DE4336302C2 - Biomedizinische Elektrode - Google Patents
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Description
Die Erfindung betrifft eine biomedizinische Elektrode beste
hend aus einer klebenden und leitenden Polymerschicht, die zur
Auflage auf der Haut vorgesehen ist, und einer die Polymer
schicht hautfern abdeckenden Abdeckschicht, an der ein durch
die Abdeckschicht hindurchragendes, einen Kontakt mit der
Polymerschicht herstellendes elektrisches Anschlußelement be
festigt ist.
Derartige biomedizinische Elektroden dienen in erster Linie
zur Übertragung elektrischer Signale von der Haut eines Säuge
tieres, insbesondere von der menschlichen Haut, zu einem elek
tromedizinischen Gerät, ggf. auch zur Übertragung elektrischer
Ströme auf die Haut.
Es ist bekannt, derartige Elektroden mit einer trockenen kle
benden und elektrisch leitfähigen Schicht auf die Haut auf zu
setzen. In einem sehr einfachen Aufbau wird die Elektrode
durch eine Stütz- bzw. Tragefolie vervollständigt, an der ein
Druckknopfelement befestigt ist, das zur Abnahme der elek
trischen Signale dient und durch die Stütz- oder Tragfolie
hindurchragt und so einen elektrischen Kontakt mit der leiten
den und klebenden Schicht herstellt. Derartige Elektroden sind
beispielsweise durch EP 0 029 297 B1 oder US 4 554 924 be
kannt.
Für die Herstellung der klebenden und leitenden Schicht sind
verschiedenste polymere Materialien vorgeschlagen worden.
Basis der Materialien können dabei natürlich vorkommende Poly
saccharide oder geeignete synthetische Polymerisate sein, die
möglichst restlos auspolymerisieren sollten.
Für die sichere Haftung derartiger Elektroden auf der Haut ist
eine gewisse Mindestgröße erforderlich. Die Herstellung an
sich wünschenswerter kleiner Elektroden ist daher nicht mög
lich. Ferner hat es sich gezeigt, daß die Klebwirkung der
einigermaßen hautverträglichen leitenden und klebenden Schich
ten nicht so gut ist, daß Artefakte sicher vermieden werden
können.
Aus der DE-A-39 06 074 sind unterschiedliche Verfahren zur
Herstellung einer Körperelektrode aus polymeren Materialien
bekannt. Gemäß den bekannten Verfahren wird die Abdeck- oder
Stützschicht durch Einfüllen eines flüssigen Polymers in eine
Gießform mit anschließendem Aushärten hergestellt. Über die
Abdeckschicht wird dann die später an der Haut haftende
Schicht aufgegossen und ausgehärtet. Als bevorzugt wird be
schrieben, zunächst die auf der Haut haftende Schicht zu ver
gießen und auszuhärten, weil dann die Gießform aus einem tief
gezogenen hydrophoben Polymer bzw. einem mit einem Trennmittel
überzogenen Polymer gebildet werden kann, um als Schutzschicht
gegen Beschädigung oder Austrocknen der an der Haut haftenden
Schicht verwendet zu werden. Eine nach einem dieser Verfahren
hergestellte, gattungsgleiche Elektrode ist in der DE-A-39 06
071 offenbart. Die leitende Polymerschicht dieser Körperelek
trode wurde als flüssiges, unpolymerisiertes Material vergos
sen und anschließend auspolymerisiert.
Die US-A-3,998,215 offenbart eine Körperelektrode, die durch
ein von einer Metallfolie abgedecktes Gelkissen gebildet wird.
Die Metallfolie ist so ausgestaltet, daß sie eine Kavität aus
formt, in die das Gelkissen eingelegt ist. Seitlich wird das
Gelkissen von einer auf der Unterseite der Metallfolie ange
brachten Klebschicht begrenzt. Damit das Gelkissen beim Auf
setzen der Elektrode nicht aus der Kavität herausfällt, muß
zwischen ihm und der Abdeckschicht eine zusätzliche adhäsive
Schicht eingebracht sein.
Der vorliegenden Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde,
einen preiswerten, einfachen und im Gebrauch zuverlässigen
Aufbau einer biomedizinischen Elektrode der eingangs erwähnten
Art anzugeben.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die
Abdeckschicht mit einem thermoplastischen Material und eine
Kavität durch eine trogförmige Verformung des thermo
plastischen Materials gebildet ist, daß die Polymerschicht in
der Kavität haftend an der Abdeckschicht dadurch eingebracht
ist, daß flüssiges, unpolymerisiertes Material in die Kavität
eingegossen und anschließend auspolymerisiert ist, und daß die
Kavität parallel zur Hautfläche der Polymerschicht allseitig
so begrenzt ist, daß eine plane Fortsetzung der Hautfläche der
Polymerschicht mit einer nichtleitenden klebenden Schicht ge
geben ist.
