JP2003520093A - 弱い生体電気信号を測定する電極 - Google Patents

弱い生体電気信号を測定する電極

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JP2003520093A JP2001552787A JP2001552787A JP2003520093A JP 2003520093 A JP2003520093 A JP 2003520093A JP 2001552787 A JP2001552787 A JP 2001552787A JP 2001552787 A JP2001552787 A JP 2001552787A JP 2003520093 A JP2003520093 A JP 2003520093A
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メリライネン，ペッカ
トルヴァネン−ラークソ，ヘリ
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Abstract

(57)【要約】 生体電気信号を捕捉する電極は、患者の皮膚の成育可能な表皮まで通るスパイクのアレイを使用する。スパイクは、生体電気信号を提供するために伝導性でもよい。或いは、スパイクは、生体電気信号を提供する伝導性の層中を延在してもよい。患者から得られる信号は、電極本体上にある増幅器及び電池回路を用いて増幅されてもよい。電極は、伝導性のペースト又はゲルを有して使用されても、有さずに使用されてもよい。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 ［発明の分野］ 本発明は、生体電位をモニタするために患者の皮膚に当てられる医用電極、特
に、皮膚をより電気的に透過可能にするために患者の皮膚を通る電極に関わる。
【０００２】 ［発明の背景］ 診断テスト、治療、及び、疾患の存在は、患者の生理的機能によって生成され
る電気信号を得、モニタすることを要求する。一般的にモニタされる典型的な信
号又は生体電位は、心臓から心電図（ＥＫＧ）、脳から脳電図（ＥＥＧ）、及び
、筋肉から筋電図（ＥＭＧ）を生成するものである。このような信号は、比較的
低いレベルであり、脳電図（ＥＥＧ）中に存在する１００マイクロボルト以下の
信号のように非常に弱い信号でもよい。信号の周波数範囲は、心電図に対する.
０５Ｈｚから脳幹誘発電位に対する３０００Ｈｚまでである。
【０００３】 皮膚に取り付けられるモニタリング電極は、前述の生体電位を得るために典型
的に使用される。人間の皮膚は、角質層、成育可能な表皮（vital epidermis）
、及び、真皮といった３つの別個の層から成る。角質層と呼ばれる外側の１０乃
至１５マイクロメートルの皮膚は、身体に対して一次の障壁を形成する、死んで
いる組織である。角質層は、皮膚のインピーダンス、及び、生体電位信号の大き
さにおける減少に対する主な誘因であり、且つ、皮膚に取り付けられる電極の信
号対ノイズ比特性における主な要素である。角質層の下には、成育可能な表皮（
５０乃至１００マイクロメートル）がある。成育可能な表皮は、生きている細胞
から成るが、幾つかの神経を含み、血管は無い。成育可能な表皮まで皮膚を通る
ことは、神経がより深い組織中にあるため痛くない。成育可能な表皮の下には真
皮がある。真皮は、皮膚の体積の大部分を形成し、生きている細胞及び血管を含
む。
【０００４】 皮膚に取り付けられる電極を用いて弱い生体電位を測定するときに問題がしば
しば生じる。一つの問題は、皮膚の最も外側にある層が高い電気インピーダンス
を有することである。高い電気インピーダンスは、信号の大きさを減少させ、電
気的ノイズがあるときデータ信号を得ることが難しくなり得る。
【０００５】 ノイズは、皮膚の動きにより生体電位信号に入れられてもよい。この結果、皮
膚のインピーダンスが変化される。皮膚の特性におけるこの変化は、関心のある
生体電位データ信号から容易に分離されない電気的ノイズを生ずる。皮膚のイン
ピーダンス又は動きアーチファクトにより信号対ノイズ比が十分に低い場合、患
者の状態の正確な分析をマスク又は妨げ得る。
【０００６】 生体電位電極を当てる前に、皮膚のインピーダンスを小さくするよう角質層を
剥がすことが一般的な実施である。このようにして除去された組織及び皮膚の油
は、例えば、アルコールで洗い流される。剥がされた皮膚は電解質ペーストで覆
われ、電極が患者の上に当てられる。
【０００７】 しかしながら、この手法は、特に幾つかの電極が当てられるべきとき時間が掛
かり、患者を手術のために準備させるような多くの臨床的状況において不便であ
る。
【０００８】 インピーダンスを減少させるために皮膚を突き刺すことが提案されてきた。こ
れを行う装置は、Lewes外による米国特許第３，５０５，９９３号に開示される
。Lewes外の電極は、突出物又はスパイクの配置を有する剛性の金属シートであ
る。スパイクは、約１．５ミリメートルの長さを有し、約１ミリメートルのベー
スの径を有する。スパイクは、当てられると皮膚に押し込まれ、電極が輪ゴム又
は他の同様の手段によって定位置で保持される。Lewes外が開示する電極の不都
合な点は、スパイクが幾分大きいため患者は心地よくなく、且つ、電極が皮膚に
対して動いた場合に皮膚に不適当な裂傷を生じさせる点である。
【０００９】 Gadsby外による米国特許第５，３０９，９０９号は、複数の尖叉が弾性ドーム
上に位置する、組み合わされた皮膚準備及びモニタリング電極を開示する。ドー
ムは、接着剤を用いて定位置で保持される。ドームが患者の皮膚に対して押しつ
けられるとき尖叉は皮膚を通り、ドームに対する圧力が放たれると尖叉は皮膚か
ら引っ込められる。Gadsby外による電極は、弾性ドームを押しつけることを覚え
ておかないと欠陥のある読み取りを得ることになるといった不都合な点を有する
。更に、この電極は、イオンゲルの使用を要求し、乾いた状態では使用され得な
い。
【００１０】 Fendrock外による米国特許第５，３０５，７４６号は、ひっかく又は剥脱する
ことなくインピーダンスの低い、血液で充満された層を露出するために高いイン
ピーダンスの皮膚の外層を分ける機能を担う柔軟なプラスチック製の尖叉のアレ
イを利用する、使い捨ての自己準備式電極を開示する。尖叉は、伝導性のゲル層
中に埋め込まれる。中央電極スタッドは、ゲルと接触し、モニタリング装置と電
気接続が形成される。尖叉は、約０．６４乃至２．８ミリメートルの長さを有し
、皮膚に当てられる際、容易に曲げられる。Fendrock電極は、ゲル層の使用を要
