DE69923680T2 - Elektrode zur messung von elektrophysiologischen signalen bei gebrauch von elektrolytengel mit einer hohen salzkonzentration - Google Patents

Elektrode zur messung von elektrophysiologischen signalen bei gebrauch von elektrolytengel mit einer hohen salzkonzentration Download PDF

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Description

  • HINTERGRUND DER ERFINDUNG
  • Elektroden, die verwendet werden, um Biopotentiale von der Hautoberfläche aufzuzeichnen, erfordern generell die Verwendung eines leitenden Gels oder festen Gels, um eine kontinuierliche, leitende Bahn zwischen der aufzeichnenden Oberfläche (d.h. der Haut) und dem Elektrodensensorelement zu schaffen. Leitende Gels enthalten ein Salz (KCl oder NaCl), um einen elektrischen Stromfluss zu erreichen. Das bevorzugte Gel ist eines mit einem hohen Salzgehalt, da solch ein Gel einen besseren Leiter ergibt als einen, der erhalten wird, wenn ein Gel mit einem niedrigen Salzgehalt verwendet wird. Weiters erfordert die Verwendung eines Gels mit hohem Salzgehalt üblicherweise weniger Hautabrasion zum Zeitpunkt der Anwendung, um den Widerstand der Haut-Elektrodengrenzfläche nach der folgenden Anwendung der Elektrode zu reduzieren.
  • Zur einfacheren Nutzung ist es wünschenswert, das leitende Gel oder feste Gel bei der Herstellung zu verwenden, so dass eine „vorgelierte" Elektrode bereitgestellt wird. U.S.-Patent Nr. 4,559,950, das an Vaughn erteilt wurde, und U.S.-Patent Nr. 5,309,909, das an Gadsby erteilt wurde, beschreiben zwei solche Elektroden. Die Verwendung solcher Elektroden erspart dem Benützer den Schritt der manuellen Anwendung des Gels auf die Elektrode zum Zeitpunkt der Verwendung der Elektrode und beschleunigt das Anwendungsverfahren beträchtlich. Folglich wäre die ideale Elektrode eine, die mit einem leitenden Gel mit hohem Salzgehalt vorgeliert ist. Eine solche Elektrode würde die Anwendungszeit durch Reduktion der „Vorbereitung" (Abrasion) der Haut, die mittels Gel mit niedrigem Salzgehalt erforderlich ist, und durch Beseitigung des Schrittes der Gelverteilung auf der Elektrodenoberfläche minimieren.
  • Es gibt zahlreiche Referenzen nach dem Stand der Technik, die belegen, dass eine vorgelierte Elektrode durch Chlorieren der Oberfläche eines Silbersubstrats hergestellt werden kann, um ein Ag/AgCl-Elektrodenelement mit einem stabilen Halbzellenpotential bereitzustellen. Oft wird ein mit Silber überzogenes Substrat aus Kunststoff anstelle von gediegenem Silber aus Kostengründen verwendet. Ein elektrolytisches Gel kann dann zum Zeitpunkt der Herstellung verwendet werden, um eine vorgelierte Elektrode zu erzeugen.
  • Es ist nach dem Stand der Technik üblich, einstückige Sensoren zu konstruieren, die mehrere Elektrodenelemente auf einem einzelnen Substrat enthalten. Solche Elektroden haben die Vorteile niedriger Kosten, einfacher Anwendbarkeit und präziser Positionierung der Elektrodenelemente. Ein übliches Konstruktionsverfahren, wie im US-Patent Nr. 5,337,748, erteilt an McAdams, beschrieben ist, verwendet einen flexiblen Schaltkreis, der mittels Drucken eines Schaltkreises auf einem Substrat aus Kunststoff unter Verwendung einer leitenden Tinte erzeugt wurde. Die leitende Tinte bildet das Elektrodensensorelement und schafft eine elektrische Verbindung zwischen den individuellen Elektrodenelementen und einem Kabelanschluss, der die Verbindung zu einem Datenerfassungssystem ermöglicht. Die leitende Tinte besteht im Allgemeinen aus Silberflocken (Ag) in einem flüssigen Bindemittel. U.S.-Patent Nr. 4,852,572, erteilt an Nakahashi, beschreibt einen vorgelierten Sensor mit mehreren Elektroden, der durch Drucken einer einzelnen Schicht leitender Tinte auf einem Vliesstoff-Substrat konstruiert ist. Es ist jedoch nicht möglich, Sensoren vorzugelieren, die unter Anwendung leitender Tinten mit flüssigen, leitenden Gels konstruiert wurden, da der Salzgehalt des flüssigen Gels rasch mit den Ag-Flocken in der Tinte reagiert und den Schaltkreis nicht-leitend macht. Ein solches Verfahren würde zu einem baldigen Sensorversagen und einer reduzierten Lagerbeständigkeit führen. Aus diesem Grund sind Sensoren, die unter Verwendung von leitenden Tinten konstruiert sind, unter Anwendung eines ausgehärteten, festen Hydrogels mit einer niedrigen Salzkonzentration vorgeliert. Die Verwendung eines Gels mit niedrigem Salzgehalt verlangsamt die Geschwindigkeit, bei der der Salzgehalt des Gels das Ag-Element korrodiert und verlängert daher die Lagerbeständigkeit des Produkts. Der Widerstand der Haut-Elektrodengrenzfläche ist generell höher als einer, der mit einem Gel mit hohem Salzgehalt erreicht werden könnte, und das daraus resultierende Signal ist viel lauter. Weiters ist eine nachhaltige Hautvorbereitung erforderlich, um den Widerstand auf ein akzeptables Niveau auf Grund der beschränkten hydratisierenden Eigenschaften eines festen Gels herabzusetzen.
  • Es gibt nach dem Stand der Technik mehrere Konstruktionen, die mehrfache Schichten von leitenden Tinten für Low-Fidelity-Anwendungen, wie beispielsweise die Erfassung von Ruhe-EKG-Signalen, verwenden. Eine solche Konstruktion ist der TCP-3208 leitfähig beschichtete Polyester, der von Tolas hergestellt wird, welcher eine Schicht leitendes Ag/AgCl umfasst. Der Hauptzweck dieser Konstruktion liegt darin, die Silber(Ag)-Menge auf einem Leiterzug zu minimieren und auf diese Weise die Herstellungskosten zu reduzieren. Eine solche Konstruktion macht generell Gebrauch von einem festen Hydrogel als ionisches Material für die Übergangsstelle.
  • Eine weitere Konstruktion nach dem Stand der Technik, welche im U.S.-Patent Nr. 5,337,748, erteilt an McAdams, beschrieben ist, umfasst eine einzelne Schicht aus Ag- oder Ag/AgCl-Tinte auf einem flexiblen Substrat wie Vinyl oder Melinex, um eine Elektrode herzustellen. Wieder muss ein festes Hydrogel oder eine niedrige Salzkonzentration im flüssigen Gel verwendet werden, um eine akzeptable Lagerbeständigkeit zu erreichen. Carrier im U.S.-Patent Nr. 5,352,315 lehrt die Verwendung einer einzelnen, leitenden Tintenschicht aus entweder Ag/AgCl oder einer homogenen Mischung aus Ag/AgCl und Karbontinten, die auf eine nicht-leitende Stützschicht gedruckt sind.
  • U.S.-Patent Nr. 4,787,390, erteilt an Takata, lehrt die Verwendung einer druckknopfartigen Konstruktion, obwohl in diesem Falle die Druckknopfbefestigung lediglich verwendet wird, um einen mechanischen Kontakt zwischen verschiedenen Komponenten der Elektrode herzustellen und nicht, um für eine druckdichte Funktion der Gelisolierung zu sorgen. U.S.-Patent Nr. 4,444,194, erteilt an Burcham, und U.S.-Patent 4,617,935, erteilt an Cartmell, lehren auch die Verwendung einer Druckknopfkonstruktion, jedoch nur um die Elektrodenkomponenten physikalisch zu verbinden.
  • Es ist daher ein Hauptziel der vorliegenden Erfindung, eine elektrophysiologische Elektrode bereitzustellen, die eine flexible Schaltkreiskonstruktion verwendet, während sie die Verwendung von flüssigen, elektrolytischen Gels mit einem hohen Salzgehalt ermöglicht.
  • Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, eine elektrophysiologische Elektrode bereitzustellen, die einen einzelnen Schnittstellenkontakt zu einem elektrophysiologischen Monitor oder einem anderen Datenerfassungssystem umfasst.
  • Es ist ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung, eine elektrophysiologische Elektrode mit vorgelierten Elektroden bereitzustellen, die für einen niedrigen Widerstand sorgen, während sie den Hautvorbereitungsbedarf reduzieren.
  • Die Erfindung ist in den Ansprüchen 1 und 15 definiert. Jede Ausführung, die in Widerspruch zum Gegenstand von Anspruch 1 oder 15 steht, ist nicht Teil der Erfindung.
  • KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • 1 ist eine Seitenaufrissdarstellung einer bevorzugten Ausführung einer Elektrode der vorliegenden Erfindung, die eine Druckknopfanordnung, die auf einem flexiblen Schaltkreis für den elektrischen Kontakt druckverbindbar ist, und ein Schaummaterial zur flüssigen Abdichtung verwendet.
  • 2(a) ist eine Grundrissdarstellung eines Sensors, der die Elektroden, die in 1 gezeigt sind, enthält.
  • 2(b) ist eine Seitenaufrissdarstellung des Sensors, gezeigt in 2(a), welche die Funktion des Druckknopfes, nämlich die Herstellung eines elektrischen Kontaktes und die flüssige Abdichtung, zeigt.
  • 3 ist eine perspektivische Explosionsdarstellung einer Ausführung des Sensors der vorliegenden Erfindung, gezeigt in den 1, 2(a) und 2(b), in der die Schaummaterialien teilweise weggeschnitten sind.
  • 4 ist eine perspektivische Explosionsdarstellung einer weiteren bevorzugten Ausführung der vorliegenden Erfindung, die zwei Tintengänge und ein elektrolytisches Gel über der Tinte verwendet.
  • 5(a) ist eine Grundrissdarstellung einer alternativen Ausführung eines Sensors der vorliegenden Erfindung, in der ein Ag/AgCl-Film über eine Ag-Tinte auf einem flexiblen Substrat gedruckt ist.
  • 5(b) ist eine Seitenaufrissdarstellung des Sensors, der in 4 gezeigt ist.
  • 6 ist eine perspektivische Explosionsdarstellung einer weiteren bevorzugten Ausführung der Elektrode der vorliegenden Erfindung.
  • DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNG
  • Unter Bezugnahme auf die 1–3 ist eine bevorzugte Ausführung einer Elektrode 10 der vorliegenden Erfindung dargestellt, die einen Rastknopf 12 aus ABS(Acrylnitril-Butadien-Styrol)-Kunststoff, der mit leitendem Ag/AgCl überzogen ist, verwendet, welcher auf einem flexiblen Polyestersubstrat 14 mittels einer druckverbindbaren, nicht-leitenden Rastaufnahme 16 aus Kunststoff befestigt ist. Eine leitende Spur 13 ist auf der Unterseite des flexiblen Substrats 14 mit Ag-leitender Tinte gedruckt, wie beispielsweise Dupont 5000 siebdruckfähige Tinte, welche einen flexiblen Schaltkreis 15 erzeugt. Dieser flexible Schaltkreis stellt einen elektrischen Kontakt mit dem Rastknopf 12 bei der Rastknopfschulter 18 her. Die Unterseite 20 des Rastknopfes 12 hat Kontakt mit dem flüssigen Gel 39 (siehe 2(b)). Die Unterseite 20 des Rastknopfes ist physikalisch von seiner Schulter 18 mittels einer Schicht aus Schaum 22 getrennt, wobei die Schicht 22 eine Durchtrittsöffnung für die Rastknopfschulter 18 und die Oberseite 24 aufweist. Der Schaum 22 verhindert, dass das flüssige Gel in Kontakt mit der leitenden Ag-Tinte des flexiblen Schaltkreises kommt. In der bevorzugten Ausführung ist der Schaum ein 1/32'' dicker, doppelseitiger Polyethylenschaum mit adhäsiver Rückseite, welcher beispielsweise von MACTAC verkauft wird. Der bevorzugte Durchmesser der gelochten Schaumöffnung ist um 0,050'' größer als der Schulterdurchmesser. Der bevorzugte Rastknopfschulter-Durchmesser beträgt 0,22'' und der bevorzugte Schaumöffnungsdurchmesser beträgt 0,27 Zoll.
  • In einer bevorzugten Ausführung, die in 2 gezeigt ist, ist die Druckknopfanordnung in einen Sensor 30 mit mehreren Elektrodenelementen integriert. 2 zeigt auch deutlicher die weiteren Komponenten eines Sensors mit mehreren Elementen, der unter Verwendung von mehreren Druckknopf-Elektrodenanordnungen 10 konstruiert ist.
  • In der bevorzugten Ausführung, die in 2(b) dargestellt ist, wird die Rastaufnahme 16 aus Kunststoff über dem oberen Ende des Rastknopfes 12 hinuntergedrückt, wobei sie den flexiblen Schaltkreis 15 und die Schaumabdichtungsschicht 22 zwischen dem Rastknopf 12 und der Rastaufnahme 16 einklemmt. Eine Unterlagen-Schicht 32 aus doppelseitigem, adhäsivem Schaum mit 1/16'' Dicke ist unter der Schaumabdichtungsschicht 22 platziert. Wie in 3 sehr deutlich dargestellt ist, klebt die obere Seite der Unterlagen-Schicht 32 (die mit einem Teil, der weggeschnitten ist, gezeigt ist) fest am Schaum der Abdichtungsschicht 22, und sie enthält eine runde Öffnung mit einem Durchmesser von 0,6'', der konzentrisch zum Rastknopf liegt, wobei ein zylinderförmiges Gehäuse geschaffen wird, welches das Gel enthält. Der Schaum der Unterlagen-Schicht 32 besteht aus demselben Schaum wie jener der Abdichtungsschicht 22.
  • Die bevorzugte Ausführung verwendet einen gespickten, porösen Abstandhalter, der aus einer Scheibe 34 mit 0,6 Zoll Durchmesser besteht und aus Klettverschluss-Hakenmaterial ausgestanzt ist. Das Hakenmaterial wurde abgeschnitten, um Borsten zu erhalten, die als Hautpräparationsmechanismus dienen, wenn der Anwender während der Verwendung gegen sie drückt, auf dieselbe Weise, wie im U.S.-Patent Nr. 5,305,746 beschrieben ist, welches an Fendrock erteilt und an den Zessionar der vorliegenden Erfindung übertragen wurde. Die Stützschicht 36 des Klettverschlussmaterials ist porös. Die bevorzugte Klettverschlussstärke (einschließlich Stützschicht und Borstenprofil) beträgt ca. 0,08 Zoll. Das flüssige Gel 39 wird in der Geltasche von einem porösen Schwamm 38 gehalten, der in der bevorzugten Ausführung ein Urethanschwamm mit offenen Poren ist.
  • Der Druck, der durch die Passform der Verbindung zwischen der Rastaufnahme 16 und dem Rastknopf 12 ausgeübt wird, schafft einen konstanten, elektrischen Kontakt zwischen dem Rastknopf 12 und der leitenden Spur 13 des flexiblen, gedruckten Schaltkreises 15 bei der Schulter 18 des Rastknopfes 12.
  • Die druckverbindbare Anordnung klemmt auch die Schaumabdichtungsschicht 22 zwischen der Rastaufnahme 16 und dem Rastknopf 12 ein. Dies dichtet die obere Fläche des Rastknopfes ab und erzeugt eine feste Abdichtung, welche verhindert, dass das flüssige Gel 39 mit dem flexiblen Schaltkreis 15 in Kontakt kommt. Folglich ist das Gel auf die Geltasche unter der Grundfläche des Rastknopfes 12 beschränkt, und es ist ihm nicht möglich, mit der leitenden Ag-Tinte auf dem flexiblen Schaltkreis in Kontakt zu kommen. Das bevorzugte leitende, flüssige Gel ist ein flüssiges Hydrogel mit einem Salzgehalt von 10 %.