Der erfindungsgemäße Elektrodenaufbau sieht somit eine ther
misch geformte Kavität vor, in die die klebende und leitende
Polymerschicht eingebracht ist. Die zur Auflage auf der Haut
vorgesehene Hautfläche der Polymerschicht setzt sich plan all
seitig mit einer nichtleitenden klebenden Schicht fort, die
sich an der Abdeckschicht selbst befindet.
Demzufolge bildet die erfindungsgemäße biomedizinische Elek
trode eine plane Klebefläche, die innen durch die Hautfläche
der klebenden und leitenden Polymerschicht und unmittelbar
daran anschließend durch eine nicht leitende klebende Schicht
gebildet ist. Vor dem Aufsetzen der biomedizinischen Elektrode
auf die Haut ist die so wenigstens zweiteilig aufgebaute Kleb
schicht zweckmäßigerweise durch eine Schutzfolie abgedeckt,
die vor dem Aufsetzen auf die Haut abziehbar ist.
Der erfindungsgemäße Aufbau der biomedizinischen Elektrode
bietet den Vorteil, daß eine sichere, artefaktfreie Haftung
der Elektrode auf der Haut mittels eines nicht leitenden haut
freundlichen Klebstoffes gewährleistet ist, so daß zahlreiche
geeignete Klebstoffe zur Verfügung stehen. Die klebende Eigen
schaft der vorzugsweise als Hydrogel ausgebildeten klebenden
und leitenden Polymerschicht trägt zur sicheren Haftung der
Elektrode auf der Haut und zur Vermeidung von Relativbewegun
gen zwischen Haut und Hautschicht der Elektrode bei, ist je
doch nur in untergeordneter Bedeutung für das Haften der Elek
trode auf der Haut verantwortlich.
Besondere Vorteile werden dadurch erreicht, daß die Polymer
schicht durch Eingießen des flüssigen unpolymerisierten Mate
rials in die Kavität gebildet, so daß das Auspolymerisieren
der Polymerschicht in der Kavität selbst erfolgt. Dabei ist es
besonders zweckmäßig, ein durch UV-Strahlen polymerisierendes
Material zu verwenden, da dadurch der Polymerisationsvorgang
gut steuerbar ist.
Nach der Polymerisation werden die nicht leitende klebende
Klebstoffschicht und die leitende klebende Polymerschicht
zweckmäßigerweise durch eine antiadhäsive Lage, vorzugsweise
eine silikonisierte Polymerfolie oder Papierschicht, abge
deckt. Die Polymerfolie kann vorzugsweise aus Polyethylen oder
Polyurethan bestehen. Die Stärke der Folie kann zwischen 50
und 800 µm liegen. Eine bevorzugte Stärke für PE-Folien liegt
in der Größenordnung von 150 µm und für PU-Folien in der Grö
ßenordnung von 200 µm.
Die Ausbildung der Kavität mit einer Folie erlaubt eine neu
artige und vorteilhafte Ausbildung von Körperelektroden
in - mit Ausnahme des elektrischen Anschlusses - vollständig
transparenter Ausbildung. Sowohl die Polymer-Abdeckfolie als
auch die Polymerschicht in der Kavität können nämlich voll
ständig transparent ausgebildet werden. Dadurch ergibt sich
der Vorteil, daß die von der Elektrode abgedeckte Hautfläche,
beispielsweise bei Langzeit-EKGs, während der Funktion beob
achtet werden kann, so daß etwaige hypersensible Reaktionen
der Haut sofort feststellbar sind und Gegenmaßnahmen ergriffen
werden können.
Die Verformung des thermoplastischen Abdeckmaterials zur Aus
bildung der Kavität erfolgt vorzugsweise thermisch, beispiels
weise durch Tief ziehen. Für die Beibehaltung einer maßhaltigen
Abdeckfolie kann es zweckmäßig sein, wenn die Polymerfolie
rotationssymmetrisch eingeformte, um die Kavität umlaufende
Rillen aufweist, die vorzugsweise kreisförmig ausgebildet
sind. Dadurch wird die Form- und Maßstabilität der zur Ausbil
dung der Kavität verformten Folie erheblich verbessert.