求し、その柔軟性による尖叉が皮膚を十分に通らない可能性があるといった不都
合な点を有する。
【００１１】 Rauの米国特許第４，６８５，４６６号は、一つ以上の短いニードル・ポイン
トが角質層を貫通し皮膚の表面から約１０乃至１５の細胞層まで通る、生物医学
的な信号のための測定センサを開示する。Rau装置は、電極ペースト又はゼリー
を使用しない。弱い信号は、アクティブ・インピーダンス・マッチング及び／又
は増幅のために超小型化された半導体装置を電極に直接的に取り付けることで改
善され得る。Rauのセンサは、各ニードルに対して別々の電気接続を必要とする
といった不都合な点を有する。従って、１乃至５本のニードルだけが使用され、
生体電位信号は非常に局部化されている。更に、増幅手段は、医用電極自体の一
部でないため、扱いにくい。
【００１２】 ［発明の簡単な要約］ 本発明は、患者の皮膚に取り付けるに好適であり、電極によって得られる生体
電気信号に対して改善された信号対ノイズ比を提供する電極を提供することを目
的とする。
【００１３】 本発明は、当てられる前に皮膚を準備すること無く使用され得、ペースト又は
ゲルを必要としないような電極を提供することを別の目的とする。
【００１４】 本発明は、弱い生体電気信号を増幅し得る電極を提供することを目的とする。
【００１５】 本発明の生体電気信号電極は、皮膚のインピーダンス及び動きアーチファクト
を減少させ、従って信号の質を高める。減少／増加は、成育可能な表皮まで皮膚
を通るスパイク手段の使用を通じて電極によって得られる。スパイク用のキャリ
ヤは、十分に大きく、電極は患者の皮膚に安定して当てられ得る。
【００１６】 従って、本発明の一面によると、生体電気信号電極は、成育可能な表皮層まで
皮膚を通ることができる複数の導電性のスパイクを具備する。この目的のために
、スパイクは必要な程度の鋭利さを有してもよい。これらスパイクは、電極を人
体の表面に当てることを可能にさせるキャリヤに取り付けられる。生体電極（bi
oelectrode）は、接着テープ又はキャリヤの周囲上の接着剤を用いて定位置で維
持されてもよい。或いは、電解質接着剤がキャリヤの下側に配置されてもよい。
【００１７】 電極スパイクの長さは５０乃至２５０マイクロメートルの範囲にある。スパイ
クは、５０乃至２５０マイクロメートルづつ離間されている１００乃至１０，０
００のスパイクのアレイにおいて使用される。様々な深さの成育可能な表皮層と
接触するようスパイクの長さを変えることが望ましい。スパイクのベースの幅は
３５マイクロメートルまでである。スパイクの鋭利さが皮膚を通ることを容易に
させる。スパイク用のキャリヤの大きさは、典型的に約２５平方ミリメートルで
ある。
【００１８】 所望の場合、電極は皮膚とキャリヤとの間に位置する伝導性のゲルと使用され
得る。しかしながら、伝導性のゲルは必ずしも必要でなく、生体電極は乾いた状
態で使用されてもよい。伝導性のゲルが使用された場合、このゲルは、スパイク
が皮膚を通ることによって生じる刺激又は感染を防ぐために抗菌剤を含んでもよ
い。
【００１９】 本発明の別の実施例では、スパイクは電気的に非伝導性であり、電極の下側上
にある伝導性の素子を通って延在する。絶縁されていないスパイクは、皮膚をよ
り透過可能にさせる。電解質ゲル又はペーストは、動きアーチファクトをより顕
著でなくさせ、信号対ノイズ比を改善するために構成される電極と共に使用され
る。
【００２０】 弱い生体電位信号をモニタするために使用されるとき、前述のスパイクのアレ
イを有する生体電気信号電極は、スパイクが成育可能な表皮層まで皮膚を通るよ
う患者の皮膚に当てられる。電気リード線は、電極から得られる生体電位が表示
又は記録のために増幅され得るよう電極とモニタとの間に取り付けられる。
【００２１】 本発明の別の実施例では、増幅器及び電池は、被験者から得られる信号をブー
ストするために生体電極に取り付けられる。増幅器は、生体電極が使用されるま
で活性化されない。この活性化は、電池及び回路から保護テープを除去すること
で始められ得る。
【００２２】 本発明の様々な他の特徴、目的、及び、利点は、以下の詳細な説明及び図面か
ら明らかになる。
【００２３】 ［発明の詳細な説明］ 図１、図２、及び図３に示すように、電極１０は、共通の表面１６から突出す
るスパイク１４のアレイを有するキャリヤ１２から一般的に構成される。
【００２４】 図２Ａは、患者の皮膚１１に当てられる本発明の電極１０を概略的に示す図で
ある。皮膚１１は、角質層１８、成育可能な表皮２０、及び、真皮２２の３つの
層から形成される。角質層１８は、１０乃至１５マイクロメートルの厚さを有し
、死んでいる組織を含む。角質層１８の下には成育可能な表皮２０がある。成育
可能な表皮２０は、５０乃至１００マイクロメートルの厚さを有し、生きている
細胞を含む組織から成る。この組織は、幾つかの神経を有し、血管はない。成育
可能な表皮２０の下には真皮２２がある。真皮２２は、生きている細胞、神経、
及び、血管から成る。
【００２５】 キャリヤ１２から突出するスパイク１４は、スパイクの先端２４が成育可能な
表皮２０内にあるように皮膚１０を通ることが好ましい。これにより、患者が痛
みを伴わず、且つ、出血すること無く角質層１８上にインピーダンスを減少する
、電気信号経路を設ける。電極は、接着テープ１９を用いて、使用中、スパイク
を表皮層中で保有するよう患者の皮膚に固定されてもよい。或いは、図１に示す
ように、適切な接着剤１３がキャリヤ１２の周囲に塗布されてもよい。或いは、
図２Ｂに示すように、適切な接着剤１３、好ましくは導電性の接着剤が表面１６
に又は表面１６に隣接して塗布され得る。
【００２６】 各生体電極は、表面１６上に５０乃至２５０マイクロメートルづつ離間された
１００乃至１０，０００のスパイク１４を含む。しかしながら、４００乃至２，
０００のスパイク密度を有することが好ましい。スパイクの長さの範囲は、５０
乃至２５０マイクロメートルであり、好ましい長さは１００乃至２００マイクロ
メートルである。各スパイクのベース２６は、３５マイクロメートルまでの幅を
有する。スパイク１４は、先端２４が幅に関してベースよりも実質的に狭くなる
よう、皮膚を通ることが容易にされるよう鋭利にされ得る。一定の深さよりも様
々な深さの成育可能な表皮から測定が得られるよう、任意の所与のアレイ内のス
パイク１４の長さを変えることが望ましい。変化した長さのスパイク１４を用い
ることは、皮膚の層が厚さに関して異なり、皮膚が不変に平坦でないため有利で
ある。
【００２７】 スパイク１４は、金属或いは合金（例えば、銀、白金、鋼等）、導電性のプラ
スチック、又は、シリコンのような半導体材料からミクロ機械加工によって製造
されてもよい。
【００２８】 図２Ａ及び図２Ｂに示すように、スパイク１４の表面は、金属のような適切な
材料２１で覆われ、適切な塩でコーティングされてもよい。例えば、各スパイク
１４は、信号対ノイズ比を改善するために銀／塩化銀層でコーティングされ得る
。
【００２９】 スパイク１４を含む電極１０の部分は、４平方ミリメートル乃至２５平方ミリ
メートルの面積を有することが好ましい。典型的には、面積は、約２５平方ミリ
メートルである。
【００３０】 電極１０と生体モニタ（図示せず）との間の電気接続は、技術において公知の
幾つかの様々な手段によって実現されてもよい。この目的のために、電極１０は
、突出する端子２３を具備してもよい。キャリヤ１２が伝導性の材料から形成さ
れるとき、端子２３は、図２Ａ及び図２Ｂに示すように、キャリヤ１２に直接的
に接続されてもよい。平坦且つ軽量のリード線２７は、端子２３に対するクリッ
プ−コネクタ２５組み合わせを用いて一つ又は幾つかの生体電極１０をモニタに
接続する。
【００３１】 スパイク１４は、使用前に、保護紙或いはフィルム、及び、他の適切な手段及
び／又は適切な包装中に配置される電極によって保護されてもよい。保護紙又は
フィルムは、電極が患者の皮膚１１に当てられる直前に電極１０から除去される
。使用中、患者の皮膚は比較的清潔で、生体電極が当てられるべき領域に余分な
毛が無いことが好ましい。余分な毛は、スパイク１４が成育可能な表皮に十分に
通ることを防止し得る。電極１０は、患者の皮膚の方向に、生体電極１０の表面
全体を堅く押し下げることで皮膚１１に付けられる。押し下げる動作により、図
２Ａ及び図２Ｂに示すように、スパイク１４は、皮膚１１とかみ合い、通り、電
極１０を定位置で保持するために接着剤１３は皮膚１１と十分に接触される。電
気リード線２７は、前述の通り電極、更に、生体電気信号を記録又は表示する生
体モニタに取り付けられる。
【００３２】 図３Ａ及び図３Ｂに示すように、本発明の別の実施例では、電極１０は、導電
性の層２９、例えば、銀／塩化銀層をキャリヤ１２の下表面に有する。スパイク
１４は、電気的に伝導性でない。図３Ａ及び図３Ｂに示す構造において、スパイ
ク１４は非伝導性のキャリヤ１２と一体化して形成されて示される。しかしなが
ら、スパイク１４は、別個の素子として形成され、所望であれば、キャリヤに取
り付けられてもよい。導電性の層２９は、導体３０によって端子２３に接続され
てもよい。
【００３３】 電解質ペースト３２のような伝導性の媒体が導電性の層２９と患者の皮膚１１
との間に介在されてもよい。スパイク１４が通ることによる皮膚の透過率は、電
解質ペーストを通じて電極−皮膚結合を改善する。電解質ペーストの使用は、ペ
ーストが固有に柔軟であり、僅かな機械的干渉によって影響を及ぼされないため
、動きアーチファクトを減少させる。ペースト３２は、所望であれば抗菌剤を含
んでもよい。
【００３４】 図３Ｂに示すように、ネット又はスクリーンの形態にある保持部３４は、電極
１０上で電解質ペーストを保持し、電極が患者の皮膚に付けられるときにペース
トの不適当な拡がりを防止するために使用され得る。保持部３４は、ペースト又
はゲルをスパイク１４の領域内で保持するためにスパイク１４上に配置されても
よいプラスチック材料であることが好ましい。プラスチック材料は、電極が患者
の上に配置されるとき圧縮され、スパイク１４が皮膚を通ることを妨げない。電
解質ペーストは、スクリーンを通り、患者の皮膚と接触する。
【００３５】 生体電気信号が得られるときスパイク１４が皮膚の中に埋め込まれてもよい一
方で、皮膚の透過率を増加させるために皮膚の中にスパイクを一瞬押しつけるこ
とが可能であり、その後、電極を放し皮膚からスパイクを引き出すことを可能に
する一方で信号を得ることが可能である。この特定の実施例では、キャリヤ１２
は、生体電極１０が押しつけられた後元の形状に戻るよう通常附勢される。ばね
動作は、皮膚１１からスパイク１４を取り出すことを可能にさせる。本実施例で
は、電解質ペースト３２のような伝導性の媒体は、電極−皮膚結合を形成するた
めに必要である。
【００３６】 図４ａ乃至図４ｃに示すような本発明の別の実施例では、増幅器４０が電極１
０によって得られる信号をブーストするために使用される。増幅器４０は、電池
４２によって電圧を印加されることができ、夫々の素子はキャリヤ１２中に組み
込まれ得る。電池がドレインすることを回避するために、生体電極１０が実際に
使用されるまで増幅器と電池との間に接続はない。図４ａに示すように、キャリ
ヤ１２の表面上の節４４ａ−ｄにおいて中断された接続がある。露出された節は
、テープ４６で覆われる。図４ｂに示すように、クリップ−コネクタ２５ａは、
電極端子２３に取り付けられると、節４４ａ−ｄ及び節４４ｃ−ｄがコネクタ中
の伝導素子によって橋絡されるように形成される。つまり、クリップ−コネクタ
２５ａは、端子２３と接続されるとき、増幅器４０と電池４２とを電気的に接続
させる。絶縁体４８は、節４４ａ−ｄを橋絡する部分を端子２３と接続する部分
から分離する。
【００３７】 節４４ａ−ｄの間の誤った接続、又は、電池４２との接触を防止するためには
、図４ｃに示すにように、電極１０が患者の上に配置されるまで一枚のテープ４
６が節の上におかれたままであり、電極が患者の上に配置された時点でこのテー
プははがされる。
【００３８】 本発明は、ある実施例の点から説明し例示したが、他の変形例が当業者に明ら
かであることを理解すべきである。例えば、当業者は、電極１０が動物と使用さ
れてもよいことを容易に認識できる。
【００３９】 上述以外の他の等価物、代替物、及び、変更態様が添付の特許請求の範囲内で
可能であることを認識する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明に従って構成される電極の等角図である。
【図２Ａ】 皮膚の中に埋め込まれた電極のスパイク素子を示す、本発明の電極の幾らか概
略的な部分断面図である。
【図２Ｂ】 皮膚の中に埋め込まれた電極のスパイク素子を示す、本発明の電極の幾らか概
略的な部分断面図である。
【図３Ａ】 本発明の別の実施例を示す概略的な部分断面図である。
【図３Ｂ】 本発明の別の実施例を示す概略的な部分断面図である。
【図４ａ】 本発明の更なる実施例を示す図である。
【図４ｂ】 本発明の更なる実施例を示す図である。
【図４ｃ】 本発明の更なる実施例を示す図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ， ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ， ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，Ｂ Ｚ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ， ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，Ｊ Ｐ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ， ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，Ｒ Ｏ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ， ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ

Claims (68)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 表面下に成育可能な表皮層を有する被験者の皮膚で発生する
    電位を感知する電極であって、 キャリヤ基部部材と、 上記キャリヤに接合されるベースを夫々有し、患者の皮膚を通るよう形成され
    上記成育可能な表皮層まで延在するに充分な長さを有する複数のスパイクと、 上記被験者の上記皮膚に固定するために上記キャリヤ基部部材上に配置される
    接着剤とを有する電極。
  2. 【請求項２】 上記複数のスパイクは１００乃至１０，０００のスパイクを
    有する請求項１記載の電極。
  3. 【請求項３】 上記スパイクは、アレイに配置され、上記キャリヤ基部部材
    上で５０乃至２５０マイクロメートルづつ離間されている請求項１記載の電極。
  4. 【請求項４】 上記スパイクの長さは５０乃至２５０マイクロメートルの範
    囲内にある請求項１記載の電極。
  5. 【請求項５】 上記スパイクの長さは変えられる請求項４記載の電極。
  6. 【請求項６】 上記スパイクの長さは変えられる請求項１記載の電極。
  7. 【請求項７】 上記各スパイクは、皮膚を通ることを容易にするために上記
    ベースから先端までテーパが付けられる請求項１記載の電極。
  8. 【請求項８】 上記スパイクは電気的に非伝導性である請求項７記載の電極
    。
  9. 【請求項９】 上記スパイクの上記ベースの幅は３５マイクロメートルまで
    である請求項１記載の電極。
  10. 【請求項１０】 上記キャリヤ基部部材は、接着テープを有する請求項１記
    載の電極。
  11. 【請求項１１】 上記キャリヤ基部部材上の上記接着剤は、上記キャリヤに
    塗布される請求項１記載の電極。
  12. 【請求項１２】 上記接着剤は導電性である請求項１記載の電極。
  13. 【請求項１３】 上記キャリヤ基部部材の下側に位置する伝導性の層を更に
    含む請求項１記載の電極。
  14. 【請求項１４】 上記伝導性の層と上記皮膚との間に位置する伝導性の媒体
    を更に含む請求項１３記載の電極。
  15. 【請求項１５】 上記伝導性の媒体は、抗菌剤を含む請求項１４記載の電極
    。
  16. 【請求項１６】 上記伝導性の層上で上記伝導性の媒体を保持する保持部を
    更に含む請求項１４記載の電極。
  17. 【請求項１７】 上記被験者から得られる電気信号をブーストする増幅器を
    更に含む請求項１記載の電極。
  18. 【請求項１８】 上記増幅器は、電池によって駆動される請求項１７記載の
    電極。
  19. 【請求項１９】 上記増幅器及び上記電池は上記キャリヤ基部部材中に組み
    込まれる請求項１８記載の電極。
  20. 【請求項２０】 上記増幅器と上記電池との間の開電気回路は上記電池及び
    上記開電気回路上に除去可能なテープをおくことで維持される請求項１８記載の
    電極。
  21. 【請求項２１】 上記開電気回路は、上記テープが除去された後、接続手段
    を用いて閉じられる請求項１９記載の電極。
  22. 【請求項２２】 上記スパイク及び上記キャリヤ基部部材は、共通の材料か
    ら成り、 上記材料は金属、シリコン、及び、プラスチックから成る群から選択される請
    求項１記載の電極。
  23. 【請求項２３】 表面下に成育可能な表皮層を有する被験者の皮膚で発生す
    る電位を感知する電極であって、 キャリヤ基部部材と、 上記キャリヤに接合されるベースを夫々有し、患者の皮膚を通るよう形成され
    ５０乃至２５０マイクロメートルの長さを有する複数のスパイクとを有する電極
    。
  24. 【請求項２４】 上記複数のスパイクは１０乃至１０，０００のスパイクを
    有する請求項２３記載の電極。
  25. 【請求項２５】 上記複数のスパイクは１００乃至１０，０００のスパイク
    を有し、上記キャリヤ基部部材の面積は４乃至２５平方ミリメートルである請求
    項２３記載の電極。
  26. 【請求項２６】 上記スパイクは、アレイに配置され、上記キャリヤ基部部
    材上で５０乃至２５０マイクロメートルづつ離間されている請求項２３記載の電
    極。
  27. 【請求項２７】 上記スパイクの長さは変えられる請求項２３記載の電極。
  28. 【請求項２８】 上記各スパイクは、皮膚を通ることを容易にするために上
    記ベースから先端までテーパが付けられる請求項２３記載の電極。
  29. 【請求項２９】 上記スパイクの上記ベースの幅は３５マイクロメートルま
    でである請求項２３記載の電極。
  30. 【請求項３０】 上記キャリヤ基部部材の下側に位置する伝導性の層を更に
    含む請求項２３記載の電極。
  31. 【請求項３１】 上記伝導性の層と上記皮膚との間に位置する伝導性の媒体
    を更に含む請求項３０記載の電極。
  32. 【請求項３２】 上記伝導性の媒体は、抗菌剤を含む請求項３１記載の電極
    。
  33. 【請求項３３】 上記伝導性の層上で上記伝導性の媒体を保持する保持部を
    更に含む請求項３１記載の電極。
  34. 【請求項３４】 上記被験者の上記皮膚に固定するために接着剤が上記キャ
    リヤ基部部材上に配置される請求項２３記載の電極。
  35. 【請求項３５】 上記キャリヤ基部部材上の上記接着剤は上記キャリヤに塗
    布される請求項３４記載の電極。
  36. 【請求項３６】 上記接着剤は導電性である請求項３４記載の電極。
  37. 【請求項３７】 上記キャリヤ基部部材上の上記接着剤は接着テープを有す
    る請求項３４記載の電極。
  38. 【請求項３８】 上記被験者から得られる電気信号をブーストする増幅器を
    更に含む請求項２３記載の電極。
  39. 【請求項３９】 上記増幅器は、電池によって駆動される請求項３８記載の
    電極。
  40. 【請求項４０】 上記増幅器及び上記電池は上記キャリヤ基部部材中に組み
    込まれる請求項３９記載の電極。
  41. 【請求項４１】 上記増幅器と上記電池との間の開電気回路は上記電池及び
    上記開電気回路上に除去可能なテープをおくことで維持される請求項３９記載の
    電極。
  42. 【請求項４２】 上記開電気回路は、上記テープが除去された後接続手段を
    用いて閉じられる請求項４０記載の電極。
  43. 【請求項４３】 上記スパイク及び上記キャリヤ基部部材は、共通の材料か
    ら成り、 上記材料は金属、シリコン、及び、プラスチックから成る群から選択される請
    求項２３記載の電極。
  44. 【請求項４４】 上記スパイクは電気的に非伝導性である請求項２３記載の
    電極。
  45. 【請求項４５】 表面下に成育可能な表皮層を有する被験者の皮膚で発生す
    る電位を感知する電極であって、 キャリヤ基部部材と、 上記キャリヤに接合されるベースを夫々有し、４乃至２５平方ミリメートルの
    面積中に１００乃至１０，０００のスパイクがある複数のスパイクとを有する電
    極。
  46. 【請求項４６】 上記スパイクは、アレイに配置され、上記キャリヤ基部部
    材上で５０乃至２５０マイクロメートルづつ離間されている請求項４５記載の電
    極。
  47. 【請求項４７】 上記スパイクの長さは５０乃至２５０マイクロメートルの
    範囲内にある請求項４５記載の電極。
  48. 【請求項４８】 上記スパイクの長さは変えられる請求項４７記載の電極。
  49. 【請求項４９】 上記スパイクの長さは変えられる請求項４５記載の電極。
  50. 【請求項５０】 上記各スパイクは、皮膚を通ることを容易にするために上
    記ベースから先端までテーパが付けられる請求項４５記載の電極。
  51. 【請求項５１】 上記スパイクの上記ベースの幅は３５マイクロメートルま
    でである請求項４５記載の電極。
  52. 【請求項５２】 上記キャリヤ基部部材の下側に位置する伝導性の層を含む
    請求項４５記載の電極。
  53. 【請求項５３】 上記伝導性の層と上記皮膚との間に位置する伝導性の媒体
    を更に含む請求項５２記載の電極。
  54. 【請求項５４】 上記伝導性の媒体は、抗菌剤を含む請求項５３記載の電極
    。
  55. 【請求項５５】 上記伝導性の層上で上記伝導性の媒体を保持する保持部を
    更に含む請求項５３記載の電極。
  56. 【請求項５６】 上記スパイクは電気的に非伝導性である請求項４５記載の
    電極。
  57. 【請求項５７】 上記被験者の上記皮膚に固定するために上記キャリヤ基部
    部材上に接着剤が配置される請求項４５記載の電極。
  58. 【請求項５８】 上記キャリヤ基部部材上の上記接着剤は接着テープを有す
    る請求項５７記載の電極。
  59. 【請求項５９】 上記キャリヤ基部部材上の上記接着剤は上記キャリヤに塗
    布される請求項５７記載の電極。
  60. 【請求項６０】 上記接着剤は導電性である請求項５７記載の電極。
  61. 【請求項６１】 上記被験者から得られる電気信号をブーストする増幅器を
    更に含む請求項４５記載の電極。
  62. 【請求項６２】 上記増幅器は、電池によって駆動される請求項６１記載の
    電極。
  63. 【請求項６３】 上記増幅器及び上記電池は上記キャリヤ基部部材中に組み
    込まれる請求項６２記載の電極。
  64. 【請求項６４】 上記増幅器と上記電池との間の開電気回路は上記電池及び
    上記開電気回路上に除去可能なテープをおくことで維持される請求項６２記載の
    電極。
  65. 【請求項６５】 上記開電気回路は、上記テープが除去された後接続手段を
    用いて閉じられる請求項６３記載の電極。
  66. 【請求項６６】 上記スパイク及び上記キャリヤ基部部材は、共通の材料か
    ら成り、 上記材料は金属、シリコン、及び、プラスチックから成る群から選択される請
    求項４５記載の電極。
  67. 【請求項６７】 （ａ）成育可能な表皮までスパイクが皮膚を通るよう、上
    記スパイクのアレイを有する電極を被験者の皮膚に当てる段階と、 （ｂ）上記皮膚から上記電極まで電気信号路を確立する段階と、 （ｃ）信号を得るために電気リード線を上記電極に取り付ける段階とを有する
    、被験者から生体電位信号を得る方法。
  68. 【請求項６８】 上記電極を上記被験者の皮膚に取り付ける段階を更に含む
    請求項６７記載の方法。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005334067A (ja) * 2004-05-24 2005-12-08 Toyohashi Univ Of Technology 生体試料の物理現象または化学現象を検出する機能を有するマルチセンサ
JP2016523139A (ja) * 2013-06-06 2016-08-08 トライコード ホールディングス，エル．エル．シー． モジュール型生理学的モニタリング・システム、キット、および方法

Families Citing this family (63)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE60042155D1 (de) * 1999-03-24 2009-06-18 Second Sight Medical Prod Inc Retinale farbprothese zur wiederherstellung des farbsehens
CA2452367C (en) * 2001-07-06 2008-10-28 Aspect Medical Systems, Inc. System and method for measuring bioelectric impedance in the presence of interference
US7286864B1 (en) 2001-09-07 2007-10-23 Orbital Research, Inc. Dry physiological recording device
US9326695B1 (en) 2004-11-12 2016-05-03 Orbital Research Inc Electrode harness and method of taking biopotential measurements
US6785569B2 (en) * 2001-09-07 2004-08-31 Orbital Research Dry physiological recording electrode
US8428682B1 (en) * 2006-06-16 2013-04-23 Orbital Research Inc. Wet or dry electrode, other sensors, actuators, or markers with a novel adhesive collar
US6782283B2 (en) * 2001-09-07 2004-08-24 Robert N. Schmidt Dry penetrating recording device
CA2500452A1 (en) * 2001-09-28 2003-04-03 Biovalve Technologies, Inc. Switchable microneedle arrays and systems and methods relating to same
US7136696B2 (en) 2002-04-05 2006-11-14 The Cleveland Clinic Foundation Neuron signal analysis system and method
CA2444211C (en) * 2002-10-11 2013-11-19 Dermal Therapy (Barbados) Inc. Determination of biological conditions using impedance measurements
US20040204658A1 (en) * 2003-04-10 2004-10-14 Dietz Phillip W. Systems and methods for providing an enhanced bioelectric sensing surface
US6961603B2 (en) 2003-06-17 2005-11-01 Instrumentarim Corp. Unitary multi-electrode biopotential signal sensor and method for making same
KR20050072941A (ko) * 2004-01-08 2005-07-13 삼성전자주식회사 다중 전극을 갖는 생체신호 검출용 센서 및 이를 적용한장치
US7215994B2 (en) 2004-02-17 2007-05-08 Instrumentarium Corporation Monitoring the neurological state of a patient
US9233245B2 (en) 2004-02-20 2016-01-12 Brainsgate Ltd. SPG stimulation
US8055347B2 (en) 2005-08-19 2011-11-08 Brainsgate Ltd. Stimulation for treating brain events and other conditions
US8010189B2 (en) * 2004-02-20 2011-08-30 Brainsgate Ltd. SPG stimulation for treating complications of subarachnoid hemorrhage
US20050256541A1 (en) * 2004-04-30 2005-11-17 Medtronic, Inc. Catheter with temporary stimulation electrode
US7407485B2 (en) * 2004-06-08 2008-08-05 Instrumentarium Corporation Monitoring pain-related responses of a patient
US7316665B2 (en) * 2004-08-25 2008-01-08 Becton, Dickinson And Company Method and device for the delivery of a substance including a covering
US20060047194A1 (en) * 2004-08-31 2006-03-02 Grigorov Ilya L Electrode apparatus and system
JP2008512199A (ja) * 2004-09-08 2008-04-24 アルザ コーポレイション 皮膚への接着及び伸展性（ｃｏｍｐｌｉａｎｃｅ）が改善された微小突起アレイ
US20060173261A1 (en) * 2005-01-31 2006-08-03 Magnus Kall Biopotential sensor
DK176644B1 (da) * 2005-12-09 2009-01-12 Coloplast As Sensorenhed
GB0516158D0 (en) * 2005-08-05 2005-09-14 Univ Montfort An apparatus and method for `non-contact' electrical impedance imaging
US9339641B2 (en) 2006-01-17 2016-05-17 Emkinetics, Inc. Method and apparatus for transdermal stimulation over the palmar and plantar surfaces
US9610459B2 (en) 2009-07-24 2017-04-04 Emkinetics, Inc. Cooling systems and methods for conductive coils
US20070167990A1 (en) * 2006-01-17 2007-07-19 Theranova, Llc Method and apparatus for low frequency induction therapy for the treatment of urinary incontinence and overactive bladder
TW200744534A (en) * 2006-06-09 2007-12-16 Univ Nat Chiao Tung Microprobe array structure and manufacturing method thereof
GB0613500D0 (en) * 2006-07-07 2006-08-16 Lectus Therapeutics Ltd Apparatus and Methods
US20080138581A1 (en) * 2006-07-17 2008-06-12 Rajmohan Bhandari Masking high-aspect aspect ratio structures
US8865288B2 (en) 2006-07-17 2014-10-21 University Of Utah Research Foundation Micro-needle arrays having non-planar tips and methods of manufacture thereof
US9005102B2 (en) 2006-10-02 2015-04-14 Emkinetics, Inc. Method and apparatus for electrical stimulation therapy
US10786669B2 (en) 2006-10-02 2020-09-29 Emkinetics, Inc. Method and apparatus for transdermal stimulation over the palmar and plantar surfaces
US11224742B2 (en) 2006-10-02 2022-01-18 Emkinetics, Inc. Methods and devices for performing electrical stimulation to treat various conditions
US8238995B2 (en) 2006-12-08 2012-08-07 General Electric Company Self-adhering electrodes and methods of making the same
TW200829215A (en) * 2007-01-03 2008-07-16 Univ Nat Chiao Tung Micro probe array and manufacturing method of the trans-print mold thereof
US8359083B2 (en) * 2008-04-02 2013-01-22 University Of Utah Research Foundation Microelectrode array system with integrated reference microelectrodes to reduce detected electrical noise and improve selectivity of activation
US8700122B2 (en) 2008-05-02 2014-04-15 Covidien Lp Skin preparation device and biopotential sensor
US20090301994A1 (en) * 2008-05-12 2009-12-10 Rajmohan Bhandari Methods for Wafer Scale Processing of Needle Array Devices
WO2009149197A2 (en) * 2008-06-03 2009-12-10 University Of Utah Research Foundation High aspect ratio microelectrode arrays enabled to have customizable lengths and methods of making the same
US8639312B2 (en) * 2008-12-10 2014-01-28 University Of Utah Research Foundation System and method for electrically shielding a microelectrode array in a physiological pathway from electrical noise
TWI475978B (zh) * 2009-01-17 2015-03-11 Ind Tech Res Inst 乾式電極及其製造方法
TWI481383B (zh) * 2009-09-25 2015-04-21 Univ Nat Chiao Tung 生醫感測器及其電極結構
EP2493551A4 (en) 2009-10-26 2013-04-17 Emkinetics Inc METHOD AND APPARATUS FOR ELECTROMAGNETIC STIMULATION OF NERVE, MUSCLE, AND ORGANIC TISSUES
US8229537B2 (en) * 2010-03-17 2012-07-24 General Electric Company Motion artifact rejection microelectrode
US8560046B2 (en) 2010-05-12 2013-10-15 Irhythm Technologies, Inc. Device features and design elements for long-term adhesion
US8594763B1 (en) * 2010-05-25 2013-11-26 Neurowave Systems Inc. Physiological electrode assembly for fast application
US8588884B2 (en) * 2010-05-28 2013-11-19 Emkinetics, Inc. Microneedle electrode
US20130190586A1 (en) * 2010-10-06 2013-07-25 Indiana University Research & Technology Corporati Multi-Terminal Nanoelectrode Array
KR101244816B1 (ko) * 2010-11-23 2013-03-18 계명대학교 산학협력단 피부 임피던스 측정을 위한 새로운 형태의 소형 전극 센서 및 이를 이용한 피부 임피던스 측정 시스템.
EP3753483A1 (en) 2013-01-24 2020-12-23 Irhythm Technologies, Inc. Physiological monitoring device
US9192313B1 (en) 2013-03-14 2015-11-24 Orbital Research Inc. Dry physiological recording device and method of manufacturing
WO2014168841A1 (en) 2013-04-08 2014-10-16 Irhythm Technologies, Inc Skin abrader
WO2015138729A1 (en) * 2014-03-12 2015-09-17 Zansors Llc Contact force sensor for ablation devices
CN104000574B (zh) * 2014-05-26 2016-09-07 深圳市新宇腾跃电子有限公司 一种基于挠性pcb的一次性皮肤表面干电极的制作方法
ES2953946T3 (es) 2014-10-31 2023-11-17 Irhythm Tech Inc Sistema de monitorización fisiológica
US11547849B2 (en) 2017-06-07 2023-01-10 Neuronexus Technologies, Inc. Systems and methods for ruggedized penetrating medical electrode arrays
EP3880070A1 (en) * 2018-11-13 2021-09-22 3M Innovative Properties Company Dry electrodes
KR102563372B1 (ko) 2020-02-12 2023-08-03 아이리듬 테크놀로지스, 아이엔씨 비-침습적 심장 모니터 및 기록된 심장 데이터를 사용하여 환자의 생리학적 특성을 추론하는 방법
CN111803051B (zh) * 2020-06-29 2023-03-24 天津大学 注射式生物电信号监测器件
JP2023536981A (ja) 2020-08-06 2023-08-30 アイリズム・テクノロジーズ・インコーポレイテッド 接着剤式生理学的モニタリング装置
JP2023536982A (ja) 2020-08-06 2023-08-30 アイリズム・テクノロジーズ・インコーポレイテッド 生理学的モニタリング装置の電気部品

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1128329A (en) 1964-12-23 1968-09-25 Nat Res Dev Electrodes for making electrical contact to the living body of a mammal
US4004578A (en) * 1974-09-10 1977-01-25 Salve S.A. Expendable electro-cardiograph electrode
DE3502913C1 (de) 1985-01-29 1986-07-03 Günter Prof. Dr.rer.nat. 5100 Aachen Rau Messaufnehmer zur nichtinvasiven Erfassung elektrophysiologischer Groessen
US4640290A (en) 1985-04-25 1987-02-03 Westinghouse Electric Corp. Shielded, self-preparing electrode suitable for electroencephalographic mapping
US4969468A (en) 1986-06-17 1990-11-13 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Electrode array for use in connection with a living body and method of manufacture
JPH05173Y2 (ja) 1987-01-20 1993-01-06
US5197471A (en) 1990-05-24 1993-03-30 Otero Servio T A Dry medical electrode
US5309909A (en) 1992-05-22 1994-05-10 Physio-Control Corporation Combined skin preparation and monitoring electrode
US5305746A (en) 1992-09-29 1994-04-26 Aspect Medical Systems, Inc. Disposable, pre-gelled, self-prepping electrode
US5458141A (en) 1993-08-04 1995-10-17 Quinton Instrument Company Abrasive skin electrode
DE4329898A1 (de) * 1993-09-04 1995-04-06 Marcus Dr Besson Kabelloses medizinisches Diagnose- und Überwachungsgerät
US5645063A (en) 1995-06-05 1997-07-08 Quinton Instrument Company Skin electrode having multiple conductive center members
DE19525607A1 (de) 1995-07-14 1997-01-16 Boehringer Ingelheim Kg Transcorneales Arzneimittelfreigabesystem
AR008242A1 (es) * 1996-06-18 1999-12-29 Alza Corp Dispositivo para atravesar el estrato corneo de una superficie corporal
AU722574B2 (en) 1996-12-20 2000-08-10 Alza Corporation Device and method for enhancing transdermal agent flux
US6503231B1 (en) 1998-06-10 2003-01-07 Georgia Tech Research Corporation Microneedle device for transport of molecules across tissue
EP1187653B1 (en) 1999-06-04 2010-03-31 Georgia Tech Research Corporation Devices for enhanced microneedle penetration of biological barriers
JP2003520094A (ja) 2000-01-21 2003-07-02 インストルメンタリウム コーポレイション 医用電極

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005334067A (ja) * 2004-05-24 2005-12-08 Toyohashi Univ Of Technology 生体試料の物理現象または化学現象を検出する機能を有するマルチセンサ
JP2016523139A (ja) * 2013-06-06 2016-08-08 トライコード ホールディングス，エル．エル．シー． モジュール型生理学的モニタリング・システム、キット、および方法
US10285617B2 (en) 2013-06-06 2019-05-14 Lifelens Technologies, Llc Modular physiologic monitoring systems, kits, and methods
US11284831B2 (en) 2013-06-06 2022-03-29 Lifelens Technologies, Llc Modular physiologic monitoring systems, kits, and methods
US11925471B2 (en) 2013-06-06 2024-03-12 Lifelens Technologies, Llc Modular physiologic monitoring systems, kits, and methods

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