  • Der flexible Schaltkreis 15 ist mit einem Kabelanschluss 40 verbunden, der eine Verbindung der Elektrode mit einem Datenerfassungssystem (nicht gezeigt) ermöglicht.
  • Eine weitere Ausführung, die das Ziel der Isolierung der leitenden Ag-Tinte vom leitenden Gel mit hohem Salzgehalt erreicht, wird in den 4, 5(a) und 5(b) gezeigt. In dieser alternativen Ausführung wird ein flexibler Schaltkreis 50 durch Drucken einer Schicht aus leitender Ag-Tinte 52 auf einem flexiblen Kunststoff-Substrat (Mylar) 54 erzeugt. Die Isolierung des Ag-Leiters vom Gel wird durch Drucken einer Rastknopfschicht 56 aus Ag/AgCl-Tinte (Acheson 7019TM in der bevorzugten Ausführung) über der leitenden Ag-Tinte 52 erreicht. Die Rastknopfschicht 56 hat dieselbe Funktion wie der Rastknopf 12 in der Druckknopfausführung, die in 1 dargestellt ist.
  • Eine Unterlage 58 (gezeigt mit einem Teil, der weggeschnitten ist) aus 1/16'' doppelseitigem, adhäsivem Schaum mit einer runden Öffnung von 0,6'' Durchmesser ist auf dem Kunststoff-Substrat 54 angebracht, so dass die Öffnung konzentrisch zum Rastknopf in der Mitte angeordnet ist. Diese Öffnung in der Unterlage 58 schafft ein zylindrisches Gehäuse, das verwendet wird, um das flüssige Gel aufzubewahren. Weiters gibt es eine bespickte, poröse Abstandhalterscheibe 60 mit einem Durchmesser von 0,6 Zoll, die aus Klettverschluss-Hakenmaterial ausgestanzt ist. Die Haken 62 auf der Scheibe 60 wurden abgeschnitten, um Borsten zu erhalten, die als Hautpräparationsmechanismus dienen, wenn der Anwender während der Verwendung gegen sie drückt. Die Stützschicht der Scheibe 60 ist porös, um dem Gel zu ermöglichen durchzufließen und sorgt für ein vollständiges Leitvermögen in die Richtung senkrecht zum Elektrodensubstrat. Die bevorzugte Klettverschlussdicke einschließlich des Borstenprofils beträgt ca. 0,08 Zoll. Das flüssige Gel wird im zylinderförmigen Gehäuse von einem porösen Abstandhalter-Schwamm 66 gehalten, der aus Urethan-porösem Material besteht, welches mit dem flüssigen Gel imprägniert ist.
  • Der flexible, gedruckte, leitende Schaltkreis 50 verbindet das Elektrodenelement elektrisch mit einem Kabelanschluss 40 (5(a)). Der Kabelanschluss ermöglicht die Verbindung des Sensors mit einem Datenerfassungssystem.
  • Das Anbringen einer Schicht aus chloriertem Material über das nicht-chlorierte leitende Material, wie oben beschrieben ist, hat die folgenden Vorteile gegenüber dem Stand der Technik:
    • – Die Ag/AgCl-Oberfläche dient demselben Zweck wie der Rastknopf in der Ausführung, die in 1 gezeigt ist, indem sie eine elektrische Verbindung mit dem leitenden Gel herstellt. Sie sorgt auch für eine eingeschränkte Isolierung der leitenden Ag-Schicht gegen die korrosiven Wirkungen des leitenden Gels. Die Isolierung ist eingeschränkt, weil das Siebdruckverfahren eine poröse Ag/AgCl-Oberfläche erzeugt, die nicht vollständig undurchlässig ist.
    • – Da AgCl anfänglich nicht in der unteren Schicht vorhanden ist, wird jede Erhöhung des AgCl in der Ag-Schicht infolge chlorierender Reaktionen, die zwischen dem leitenden Gel und den Metall(Ag)-Flocken in der leitenden Tinte auftreten, bewirken, dass die Konzentration von AgCl in der Ag-Schicht eher von Null als von einer Anfangskonzentration größer als Null zunimmt. Dies verlängert das Leben des Produktes durch Bereitstellung von mehr Ag-Flocken am Beginn, was zu mehr leitenden Bahnen führt.
    • – Weiters, da es keine großen AgCl-Moleküle in der unterliegenden, leitenden Schicht gibt, sind die Ag-Flocken eng miteinander verbunden und verhindern, dass der Elektrolyt irgendwelche großen Lücken durchdringt, die durch das bindende Substrat der Tinte nicht gefüllt werden. Dies verlangsamt den Chlorierungsprozess. Weiters sind die Ag-Flocken eng miteinander verbunden und halten auf diese Weise eine höhere Leitfähigkeit als die Ag/AgCl-Tinte aufrecht. Dies führt allgemein zu weniger Störungen während der Datenerfassung.
  • Andere, alternative Ausführungen verwenden Kohlenstoff, Nickel, Kupfer oder andere Metalltinten auf der untersten Schicht anstelle von Silber für Elektroden, die keine hohe Störempfindlichkeit erfordern.
  • Eine weitere alternative Ausführung verwendet feste anstelle flüssiger Hydrogels. Während feste Hydrogels niedrigere Leitfähigkeiten als flüssige Gels aufweisen, kann ihre Verwendung vorteilhaft bei Sensoren sein, die in engen Abständen angeordnete, mehrlagige Elektrodensensoren umfassen. In solch einer Anwendung verhindert die höhere Materialvernetzung des festen Hydrogels Kurzschlüsse der Elektrodenelemente auf Grund von Gelmigration, die auftreten würde, wenn flüssige Gels verwendet werden. Diese Ausführung erlaubt die Verwendung von festen Hydrogels mit höherem Salzgehalt als üblicherweise verwendet wird, während das Ziel, die Lagerbeständigkeit zu maximieren, doch noch erreicht wird.
  • Die Ausführung der Elektrode der vorliegenden Erfindung, die in 6 dargestellt ist, verwendet eine Schicht festes Hydrogel 70 als Sperrschicht zwischen der leitenden Tinte 52 und dem flüssigen Gel, mit dem der Schwamm 66 imprägniert ist. Diese Konstruktion verwendet eine Ag/AgCl leitende Tinte, und die Schicht aus festem Hydrogel 70 agiert als eine Austauschsperre zwischen der leitenden Tinte 52 und dem flüssigen Gel.
  • Während die vorhergehende Erfindung in Bezug auf deren bevorzugte Ausführungen beschrieben wurde, sind verschiedene Abänderungen und Modifikationen für den Fachmann erkennbar. Während beispielsweise verschiedene Maßangaben oben für Komponenten der vorliegenden Erfindung angeführt sind, versteht es sich, dass diese lediglich die bevorzugten Maßangaben sind und dass unterschiedlich große Komponenten verwendet werden können und eine verschiedene Anzahl von Elektroden auf einem Sensor angebracht werden kann und nach wie vor die beabsichtigten Ergebnisse erreicht werden können.

Claims (18)

  1. Elektrode zur Messung elektrophysiologischer Signale, wobei die Elektrode eine Schicht eines leitenden Gels (39), ein Substrat (14, 54) aus einem flexiblen, nicht leitenden Material und einen Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52), der auf dieses Substrat (14, 54) aufgedruckt ist, umfasst, wobei über dem Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) eine Sperrschicht (56) aus Ag/AgCl-Material aufgedruckt oder auf dem Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) eine mit einem Ag/AgCl-Material überzogene Komponente (12) positioniert und daher zwischen dem Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) und dem Gel (39) angeordnet ist.
  2. Elektrode nach Anspruch 1, wobei die Sperrschicht (56) eine siebgedruckte Tintenschicht aus Ag/AgCl-Material umfasst.
  3. Elektrode nach Anspruch 1, wobei die Sperrschicht (56) eine flexogedruckte Tintenschicht aus Ag/AgCl-Material umfasst.
  4. Elektrode nach Anspruch 1, wobei der Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) Silber (Ag) ist.
  5. Elektrode nach Anspruch 1, wobei das leitende Gel (39) ein flüssiges, elektrolytisches Gel ist.
  6. Elektrode nach Anspruch 1, wobei das leitende Gel (39) ein festes Hydrogel ist.
  7. Elektrode nach Anspruch 1, wobei gedruckte Grafiken auf einer der Seite, auf der sich der Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) befindet, gegenüberliegenden Seite des flexiblen Substrats (14, 54) aufgedruckt sind.
  8. Elektrode nach Anspruch 1, weiters dadurch gekennzeichnet, dass ein Ring oder Feld (58) aus nicht leitendem Gel zwischen einer Oberfläche des flexiblen Substrats (14, 54), welches den Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) trägt, und der Sperrschicht (56) aus Ag/AgCl-Material angeordnet ist, wobei der Ring oder das Feld (58) aus nicht leitendem Material vom äußeren Rand der Sperrschicht (56) aus Ag/AgCl-Material in einem ausreichenden Umfang absteht, um als isolierende Dichtung zu fungieren und um den Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) vom leitenden Gel (39) vollständig zu trennen.
  9. Elektrode nach Anspruch 1, wobei die Sperrschicht (56) eine Polymerschicht aus Hydrogel (70) ist.
  10. Elektrode nach Anspruch 9, wobei der Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) Ag/AgCl ist.
  11. Elektrode nach Anspruch 8, wobei der Ring oder das Feld (58) ein Transferfilm ist.
  12. Elektrode nach Anspruch 8, wobei der Ring oder das Feld (58) eine doppelt beschichtet adhäsive Schaumstoffbeschichtung ist.
  13. Elektrode nach Anspruch 8, wobei die Sperrschicht (56) zum Ring oder Feld (58) und zum flexiblen Substrat (14, 54), welches einen Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) trägt, mittels einer Schnappbefestigung oder einem Ring (16, 20), der mit der Sperrschicht (56) druckverbindbar ist, abgesichert ist.
  14. Elektrode nach Anspruch 8, wobei der Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) aus Karbontinte besteht.
  15. Verfahren zur Herstellung einer Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 14, die ein leitendes Gel (39), ein Substrat (14, 54) und einen Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52), der auf dieses Substrat (14, 52) gedruckt ist, umfasst, wobei das Verfahren das Anbringen einer Sperrschicht (56) aus Ag/AgCl-Material zwischen dem Schaltkreis aus leitender Tinte und dem Gel durch Drucken dieser Sperrschicht (56) aus Ag/AgCl-Material über den Schaltkreis aus leitender Tinte oder durch Positionierung einer mit einem Ag/AgCl-Material überzogenen Komponente (12) auf dem Schaltkreis aus leitender Tinte (13, 52) umfasst.
  16. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Sperrschicht (56) über der leitenden Metalltintenschicht (13, 52) mittels Siebdruck angebracht ist.
  17. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Sperrschicht (56) über der leitenden Metalltintenschicht (13, 52) mittels Flexodruck angebracht ist.
  18. Verfahren nach Anspruch 16 oder 17, wobei die Sperrschicht (56) eine gedruckte Tintenschicht aus Ag/AgCl ist.
DE69923680T 1998-06-19 1999-06-18 Elektrode zur messung von elektrophysiologischen signalen bei gebrauch von elektrolytengel mit einer hohen salzkonzentration Expired - Lifetime DE69923680T2 (de)

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US100290 1998-06-19
PCT/US1999/013849 WO1999065389A1 (en) 1998-06-19 1999-06-18 Electrode for measuring electrophysiological signals using liquid electrolytic gel with a high salt concentration

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Country Status (8)

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EP (1) EP1087695B1 (de)
JP (1) JP4560668B2 (de)
AT (1) ATE288702T1 (de)
AU (1) AU768493B2 (de)
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WO (1) WO1999065389A1 (de)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2012092632A1 (de) 2011-01-03 2012-07-12 Lang, Leonh. Medizinische elektrode mit gedruckter, abgeschirmter zuleitung

Families Citing this family (77)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1284644B1 (de) * 2000-05-29 2004-10-20 Medicotest A/S Elektrode zur herstellung eines elektrischen kontakts mit der haut
WO2002039894A1 (en) * 2000-11-16 2002-05-23 Axelgaard Manufacturing Company, Ltd. Dual element sensor medical electrode
US7171276B2 (en) * 2001-06-29 2007-01-30 Abbott Laboratories Hydrogel and scrim assembly for use with electro-acupuncture device with stimulation electrodes
US7933642B2 (en) * 2001-07-17 2011-04-26 Rud Istvan Wireless ECG system
US8118722B2 (en) 2003-03-07 2012-02-21 Neuronetics, Inc. Reducing discomfort caused by electrical stimulation
US7153256B2 (en) * 2003-03-07 2006-12-26 Neuronetics, Inc. Reducing discomfort caused by electrical stimulation
US7212865B2 (en) * 2004-05-25 2007-05-01 Philip Cory Nerve stimulator and method
US20070270678A1 (en) * 2004-06-18 2007-11-22 Fadem Kalford C Wireless Electrode for Biopotential Measurement
US20060236128A1 (en) * 2005-04-04 2006-10-19 Christian Christiansen Method for authentication of electronic components
US7396326B2 (en) 2005-05-17 2008-07-08 Neuronetics, Inc. Ferrofluidic cooling and acoustical noise reduction in magnetic stimulators
FI20055366A0 (fi) * 2005-06-30 2005-06-30 Gen Electric Elektrodi biopotentiaalisignaalin saamiseksi
US8311622B2 (en) * 2005-12-01 2012-11-13 Neba Health LLC Systems and methods for analyzing and assessing depression and other mood disorders using electroencephalographic (EEG) measurements
WO2007084552A2 (en) 2006-01-17 2007-07-26 Lifesync Corporation Multi-lead keyhold connector
US8109883B2 (en) 2006-09-28 2012-02-07 Tyco Healthcare Group Lp Cable monitoring apparatus
US8668651B2 (en) 2006-12-05 2014-03-11 Covidien Lp ECG lead set and ECG adapter system
EP2109397B1 (de) * 2007-01-25 2020-02-19 LifeSync Corporation STRAHLENDURCHLÄSSIGE ANORDNUNG ZUM ANSCHLUß VON ELEKTRODE ODER SENSOR
US8128549B2 (en) * 2007-02-20 2012-03-06 Neuronetics, Inc. Capacitor failure detection
CA2646037C (en) 2007-12-11 2017-11-28 Tyco Healthcare Group Lp Ecg electrode connector
EP2280645B1 (de) * 2008-05-02 2015-03-18 Covidien LP Hautvorbereitungsvorrichtung und biopotenzialsensor
KR101028584B1 (ko) * 2008-08-27 2011-04-12 주식회사 바이오프로테크 일회용 유도전극 및 이에 접속되는 리드선
USD737979S1 (en) 2008-12-09 2015-09-01 Covidien Lp ECG electrode connector
CA2770218A1 (en) * 2009-08-28 2011-03-03 Lexicor Medical Technology, Llc Systems and methods to identify a subgroup of adhd at higher risk for complicating conditions
EP2480131A4 (de) * 2009-09-25 2014-08-06 Neuronetrix Solutions Llc Elektrodensystem mit starr-flexibler schaltung
US8694080B2 (en) 2009-10-21 2014-04-08 Covidien Lp ECG lead system
EP2339696A1 (de) * 2009-12-22 2011-06-29 General Electric Company Elektrische Verbinderbaugruppe
JP5559425B2 (ja) 2010-05-12 2014-07-23 イリズム・テクノロジーズ・インコーポレイテッド 長期粘着用の装置機構及び構成要素
CA2746944C (en) 2010-07-29 2018-09-25 Tyco Healthcare Group Lp Ecg adapter system and method
EP2422697B1 (de) 2010-08-27 2014-04-16 General Electric Company Sensor zum Messen von Biosignalen
US20120071770A1 (en) * 2010-09-21 2012-03-22 Somaxis Incorporated Methods for promoting fitness in connection with electrophysiology data
US9956395B2 (en) 2010-10-19 2018-05-01 Research Foundation Of The City University Of New York Electrode assembly
JP5740484B2 (ja) 2010-12-22 2015-06-24 カーディオインサイト テクノロジーズ インコーポレイテッド 多層センサー装置
WO2013013370A1 (en) 2011-07-22 2013-01-31 Tyco Healthcare Group Lp Ecg electrode connector
US9220436B2 (en) * 2011-09-26 2015-12-29 Covidien Lp Technique for remanufacturing a BIS sensor
US8634901B2 (en) 2011-09-30 2014-01-21 Covidien Lp ECG leadwire system with noise suppression and related methods
US9372280B2 (en) 2012-01-25 2016-06-21 Pgs Geophysical As System and method for in-sea electrode conditioning
CA2898626C (en) 2013-01-24 2020-05-12 Irhythm Technologies, Inc. Physiological monitoring device
USD771818S1 (en) 2013-03-15 2016-11-15 Covidien Lp ECG electrode connector
US9408546B2 (en) 2013-03-15 2016-08-09 Covidien Lp Radiolucent ECG electrode system
CN105120742B (zh) 2013-03-15 2017-07-28 柯惠有限合伙公司 具有导电部件的电极连接器
WO2014168841A1 (en) 2013-04-08 2014-10-16 Irhythm Technologies, Inc Skin abrader
RU2672045C2 (ru) * 2013-09-16 2018-11-08 Конинклейке Филипс Н.В. Биомедицинский электрод
US10806360B2 (en) 2013-09-25 2020-10-20 Bardy Diagnostics, Inc. Extended wear ambulatory electrocardiography and physiological sensor monitor
WO2015048194A1 (en) 2013-09-25 2015-04-02 Bardy Diagnostics, Inc. Self-contained personal air flow sensing monitor
US10888239B2 (en) 2013-09-25 2021-01-12 Bardy Diagnostics, Inc. Remote interfacing electrocardiography patch
US10820801B2 (en) 2013-09-25 2020-11-03 Bardy Diagnostics, Inc. Electrocardiography monitor configured for self-optimizing ECG data compression
US10251576B2 (en) 2013-09-25 2019-04-09 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for ECG data classification for use in facilitating diagnosis of cardiac rhythm disorders with the aid of a digital computer
US20190167139A1 (en) 2017-12-05 2019-06-06 Gust H. Bardy Subcutaneous P-Wave Centric Insertable Cardiac Monitor For Long Term Electrocardiographic Monitoring
US11723575B2 (en) 2013-09-25 2023-08-15 Bardy Diagnostics, Inc. Electrocardiography patch
US10736531B2 (en) 2013-09-25 2020-08-11 Bardy Diagnostics, Inc. Subcutaneous insertable cardiac monitor optimized for long term, low amplitude electrocardiographic data collection
US10433751B2 (en) 2013-09-25 2019-10-08 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for facilitating a cardiac rhythm disorder diagnosis based on subcutaneous cardiac monitoring data
US10463269B2 (en) 2013-09-25 2019-11-05 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for machine-learning-based atrial fibrillation detection
US9408551B2 (en) 2013-11-14 2016-08-09 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for facilitating diagnosis of cardiac rhythm disorders with the aid of a digital computer
US9655538B2 (en) 2013-09-25 2017-05-23 Bardy Diagnostics, Inc. Self-authenticating electrocardiography monitoring circuit
US9700227B2 (en) 2013-09-25 2017-07-11 Bardy Diagnostics, Inc. Ambulatory electrocardiography monitoring patch optimized for capturing low amplitude cardiac action potential propagation
US9345414B1 (en) 2013-09-25 2016-05-24 Bardy Diagnostics, Inc. Method for providing dynamic gain over electrocardiographic data with the aid of a digital computer
US9730593B2 (en) 2013-09-25 2017-08-15 Bardy Diagnostics, Inc. Extended wear ambulatory electrocardiography and physiological sensor monitor
US9619660B1 (en) 2013-09-25 2017-04-11 Bardy Diagnostics, Inc. Computer-implemented system for secure physiological data collection and processing
US10433748B2 (en) * 2013-09-25 2019-10-08 Bardy Diagnostics, Inc. Extended wear electrocardiography and physiological sensor monitor
US9615763B2 (en) 2013-09-25 2017-04-11 Bardy Diagnostics, Inc. Ambulatory electrocardiography monitor recorder optimized for capturing low amplitude cardiac action potential propagation
US10624551B2 (en) 2013-09-25 2020-04-21 Bardy Diagnostics, Inc. Insertable cardiac monitor for use in performing long term electrocardiographic monitoring
US10799137B2 (en) 2013-09-25 2020-10-13 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for facilitating a cardiac rhythm disorder diagnosis with the aid of a digital computer
WO2016057553A1 (en) 2014-10-07 2016-04-14 Masimo Corporation Modular physiological sensors
KR102608250B1 (ko) 2014-10-31 2023-12-01 아이리듬 테크놀로지스, 아이엔씨 무선 생리학적 모니터링 기기 및 시스템
US10918296B1 (en) * 2015-07-13 2021-02-16 Vital Connect, Inc. Flexible electrocardiogram (ECG) pads
TWI565447B (zh) * 2015-07-31 2017-01-11 高雄榮民總醫院 快速心電圖檢測裝置
US10175277B2 (en) 2015-08-31 2019-01-08 Pgs Geophysical As Identification of degrading electrodes in a marine electromagnetic survey system
FR3058310B1 (fr) * 2016-11-09 2019-01-25 Arioneo Electrode de cardio-frequencemetre et procede de mesure de la frequence cardiaque
JP7097891B2 (ja) * 2016-12-21 2022-07-08 プロリラ ベーフェー 電気生理測定用電極キャリア
JP2021013401A (ja) 2017-09-08 2021-02-12 株式会社村田製作所 生体貼り付け電極
WO2019138855A1 (ja) * 2018-01-15 2019-07-18 パイクリスタル株式会社 フレキシブル基板、電子デバイス、電子デバイスの製造方法
US11116451B2 (en) 2019-07-03 2021-09-14 Bardy Diagnostics, Inc. Subcutaneous P-wave centric insertable cardiac monitor with energy harvesting capabilities
US11696681B2 (en) 2019-07-03 2023-07-11 Bardy Diagnostics Inc. Configurable hardware platform for physiological monitoring of a living body
US11096579B2 (en) 2019-07-03 2021-08-24 Bardy Diagnostics, Inc. System and method for remote ECG data streaming in real-time
CA3171482C (en) 2020-02-12 2024-03-26 Irhythm Technologies, Inc Non-invasive cardiac monitor and methods of using recorded cardiac data to infer a physiological characteristic of a patient
AU2021320404A1 (en) 2020-08-06 2023-04-06 Irhythm Technologies, Inc. Electrical components for physiological monitoring device
US11350865B2 (en) 2020-08-06 2022-06-07 Irhythm Technologies, Inc. Wearable device with bridge portion
CN115844423B (zh) * 2023-02-17 2023-06-30 浙江普可医疗科技有限公司 一种用于睡眠状态的脑电监测装置及其监测方法

Family Cites Families (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4370984A (en) * 1979-04-30 1983-02-01 Ndm Corporation X-Ray transparent medical electrode
US4365634A (en) 1979-12-06 1982-12-28 C. R. Bard, Inc. Medical electrode construction
US4522211A (en) * 1979-12-06 1985-06-11 C. R. Bard, Inc. Medical electrode construction
US4362165A (en) * 1980-01-08 1982-12-07 Ipco Corporation Stable gel electrode
US4516581A (en) * 1983-06-20 1985-05-14 Ferris Manufacturing Corp. EKG electrode
US4570637A (en) * 1983-10-20 1986-02-18 Andover Medical Incorporated Electrode
US4736752A (en) * 1986-11-28 1988-04-12 Axelgaard Manufacturing Co., Ltd. Transcutaneous medical electrode
US4852571A (en) * 1987-09-03 1989-08-01 Marquette Electronics Disposable biopotential electrode
JP2901678B2 (ja) * 1988-03-15 1999-06-07 ライフ―チェック ラボラトリーズ 電流測定による診断分析の方法及び装置
AU2377592A (en) * 1991-07-12 1993-02-11 Ludlow Corporation Biomedical electrode
JPH0595922A (ja) * 1991-10-08 1993-04-20 Nippon Achison Kk 生体用電極およびその製造方法
US5622168A (en) * 1992-11-18 1997-04-22 John L. Essmyer Conductive hydrogels and physiological electrodes and electrode assemblies therefrom
US5450845A (en) * 1993-01-11 1995-09-19 Axelgaard; Jens Medical electrode system
DE4311354C1 (de) 1993-04-06 1994-10-20 Arbo Robotron Medizin Technolo Körperelektrode
US5406945A (en) * 1993-05-24 1995-04-18 Ndm Acquisition Corp. Biomedical electrode having a secured one-piece conductive terminal
US5465715A (en) * 1993-08-13 1995-11-14 Ludlow Corporation Positive locking biomedical electrode and connector system
US5427096A (en) * 1993-11-19 1995-06-27 Cmc Assemblers, Inc. Water-degradable electrode
US5566672A (en) * 1994-01-03 1996-10-22 Labeltape Meditect, Inc. Biomedical electrode
EP0813608B1 (de) * 1995-02-14 2002-09-04 Roche Diagnostics Corporation Osmium enthaltender redoxvermittler
US5565143A (en) * 1995-05-05 1996-10-15 E. I. Du Pont De Nemours And Company Water-based silver-silver chloride compositions
US5707502A (en) * 1996-07-12 1998-01-13 Chiron Diagnostics Corporation Sensors for measuring analyte concentrations and methods of making same
US5855820A (en) * 1997-11-13 1999-01-05 E. I. Du Pont De Nemours And Company Water based thick film conductive compositions

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2012092632A1 (de) 2011-01-03 2012-07-12 Lang, Leonh. Medizinische elektrode mit gedruckter, abgeschirmter zuleitung
US8755859B2 (en) 2011-01-03 2014-06-17 Leonh. Lang Medical electrode with printed shielded feed line

Also Published As

Publication number Publication date
EP1087695A1 (de) 2001-04-04
WO1999065389A1 (en) 1999-12-23
US6434410B1 (en) 2002-08-13
JP2002518076A (ja) 2002-06-25
DE69923680D1 (de) 2005-03-17
CA2334535C (en) 2008-02-05
JP4560668B2 (ja) 2010-10-13
EP1087695B1 (de) 2005-02-09
AU768493B2 (en) 2003-12-11
ATE288702T1 (de) 2005-02-15
AU4578999A (en) 2000-01-05
CA2334535A1 (en) 1999-12-23

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