Die einfache Ausbildung der Kavität durch eine Verformung
einer thermoplastischen Abdeckfolie kann bei empfindlichen
Patienten den Nachteil mit sich bringen, daß die Haut aufgrund
der reduzierten Sauerstoffversorgung reagiert. Diesem Nachteil
kann ggf. dadurch abgeholfen werden, daß die thermoplastische
Folie mit feinen Löchern versehen wird, durch die Sauerstoff
an die Haut gelangen kann.
In einer alternativen Ausführungsform kann die Atmungsaktivi
tät der Elektrode dadurch verbessert werden, daß die Abdeck
schicht im Bereich der Kavität aus einem thermoplastischen
Kunststoffeinsatz besteht, an den sich seitlich eine Gewebe-
oder Vliesschicht anschließt. Der Einsatz kann dabei bei
spielsweise aus Polypropylen bestehen und thermisch zur Kavi
tät verformt sein. Die Gewebe- oder Vliesschicht kann den Ein
satz ringförmig umgeben und mit diesem, vorzugsweise an der
hautfernen Seite des Kunststoffeinsatzes, überlappend verklebt
sein. In diesem Fall besteht die hautseitige plane Fläche der
Elektrode im Zentrum aus der Hautfläche der leitenden und kle
benden Polymerschicht, daran anschließend ringförmig aus einer
Flanschfläche des geformten Kunststoffeinsatzes und daran wie
derum anschließend aus der ringförmigen Gewebe- oder Vlies
schicht. Der größte Teil der die Haut abdeckenden Fläche der
Elektrode wird dabei durch die außenliegende Gewebe- oder
Vliesschicht gebildet, die gut sauerstoffdurchlässig ausgebil
det sein kann.
In jedem Fall ist es zweckmäßig, wenn die Abdeckschicht auf
ihrer hautzugewandten Seite gleichmäßig und vollständig mit
dem Haftklebstoff beschichtet ist.
Erfindung soll im folgenden anhand von in der Zeichnung
dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert werden.
Es zeigen:
Fig. 1 einen vertikalen Schnitt durch eine erste Ausfüh
rungsform der erfindungsgemäßen biomedizinischen
Elektrode
Fig. 2 eine Explosionsdarstellung der Teile der Elek
trode gemäß Fig. 1
Fig. 3 einen vertikalen Schnitt durch ein zweites Aus
führungsbeispiel der erfindungsgemäßen Elektrode
Fig. 4 eine Explosionsdarstellung der Teile der Elek
trode gemäß Fig. 3.
Gemäß dem in den Fig. 1 und 2 dargestellten ersten Ausfüh
rungsbeispiel der erfindungsgemäßen Elektrode besteht diese
aus einer Abdeckschicht 1 mit einer zentralen Öffnung 2, in
der ein elektrischer Druckknopfanschluß 3 befestigt ist. Der
elektrische Druckknopfanschluß 3 ist zweiteilig ausgebildet
und besteht aus einem Außenteil 4 und einem Innenteil 5, das
durch die Öffnung 2 in das Außenteil 4 ragt und nach Art einer
Nietverbindung durch Stauchen formschlüssig mit dem äußeren
Teil 4 durch die Abdeckschicht 1 hindurch verbindbar ist. Das
innere Teil 5 des elektrischen Anschlusses 3 ist hautseitig
von der Abdeckfolie 1 tellerartig mit einer konvex gewölbten
Unterseite ausgebildet. Diese steht in einem Kontakt mit einer
kreisrund ausgebildeten klebenden und leitenden Polymerschicht
6, die sich in einer Kavität 7 befindet, die durch eine topf
förmige Verformung der durch eine Polymerfolie gebildeten Ab
deckschicht 1 hergestellt. Die Unterseite 10 der Polymerfolie
1 setzt die Hautseite 11 der klebenden und leitenden Polymer
schicht 6 nach außen hin fort. Die Polymerfolie 1 ist mit
drei konzentrischen Rillen 14 versehen, die bei der ther
mischen Verformung der Polymerfolie 1 zur Kavität 7 ausgebil
det werden und während dieser Verformung dafür sorgen, daß die
Polymerfolie 1 nicht durch die Verformung - eventuell auch un
gleichmäßig - in den äußeren Abmessungen beeinträchtigt wird.
