on near-field communication approach
JP2020151104A (ja) 貼付型生体センサ
CN113613558B (zh) 粘贴型生物传感器
JP7345264B2 (ja) 貼付型生体センサ
JP2020146452A (ja) 生体センサ
WO2020195796A1 (ja) 電極接合構造及び生体センサ
JP2020146236A (ja) 貼付型生体センサ
JP7285665B2 (ja) 貼付型生体センサ
US20220192569A1 (en) Biosensor
WO2020196097A1 (ja) 貼付型生体センサ
WO2019092919A1 (ja) 貼付型生体センサ
EP3936040A1 (en) Electrode and biosensor
WO2021200805A1 (ja) 生体センサ
Minakata et al. BIOSENSOR
JP2020142005A (ja) 貼付型センサ
WO2024024694A1 (ja) 生体用粘着剤及び生体センサ
JP2020151103A (ja) 貼付型生体センサ
US20220223030A1 (en) Data acquisition method and signal measurement system
JP2020145156A (ja) 導電性材料の製造方法

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination