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Die
Erfindung bezieht sich auf eine medizinische, selbstklebende, flexible
Einmalelektrode für die nicht-invasive Zu- oder Ableitung
elektrischer Signale über die Haut eines Menschen oder
Tieres. Derartige Elektroden kommen in der Praxis als sogenannte
Haut-Elektroden zur Anwendung. Deren Aufgabe ist es, für die
unterschiedlichsten klinischen Anwendungen, wie Elektrokardiographie
(EKG), Elektroenzephalographie (EEG), Elektromyogramm (EMG), Oberflächenelektrodenmyographie
(OEMG), Elektrookulographie (EOG), Impedanzkardiographie (IKG),
Muskelstimulation, Elektro-Impedanz-Tomographie (EIT) usw., über
die unverletzte Haut elektrische Signale ab- oder einzuleiten. Die
Elektroden sind nur zu einem einmaligen Gebrauch bestimmt. Außer
der geforderten guten Signalübertragung spielt bei diesen
Elektroden der Kostenfaktor eine nicht unwesentliche Rolle.
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Bekannt
ist der Einsatz von Einmalelektroden auf Basis von Hydrogelen, als
Solid- oder Liquidgelektroden.
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Bei
den sogenannten Solidgelelektroden besteht der Hydrogelkörper
aus einem Polymernetzwerk, in welchen die ionisch leitfähige,
wässrige Lösung eingebettet ist. Solidgele kommen
grundsätzlich ohne eine mechanische Verankerung durch ein
vorgegebenes Flächengebilde aus. Bekannt ist hingegen,
dass die Affinität von Hydrogelen zu üblichen
Oberflächen, wie Kunststoffoberflächen oder einigen
Permanentklebstoffen, so begrenzt ist, dass sich die Gele während
der Applikation (z. B. durch Quellung infolge Schweißabsorption) leicht
vom Elektrodenkörper lösen und beim Entfernen
der Elektrode auf der Haut verbleiben können. Aus der
DE 199 18 963 A1 ist
eine Solidgelelektrode bekannt, die mit einer vliesartigen planen
Unterlage ausgerüstet ist, durch die Gelkörperhaftung
auf dem Untergrund der Elektrodenkonstruktion verstärkt
werden soll.
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Bei
der Familie der Liquidgelelektroden stellt ein saugfähiger
Aufnahmekörper (Gelkissen), der mit einer ionisch leitfähigen,
mindestens gegen ihr Ausfließen unter normaler Schwerkrafteinwirkung
angedickten Flüssigkeit (dem Liquidgel) getränkt
ist, den direkten Hautkontakt her, während die weitere
Signalübertragung wie bei der Solidgelelektrode dann mittels
eines das Gel kontaktierenden, elektrisch leitenden Sensors erfolgt, welcher
dann seinerseits mittels metallisch leitender Verbindungen mit dem
entsprechenden elektronischen Gerät als dem eigentlichem
Signallieferanten und/oder -empfänger verbunden ist.
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Aus
der
DE 299 15 267
U1 ist eine Elektrode mit einem Gelschwamm zur Aufnahme
einer leitfähigen Paste als Liquidgel bekannt.
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Das
meistverbreitete Material zur Aufnahme eines Liquidgels ist ein
retikulierter, dadurch offenzelliger Polyurethanschaum. Derartige
Gelkissen mit dauerelastischem Verhalten haben ein gutes Aufnahmevermögen
für die Gele. Ihr Nachteil besteht darin, dass ihre offenen,
scharfen Zellkanten bei der praktischen Anwendung auf empfindlicher
Haut mechanische Reizungen verursachen können, die sich
in Irritation der betreffenden Stelle und unangenehmem Juckreiz äußern
können.
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In
der Praxis nimmt die EMG-Messung gegenüber der bislang
dominierenden EKG-Messung, die sich lediglich auf das vom Herzmuskel
erzeugte Elektrosignal beziehen soll, zunehmend breiteren Raum ein.
Dadurch besteht ein erhöhter Bedarf an kleinformatigen
Elektroden zur Einmalverwendung. So hat sich beispielsweise der
Bedarf an Hautelektroden für Messungen der Augenbewegungen
(REM) in den letzten zwanzig Jahren etwa verfünffacht und
im Anästhesiebereich in etwa verdreifacht. Die Applikationszeiten
liegen in einem Bereich von wenigen Minuten bis zu einigen Tagen.
Daher stellt das Problem einer sowohl stabilen Hauthaftung über
kurze wie längere Zeiträume wie auch einer schmerzlosen
Entfernbarkeit nach der Applikation hohe Anforderungen an den Aufbau
der Elektroden. Zu berücksichtigen ist dabei, dass nur
eine kleine Klebfläche zur Verfügung steht und
eine hohe Signalqualität gefordert wird.
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Grundsätzlich
geeignete Signale in Kombination mit Hydrogelen, die beispielsweise
die Forderungen des Standards ANSI/AAMI EC-12 nach
geringstem Fremdpotentialeinfluss erfüllen, liefern nach
wie vor nur Sensoren, die mit einer Silber-Silberchlorid-Oberfläche
ausgestattet sind. Die Bereitstellung einer Silber-Silberchlorid-Oberfläche
ist mit hohen Materialkosten verbunden. Sensoren auf Basis metallischer
Silberfolie haben den Nachteil eines hohen Silberverbrauchs im Verhältnis
zur Oberfläche, die mit dem Hydrogel in leitender Verbindung
steht (ca. 2,5 g Silber je mm2 wirksamer
Leitfläche zum Gelkörper) und sind für
kleinformatige Elektroden gebräuchlich. Die Hydrogele selbst
besitzen gewöhnlich eine gute elektrische Leitfähigkeit
und erzeugen je nach Art verschieden niedrige Hautimpedanzen.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine kleinformatige Einmalelektrode
zu schaffen, die die Nachteile bekannter Elektroden vermeidet und
sich durch einen einfachen Aufbau, eine kostengünstige
Herstellung und gute anwendungstechnische Eigenschaften auszeichnet.
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Erfindungsgemäß wird
die Aufgabe durch die im Anspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst.
Vorteilhafte Ausgestaltungen der Elektrode sind Gegenstand der Ansprüche
2 bis 10.
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Die
vorgeschlagene Elektrode besteht aus einem selbstklebend ausgerüsteten
Trägermaterial einer Fläche von 100 bis 850 mm2, einem mit dem Trägermaterial
fest verbundenen Sensor aus Kunststoff, der mit einem externen,
metallisch leitenden Anschlussglied mechanisch und elektrisch leitend
verbunden ist, deren freiliegende Anschlussstellen bei Bedarf nach
außen hin elektrisch isolierend abgedeckt, dessen in Richtung Haut
zeigende Kontaktfläche mit einer dünnen Silber-Silberchlorid-Schicht überzogen
ist, einem Gelträger aus flexiblem, nassfestem, saugfähigem
und hautverträglichem Textilmaterial, dessen in Richtung
Sensor zeigende Kontaktfläche mindestens die gleiche Fläche
wie die in Richtung Haut zeigende Kontaktfläche des Sensors aufweist.
Der Silberanteil der Silber-Silberchlorid-Schicht im Verhältnis
zur Oberfläche, die mit dem Hydrogel in leitender Verbindung
steht, beträgt 0,02 bis 0,15 mg/mm2.
Das Verhältnis der Größe der Kontaktflächen
von Sensor zu Gelträger liegt in einem Bereich von 1:1,2
bis 1:2,5. Der Gelträger ist mit einem leitfähigen
Hydrogel getränkt, derart, dass ein 0,2 bis 3,5 mm dicker
Gelkörper gebildet ist. Hautseitig ist die Elektrode mit
einer ablösbaren Abdeckung mit einer trogförmigen
Ausnehmung zur Aufnahme des überstehenden Gelkörpers ausgerüstet.
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Die
erfindungsgemäße Elektrode besteht ausschließlich
aus vorgenannten Bauteilen.
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Durch
die Kombination vorgenannter Merkmale wird eine Elektrode erhalten,
die hervorragende anwendungstechnische Eigenschaften besitzt und
sich als Massenartikel kostengünstig herstellen lässt.
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Die
begrenzte Geometrie des gesamten Elektrodenkörpers ermöglicht
auch neuartige Anwendungen zur Hautableitung von Muskelsignalen
außerhalb der klassischen EKG-Ableitung. Überraschenderweise
zeigte sich, dass das niedrige Verhältnis der Fläche
des mit Hydrogel versetzten (relativ kleinen) Gelkörpers
in Relation zur wirksamen Sensoroberfläche eine gute Signalübertragung
ermöglicht. Diese wird nur durch die Aufnahme des Hydrogels
in einem Gelträger aus textilem Material mit einem geringen
Masseanteil an Fasern erreicht. Vorzugsweise liegt der Masseanteil
an Fasern zwischen 5 und 25%, der Anteil an Hydrogel liegt somit zwischen
75 und 95%.
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Trotz
des vergleichsweise niedrigen Einsatzes an Silber wird eine hohe
Güte einer eigenpotentialarmen Signalübertragung über
eine stabile, aber extrem dünne Ag/AgCl-Oberfläche
erreicht. Die Anforderungen der Norm ANSI/AAMI EC-12 werden
somit in ausreichendem Maße erfüllt. Der niedrige
Silberverbrauch ist einerseits aus Kostengründen von Vorteil
und andererseits auch aus Umweltschutzgründen, da die Elektroden nach
einmaligem Gebrauch entsorgt werden müssen.
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Trotz
der kleinformatigen Ausführung der Elektroden ist die zur
Verfügung stehende Applikationsfläche ausreichend,
um eine stabile Haftung der Elektroden auf der Haut sowohl bei kurzen
(einige Minuten) als auch bei langen Anwendungen (bis zu mehreren
Tagen) zu gewährleisten. Dadurch wird eine stabile Ableitungsqualität
sichergestellt. Nach Beendigung der Messungen lassen sich die Elektroden
wieder nahezu rückstandsfrei und schmerzlos entfernen.
Die Elektroden zeichnen sich durch einen hohen Tragekomfort für
den Patienten aus (kein Jucken, keine Hautirritationen), und sind
trotz ihrer kleinen Baugröße eine in sich mechanisch
stabile Konstruktion, die während der Tragezeiten resistent
gegen Einflüsse durch Bewegung des Patienten und Schweißabsorption
im Hydrogelkörper ist.
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Die
vorgeschlagene Einmalelektrode kann entsprechend dem vorgesehenen
Anwendungszweck hinsichtlich des Trägermaterials (Schaum,
Vlies), der Art des Hydrogels (Solid- oder Liquidgel), unterschiedlich ausgeführt
werden. Die Herstellung der Elektroden kann automatisiert innerhalb
einer Linie erfolgen.
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Der
Gelträger kann aus einem Gebilde aus Vliesmaterialien auf
Basis synthetischer oder natürlicher Fasern oder Gemischen
aus diesen bestehen. Der Gelträger besitzt beispielsweise
ein Flächengewicht von 25 bis 300 g/m2,
vorzugsweise 35 bis 220 g/m2.
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Die
den Gelträger umgebende Klebfläche zur Fixierung
der Elektrode auf der Haut sollte 49 bis 98% der Gesamtfläche
des Trägermaterials der Elektrode betragen.
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Vorzugsweise
wird der Sensor mit dem Gelträger durch eine thermische
Fixierung oder über eine Klebverbindung verbunden. Dabei
sollte diese Verbindungsfläche nur maximal bis zu 25% der
hautseitigen Kontaktfläche des Sensors betragen, um nicht
die Signalqualität zu beeinträchtigen.
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In
an sich bekannter Weise besteht das einseitig permanent haftend
ausgerüstete Trägermaterial aus einem flexiblen
Material auf Basis eines Polymerschaums, einer kompakten Polymerfolie,
eines Vlieses oder Gewebes oder aus Kombinationen dieser Materialien.
Der Sensor kann üblicherweise als zweiteilige Druckknopfkombination
oder als einteiliger Sensor in Kombination mit einer Litze ausgeführt
werden.
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Der
Teil des Trägermaterials, der die Grifflasche bilden soll,
ist mit zwei klebstofffreien Seiten ausgerüstet.
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In
ihrer geometrischen Form wird die Elektrode vor allem in kreisrunder
oder ovaler Ausführung hergestellt.
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Zur
Herstellung der erfindungsgemäßen Elektroden sind
folgende Verfahrensschritte vorgesehen, insbesondere in einem sogenannten
one-piece-flow-Verfahren.
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In
eine kontinuierlich zugeführte, mit hautverträglichem
Permanentklebstoff beschichtete Bahn aus Trägermaterial
mit Originalliner werden üblicherweise innerhalb einer
Fertigungslinie an vorbestimmten Stellen Durchbrüche gestanzt,
die zur späteren Einbringung oder Befestigung der Sensoren
bestimmt sind. Der zum Trägermaterial zugehörige
Originalliner wird nahe einer Kante so eingeschnitten, dass ein
später auf dem Schaum verbleibender Teil die Grifflasche
hautseitig abdeckt, wobei der zur Grifflaschenabdeckung verwendete
Linerabschnitt zunächst von der Trägermaterialbahn
abgehoben, gewendet und dann mit seiner nicht abweisend ausgerüsteten
Seite wieder aufgebracht wird. Der Sensor wird anschließend
so in Position gebracht, dass dessen Anschlussstück durch
den Durchbruch ragt und am Trägermaterial fixiert werden
kann. An den Sensor wird ein Gegenstück zur Signalableitung,
wie ein Druckknopf oder eine Litze angeschlagen. Danach wird ein
vorgefertigter Gelträger von der hautzugewandten Seite
her zentrisch über den Sensor aufgedrückt und
fixiert.
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In
den Gelträger wird zur Ausbildung des Gelkörpers
eine definierte Menge Hydrogel injiziert.
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Handelt
es sich bei dem Hydrogel um ein UV-initiierbares, polymerisationsfähiges
Gel, so durchläuft die Bahn zusätzlich eine UV-Belichtungsstrecke,
um die Polymerisation des Hydrogels zu starten. Nachfolgend werden
alle hautseitigen Flächen mittels eines vorgefertigten
lösbaren Liners abgedeckt, wobei in den Liner trogförmige
Ausnehmungen eingeformt sind, die die Gelkörper umschließen.
Abschließend werden die fertigen Elektroden ausgestanzt.
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Die
Erfindung soll nachstehend an einem Ausführungsbeispiel
näher erläutert werden. In der zugehörigen
Zeichnung zeigen:
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1 die
erfindungsgemäße Elektrode in kreisrunder Ausführung
mit Sensor in Druckknopfkombination ohne hautseitige Abdeckung,
als Draufsicht,
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2 die
Elektrode gemäß 1 mit hautseitiger
Abdeckung als Explosionsdarstellung und
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3 eine
weitere Variante der Elektrode in ovaler Ausführung mit
Sensor in Litzenkombination ohne hautseitige Abdeckung, als Draufsicht.
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Der
in den 1 und 2 gezeigte Aufbau der erfindungsgemäßen
Einmalelektrode kreisrunder Ausführung wird nachfolgend
im Zusammenhang mit deren Herstellung erläutert.
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Über
die Eingabefelder eines computergesteuerten Fertigungsautomaten
wird der Fertigungscode der herzustellenden Elektrode eingegeben. Über
die installierte Software werden dann auf elektronischem Weg die
abgespeicherten Fertigungsdaten ermittelt und die Steuerung des
Automaten entsprechend ausgelöst.
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In
den nicht näher gezeigten Fertigungsautomaten läuft
eine mit hautverträglichem Permanentklebstoff 2 beschichtete
Polyethylen-Schaumbahn 1 als Endlosbahn mit Liner in einer
vorgegebenen Breite ein. Der zum Trägermaterial 1 zugehörige
Originalliner wird nahe einer Kante so eingeschnitten, dass ein
später auf dem Trägermaterial 1 verbleibender
Teil die Grifflasche 12 hautseitig abdeckt, wobei bevorzugt
der zur Grifflaschenabdeckung verwendete Linerabschnitt zunächst
von der Trägermaterialbahn 1 abgehoben, gewendet und
dann mit seiner nicht abweisend ausgerüsteten Seite wieder
aufgebracht wird, um einen sicheren Halt während der Applikation
zu gewährleisten. Da die Elektrode mit einem zentrisch
angeordneten Druckknopf-Anschluss ausgerüstet werden soll,
wird in die PE-Schaumbahn mittig ein Durchbruch 3 ausgestanzt
(Öffnung: 3 mm Durchmesser).
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Anschließend
werden mindestens die später auf der Haut klebenden Partien
der Trägermaterialbahn 1 vom Liner freigelegt.
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Zur
elektrischen Signalübertragung werden gel- bzw. hautseitig
ein mit einer Silber-Silberchlorid-Schicht überzogener
Kunststoffsensor 5, dessen in Richtung Haut zeigende Kontaktfläche 5' einen
Durchmesser von 10 mm aufweist und an der Gegenseite ein Metalldruckknopf 4 kraftschlüssig
befestigt, wobei das Trägermaterial 1 zwischen
diesen eingeklemmt wird. Gemäß den Vorgaben für
die Elektrode (Sensoroberfläche 80 mm2)
ist die Kontaktfläche 5' des Sensors 5 bereits
mit einer Ag/AgCl-Schicht ausgerüstet. Die Schichtdicke
beträgt ca. 2 μm. Der Einsatz an reinem Silber
liegt bei ca. 3,2 mg, das entspricht 0,04 mg/mm2 wirksamer
Sensoroberfläche. Im Vergleich dazu liegt der Silbereinsatz
bei marktgängigen Schlaflaborelektroden bei ca. 2,5 mg/mm2.
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Nachfolgend
wird der Gelträger 7 auf der Kontaktfläche 5' des
Sensors 5 fixiert. Der Außendurchmesser des Gelträgers 7,
der aus einem schwach verdichteten Vlies aus PP-Viskose-Fasern besteht,
beträgt 12 mm, ist also geringfügig größer
als der Außendurchmesser der Kontaktfläche 5'.
Die eingesetzte Vliesqualität liegt bei 80 g/m2.
Die Höhe des Gelträgers 7 beträgt
2,8 mm.
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Der
Gelträger 7 wird mittels eines Schmelzklebstoffes 6 auf
der Kontaktfläche 5' des Sensors 5 fixiert. Die
Klebstoffmenge 6 wird dosiert mittig auf die Kontaktfläche 5' des
Sensors 5 in einer solchen Menge aufgetragen, dass der
Klebstoff nicht mehr als 10% der hautseitigen Sensorfläche 5' bedeckt.
Der Gelträger 7 wird von oben her zentrisch mit
seiner Kontaktfläche 7' auf die Sensorfläche 5' aufgedrückt
und fixiert.
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Die
effektive Klebstofffläche ist insofern von Bedeutung, da
ein größerer Flächenauftrag an Klebstoff zu
einer Beeinträchtigung der Signalübertragung der
Elektrode führen kann.
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Das
Verhältnis der Größe der Kontaktfläche 5' von
Sensor 5 zur Kontaktfläche 7' des Gelträgers 7 beträgt
in diesem Fall 1:1,4. Dadurch wird später eine sehr gute
direkte Signaldurchleitung zum Sensor 5 gewährleistet.
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Nachfolgend
wird zur Ausbildung des Gelkörpers 9 eine definierte
Menge eines ionisch leitfähigen, rheologisch passend eingestellten
Liquidgels 8 in den Gelträger 7 injiziert.
Der gebildete Gelkörper 9 besteht aus dem Gelträger 7 und
dem injizierten Hydrogel 8. Die injizierte Menge ist so
dosiert, dass diese, bezogen auf den Masseanteil an Fasern des Gelträgers,
91% beträgt. Durch die Faserstruktur des Gelträgers 7 wird das
Liquidgel 8 in diesem fixiert.
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Zur
Abdeckung aller hautseitigen Flächen wird ein ablösbarer
Liner 10 aus einer tiefziehfähigen Kunststofffolie
zugeführt. In diesen wurde bereits eine trogförmige
Ausnehmung 11 (Innendurchmesser: 14 mm und Innenhöhe:
3 mm) eingeformt, die geringfügig größer
ist als der Gelkörper 9. Der Liner 10 wird
so platziert, dass die trogförmige Ausnehmung 11 den
Gelkörper 9 umgibt und die ringförmige
Klebfläche 13 der Elektrode bedeckt. Abschließend
wird die fertige kreisrunde Elektrode (Durchmesser 30 mm) ausgestanzt
und bis zum Gebrauch dampfdicht verpackt.
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Unmittelbar
vor der Applikation der Elektrode wird der ablösbare Liner 10 wieder
entfernt. Die den Gelkörper 9 umgebende wirksame
Klebfläche 13 zur Fixierung der Elektrode auf
der Haut beträgt 84% des Trägermaterials 1 der
fertigen Elektrode.
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Die
kleinformatige Ausführung der Elektrode ermöglicht
deren Einsatz für EMG-Messungen, beispielsweise im Schlaflabor.
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Für
die Bewertung der Eigenleitfähigkeit der Elektrode wird
der Impedanzwert ACZ1 (vor Simulation der Defibrillation, ermittelt
bei einer Messfrequenz von 10 Hz) zu ca. 110 Ohm nach dem für
Einwegelektroden gültigen Standard ANSI/AAMI EC12-2000 mittels
Messung an Elektrodenpaaren ermittelt. Dieser Wert liegt damit weit
unterhalb der Vorgabe des Standards mit maximal 2.000 Ohm. Die übrigen
Standardwerte (insbesondere zum Potentialeinfluss) werden in hoher
Qualität eingehalten.
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Der
Anschluss an den Monitor erfolgt mittels üblicher Klemmadapter über
die frei liegenden Druckknöpfe.
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Eine
Aussage zum Tragekomfort und zur Signalsicherheit wurde in üblicher
Weise durch einen praktischen Tragetest ermittelt. Hierzu wurden
10 Probanden unterschiedlichen Hauttyps (in diesem Beispiel im Oberbauchbereich)
Elektroden appliziert, Messungen durchgeführt und nach
einer Applikationsdauer von 12 Stunden das Trageverhalten beurteilt.
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Bei
allen Probanden wurde eine ausreichende Hauthaftung der Elektroden
ohne Teilablösungen oder Signalstörungen während
der Tragezeit festgestellt. Bei Abnahme der Elektrode verbleiben
Spuren von Liquidgel auf der Haut, die sich mühelos mittels
Zellstoff von der Haut abreiben lassen. Hautreizungen sind nicht
aufgetreten.
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In
der 3 ist eine Elektrode in ovaler Ausführung
gezeigt.
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Außer
der geometrischen Form unterscheidet sich diese Elektrode von der
in den 1 und 2 gezeigten Elektrode durch
den Einsatz eines Solidgels anstelle eines Liquidgels. Außerdem
wurde als Anschlusselement anstelle eines zweiteiligen Druckknopfes
ein ein teiliger Sensor 5 mit Litze 14 eingesetzt.
Dessen kreisrunde Kontaktfläche ist, wie oben beschrieben,
in identischer Weise mit einer Ag/AgCl-Schicht überzogen.
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Die
Herstellung der Elektrode erfolgt ansonsten analog wie vorstehend
zu den 1 und 2 beschrieben.
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Nach
der Montage eines ovalen Gelträgers 7 auf der
kreisrunden Kontaktfläche 5' des Sensor 5 wird in
den Gelträger aus Vlies eine unpolymerisierte Gelmischung
auf Acrylatbasis injiziert, die sich im gesamten Gelträger
ausbreitet.
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Nachfolgend
durchläuft die endlose Trägerbahn 1 mit
den halbfertigen Elektrodenkörpern eine UV-Belichtungsstrecke.
Während des Transportes durch die Belichtungsstrecke polymerisiert
das flüssige Gel in-situ im Gelkörper 9 aus.
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Anschließend
werden alle hautseitigen Flächen mit einem ablösbaren
Liner 10 aus einer tiefziehfähigen Kunststofffolie
abgedeckt, in den durch Tiefziehen die erforderliche trogförmige
Ausnehmung 11 zur Aufnahme des ovalen Gelkörpers 9 bereits
eingeformt ist.
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Auf
der von der Haut weg zeigenden Seite der Elektrode wird zur Abdeckung
bzw. als Schutz des Anschlusses von Litze 14 am Sensor 5 noch
ein kreisrundes Label 15 aus selbstklebender Polymerfolie
aufgeklebt.
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Abschließend
werden dann die ovalen Elektroden ausgestanzt und bis zum Gebrauch
dampfdicht verpackt.
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Die
ovale Solidgelelektrode hat eine Fläche von ca. 500 mm2.
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Das
Verhältnis der Größe der Kontaktflächen
von Sensor zu Gelträger beträgt 1:1,7.
Flächengewicht
des Gelträgers: | 120
g/m2 |
Masseanteil
des Gelträgers an Fasern: | 14% |
Masseanteil
an Solidgel: | 86% |
Dicke
des Gelträgers bzw. Gelkörpers: | 1,8
mm |
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Die
den ovalen Gelkörper 9 umgebende Klebfläche 13 zur
Fixierung der Elektrode auf der Haut beträgt 74% der Gesamtfläche
des Trägermaterials der fertigen Elektrode.
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Aufgrund
der veränderten Gelsorte (Solidgel anstelle von Liquidgel)
ist die Impedanz ACZ1 mit 300 Ohm höher als im oben genannten
Beispiel. Demzufolge ist die Signalqualität dieser Elektroden
wegen der höheren Impedanzwerte nicht für Anwendungen
mit erhöhten Ansprüchen, wie Schlaflabordiagnostik,
geeignet.
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Das
Trageverhalten ist analog wie bei den Elektroden gemäß den 1 und 2.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - DE 19918963
A1 [0003]
- - DE 29915267 U1 [0005]
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
-
- - Standards
ANSI/AAMI EC-12 [0008]
- - Norm ANSI/AAMI EC-12 [0015]
- - Standard ANSI/AAMI EC12-2000 [0045]