Da die Polymerfolie 1 in dem dargestellten Ausführungsbeispiel
kreisförmig ausgebildet ist, gilt dies auch für die Schutz
folie 12. Zur Ausbildung einer Grifflasche ist das
Zwischenstück 13 an die Außenkontur der kreisförmigen Schutz
folie 12 bzw. der kreisförmigen Polymerfolie 1 angepaßt.
Die plane Ausbildung der Klebefläche der Elektrode, die sich
aus den Flächen 10 und 11 zusammensetzt, wird vorzugsweise
dadurch erreicht, daß die klebende und leitende Polymerschicht
6 in flüssiger Form in die innen mit einem Haftkleber ver
sehene Kavität 7 eingefüllt wird und erst dort in situ zum
Auspolymerisieren gebracht wird, wobei sich die Verwendung
eines UV-polymerisierbaren Materials empfiehlt.
Die in den Fig. 1 und 2 dargestellte Elektrode bietet den
besonderen Vorteil, daß sie sich - bis auf den Druckknopfan
schluß 3 völlig transparent herstellen läßt, da sowohl die
Polymerfolie 1′ als auch die klebende und leitende Polymer
schicht 6 transparent herstellbar und verwendbar sind.
Ein zweites Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in den
Fig. 3 und 4 dargestellt. Gleiche Teile wie in dem vorherigen
Ausführungsbeispiel sind mit gleichen Bezugsziffern versehen.
Der Unterschied zu dem ersten Ausführungsbeispiel ergibt sich
dadurch, daß die Abdeckschicht 1′ nicht durchgehend aus einer
thermoplastischen Polymerfolie 1 gebildet ist, sondern aus
einem zentralen Kunststoffeinsatz 15 und einer diesen Kunst
stoffeinsatz 15 ringförmig umgebenden Gewebe- oder Vlies
schicht 16 besteht.
Der vorzugsweise aus Polypropylen bestehende Kunststoffeinsatz
15 ist thermisch trogförmig verformt und bildet die Kavität 7
aus. Der Kunststoffeinsatz 15 ist an seinem äußeren Rand mit
einem ringförmigen Flansch 17 abgeschlossen, dessen Unterseite
18 mit der Unterseite 11 der klebenden und leitenden Polymer
schicht 6 fluchtet und mit einem hautfreundlichen Haftkleber
versehen ist. Mit der Unterseite 18 wiederum fluchtet die Un
terseite 19 der Gewebe- oder Vliesschicht 16, so daß die plane
Klebefläche der Elektrode von innen nach außen durch die
Unterseite 11 der Polymerschicht 6, die Unterseite 18 des
Flansches 17 des Kunststoffeinsatzes 15 und die Unterseite 19
der Gewebe- oder Vliesschicht 16 gebildet ist.
Die Gewebe- oder Vliesschicht 16 ist ringförmig so ausge
stanzt, daß ihr Innenrand auf der Oberseite des Flansches 17
des Kunststoffeinsatzes 15 überlappend auf liegt und dort durch
Klebung mit dem Kunststoffeinsatz 15 verbunden ist.
Die Gewebe- oder Vliesschicht 16 kann gut sauerstoffdurch
lässig sein, so daß die durch die Elektrode abgedeckte Haut
großflächig gut mit Sauerstoff versorgt wird, da die Gewebe-
oder Vliesschicht 16 den überwiegenden Flächenanteil der Elek
trode ausmacht.
Die jeweilige klebende und leitende Polymerschicht 6 wird für
alle Ausführungsbeispiele zweckmäßigerweise durch Eingießen in
flüssiger Form in die Kavitäten 7 hergestellt. Hierzu ist zu
mindest die hautferne Begrenzungswand der Kavität, die durch
die Abdeckschicht 1, 1′ gebildet ist, mit einem hypo
allergenen Haftklebstoff auf Acrylharzbasis beschichtet, so
daß sich eine stabile Verbindung zu den Wänden der Kavitäten 7
ergibt.
Die vorher unter Lichtabschluß aufbewahrte Reaktionslösung
wird dann durch Bestrahlung mit UV-Strahlen zum Polymerisieren
gebracht. Die Polymerisation ist nach ca. 70 Sek. abgeschlos
sen.
Eine geeignete Zubereitung auf Acrylsäurebasis ist bei
spielsweise (Angabe in Masseteilen):
100 Acrylsäure, stabilisiert mit 0,05% Hydrochi
nonmethylether (rein)
300 Glycerol (86%)
150 entionisiertes Wasser
5,0 Kaliumchlorid (rein)
3,5 Photoinitiator Darocur 1173 (Ciba Geigy)
58,8 Triethanolamin (rein)
5,3 Triethylenglycoldimethacrylat (rein)
3,0 Polyacrylsäure (Goodrite K702, 25% in Was ser)
9,5 Amylopektin (aufgeschlossen).
300 Glycerol (86%)
150 entionisiertes Wasser
5,0 Kaliumchlorid (rein)
3,5 Photoinitiator Darocur 1173 (Ciba Geigy)
58,8 Triethanolamin (rein)
5,3 Triethylenglycoldimethacrylat (rein)
3,0 Polyacrylsäure (Goodrite K702, 25% in Was ser)
9,5 Amylopektin (aufgeschlossen).
Die fertigen Elektroden können - wie in den Zeichnungen darge
stellt - in Flaschenform, mit einer Breite von 24 mm und einer
Länge von 40 mm (einschließlich Grifflasche) als Minielektrode
oder als normal große Elektrode in Kreisform mit 45 Durchmes
ser hergestellt werden.
Nach einem üblichen Prüfverfahren, bei dem eine Messung am
Elektrodenpaar "face to face" (vgl. US 4,848,353) durchgeführt
wird, wurde die hohe Qualität der elektrischen Eigenschaften
ermittelt. Diese betrugen für die Minielektrode:
190 Gleichstromwiderstand in Ohm (nach 30 sec,
< 100 µA, 10 Hz)
185 wie oben, nach Defibrillierungssimulation 220 V
0,3 Gleichstrom-Eigenpotential in mV (nach 60 sec Stabilisierung)
9,4 Gleichstromrestpotential in mV, 5 sec nach Defibrillierungssimulation)
0,0 Gleichstrom-Potentialabbaugeschwindigkeit in mV/sec, 30 . . . 35 sec nach Defibrillierungssi mulation.
185 wie oben, nach Defibrillierungssimulation 220 V
0,3 Gleichstrom-Eigenpotential in mV (nach 60 sec Stabilisierung)
9,4 Gleichstromrestpotential in mV, 5 sec nach Defibrillierungssimulation)
0,0 Gleichstrom-Potentialabbaugeschwindigkeit in mV/sec, 30 . . . 35 sec nach Defibrillierungssi mulation.
Für die Elektrode gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel waren
die elektrischen Eigenschaften:
380 Gleichstromwiderstand in Ohm (nach 30 sec,
< 100 µA, 10 Hz)
385 wie oben, nach Defibrillierungssimulation 220 V
0,3 Gleichstrom-Eigenpotential in mV (nach 60 sec Stabilisierung)
6,8 Gleichstromrestpotential in mV, 5 sec nach Defibrillierungssimulation)
0,0 Gleichstrom-Potentialabbaugeschwindigkeit in mV/sec, 30 . . . 35 sec nach Defibrillierungssi mulation.
385 wie oben, nach Defibrillierungssimulation 220 V
0,3 Gleichstrom-Eigenpotential in mV (nach 60 sec Stabilisierung)
6,8 Gleichstromrestpotential in mV, 5 sec nach Defibrillierungssimulation)
0,0 Gleichstrom-Potentialabbaugeschwindigkeit in mV/sec, 30 . . . 35 sec nach Defibrillierungssi mulation.
Die Elektroden zeigten in Trageversuchen deutliche überlegene
Eigenschaften bezüglich der Haftfestigkeit, praktisch nicht
vorhandener Rückstände auf der Haut nach dem Ablösen und et
waiger auftretender Hautreizungen gegenüber bekannten Elektro
den mit handelsüblichen Karaya-Schichten oder Schichten gemäß
US-PS 4 890 622.
Claims (14)
1. Biomedizinische Elektrode bestehend aus einer klebenden
und leitenden Polymerschicht (6), die zur Auflage auf
der Haut vorgesehen ist, und einer die Polymerschicht
(6) hautfern abdeckenden Abdeckschicht (1, 1′), an der
ein durch die Abdeckschicht (1, 1′) hindurchragendes,
einen Kontakt mit der Polymerschicht (6) herstellendes
elektrisches Anschlußelement (3) befestigt ist, dadurch
gekennzeichnet, daß die Abdeckschicht (1, 1′) mit einem
thermoplastischen Material und eine Kavität (7) durch
eine trogförmige Verformung des thermoplastischen Mate
rials gebildet ist, daß die Polymerschicht (6) in der
Kavität (7) haftend an der Abdeckschicht (1, 1′) dadurch
eingebracht ist, daß flüssiges, unpolymerisiertes Mate
rial in die Kavität eingegossen und anschließend auspo
lymerisiert ist, und daß die Kavität (7) parallel zur
Hautfläche der Polymerschicht (6) allseitig so begrenzt
ist, daß eine plane Fortsetzung der Hautfläche (11) der
Polymerschicht (6) mit einer nichtleitenden klebenden
Schicht gegeben ist.
2. Elektrode nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Abdeckschicht (1) durch eine Polymerfolie, vorzugs
weise aus Polyethylen oder Polyurethan, gebildet ist.
3. Elektrode nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß
die Polymerfolie eine Stärke zwischen 50 und 600 µm auf
weist.
4. Elektrode nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß
die Polymerfolie aus Polyethylen besteht und eine Stärke
in der Größenordnung von 150 µm aufweist.
5. Elektrode nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß
die Polymerfolie aus Polyurethan besteht und eine Stärke
in der Größenordnung von 200 µm aufweist.
6. Elektrode nach einem der Ansprüche 2 bis 5, gekenn
zeichnet durch eine transparente Polymerfolie.
7. Elektrode nach Anspruch 6, gekennzeichnet durch eine
transparente Ausbildung der Polymerschicht (6) in der
Kavität (7).
8. Elektrode nach einem der Ansprüche 2 bis 7, gekenn
zeichnet durch rotationssymmetrisch eingeformte, um die
Kavität (7) umlaufende Rillen (14) in der Polymerfolie.
9. Elektrode nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß
die Rillen (14) kreisförmig ausgebildet sind.
10. Elektrode nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Abdeckschicht (1′) im Bereich der Kavität (7) aus
einem thermoplastischen Kunststoffeinsatz (15) besteht,
an den sich seitlich eine Gewebe- oder Vliesschicht (16)
anschließt.
11. Elektrode nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß
der Kunststoffeinsatz (15) aus Polypropylen besteht.
12. Elektrode nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeich
net, daß der Kunststoffeinsatz (15) etwa einen Durchmes
ser von 25 mm aufweist.
13. Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch
gekennzeichnet, daß die Polymerschicht (6) aus einem
durch UV-Strahlen polymerisierten Material besteht.
14. Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch
gekennzeichnet, daß die Abdeckschicht (1, 1′) auf ihrer
hautzugewandten Seite gleichmäßig und vollständig mit
einem Haftklebstoff beschichtet ist.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4336302A DE4336302C2 (de) | 1993-10-25 | 1993-10-25 | Biomedizinische Elektrode |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4336302A DE4336302C2 (de) | 1993-10-25 | 1993-10-25 | Biomedizinische Elektrode |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4336302A1 DE4336302A1 (de) | 1995-04-27 |
DE4336302C2 true DE4336302C2 (de) | 1995-09-28 |
Family
ID=6500927
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4336302A Expired - Fee Related DE4336302C2 (de) | 1993-10-25 | 1993-10-25 | Biomedizinische Elektrode |
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Country | Link |
---|---|
DE (1) | DE4336302C2 (de) |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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DE19730811C1 (de) * | 1997-07-18 | 1999-05-27 | Kendall Med Erzeugnisse Gmbh | Biomedizinische Elektrode und Verfahren zu deren Herstellung |
DE29819246U1 (de) | 1998-10-29 | 1999-05-27 | Kendall Med Erzeugnisse Gmbh | Biomedizinische Einmalelektrode |
ATE295116T1 (de) | 1998-10-29 | 2005-05-15 | Tyco Healthcare Deutschland Mf | Biomedizinische einmalelektrode und verfahren zu deren herstellung |
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DE3070796D1 (en) * | 1980-01-23 | 1985-08-01 | Minnesota Mining & Mfg | Method of manufacturing a dry biomedical electrode |
DE3906074A1 (de) * | 1989-02-27 | 1990-08-30 | Schmid Walter | Verfahren zur herstellung einer koerperelektrode |
DE3906071A1 (de) * | 1989-02-27 | 1990-08-30 | Schmid Walter | Koerperelektrode |
JPH05285114A (ja) * | 1992-04-06 | 1993-11-02 | Fukuda Denshi Co Ltd | 生体誘導電極並びにその製造方法及び製造装置 |
-
1993
- 1993-10-25 DE DE4336302A patent/DE4336302C2/de not_active Expired - Fee Related
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DE4336302A1 (de) | 1995-04-27 |
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D2 | Grant after examination | ||
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8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |